KR20220030255A - 심전도(ekg) 기능이 있는 혈액 펌프, 및 혈액 펌프의 모니터링, 제세동 및 페이싱 방법 - Google Patents

심전도(ekg) 기능이 있는 혈액 펌프, 및 혈액 펌프의 모니터링, 제세동 및 페이싱 방법 Download PDF

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KR20220030255A
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heart
electrode
patient
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칭 탄
카테르지 아마드 엘
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아비오메드, 인크.
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Abstract

혈액 펌프 시스템은 카테터, 카테터의 원위 단부의 원위에 배치된 펌프 하우징, 펌프 하우징에 적어도 부분적으로 배치된 로터, 컨트롤러, 및 혈액 펌프의 원위 영역에 결합된 전극을 포함한다. 전극은 심전도(EKG) 신호를 감지하고 상기 신호를 혈액 펌프의 컨트롤러에 전송하는 데 사용할 수 있다. 혈액 펌프의 작동은 EKG 신호 및 EKG 신호로부터 유도된 심장 매개변수에 기초하여 조정될 수 있다. 또한, 컨트롤러는 상기 신호에 기초하여 환자의 페이싱 또는 제세동의 필요성을 판단하고 혈액 펌프에 결합된 전극에 의해 심장에 전기 충격 치료를 시행할 수 있다. 심장에 이미 혈액 펌프가 있는 전극을 사용하면, 심각한 심장 질환을 보다 효율적이고 안전하게 치료할 수 있다.

Description

심전도(EKG) 기능이 있는 혈액 펌프, 및 혈액 펌프의 모니터링, 제세동 및 페이싱 방법
본 특허출원은 2019년 6월 28일에 출원된 미국 가출원 번호 62/868,403을 기초로 우선권을 주장하며, 그 개시 내용은 그 전체가 본 명세서에 참조로 포함된다.
심혈관 질환은 전 세계적으로 이환율, 사망률 및 의료 부담의 주요 원인이다. 의약품에서 기계 장치 및 최종 이식에 이르기까지 심혈관 질환에 대한 다양한 치료 양식이 개발되었다. 심실 보조 장치와 같은 임시 심장 지지 장치는 혈역학적 지지를 제공하고 심장 회복을 촉진한다. 일부 심장 내 심장 펌프 조립체는 외과적 또는 경피적으로 심장에 삽입될 수 있으며 심장 또는 순환계의 한 위치로부터 심장 또는 순환계의 또 다른 위치로 혈액을 전달하는 데 사용할 수 있다. 예를 들어, 심장에서 전개된 경우, 심장 내 펌프는 심장의 좌심실로부터 대동맥으로 혈액을 펌핑하거나 혹은 하대정맥으로부터 폐동맥으로 혈액을 펌핑할 수 있다. 심장내 펌프는 환자의 몸체 외부에 위치된 모터 또는 환자의 몸체 내부에 위치된 모터에 의해 구동될 수 있다. 일부 심장내 혈액 펌프 시스템은 기본 심장과 병렬로 작동하여 심장 출력을 보충하고 심장의 구성 요소를 부분적으로 또는 완전히 언로딩할 수 있다. 이러한 시스템의 예로는 IMPELLA®장치 제품군(미국, 메사추세스, 댄버스에 위치한 Abiomed, Inc.)이 있다.
심장 내 혈액 펌프와 같은 기계적 순환 지지 시스템에 의한 혈역학적 지지가 필요한 환자 집단 중에서, 심장 부정맥 또는 불규칙한 심장 박동을 경험하는 것이 일반적이다. 부정맥이 심하면, 페이싱 또는 제세동 장치로 심장 리듬을 교정해야 할 필요가 있다.
중환자 환경에서, 생명을 위협하는 심장 부정맥 또는 부정맥으로부터 고통받는 환자는 종종 수동 외부 제세동기 또는 자동 외부 제세동기에 의해 제세동되어, 심장을 탈분극시키고 불규칙한 심장 박동을 끝내기 위해 환자의 피부에 전극 또는 큰 패드의 적용을 통해 심장에 일정량의 전류를 전달한다. 제세동은 특정 종류의 부정맥이 감지되는 경우에만 사용되며, 부적절한 제세동은 위험한 부정맥 및 기타 부상을 유발할 수 있다.
심장의 페이싱 조정은 경피 또는 외부 페이싱을 사용하여 중환자 치료 환경에서 유사하게 처리된다. 경피적 페이싱에서, 임상의사는 일반적으로 환자의 가슴에 패드나 전극을 배치하여 심장 수축을 자극하는 전류 펄스를 제공한다. 서맥(bradycardia)이라고 불리는 비정상적으로 느린 심박수가 감지되면 페이싱이 필요하다.
페이싱 또는 제세동이 필요한 상황에서, 임상의사는 먼저 치료가 필요함을 인식하고 심장 불규칙성을 진단하여 적절한 치료를 결정해야 한다. 제세동이 지시되면, 임상의사는 환자에게 전극이나 패드를 배치하고 전기 충격의 전압과 타이밍을 결정하여 환자에게 전기 충격을 가해야 한다. 페이싱이 지시되면, 임상의사는 환자에게 전극이나 패드를 배치하고 심박수를 선택하여 전류를 적절한 수준으로 조정한다.
필요 시에, 환자에게 페이싱 또는 제세동을 시행하는 것을 지연시키는 것은, 환자의 상태에 해로울 수 있고 낮은 생존율을 초래할 수 있다. 또한, 제세동 및 경피적 페이싱은 환자에게 불편할 수 있다. 불행히도, 중환자 또는 응급 상황에서 제세동 및 페이싱을 위한 전기 충격은 대부분 외부에서 가해지기 때문에, 많은 양의 전하가 필요하며 때로는 환자에게 심각한 부상을 입힐 수 있다. 따라서, 환자에게 효율적이고 안전한 페이싱 및 제세동을 제공하는 새로운 기술이 필요하다.
본 명세서에 설명된 방법, 시스템 및 장치는 순환 지지 장치를 사용할 수 있게 하는데, 이 장치는, 순환 지지를 제공하고, 심전도(EKG) 신호를 감지하며, 순환 지지 장치에 의해 제공되는 지지 양을 변경하고 필요한 경우 심장의 제세동 및 페이싱을 제공함으로써 심전도(EKG) 신호에 기초하여 하는 심장 기능의 변화를 감지하고 반응하기 위해 전송, 감지, 전하 전달 기능을 갖는 전극을 포함한다.
페이싱 및 제세동 기능을 순환 보조 장치에 통합함으로써, 순환 보조 동안 실시간으로 부정맥을 치료하는 시스템을 사용할 수 있게 되어, 치료 지연 및 부정맥 징후의 중증도를 감소시킨다. 전극(혹은 감지 또는 자극 또는 이 둘 모두를 위한 그 밖의 다른 유사한 장치)이 페이싱 및 제세동을 위해 순환 보조 장치(예를 들어, 혈액 펌프)에 구현될 수 있다. 이러한 장치는 EKG(때로는 ECG라고도 함) 전극으로 사용될 수도 있다. 전극에 의해 순환 보조 장치의 컨트롤러에 EKG 데이터가 제공되어, 임상의사에게 환자 상태에 대한 추가 정보를 제공할 수 있다. EKG 데이터는 심장 기능의 변화 또는 심장 이벤트를 신속하게 식별하고 대응하는 보조 장치 컨트롤러의 기능을 더욱 향상시킬 수 있다.
일반적으로, 기계적 순환 지지 시스템은 기계적 순환 지지 장치, 기계적 순환 지지 장치에 통신 가능하게 결합되고 기계적 순환 지지 장치에 의해 제공되는 지지 수준(support level)을 제어하도록 구성된 컨트롤러, 및 기계적 지지 장치에 연결된 전극을 포함한다. 기계적 순환 지지 시스템은, 혈관내 혈액 펌프, 체외막 산소공급(ECMO) 장치, 대동맥내 풍선 펌프, 외과적으로 이식된 좌심실 보조 장치(LVAD) 또는 우심장 또는 좌심장에 위치된 경피적 팽창가능한 혈액 펌프 중 하나 이상을 포함할 수 있다. 일 양태에서, 순환 보조 장치는 근위 단부와 원위 단부를 갖는 카테터, 카테터의 원위 단부의 원위에 배치된 혈액 펌프, 및 혈액 펌프의 원위 영역에 결합된 전극을 갖는 혈관내 혈액 펌프 시스템을 포함한다.
또 다른 양태에서, 혈관내 혈액 펌프 시스템은 혈관내 혈액 펌프, 컨트롤러, 및 혈관내 혈액 펌프에 결합된 전극을 포함한다. 혈관내 혈액 펌프는 근위 단부 및 원위 단부를 갖는 카테터, 카테터의 원위 단부의 원위에 배치된 펌프 하우징, 및 펌프 하우징에 적어도 부분적으로 위치된 로터를 포함하고, 로터는 회전 가능하게 구동되도록 구성된다. 컨트롤러는 혈관내 혈액 펌프에 통신 가능하게 결합되며, 로터의 속도를 제어함으로써 혈관내 혈액 펌프에 제공되는 지지 수준을 제어하도록 구성된다.
또 다른 양태에서, 혈관내 혈액 펌프와 같은 순환 보조 장치로 순환 지지를 제공하는 방법은 장치(예를 들어, 혈관내 혈액 펌프)를 환자의 혈관계 내에 배치하는 단계 및 펌프 하우징 내의 로터를 펌프 속도로 회전시키는 단계를 포함한다. 상기 방법은 혈관내 혈액 펌프에 결합된 전극을 사용하여 혈관계 내의 EKG 신호를 측정하는 단계 및 EKG 신호에 기초하여 로터의 펌프 속도를 조정하는 단계를 추가로 포함한다.
또 다른 양태에서, 순환 지지를 제공하면서 EKG 신호를 측정하는 방법은 순환 지지 장치를 환자의 혈관계 내에 배치하는 단계를 포함하고, 순환 지지 장치는 순환 지지 장치에 결합된 전극을 포함한다. 상기 방법은 또한 환자의 혈관계 내에서 순환 지지 장치를 작동하는 단계, 및 전극을 사용하여 혈관계 내에서 EKG 신호를 측정하는 단계를 포함한다.
또 다른 양태에서, 순환 지지를 제공하면서 환자의 심장의 페이싱을 제공하는 방법은 순환 지지 장치를 환자의 혈관계 내에 배치하는 단계를 포함하고, 순환 지지 장치는 순환 지지 장치에 결합된 전극을 포함한다. 상기 방법은, 혈관계 내에서 순환 지지 장치를 작동하는 단계, 전극을 사용하여 혈관계 내에서 EKG 신호를 측정하는 단계, EKG 신호에 기초하여 환자의 심장의 페이싱 필요성을 결정하는 단계, 및 전극에 전달하기 위한 전하를 전극으로 전송하여 환자의 심장을 페이싱하는 단계를 추가로 포함한다.
또 다른 양태에서, 순환 지지를 제공하면서 환자의 심장의 제세동을 제공하는 방법은 순환 지지 장치를 환자의 혈관계 내에 배치하는 단계를 포함하고, 순환 지지 장치는 순환 지지 장치에 결합된 전극을 포함한다. 상기 방법은, 혈관계 내에서 순환 지지 장치를 작동하는 단계, 전극을 사용하여 혈관계 내에서 EKG 신호를 측정하는 단계, EKG 신호에 기초하여 환자 심장의 제세동 필요성을 결정하는 단계, 및 전극에 전달하기 위한 전하를 전극으로 전송하여 환자 심장을 제세동하는 단계를 추가로 포함한다.
도 1은 본 개시내용의 양태들에 따른 전극을 포함하는 예시적인 혈액 펌프 시스템을 도시한 도면;
도 2는 본 개시내용의 양태들에 따른 좌심장에 위치된 전극을 포함하는 예시적인 혈액 펌프 시스템을 도시한 도면;
도 3은 본 개시내용의 양태들에 따른 우심장에 위치된 전극을 포함하는 예시적인 혈액 펌프 시스템을 도시한 도면;
도 4는 본 개시내용의 양태에 따른 혈관내 혈액 펌프에 결합된 전극에서 측정된 EKG 신호에 기초하여 혈관내 혈액 펌프를 작동시키기 위한 예시적인 방법을 예시하는 흐름도;
도 5는 본 개시내용의 양태에 따른 전극을 포함하는 혈관내 혈액 펌프로 심장 지지체를 제공하기 위한 예시적인 방법을 예시하는 흐름도;
도 6은 본 개시내용의 양태에 따른 순환 지지를 제공하면서 EKG 신호를 측정하기 위한 예시적인 방법을 예시하는 흐름도;
도 7은 본 개시내용의 양태에 따른 환자의 심장의 페이싱을 제공하기 위한 예시적인 방법을 예시하는 흐름도; 및
도 8은 본 개시내용의 양태에 따른 환자 심장의 제세동을 제공하기 위한 예시적인 방법을 예시하는 흐름도를 도시한다.
도 1은 카테터(102), 펌프 하우징(104), 로터(106), 구동축(또는 구동 케이블)(118), 캐뉼라(108), 가요성 돌출부(114), 전극(112), 및 기준 전극(107)을 포함하는 본 개시내용의 양태에 따른 예시적인 혈액 펌프 시스템(100)을 도시한다. 혈액 펌프 시스템(100)의 펌프 하우징(104)은 카테터(102)의 원위 단부에 결합된다. 로터(106)는 구동샤프트(118)에 결합되고 펌프 하우징(104) 내에 위치된다. 또한, 도 1의 예에 도시된 바와 같이, 로터(106)는 또한 펌프 하우징(104)의 원위 단부를 초과하여 캐뉼라(108)의 근위 단부로 연장될 수 있다. 기술의 일부 양태에서, 구동샤프트(118)는 카테터(102)를 통해 연장될 수 있으며, 환자의 신체 외부에 위치한 모터에 의해 로터(106)를 회전 구동시키도록 구성될 수 있다. 기술의 일부 양태에서, 로터(106)는 펌프 하우징(104) 내에 위치된 모터와 같이 환자의 신체 내부에 위치된 모터에 의해 구동될 수도 있다. 캐뉼라(108)는 펌프 하우징(104)의 원위 단부로부터 연장된다. 혈액 펌프 시스템(100)은 입구 구멍(122) 및 출구 구멍(124)을 포함한다. 출구 구멍(124)은 도 1에 도시된 바와 같이 캐뉼라(108)의 근위 단부에 형성되며, 이들은 대안으로 펌프 하우징(104)의 벽에 형성될 수 있다. 이와 마찬가지로, 입구 구멍(122)은 도 1에 도시된 바와 같이 캐뉼라(108)의 원위 단부에 형성되며, 이들은 대안으로 캐뉼라(108)의 원위 단부(캐뉼라(108)의 일부로 간주될 수 있음)에 결부된 혈액 유입 케이지 구조물에 형성될 수도 있다.
가요성 돌출부(114)는 캐뉼라(108)의 원위 단부(110)로부터 연장된다. 전극(112)은 혈액 펌프 시스템(100)에 결합된다. 혈액 펌프 시스템은, 각각 도 2 및 3에서 설명되는 것과 같이, 우심장 구성 또는 좌심장 구성에 이용될 수 있다.
전극(112)은 캐뉼라(110)의 원위 단부에, 예를 들어 가요성 돌출부(114)에 위치된다. 가요성 돌출부(114)는 캐뉼라(110)의 원위 단부로부터 직선 돌출부로서 또는 피그테일로서 구현될 수 있다. 일부 구현예에서, 가요성 돌출부(114)는 볼 또는 구를 포함한다. 가요성 돌출부(114)의 원위 부분(116)이 심장 내에서 혈액 펌프 시스템(100)의 안내 및 위치를 제공할 수 있다. 예를 들어, 가요성 돌출부는 심장의 벽으로부터 혈액 펌프 시스템(100)의 입구 구멍(122)을 이격시키거나 혈관계를 통해 혈액 펌프 시스템(100)을 안내하도록 사용될 수 있다.
전선(120)이 혈액 펌프 시스템(100)에 위치되어 전극(112)을 컨트롤러(미도시)에 연결한다. 전선(120)은 캐뉼라(108)의 벽에 매립될 수 있고 카테터(102)를 통해 컨트롤러로 연장될 수 있다. 혈액 펌프 시스템(100)은 도시된 바와 같이 카테터(102) 상에 위치되거나 혹은 혈액 펌프 시스템(100) 상의 다른 곳에 위치된 압력 센서 및/또는 광 센서(126)를 추가로 포함할 수 있다. 전극(112)에 결합된 전선(120)은, 카테터(102)를 통해, 전선, 압력 라인, 및 혈액 펌프 시스템(100)의 압력 센서 및/또는 광 센서(126)에 결합된 광 섬유와 동일한 경로를 따라 갈 수 있다. 전선(120)은 컨트롤러로부터 전극(112)으로의 전기 연결 및 전력 공급을 제공한다. 전극(112)은 심장에 전하를 전달하기 위해 장착된 페이싱 및/또는 제세동 전극(112)으로서 기능하도록 설계될 수 있으며, 또한 EKG 신호를 측정하고 그 신호를 전선(120)을 통해 컨트롤러에 전송하기 위한 감지 전극(112)으로도 기능할 수 있다. 컨트롤러와 전극(112)의 기능에 대해서는 도 2 및 3을 참조하여 아래에서 보다 상세하게 설명한다.
도 1의 예에서, 기준 전극(107)은 혈액 펌프 시스템(100)을 컨트롤러에, 그리고 카테터(102)의 원위 단부 가까이에 연결하는 카테터(102)에 위치되어, 환자의 혈관계 내에 위치된다. 그러나, 기준 전극(107)은 대안으로 환자의 신체 외부, 예를 들어 환자의 피부에 위치될 수도 있다. 기준 전극(107)은 전선에 의해 컨트롤러에 연결될 수 있는데, 이 전선은 전극(112)을 카테터(102)를 통해 컨트롤러에 연결하는 전선(120)과 동일할 수 있다. 측정된 EKG 신호는 기준 전극(107) 및 혈액 펌프 시스템(100) 상의 전극(112) 사이의 전위차를 반영한다. 페이싱 또는 제세동 요법이 시행될 때, 전압은 기준 전극(107) 및 혈액 펌프 시스템(101)에 장착된 전극(112) 사이에 전달된다.
감지, 페이싱 및 제세동을 위해 전극(112)을 혈액 펌프 시스템(100)에 직접 제공함으로써, EKG 감지를 위한 추가 카테터가 필요하지 않고, 외부 페이싱 및 제세동 방법도 불필요하다. 필요한 전극(112)이 이미 심장에 전하를 제공할 수 있는 위치에 있기 때문에, 중증 부정맥에 대한 치료를 제공하는 시간 지연은 외부 수동 제세동 또는 경피적 페이싱을 이용하는 기존의 방법에 비해 감소된다. 전극(112)이 심장 내부에 있고 심장 조직에 직접 전기 충격을 제공할 수 있기 때문에, 필요한 전하량이 감소될 수 있으며, 보다 효율적인 시스템을 제공하고, 더 큰 전류와 전하를 필요로 하는 페이싱 또는 외부 제세동으로 발생할 수 있는 추가 부상을 유발할 가능성이 줄어들 수 있다.
도 2는 좌심장에서 혈액 펌프(201) 상에 위치된 전극(212)을 포함하는 본 개시내용의 양태에 따른 예시적인 혈액 펌프 시스템(200)을 도시한다. 혈액 펌프 시스템(200)은 혈액 펌프(201) 및 컨트롤러(238)를 포함한다. 혈액 펌프(201)는 캐뉼라(208), 펌프(204), 혈액이 캐뉼라(208) 내로 흐르는(화살표 223으로 표시됨) 적어도 하나의 입구 구멍(222), 혈액이 캐뉼라(208)로부터 빠져나가는(화살표 225로 표시됨) 적어도 하나의 출구 구멍(224), 기준 전극(207), 카테터(202), 및 캐뉼라(208)의 원위 단부에 있는 가요성 돌출부(214)를 포함한다. 예를 들어, 전극(212)을 포함하는 혈액 펌프(201)는 도 1의 혈액 펌프 시스템(100)일 수 있다. 혈액 펌프(201)는 IMPELLA®장치, 또는 임의의 다른 적절한 혈액 펌프일 수 있다. 여기서 또한, 적어도 하나의 출구 구멍(224)은 캐뉼라(208)의 근위 단부에 형성될 수 있거나 캐뉼라(208)의 근위 단부에 결부된 펌프 하우징 구조물에 형성될 수 있다. 이와 유사하게, 적어도 하나의 입구 구멍(222)은 캐뉼라(208)의 원위 단부에 형성되거나 캐뉼라(208)의 원위 단부(캐뉼라(208)의 일부로 간주될 수 있음)에 결부된 혈액 유입 케이지 구조물에 형성될 수 있다.
펌프(204)는 제2 카테터(203)를 통해 연장되는 제1 카테터(202)에 결합된다. 제1 카테터(202) 및 제2 카테터(203) 둘 모두는 혈관계를 통해 연장되어 혈액 펌프(201)를 컨트롤러(238)에 결부시킨다. 제1 카테터(202)는 제2 카테터(203) 내에서 움직일 수 있다. 제2 카테터(203)는 비-회전 카테터이다. 일부 구현예에서, 혈액 펌프(201)는 혈관계를 통한 혈액 펌프(201)의 삽입 또는 제거를 위해 제2 카테터(203) 내로 후퇴될 수 있다. 일부 구현예에서, 혈액 펌프(201)는 제2 카테터(203) 내로 후퇴시킴으로써 압축될 수 있다.
전극(212)은, 도시된 바와 같이, 가요성 돌출부(214) 상에 위치되거나, 또는 캐뉼라(208)의 원위 단부와 같은 혈액 펌프(201)의 원위 단부의 다른 곳에 위치된다. 혈액 펌프(201)는 대동맥판(248)에 걸쳐 위치되며, 적어도 하나의 입구 구멍(222)은 좌심실(249)에 있고 적어도 하나의 출구 구멍(224)은 대동맥(247)에 있다. 전극(212)은, 가요성 돌출부(214) 상에 있든 캐뉼라(208)의 원위 단부에 있든지 간에, 좌심실(249) 내에 위치되며, 필요한 경우 제세동 또는 페이싱을 위해 심장에 전기 충격을 가하는 데 사용할 수 있다. 전극(212)은 가요성 돌출부(216)의 최원위 부분에 더 위치될 수 있다. 가요성 돌출부(214)는 좌심실(249)의 벽으로부터 입구 구멍(222)을 이격시키는 역할을 할 수 있다. 전극(212)은 심장 조직과 접촉할 필요가 없는데, 이는 심장 내부의 혈액이 전도성을 띠기 때문이다. 기준 전극(207)은 혈액 펌프(201)를 컨트롤러(238)에, 그리고 혈액 펌프(201) 가까이에 연결하는 카테터(202)에 위치되어, 환자의 혈관계 내에 위치된다. 기준 전극(207)은 대안으로 환자의 신체 외부에서 피부에 위치될 수 있다. 기준 전극(207)은 전선에 의해 컨트롤러(238)에 연결될 수 있는데, 이 전선은 전극(212)을 카테터(202)를 통해 컨트롤러(238)에 연결하는 전선(219)과 동일할 수 있다. 측정된 EKG 신호는 기준 전극(207) 및 혈액 펌프(201) 상의 전극(212) 사이의 전위차를 반영한다. 페이싱 또는 제세동 요법이 시행될 때, 전압은 기준 전극(207) 및 혈액 펌프(201)에 장착된 전극(212) 사이에 전달된다.
컨트롤러(238)는 혈액 펌프(218)의 작동을 제어하고 전극(212)에 통신 가능하게 결합시키기 위한 프로세서(240)(또는 하나 이상의 프로세서(240)의 세트)를 포함한다. 컨트롤러(238)는 또한 메모리(242) 및 디스플레이(244)(스피커, 차임 등과 같은 하나 이상의 오디오 장치를 추가로 포함할 수 있음)를 포함한다. 예를 들어, 컨트롤러(238)는 Abiomed, Inc.의 AIC(Automated Impella Controller) 또는 임의의 다른 적절한 컨트롤러일 수 있다. 전극(212)은 캐뉼라(208) 및 제1 카테터(202)를 통해 연장되는 전선(219)에 의해 컨트롤러(238)에 결합된다. 도 1에 관해 위에서 설명한 바와 같이, 전선(219)은 캐뉼라(208)의 벽에 매립될 수 있고 카테터(202)를 통해 컨트롤러(238)로 연장될 수 있다. 전선(219)은 컨트롤러(238)로부터 전극(212)으로의 전기 연결 및 전력 공급을 제공한다. 일부 구현예에서, 전극(212)은 무선 송신기에 결합될 수 있고 전극(212)을 컨트롤러(238)에 직접 연결하는 전선(219) 없이도 혈액 펌프 시스템(200)에 기능하도록 설계될 수 있다.
전극(212)은 도 1에 관해 전술한 바와 같이 심장 내의 EKG 신호를 측정하고 필요한 경우 페이싱 및 제세동을 위해 심장에 전하를 제공하도록 기능한다. 전극(212)은 EKG 신호를 컨트롤러(238)로 전송한다. 컨트롤러(238)는 임상의사가 부정맥을 진단할 수 있도록 디스플레이(244) 상에서 임상의사에게 신호를 디스플레이할 수 있다. 컨트롤러(238)는 또한 메모리(242)에 EKG 신호를 기록할 수 있다. 컨트롤러(238)는, 또한 프로세서(240) 및/또는 메모리(242) 내에, EKG 신호를 분석하여 부정맥을 감지 및 진단하는 데 사용되는 소프트웨어를 포함할 수 있으며, 감지된 부정맥을 임상의사에게 경고하고, 프로세서(240)에 의해 결정된 치료를 디스플레이(244) 상에 제안하도록 구성될 수 있다. 전극(212)이 심장에 이미 위치한 혈액 펌프(201)에 결합되기 때문에, 페이싱 또는 제세동에 의한 치료의 투여가 훨씬 더 효율적이 된다. 예를 들어, 임상의사는 컨트롤러(238)에 명령을 입력함으로써 전극(212)을 통해 심장에 전기 충격을 전달할 수 있다. 또한, 컨트롤러(238)는 투여해야 하는 적절한 전압, 타이밍, 및/또는 심박수 및 전류를 결정하고 임상의사가 치료를 투여하게 하는 소프트웨어를 포함할 수 있다. 컨트롤러(238)에서 EKG 신호를 분석하는 것은, 외부 수동 제세동 및 페이싱을 사용하여 현재 가능한 것보다 부정맥 및 심장 이벤트에 대한 훨씬 더 빠른 응답을 가능하게 한다.
컨트롤러(238)가 전극(212)으로부터 EKG 신호를 수신한 후에, 컨트롤러(238)는 EKG 신호를 생성하거나 및/또는 디스플레이(244) 상에 디스플레이하기 위해 상기 신호로부터 유도된 심장 특성을 생성한다. EKG 신호를 임상의사에게 디스플레이하는 것은, 임상의사가 진단 목적으로 EKG 파의 형태와 타이밍을 쉽게 볼 수 있게 한다.
전극(212)에 의해 전송된 EKG 정보에 기초하여, 컨트롤러(238)는 혈액 펌프(201)의 작동을 돕는 환자의 심장 기능에 관한 결정을 내릴 수 있다. 컨트롤러(238)는 프로세서(240)에서 EKG 신호를 포함하는 디지털 신호를 수신하며, 프로세서(240)는 심장 기능을 나타내는 심장 특성 및 매개변수를 추출하기 위해 컨트롤러(238)에 이용 가능한 다른 신호 및 데이터와 함께 정보를 사용한다.
컨트롤러(238)는 전극(212)에 의해 전송된 EKG 데이터로부터 심장 매개변수를 추출하고 데이터를 사용하여 혈액 펌프(201)에 의해 제공되는 지지의 효과에 대한 결정을 내린다. 컨트롤러(238)에 전송된 EKG 데이터에 기초하여, 컨트롤러는 심장 기능을 더 잘 이해하는 데 사용할 수 있는 좌심실 이완기말압(LVEDP)과 같은 심장 매개변수를 추출할 수 있다. LVEDP는 이완기 말의 심장 좌심실의 압력을 나타내는 것으로, 혈액 펌프의 압력과 모터 특성으로부터 신호를 처리하여 도출할 수 있는 환자의 건강과 심장 기능을 결정하는 중요한 값이다. 낮은 LVEDP는 건강한 환자를 나타내고, 높은 LVEDP는 질병이나 질환을 나타낼 수 있다.
예를 들어, 컨트롤러에 제공되는 EKG 신호는 R-파의 추적이다. R-파의 상단은 압력 측정이 LVEDP를 나타낼 때 심장 주기의 타이밍을 나타낸다. EKG 신호가 압력 측정 타이밍을 보다 명확하게 하기 때문에, 컨트롤러(238)는 EKG 신호로부터 심장 주기의 LVEDP 타이밍에 대한 정보를 추출할 수 있고 LVEDP 측정은 LVEDP가 심장 주기에서 발생하는 정확한 타이밍에서 취해질 수 있다. EKG 신호로부터의 정보로, LVEDP를 보다 정확하게 결정할 수 있다.
대안으로 또는 추가적으로, EKG 신호는 다른 심장 매개변수, 가령, 좌심실 용적, 대동맥 맥압, 평균 대동맥 압력, 펌프 흐름, 압력 구배, 심박수, 심장 출력, 심장 전력 출력, 고유 심장 출력, 고유 심장 전력 출력, 심장 수축성, 심장 이완, 체액 반응성, 체적 상태 및 심장 언로딩 또는 회복 지수를 결정하는 데 사용되는 측정을 위해 심장 주기에서 적절한 타이밍을 결정하는 데 사용될 수 있다.
컨트롤러(238)는 EKG 신호를 사용하여 대동맥 압력의 측정 시간을 정하여 압력 측정 및 모터 매개변수에 기초하여 LVEDP(또는 그 밖의 다른 심장 매개변수)를 정확하게 추정하고, 디스플레이(244)를 통해 임상의사에게 정보를 제공한다. 컨트롤러는 또한 데이터를 추가로 처리하여 혈액 펌프(201)에 의해 제공되는 순환 지지가 환자에게 더 많거나 더 적은 지지를 제공하도록 변경되어야 하는지 여부를 결정할 수 있다. 전극(212)으로부터의 EKG 신호를 사용하여 LVEDP의 정확한 측정으로, 컨트롤러(238)는 심장 기능의 변화에 더 반응할 수 있다. 특히, 컨트롤러(238)는 순환 지지가 증가 또는 감소되어야 하는지 여부를 결정하기 위해 LVEDP를 포함하는 추출된 심장 매개변수를 사용할 수 있고, 로터의 속도를 변경하거나 임상의사가 그렇게 하게 함으로써 응답하여 지지를 변경할 수 있다.
일부 구현예에서, 컨트롤러(238)는 혈액 펌프(201)에 의해 제공되는 지지 및 혈액 펌프(201)의 작동을 자동화하는 데 사용될 수 있다. 컨트롤러(238)에 제공된 EKG 신호는 컨트롤러(238)가 심장 기능에서 변화를 더 잘 예측하고 신속하게 식별할 수 있게 한다. EKG 신호 및 컨트롤러(238)에 이용가능한 EKG 및 다른 신호로부터 추출된 심장 매개변수에 기초하여, 컨트롤러(238)는 어느 정도 지지를 제공하기 위해 로터 속도를 조정할 수 있다. 대안으로, 컨트롤러(238)는 디스플레이(244) 상에 추천을 디스플레이 함으로써 임상의사가 로터의 속도를 변경하게 할 수 있다.
컨트롤러(238)는 또한 조기 심실 수축을 감지하고, 심장이 박동을 건너뛸 때, 기타 심장 상태를 감지하기 위해 EKG 신호를 사용할 수 있다. 그런 다음, 컨트롤러(238)는 임상의사에게 경고할 수 있고 필요에 따라 지지를 조정하거나 혈액 펌프(201)에 통합된 전극(212)을 사용하여 추가 치료 옵션을 제공할 수 있다.
컨트롤러(238)는 또한 EKG 신호를 사용하여 심장의 페이싱 또는 제세동이 필요함을 나타내는 불규칙한 심장 박동이 존재하는지 여부를 결정할 수 있다. 페이싱의 필요성은, EKG 신호를 기준 신호와 비교하거나, 현재 EKG 신호를 환자의 과거 EKG 신호와 비교하거나, 혹은 EKG 신호로부터 추출한 분당 심장 박동 수를 임계값, 예를 들어 성인의 경우 분당 60회의 박동 수(BPM)와 비교함으로써 결정될 수 있다. 불규칙한 심장 박동이 감지되거나 혹은 너무 빠른 심장 박동이 감지되면, 심실 세동 또는 무맥성 심실 빈맥과 같이 제세동이 적절한 치료인 심장 부정맥을 나타낼 수 있다. 제세동이 필요한 불규칙한 심장 박동은, EKG 신호를 기준 신호와 비교하거나, 현재 EKG 신호를 환자의 과거 EKG 신호와 비교하거나, EKG 신호로부터 추출한 분당 심장 박동 수를 임계값과 비교하거나, 또는 EKG 신호와 심정지와 관련된 심장 박동의 기준 리듬을 비교함으로써 결정될 수 있다. 대안으로, 이러한 불규칙성은, 불규칙하거나 너무 빠른 심장 박동을 식별하도록 프로그래밍된 소프트웨어에 의해 또는 이러한 이벤트를 식별하도록 훈련된 기계-학습 알고리즘에 의해 결정될 수 있다.
페이싱 또는 제세동의 필요성이 감지되면, 컨트롤러(238)는 디스플레이(244)에 경고 또는 권고를 표시하여 임상의사에게 경고할 수 있다. 컨트롤러(238)는 페이싱 또는 제세동 중 어느 것이 필요한지를 결정할 수 있으며, 그리고, 상태의 치료로서 시행되어야 하는 전기 쇼크에 대한 적절한 매개변수를 결정할 수 있다. 예를 들어, 심장을 제세동하기 위해 시행되는 전기 충격의 타이밍 및 전압은 컨트롤러(238)에 의해 결정될 수 있다. 일부 구현예에서, 전기 충격의 타이밍 및 전압은 임상의사에 의해 시스템에 입력되거나 혹은 컨트롤러(238)에 의해 결정되고 임상의사에 의해 승인된다. 다른 구현예에서, 타이밍, 전류, 심박수 및 전하의 다른 매개변수는 컨트롤러(238)에 의해 결정된다. 일부 구현예에서, 심장의 페이싱과 관련된 관련 매개변수는 임상의사에 의해 시스템에 입력되거나, 혹은 컨트롤러(238)에 의해 결정될 수 있고 임상의사에 의해 승인될 수 있다. 그런 다음 일정량의 전류가 전극(212)을 통해 심장으로 전달되어 심장 근육을 탈분극시키고 부정맥을 종료시킨다. 전극(212)이 이미 제자리에 있고 전하가 심장에 직접 전달될 수 있기 때문에, 전극(212)을 포함하는 혈액 펌프 시스템(200)을 사용하는 심장의 제세동 또는 페이싱은 수동 외부 제세동기 또는 경피적 페이싱 장치를 사용하는 치료보다 더 효율적이고 덜 위험하다.
전극을 포함하는 혈액 펌프 시스템은 또한 우심장 구성에서 심장을 지지하는 혈액 펌프와 함께 사용될 수 있다. 도 3은 우심장에 위치되고 EKG 신호를 측정할 수 있으며 페이싱 및 제세동을 위해 심장에 전하를 제공할 수 있는 전극(312)을 포함하는 본 개시내용의 양태에 따른 예시적인 혈액 펌프 시스템(300)을 도시한다. 혈액 펌프 시스템(300)은 혈액 펌프(301) 및 컨트롤러(338)를 포함한다.
혈액 펌프(301)는 캐뉼라(308), 펌프(304), 혈액이 캐뉼라(308) 내로 흐르는(화살표 325으로 표시됨) 적어도 하나의 입구 구멍(324), 혈액이 캐뉼라(308)로부터 빠져나가는(화살표 323로 표시됨) 적어도 하나의 출구 구멍(321), 및 캐뉼라(308)의 원위 단부에 있는 가요성 돌출부(314)를 포함한다. 예를 들어, 혈액 펌프(301)는 도 1의 혈액 펌프 시스템(100)일 수 있다. 혈액 펌프(301)는 IMPELLA®장치, 또는 임의의 다른 적절한 혈액 펌프일 수 있다. 상기와 유사하게, 적어도 하나의 입구 구멍(324)은 캐뉼라(308)의 근위 단부에 형성될 수 있거나 혹은 캐뉼라(308)의 근위 단부에 결부된 펌프 하우징 구조물에 형성될 수 있다. 이와 유사하게, 적어도 하나의 출구 구멍(321)은 캐뉼라(308)의 원위 단부에 형성될 수 있거나 혹은 캐뉼라(308)의 원위 단부(캐뉼라(308)의 일부로 간주될 수 있음)에 결부된 혈액 유출 케이지 구조물에 형성될 수 있다.
펌프(304)는 제2 카테터(303)를 통해 연장되는 제1 카테터(302)에 연결된다. 제1 카테터(302) 및 제2 카테터(303) 모두는 혈관계를 통해 연장되어 혈액 펌프(301)를 컨트롤러(338)에 결부시킨다. 예를 들어, 혈액 펌프(301)가 우심장(351)에 위치되어 적어도 하나의 입구 구멍(324)은 하대정맥(317)에 있고 적어도 하나의 출구 구멍이 혈액을 폐동맥(350)으로 배출할 때, 전극(312)은 폐동맥 내에 위치된다. 전극(312)은 혈액 펌프(301)의 캐뉼라(308)에 결합될 수 있으며, 혈액 펌프(301)가 우심장(351)에 위치할 때, 전극(312)은 우심실(349)에 위치할 수 있다. 전극(312)은 캐뉼라(308) 상에 배치될 수 있고, 우심실(349)에서, 가요성 돌출부(314)(또는 가요성 돌출부가 없는 경우에는, 기계적 순환 지지 시스템의 원위 단부 또는 팁) 상에 위치되거나 또는 하대정맥(317)의 우심장(351) 가까이에 위치된 카테터(302) 상에 위치될 수 있다. 우심실(349)에 위치된 캐뉼라(308)의 부분은 심근에 더 가깝기 때문에 바람직할 수 있다. 전극(312)이 우심실(349)에 없는 경우(예를 들어, 전극(312)이 가요성 돌출부(314) 상에 있는 경우), 혈액 펌프(301)는 페이싱 또는 제세동을 적용하기 전에 우심실(349)에서 전극(312)을 배치하도록 일시적으로 재배치될 수 있다.
컨트롤러(338)는 혈액 펌프의 작동을 제어하기 위한 프로세서(340)(또는 하나 이상의 프로세서(340)의 세트)를 포함하고 이 프로세서(340)는 전극(312)에 통신 가능하게 결합된다. 컨트롤러는 또한 메모리(342) 및 디스플레이(344)(스피커, 차임 등과 같은 하나 이상의 오디오 장치를 추가로 포함할 수 있음)를 포함한다. 도 2에 대하여 상술한 바와 같이, 전극(312)은 컨트롤러(338)로부터 전극(312)으로의 전기적 연결 및 전력 공급을 제공하는 전선(319)에 의해 컨트롤러(338)에 결합된다. 전극(312)은 EKG 신호를 컨트롤러(338)에 전송하는데, 위에서 설명한 대로 환자의 심장 기능의 평가에 관한 여러 작업을 수행하기 위해 컨트롤러에 의해 사용될 수 있다. 예를 들어, EKG 신호는, 임상의사에게 신호를 표시하고, 상기 신호 및 컨트롤러(338)에 사용할 수 있는 다른 신호로부터 심장 매개변수를 추출하며, 페이싱 또는 제세동이 필요한 지를 나타내는 심장 이벤트 또는 특성을 결정하기 위하여, 컨트롤러(338)에 의해 사용될 수 있다. 페이싱 또는 제세동이 필요할 때, 컨트롤러(338)는 알람을 울리거나 및/또는 디스플레이(344) 상에 경고 및/또는 권고를 표시하여 임상의사에게 알려 주거나, 또는 페이싱 또는 제세동의 일부로서 환자의 심장에 전기 충격을 가하기 위한 최적의 설정 및 매개변수를 결정하고 임상의사에게 매개변수를 제시할 수 있다. 그러면 임상의사는 전극(312)이 환자의 심장 박동을 조절하기 위해 전기 충격을 가할 수 있도록 권고된 치료를 승인하기만 하면 된다. 도 2에 대해 위에서 설명된 바와 같이, 혈액 펌프(301)는 또한 카테터(302) 상에 위치된 기준 전극(미도시)을 포함할 수 있다. 심장의 페이싱 또는 제세동은 전극(312)과 기준 전극 사이에 전압을 인가함으로써 제공된다.
컨트롤러(338)가 신호 및 컨트롤러(338)에 이용가능한 다른 신호로부터 심장 매개변수를 추출할 때, 이러한 심장 매개변수는 환자의 건강의 진단 및 모니터링을 돕기 위해 임상의사에게 제공될 수 있다. 대안으로 또는 추가로, 심장 매개변수는 순환 지지의 변경이 권고되는지 여부를 결정하기 위해 사용될 수 있다. 컨트롤러(338)는 펌프 지지가 증가되어야 하는지 또는 감소되어야 하는지를 결정하기 위해 상기 추출된 심장 매개변수를 사용할 수 있다. 컨트롤러(338)는 이러한 결정을 내리고 디스플레이(344)에 의해 임상의사에게 권고를 제공할 수 있거나, 혹은 컨트롤러(338)는 혈액 펌프(301)에 의해 제공되는 지지에 대한 조정을 자동으로 수행할 수 있다. 전극(312)이 우심실(349) 내에 위치될 때, 전극(312)에 의해 제공되는 EKG 데이터는 우심장 경색의 상태를 더 잘 나타낼 수 있다. 우심실(349) 내부의 전극(312)으로부터의 EKG 신호는 또한 심장의 좌측에 배치된 전극(312)보다 우심장(351)의 심장 전도 차단을 더 잘 나타낼 수 있다. 이러한 종류의 우심장 상태가 감지되면, 우심장(351) 내에 위치된 전극(312)의 EKG 신호는 임상의사가 환자의 상태를 더 잘 알 수 있게 하고 그에 따라 치료를 조정할 수 있게 한다.
전극(312)을 혈액 펌프(301)에 통합하면, 혈액 펌프(301)에 의해 제공되는 순환 지지의 변화를 필요로 하는 심장 기능의 변화 뿐만 아니라 페이싱 또는 제세동을 필요로 하는 부정맥을 포함하는 심장 이벤트에 대한 더 빠른 감지 및 응답을 가능하게 한다.
도 4는, 혈관내 혈액 펌프에 결합된 전극(예를 들어, 도 1의 전극(112), 도 2의 전극(212), 도 3의 전극(312))에서 측정된 EKG 신호에 기초하여, 혈관내 혈액 펌프(예를 들어, 도 1의 혈액 펌프 시스템(100), 도 2의 혈액 펌프(201), 도 3의 혈액 펌프(301))를 작동시키기 위한 예시적인 방법(400)을 도시하는 흐름도이다. 도 4에 기술된 방법은 혈관내 혈액 펌프 시스템(예를 들어, 도 1의 혈액 펌프 시스템(100), 도 2의 좌심장 혈액 펌프 시스템(200), 도 3의 우심장 혈액 펌프 시스템(300))에 적용된다. 상기 방법은 단계 402에서 혈관내 혈액 펌프를 환자의 혈관계 내에 배치하는 단계를 포함하며, 혈관내 혈액 펌프는 전극을 포함한다. 혈액 펌프는 전극이 좌심실 내에 위치하도록 대동맥판을 가로질러 위치된 좌심장 혈액 펌프일 수 있다. 대안으로, 혈액 펌프는 전극이 폐동맥 내에 위치하도록 위치된 우심장 혈액 펌프일 수 있다. 단계 404에서, 혈관내 혈액 펌프는 펌프 하우징 내의 로터를 펌프 속도로 회전시킴으로써 작동된다. 단계 406에서, 혈관내 혈액 펌프에 결합된 전극은 혈관계 내의 EKG 신호를 측정하는데 사용된다. 일부 구현예에서, EKG 신호는 심장 기능을 나타내는 다른 심장 매개변수를 추출하기 위해 혈액 펌프의 컨트롤러에 의해 사용된다. 예를 들어, 심장 매개변수는 EKG 신호로부터 직접 결정될 수 있거나, 혹은 EKG 신호는 심장 매개변수를 추출하기 위해 대동맥 압력 또는 모터 전류와 같이 컨트롤러에 이용가능한 다른 신호 및 데이터와 함께 사용될 수 있다. EKG 신호는 LVEDP와 같이 또 다른 측정을 위한 타이밍을 결정하는 데 사용될 수 있다.
단계 408에서, 로터의 펌프 속도는 EKG 신호에 기초하여 조정된다. 로터의 펌프 속도는 EKG 신호 자체 또는 EKG 신호로부터 결정된 심장 매개변수에 기초하여 컨트롤러에 의해 조정될 수 있다. 컨트롤러는, EKG 신호 및 기타 심장 매개변수에 기초하여, 환자의 심장 건강이 개선되고 있으며 환자가 순환계 지지를 중단해야 한다고 결정할 수 있다. 그런 다음, 컨트롤러는 로터의 펌프 속도를 자동으로 조정하여 펌프 속도를 감소시키거나, 혹은 환자가 중단해야 한다고 임상의사에게 경고하고 임상의사가 로터 펌프 속도를 수동으로 조정하게 할 수 있다.
단계 410에서, 심장 이벤트가 EKG 신호에 기초하여 식별된다. 컨트롤러는 EKG 신호를 분석하고 불규칙한 심장 박동 또는 너무 빠르거나 너무 느린 심장 박동과 같은 심장 이벤트를 결정하기 위한 소프트웨어를 포함할 수 있다. 컨트롤러는 식별된 심장 이벤트에 대한 치료 방법을 추가로 결정할 수 있다. 단계 412에서, 식별된 심장 이벤트에 기초하여 디스플레이를 위해 경고가 생성된다. 컨트롤러는 임상의사에게 경고하고 심장 이벤트가 감지되었다는 통지를 표시할 수 있다. 또한, 컨트롤러는 치료 방법에 대한 권고를 표시할 수 있거나 및/또는 임상의사가 혈관내 심장 펌프에 결합된 전극에 의해 권고된 치료 방법을 시행하게 할 수 있다.
전극을 혈관내 혈액 펌프와 통합함으로써, 전극에 의해 감지된 신호는 혈액 펌프의 작동을 제어하는 혈액 펌프에 의해 이용될 수 있고, 또한 심장 기능 및 심장에 대한 중요한 정보를 이용가능한 다른 방법보다 훨씬 빠르게 임상의사에게 제공하기 위해 분석될 수 있다. 또한, 도 5-8에 관해 후술하는 바와 같이, 전극이 이미 심장 안에 있기 때문에, 최소한의 지연으로 심장의 제세동 및 페이싱과 같은 치료를 제공하기 위해 전극이 사용될 수 있다.
도 5는 전극(예를 들어, 도 1의 전극(112), 도 2의 전극(212), 도 3의 전극(312))을 포함하는 혈관내 혈액 펌프(예를 들어, 도 1의 혈액 펌프 시스템(100), 도 2의 혈액 펌프(201), 도 3의 혈액 펌프(301))로 심장 지지를 제공하기 위한 예시적인 방법(500)을 도시하는 흐름도이다. 도 5에 설명된 방법은 혈관내 혈액 펌프 시스템(예를 들어, 도 1의 혈액 펌프 시스템(100), 도 2의 좌심장 혈액 펌프 시스템(200), 도 3의 우심장 혈액 펌프 시스템(300))에 적용된다. 단계 502에서, 혈관내 혈액 펌프는 환자의 혈관계 내에 위치된다. 단계 504에서, 혈관내 혈액 펌프는 펌프 하우징 내의 로터를 펌프 속도로 회전시킴으로써 작동된다. 단계 506에서, 혈관내 혈액 펌프에 결합된 전극은 혈관계에서 EKG 신호를 측정하는데 사용된다. 단계 508에서, 로터의 펌프 속도는 EKG 신호에 기초하여 조정된다. 단계 510에서, 심장 이벤트가 EKG 신호에 기초하여 식별된다. 예를 들어, EKG 신호는 불규칙한 심장 박동이 있는지 또는 심장 박동을 정상화하기 위해 제세동 또는 페이싱을 필요로 하는 너무 빠르거나 너무 느린 심장 박동이 있는지 여부를 결정하기 위해 분석될 수 있다. 단계 512에서, 식별된 심장 이벤트에 기초하여, 심장을 제세동하거나 페이싱하기 위해, 전극을 통해 전하가 혈관계에 제공된다.
도 4 및 5의 방법이 전극에 결합된 혈관내 혈액 펌프에 관해 설명되지만, 상기 방법은 외과적으로 또는 환자의 혈관계를 통한 경피적 삽입에 의해 혈관계에 배치될 수 있는 결부된 전극을 갖는 임의의 기계적 순환 지지 장치에도 적용될 수 있다. 예를 들어, 도 4 및 5의 방법은 IABP, ECMO 장치, 외과적으로 이식된 LVAD, 경피적으로 팽창가능한 혈액 펌프, 우심장 또는 좌심장에 위치된 혈관내 혈액 펌프 시스템과 같은 기계적 순환 지지 장치에 적용할 수 있다.
도 6은 순환 지지를 제공하면서도 EKG 신호를 측정하기 위한 예시적인 방법(600)을 예시하는 흐름도이다. 도 6에 설명된 방법은 IABP, ECMO 장치, LVAD, 팽창가능한 혈액 펌프, 혈관내 혈액 펌프(예를 들어, 도 2의 혈액 펌프(201), 도 3의 혈액 펌프(301)) 및 혈액 펌프 시스템(예를 들어, 도 1의 혈액 펌프 시스템(100), 도 2의 좌심장 혈액 펌프 시스템(200), 도 3의 우심장 혈액 펌프 시스템(300)를 포함하는 임의의 기계적 순환 지지 장치에 적용된다. 단계 602에서, 전극(예를 들어, 도 1의 전극(112), 도 2의 전극(212), 도 3의 전극(312))을 포함하는 순환 지지 장치가 환자의 혈관계 내에 배치된다. 단계 604에서, 순환 지지 장치는 환자의 혈관계 내에서 작동된다. 예를 들어, 순환 지지 장치는 환자의 심장을 통해 혈액을 펌핑하여 연속적 또는 박동성 심장 지지를 제공하도록 작동될 수 있다. 단계 606에서 EKG 신호가 전극을 사용하여 혈관계 내에서 측정되고, 단계 608에서 EKG 신호는 순환 지지 장치의 컨트롤러로 전송된다.
단계 610에서, 심장 특성이 컨트롤러에 의해 EKG 신호로부터 결정된다. 한 예로서, EKG 신호로부터 추출된 심장 특성은 불규칙한 박동, 너무 느리거나 너무 빠른 박동, 박동 건너뛰기와 같은 심장 박동의 특성일 수 있다. 또 다른 예로서, LVEDP의 측정을 위한 타이밍이 EKG 신호에 나타난 R-파의 피크로부터 결정될 수 있으며, 이에 기초하여 정확한 LVEDP 값이 측정될 수 있다. 다른 심장 매개변수 및 특성이 압력 측정, 펌프 또는 모터 매개변수와 같이 순환 지지 장치에 사용할 수 있는 EKG 신호와 기타 다른 신호 및 정보로부터 추출될 수 있다. 심장 특성이 결정된 후에, 심장 특성은 임상의사에게 표시되거나, 혹은 컨트롤러에 의해, 불규칙한 심장 박동을 교정하거나 혹은 심장 기능이 개선된 환자를 지지로부터 중단하기 위해 순환 지지 장치에 의해 제공되는 순환 지지의 수준을 감소시키기 위해 전기 충격을 가하는 것과 같은 치료 방법을 결정하고 구현하는 데 사용될 수 있다.
도 7은 환자 심장의 페이싱을 제공하기 위한 예시적인 방법(700)을 예시하는 흐름도이다. 도 7에 설명된 방법은, IABP, ECMO 장치, LVAD, 팽창가능한 혈액 펌프, 혈관내 혈액 펌프(예를 들어, 도 2의 혈액 펌프(201), 도 3의 혈액 펌프(301)) 및 혈액 펌프 시스템(예를 들어, 도 1의 혈액 펌프 시스템(100), 도 2의 좌심장 혈액 펌프 시스템(200), 도 3의 우심장 혈액 펌프 시스템(300)를 포함하는 임의의 기계적 순환 지지 장치에 적용된다. 단계 702에서, 전극(예를 들어, 도 1의 전극(112), 도 2의 전극(212), 도 3의 전극(312))을 포함하는 순환 지지 장치가 환자의 혈관계 내에 배치된다. 단계 704에서, 순환 지지 장치는 환자의 혈관계 내에서 작동된다. 예를 들어, 순환 지지 장치는 환자의 심장을 통해 혈액을 펌핑하여 연속적 또는 박동성 심장 지지를 제공하도록 작동될 수 있다. 단계 706에서, EKG 신호가 전극을 사용하여 혈관계 내에서 측정된다.
단계 708에서, 환자 심장의 페이싱에 대한 필요성이 EKG 신호에 기초하여 결정된다. 예를 들어, 비정상적으로 느린 심장 박동은 심장 조절의 필요성 및 서맥을 나타낼 수 있다. 페이싱의 필요성은, EKG 신호를 기준 신호와 비교하거나, 현재 EKG 신호를 환자의 과거 EKG 신호와 비교하거나, 혹은 EKG 신호로부터 추출한 분당 심장 박동 수를 임계값, 예를 들어 성인의 경우 분당 60회의 박동 수(BPM)와 비교함으로써 결정될 수 있다. 대안으로, 비정상적으로 느린 심박수는 서맥을 식별하도록 프로그래밍된 소프트웨어에 의해 결정되거나 또는 이러한 이벤트를 식별하도록 훈련된 기계-학습 알고리즘에 의해 결정될 수 있다.
단계 710에서, 전극에 전달하여 환자의 심장에 페이싱을 제공하기 위해 전하가 전송된다. 전하의 타이밍, 전류, 심박수 및 기타 매개변수는 임상의사에 의해 시스템에 입력될 수 있거나 혹은 컨트롤러에 의해 결정되고 임상의사가 승인할 수 있다. 전하가 심장 내의 전극으로 전달된다. 전극이 이미 제자리에 있고 전하가 심장에 직접 전달될 수 있기 때문에, 전극을 포함하는 순환 지지 장치를 사용하는 심장의 페이싱은 경피적 페이싱을 사용하는 치료보다 더 효율적이고 덜 위험하다.
도 8은 환자 심장의 제세동을 제공하기 위한 예시적인 방법(800)을 도시하는 흐름도이다. 도 8에 설명된 방법은, IABP, ECMO 장치, LVAD, 팽창가능한 혈액 펌프, 혈관내 혈액 펌프(예를 들어, 도 2의 혈액 펌프(201), 도 3의 혈액 펌프(301)) 및 혈액 펌프 시스템(예를 들어, 도 1의 혈액 펌프 시스템(100), 도 2의 좌심장 혈액 펌프 시스템(200), 도 3의 우심장 혈액 펌프 시스템(300)를 포함하는 임의의 기계적 순환 지지 장치에 적용된다. 단계 802에서, 전극(예를 들어, 도 1의 전극(112), 도 2의 전극(212), 도 3의 전극(312))을 포함하는 순환 지지 장치가 환자의 혈관계 내에 배치된다. 단계 804에서, 순환 지지 장치는 환자의 혈관계 내에서 작동된다. 예를 들어, 순환 지지 장치는 환자의 심장을 통해 혈액을 펌핑하여 연속적 또는 박동성 심장 지지를 제공하도록 작동될 수 있다. 단계 806에서, EKG 신호가 전극을 사용하여 혈관계 내에서 측정된다.
단계 808에서, 환자 심장의 제세동에 대한 필요성이 EKG 신호에 기초하여 결정된다. 예를 들어, 불규칙한 심장 박동 혹은 너무 빠른 심장 박동은, 심실 세동 또는 무맥성 심실 빈맥과 같이 제세동이 적절한 치료인 심장 부정맥을 나타낼 수 있다. 불규칙한 심장 박동은, EKG 신호를 기준 신호와 비교하거나, 현재 EKG 신호를 환자의 과거 EKG 신호와 비교하거나, EKG 신호로부터 추출한 분당 심장 박동 수를 임계값과 비교하거나, 또는 EKG 신호와 심정지와 관련된 심장 박동의 기준 리듬을 비교함으로써 결정될 수 있다. 대안으로, 이러한 불규칙성은, 불규칙하거나 너무 빠른 심장 박동을 식별하도록 프로그래밍된 소프트웨어에 의해 또는 이러한 이벤트를 식별하도록 훈련된 기계-학습 알고리즘에 의해 결정될 수 있다.
단계 810에서, 전극에 전달하여 환자의 심장에 제세동을 제공하기 위해 전하가 전송된다. 감전의 타이밍과 전압은 임상의사에 의해 시스템에 입력될 수 있고, 혹은 컨트롤러에 의해 결정되고 임상의사에 의해 승인될 수도 있다. 그런 다음 일정량의 전류가 전극을 통해 심장으로 전달되어 심장 근육을 탈분극시키고 부정맥을 종료한다. 전극이 이미 제자리에 있고 전하가 심장에 직접 전달될 수 있기 때문에, 전극을 포함하는 순환 지지 장치를 사용하는 심장의 제세동은 수동 외부 제세동기를 사용하는 치료보다 더 효율적이고 덜 위험하다.
전술한 설명은 단지 기술의 원리를 예시하기 위한 것이다. 따라서, 본 명세서에 기술된 장치 및 방법은 제한이 아닌 예시의 목적으로 제시된 설명된 구현 이외에도 실행될 수 있다.
또한, 개시된 특징들은 본 명세서에 설명된 하나 이상의 다른 특징과 함께 임의의 조합 및 하위 조합(가령, 다중 종속 조합 및 그 하위 조합 포함)으로 구현될 수 있다. 임의의 구성요소들 포함하여, 위에서 설명되거나 예시된 다양한 특징들은 그 밖의 다른 시스템과 결합되거나 통합될 수 있다. 또한, 특정 특징들은 기술의 사상을 벗어나지 않고도 생략되거나 구현되지 않을 수도 있다.
설명된 시스템 및 방법은 심장 펌프 시스템, 혹은, 심장 펌프 시스템의 컨트롤러, 가령, AIC에서 국부적으로 구현될 수 있다. 심장 펌프 시스템은 데이터 처리 장치를 포함할 수 있다. 본 명세서에 설명된 시스템 및 방법은 원격으로 별도의 데이터 처리 장치에서 구현될 수도 있다. 별도의 데이터 처리 장치는 클라우드 애플리케이션을 통해 심장 펌프 시스템에 직접 또는 간접적으로 연결될 수 있다. 심장 펌프 시스템은 별도의 데이터 처리 장치와 실시간으로(또는 거의 실시간으로) 통신할 수 있다.
컴퓨터 프로그램의 실행에 적합한 프로세서는, 예로서, 범용 및 특정 목적의 마이크로프로세서, 및 임의의 종류의 디지털 컴퓨터의 임의의 하나 이상의 프로세서를 포함한다. 일반적으로, 프로세서는 리드-온리 메모리 또는 랜덤 액세스 메모리 또는 이 둘 다에서 명령과 데이터를 수신할 것이다. 컴퓨터의 필수 요소는 명령을 수행하기 위한 프로세서와 명령 및 데이터를 저장하기 위한 하나 이상의 메모리 장치이다. 일반적으로, 컴퓨터는 또한 데이터를 저장하기 위한 하나 이상의 대용량 저장 장치, 예를 들어 자기, 광자기 디스크, 또는 광 디스크로부터 데이터를 수신하거나 이들로 데이터를 전송하거나 혹은 이 둘 모두를 포함하거나 작동 가능하게 연결된다. 그러나, 컴퓨터에는 그러한 장치가 필요하지 않다.
예시적인 구현예
이미 설명된 바와 같이, 본 명세서에 개시된 시스템 및 방법은 다양한 방식으로 구현될 수 있다. 이에 관해, 전술한 개시 내용은, 이들에만 제한되지는 않지만, 예시적인 구현예들의 하기 카테고리에서 설명되는 시스템, 방법, 및 이들의 조합 및 그 하위 조합을 포함한다.
카테고리 A:
A1: 기계적 순환 지지 시스템에 있어서, 상기 시스템은:
기계적 순환 지지 장치; 및
기계적 순환 지지 장치에 결합된 전극을 포함하는, 기계적 순환 지지 시스템.
A2: A1에 있어서, 기계적 순환 지지 장치는 환자의 심장에 적어도 부분적으로 위치하도록 구성되는, 기계적 순환 지지 시스템.
A3: A1 또는 A2에 있어서, 기계적 순환 지지 장치는 혈관내 혈액 펌프, 체외막 산소화(ECMO) 장치, 대동맥내 풍선 펌프, 외과적으로 이식된 좌심실 보조 장치(LVAD), 혹은 우심장 또는 좌심장에 위치된 경피적 팽창가능한 혈액 펌프 중 하나인, 기계적 순환 지지 시스템.
A4: A1-A3 중 어느 하나에 있어서, 전극으로부터의 전기 신호는 심전도(EKG) 신호인, 기계적 순환 지지 시스템.
A5: A1-A4 중 어느 하나에 있어서, 전극은 심장에 위치하도록 구성되는, 기계적 순환 지지 시스템.
A6: A1-A5 중 어느 하나에 있어서, 전극은 컨트롤러에 통신 가능하게 결합되고, 컨트롤러는 전극으로부터 전기 신호를 수신하도록 구성되는, 기계적 순환 지지 시스템.
A7: A6에 있어서, 컨트롤러는 기계적 순환 지지 장치에 의해 제공되는 지지 수준을 제어하도록 구성되는, 기계적 순환 지지 시스템.
A8: A7에 있어서, 컨트롤러는:
전극으로부터 전기 신호를 처리하고;
전극으로부터 전기 신호를 표시하기 위해 생성하도록 구성되는, 기계적 순환 지지 시스템.
A9: A8에 있어서, 컨트롤러는 EKG 신호로부터 좌심실 이완기말압(LVEDP)을 추출하도록 구성되는, 기계적 순환 지지 시스템.
A10: A9에 있어서, 컨트롤러는 디스플레이에 EKG 신호 및 LVEDP를 표시하도록 구성되는, 기계적 순환 지지 시스템.
A11: A6-A10 중 어느 하나에 있어서, 컨트롤러는:
메모리에 과거 LVEDP를 저장하고;
새로운 LVEDP를 메모리에서 접근된 과거 LVEDP와 비교하고;
새로운 LVEDP와 과거 LVEDP의 차이를 결정하도록 구성되는, 기계적 순환 지지 시스템.
A12: A11에 있어서, 컨트롤러는 새로운 LVEDP와 과거 LVEDP 간의 차이에 기초하여 지지 권고를 결정하도록 추가로 구성되는, 기계적 순환 지지 시스템.
A13: A12에 있어서, 컨트롤러는, 새로운 LVEDP와 과거 LVEDP 간의 차이가 양의 값일 때, 기계적 순환 지지 장치에 의한 지지를 증가시키기 위한 지지 권고를 결정하도록 구성되는, 기계적 순환 지지 시스템.
A14: A12에 있어서, 컨트롤러는, 새로운 LVEDP와 과거 LVEDP 간의 차이가 음의 값일 때, 지지를 감소시키기 위한 지지 권고를 결정하도록 구성되는, 기계적 순환 지지 시스템.
A15: A12-A14 중 어느 하나에 있어서, 컨트롤러는 지지 권고를 표시하기 위해 생성하도록 추가로 구성되는, 기계적 순환 지지 시스템.
A16: A12-A15 중 어느 하나에 있어서, 컨트롤러는 지지 권고를 자동으로 구현하도록 추가로 구성되는, 기계적 순환 지지 시스템.
A17: A1-A16 중 어느 하나에 있어서, 기계적 순환 지지 장치에 결합된 기준 전극을 추가로 포함하는, 기계적 순환 지지 시스템.
카테고리 B:
B1: 혈관내 혈액 펌프 시스템에 있어서, 상기 시스템은:
근위 단부 및 원위 단부를 갖는 카테터;
카테터의 원위 단부의 원위에 배치된 펌프 하우징;
펌프 하우징에 적어도 부분적으로 위치된 로터; 및
혈액 펌프의 원위 영역에 결합된 전극을 포함하는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
B2: B1에 있어서, 추가로:
펌프 하우징의 원위에 배치된 가요성 돌출부를 포함하는, 혈관내 혈액 펌프.
B3: B1 또는 B2에 있어서, 전극은 가요성 돌출부 상에 위치되는, 혈관내 혈액 펌프.
B4: B1-B3 중 어느 하나에 있어서, 전극은 센서로서 기능하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프.
B5: B1-B4 중 어느 하나에 있어서, 추가로:
펌프 하우징에 결합된 캐뉼라를 포함하는, 혈관내 혈액 펌프.
B6: B5에 있어서, 가요성 돌출부는 캐뉼라의 원위 단부에 위치되는, 혈관내 혈액 펌프.
B7: B1-B6 중 어느 하나에 있어서, 추가로:
로터로부터 카테터를 통해 카테터의 근위 단부로 연장하는 구동 케이블을 포함하되, 상기 구동 케이블은 펌프 하우징 내에서 로터를 구동시키도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프.
B8: B1-B7 중 어느 하나에 있어서, 추가로:
전극으로부터 카테터를 통해 카테터의 근위 단부로 연장되는 전선을 포함하는, 혈관내 혈액 펌프.
B9: B8에 있어서, 전선은 펌프 하우징의 측벽에 매립되는, 혈관내 혈액 펌프.
B10: B8 또는 B10에 있어서, 전선은 전극으로부터 카테터의 근위 단부로 신호를 전송하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프.
B11: B7-B10 중 어느 하나에 있어서, 전선은 전극에 전달하기 위해 카테터의 근위 단부로부터 전하를 전송하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프.
B12: B1-B11 중 어느 하나에 있어서, 전극은 심장 내에 위치하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프.
B13: B1-B12 중 어느 하나에 있어서, 추가로:
펌프 하우징에 형성된 복수의 구멍; 및
펌프 하우징에 형성된 복수의 출구 구멍을 포함하는, 혈관내 혈액 펌프.
B14: B13에 있어서, 카테터에 결합된 기준 전극을 추가로 포함하는, 혈관내 혈액 펌프.
B15: B13 또는 B14에 있어서, 복수의 입구 구멍은 심장의 좌심실에 위치하도록 구성되고, 출구 구멍은 입구 구멍의 근위에 위치되며 심장의 대동맥에 위치하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프.
B16: B15에 있어서, 전극은 좌심실에 위치하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프.
B17: B16에 있어서, 전극은 좌심실 내에 전하를 전송함으로써 심장을 제세동하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프.
B18: B16에 있어서, 전극은 좌심실 내에 전하를 전송함으로써 심장에 페이싱을 제공하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프.
B19: B13에 있어서, 복수의 입구 구멍은 심장의 하대정맥에 위치하도록 구성되고, 복수의 출구 구멍은 입구 구멍의 원위에 위치되며 심장의 폐동맥에 위치하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프.
B20: B19에 있어서, 전극은 우심실에 위치하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프.
B21: B20에 있어서, 전극은 우심실 내에 전하를 전송함으로써 심장을 제세동하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프.
B22: B20에 있어서, 전극은 우심실 내에 전하를 전송함으로써 심장에 페이싱을 제공하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프.
B23: B1-B22 중 어느 하나에 있어서, 카테터에 결합된 압력 센서를 추가로 포함하는, 혈관내 혈액 펌프.
카테고리 C:
C1: A 기계적 순환 지지 시스템에 있어서, 상기 시스템은:
기계적 순환 지지 장치;
기계적 순환 지지 장치에 통신 가능하게 연결되고 기계적 순환 지지 장치에 의해 제공되는 지지 수준을 제어하도록 구성된 컨트롤러; 및
기계적 순환 지지 장치에 결합된 전극을 포함하는, 기계적 순환 지지 시스템.
C2: C1에 있어서, 전극은 컨트롤러에 통신 가능하게 연결되고, 컨트롤러는 전극으로부터 전기 신호를 수신하도록 구성되는, 기계적 순환 지지 시스템.
C3: C2에 있어서, 컨트롤러는:
전극으로부터 전기 신호를 처리하고;
전극으로부터 전기 신호를 표시하기 위해 생성하도록 구성되는, 기계적 순환 지지 시스템.
C4: C2 또는 C3에 있어서, 전극으로부터의 전기 신호는 심전도(EKG) 신호인, 기계적 순환 지지 시스템.
C5: C1-C4 중 어느 하나에 있어서, 전극은 심장에 위치하도록 구성되는, 기계적 순환 지지 시스템.
C6: C4에 있어서, 컨트롤러는 EKG 신호로부터 좌심실 이완기말압(LVEDP)을 추출하도록 구성되는, 기계적 순환 지지 시스템.
C7: C6에 있어서, 컨트롤러는 디스플레이에 EKG 신호 및 LVEDP를 표시하도록 구성되는, 기계적 순환 지지 시스템.
C8: C6 또는 C7에 있어서, 컨트롤러는:
메모리에 과거 LVEDP를 저장하고;
새로운 LVEDP를 메모리에서 접근된 과거 LVEDP와 비교하고;
새로운 LVEDP와 과거 LVEDP의 차이를 결정하도록 구성되는, 기계적 순환 지지 시스템.
C9: C8에 있어서, 컨트롤러는 새로운 LVEDP와 과거 LVEDP 간의 차이에 기초하여 지지 권고를 결정하도록 추가로 구성되는, 기계적 순환 지지 시스템.
C10: C9에 있어서, 컨트롤러는, 새로운 LVEDP와 과거 LVEDP 간의 차이가 양의 값일 때, 지지를 증가시키기 위한 지지 권고를 결정하도록 구성되는, 기계적 순환 지지 시스템.
C11: C9에 있어서, 컨트롤러는, 새로운 LVEDP와 과거 LVEDP 간의 차이가 음의 값일 때, 지지를 감소시키기 위한 지지 권고를 결정하도록 구성되는, 기계적 순환 지지 시스템.
C12: C9-C11 중 어느 하나에 있어서, 컨트롤러는 지지 권고를 표시하기 위해 생성하도록 추가로 구성되는, 기계적 순환 지지 시스템.
C13: C9-C12 중 어느 하나에 있어서, 컨트롤러는 지지 권고를 자동으로 구현하도록 추가로 구성되는, 기계적 순환 지지 시스템.
C14: C9-C13 중 어느 하나에 있어서, 기준 전극을 추가로 포함하는, 기계적 순환 지지 시스템.
카테고리 D:
D1: 혈관내 혈액 펌프 시스템에 있어서, 상기 시스템은:
혈관내 혈액 펌프를 포함하되, 상기 혈관내 혈액 펌프는:
근위 단부 및 원위 단부를 갖는 카테터;
카테터의 원위 단부의 원위에 배치된 펌프 하우징; 및
펌프 하우징에 적어도 부분적으로 위치된 로터를 포함하되, 상기 로터는 회전 구동되도록 구성되며;
혈관내 혈액 펌프에 통신 가능하게 연결되고 로터의 속도를 제어함으로써 혈관내 혈액 펌프에 의해 제공되는 지지 수준을 제어하도록 구성되는 컨트롤러; 및
혈관내 혈액 펌프에 결합된 전극을 포함하는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D2: D1에 있어서, 추가로:
펌프 하우징의 원위에 배치된 가요성 돌출부를 포함하는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D3: D1 또는 D2에 있어서, 전극은 가요성 돌출부 상에 위치되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D4: D1-D3 중 어느 하나에 있어서, 전극은 센서로서 기능하도록 구성되는,, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D5: D1-D4 중 어느 하나에 있어서, 추가로:
펌프 하우징에 결합된 캐뉼라를 포함하는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D6: D5에 있어서, 가요성 돌출부는 캐뉼라의 원위 단부에 위치되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D7: D1-D6 중 어느 하나에 있어서, 추가로:
로터로부터 카테터를 통해 카테터의 근위 단부로 연장하는 구동 케이블을 포함하되, 상기 구동 케이블은 펌프 하우징 내에서 로터를 구동시키도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D8: D1-D7 중 어느 하나에 있어서, 추가로:
전극으로부터 카테터를 통해 카테터의 근위 단부로 연장되는 전선을 포함하는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D9: D8에 있어서, 전선은 펌프 하우징의 측벽에 매립되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D10: D8 또는 D9에 있어서, 전극은 전선에 의해 컨트롤러에 통신 가능하게 연결되고, 컨트롤러는 전선을 통해 전극으로부터 전기 신호를 수신하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D11: D8-D10 중 어느 하나에 있어서, 컨트롤러는:
전극으로부터 전기 신호를 처리하고;
디스플레이 상에 전극으로부터의 전기 신호를 표시하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D12: D8-D11 중 어느 하나에 있어서, 전극으로부터의 전기 신호는 심전도(EKG) 신호인, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D13: D12에 있어서, 컨트롤러는 EKG 신호로부터 좌심실 이완기말압(LVEDP)을 추출하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D14: D13에 있어서, 컨트롤러는 디스플레이에 EKG 신호 및 LVEDP 중 적어도 하나를 표시하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D15: D13 또는 D14에 있어서, 컨트롤러는:
메모리에 과거 LVEDP를 저장하고;
새로운 LVEDP를 메모리에서 접근된 과거 LVEDP와 비교하고;
새로운 LVEDP와 과거 LVEDP의 차이를 결정하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D16: D15에 있어서, 컨트롤러는 새로운 LVEDP와 과거 LVEDP 간의 차이에 기초하여 지지 권고를 결정하도록 추가로 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D17: D16에 있어서, 컨트롤러는, 새로운 LVEDP와 과거 LVEDP 간의 차이가 양의 값일 때, 지지를 증가시키기 위한 지지 권고를 결정하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D18: D16에 있어서, 컨트롤러는, 새로운 LVEDP와 과거 LVEDP 간의 차이가 음의 값일 때, 지지를 감소시키기 위한 지지 권고를 결정하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D19: D16-D18 중 어느 하나에 있어서, 컨트롤러는 디스플레이 상에 지지 권고를 표시하도록 추가로 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D20: D16-D19 중 어느 하나에 있어서, 컨트롤러는 지지 권고를 자동으로 구현하도록 추가로 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D21: D13-D20 중 어느 하나에 있어서, 컨트롤러는 EKG 신호에 기초하여 치료 권고를 결정하도록 추가로 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D22: D13-D20 중 어느 하나에 있어서, 컨트롤러는 디스플레이 상에 치료 권고의 표시를 디스플레이 하도록 추가로 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D23: D22에 있어서, 카테터에 결합된 기준 전극을 추가로 포함하는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D24: D23에 있어서, 컨트롤러는 사용자 입력에 응답하여 심장의 제세동 또는 심장의 페이싱을 제공하기 위해 전선을 통해 전극에 전달을 위해 전하를 전송하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D25: D23에 있어서, 컨트롤러는 치료 권고에 기초하여 심장의 제세동 또는 심장의 페이싱을 제공하기 위해 전선을 통해 전극에 전달을 위해 전하를 자동으로 전송하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D26: D1-D25 중 어느 하나에 있어서, 전극은 심장 내에 위치하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D27: D1-D26 중 어느 하나에 있어서, 혈관내 혈액 펌프는 추가로:
캐뉼라에 형성된 복수의 입구 구멍; 및
펌프 하우징에 형성된 복수의 출구 구멍을 포함하는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D28: D27에 있어서, 복수의 입구 구멍은 심장의 좌심실에 위치하도록 구성되고, 출구 구멍은 입구 구멍의 근위에 위치되며 심장의 대동맥에 위치하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D29: D28에 있어서, 전극은 좌심실에 위치하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D30: D29에 있어서, 전극은 좌심실 내에 전하를 전송함으로써 심장을 제세동하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D31: D29에 있어서, 전극은 좌심실 내에 전하를 전송함으로써 심장에 페이싱을 제공하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D32: D27에 있어서, 복수의 입구 구멍은 심장의 하대정맥에 위치하도록 구성되고, 복수의 출구 구멍은 입구 구멍의 원위에 위치되며 심장의 폐동맥에 위치하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D33: D32에 있어서, 전극은 우심실에 위치하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D34: D33에 있어서, 전극은 우심실 내에 전하를 전송하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D35: D33에 있어서, 전극은 우심실 내에 전하를 전송함으로써 심장에 페이싱을 제공하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
D36: D1-D35 중 어느 하나에 있어서, 카테터에 결합된 압력 센서를 추가로 포함하는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
카테고리 E:
E1: 혈관내 혈액 펌프로 순환 지지를 제공하는 방법으로서, 상기 방법은:
환자의 혈관계 내에 혈관내 혈액 펌프를 배치하는 단계;
펌프 하우징 내에서 혈관내 혈액 펌프의 로터를 펌프 속도로 회전시킴으로써, 혈관내 혈액 펌프를 작동시키는 단계;
혈관내 혈액 펌프에 결합된 전극을 사용하여 혈관계 내의 심전도(EKG) 신호를 측정하는 단계; 및
EKG 신호에 기초하여 로터의 펌프 속도를 조정하는 단계를 포함하는, 방법.
E2: E1에 있어서, 환자의 혈관계 내에 혈관내 혈액 펌프를 배치하는 단계는 전극이 심장에 위치하도록 혈관내 혈액 펌프를 환자의 심장에 배치하는 단계를 추가로 포함하는, 방법.
E3: E2에 있어서, 추가로:
EKG 신호를 표시하기 위해 생성하는 단계; 및
펌프 속도를 조정하기 위해 사용자 입력을 수신하는 단계를 포함하는, 방법.
E4: E3에 있어서, 추가로:
EKG 신호에 기초하여 펌프 속도를 조정하기 위한 권고를 표시하기 위해 생성하는 단계를 포함하는, 방법.
E5: E1-E4에 있어서, 추가로:
EKG 신호로부터 좌심실 이완기말압(LVEDP)을 계산하는 단계를 포함하는, 방법.
E6: E5에 있어서, 추가로:
EKG 신호로부터 계산된 LVEDP에 기초하여 펌프 속도를 조정하기 위한 권고를 결정하는 단계를 포함하는, 방법.
E7: E6에 있어서, 펌프 속도를 조정하기 위한 권고를 결정하는 단계는, 추가로:
환자의 과거 LVEDP에 접근하는 단계;
환자의 현재 LVEDP를 과거 LVEDP와 비교하는 단계; 및
현재 LVEDP와 과거 LVEDP 간의 차이를 결정하는 단계를 포함하는, 방법.
E8: E7에 있어서, 추가로:
현재 LVEDP와 과거 LVEDP 간의 차이가 양의 값일 때, 펌프 속도를 높이기 위한 권고를 결정하는 단계를 포함하는, 방법.
E9: E7에 있어서, 추가로:
현재 LVEDP와 과거 LVEDP 간의 차이가 음의 값일 때, 펌프 속도를 줄이기 위한 권고를 결정하는 단계를 포함하는, 방법.
E10: E1-E9에 있어서, 추가로:
EKG 신호에 기초하여 심장의 페이싱을 제공하기 위한 권고를 결정하는 단계;
사용자에게 심장의 페이싱을 제공하기 위한 권고를 표시하기 위해 생성하는 단계; 및
사용자로부터 수신된 입력에 응답하여 환자의 심장을 페이싱하기 위해 전극에 전달을 위해 전하를 전송하는 단계를 포함하는, 방법.
E11: E10에 있어서, 심장을 페이싱하기 위해 전극에 전달을 위해 전하를 전송하는 단계는 기준 전극과 전극 사이에 전압을 전달하는 단계를 추가로 포함하는, 방법.
E12: E1-E9에 있어서, 추가로:
EKG 신호에 기초하여 심장의 제세동을 제공하기 위한 권고를 결정하는 단계;
사용자에게 심장의 제세동을 제공하기 위한 권고를 표시하기 위해 생성하는 단계; 및
사용자로부터 수신된 입력에 응답하여 환자의 심장을 제세동하기 위해 전극에 전달을 위해 전하를 전송하는 단계를 포함하는, 방법.
E12: E11에 있어서, 심장을 제세동하기 위해 전극에 전달을 위해 전하를 전송하는 단계는 기준 전극과 전극 사이에 전압을 전달하는 단계를 추가로 포함하는, 방법.
E13: E1-E12에 있어서, 환자의 혈관계 내에 혈관내 혈액 펌프를 배치하는 단계는 혈관내 혈액 펌프에 결합된 전극이 좌심실 내에 있도록 혈관계 내에 혈관내 혈액 펌프를 위치시키는 단계를 추가로 포함하는, 방법.
E14: E1-E12에 있어서, 환자의 혈관계 내에 혈관내 혈액 펌프를 배치하는 단계는 혈관내 혈액 펌프에 결합된 전극이 우심실 내에 있도록 혈관계 내에 혈관내 혈액 펌프를 위치시키는 단계를 추가로 포함하는, 방법.
카테고리 F:
F1: 순환 지지를 제공하면서 EKG 신호를 측정하는 방법에 있어서, 상기 방법은:
환자의 혈관계 내에 순환 지지 장치를 배치하는 단계를 포함하되, 상기 순환 지지 장치는 순환 지지 장치에 결합된 전극을 포함하며;
환자의 혈관계 내에서 순환 지지 장치를 작동시키는 단계; 및
전극을 사용하여 혈관계 내에서 심전도(EKG) 신호를 측정하는 단계를 포함하는, 방법.
F2: F1에 있어서, 순환 지지 장치는 혈관내 혈액 펌프인, 방법.
F3: F1 또는 F2에 있어서, 환자의 혈관계 내에 순환 지지 장치를 배치하는 단계는 전극이 심장에 위치하도록 환자의 심장 내에 순환 지지 장치를 배치하는 단계를 추가로 포함하는, 방법.
F4: F1-F3 중 어느 하나에 있어서, 추가로:
EKG 신호를 순환 지지 장치에 결합된 컨트롤러에 전송하는 단계를 포함하는, 방법.
F5: F4에 있어서, 추가로:
EKG 신호를 표시하기 위해 생성하는 단계를 포함하는, 방법.
F6: F4 또는 F5에 있어서, 추가로:
과거 EKG 신호로서 컨트롤러의 메모리에 EKG 신호를 저장하는 단계를 포함하는, 방법.
F7: F4-F6 중 어느 하나에 있어서, 추가로:
EKG 신호로부터 좌심실 이완기말압(LVEDP)을 계산하는 단계; 및
과거 LVEDP 신호로서 컨트롤러의 메모리에 LVEDP를 저장하는 단계를 포함하는, 방법.
F8: F6 또는 F7에 있어서, 추가로:
과거 LVEDP와 현재 LVEDP의 비교에 기초하여 치료 권고를 결정하는 단계를 포함하는, 방법.
F9: F8에 있어서, 추가로:
사용자에게 치료 권고를 표시하기 위해 생성하는 단계를 포함하는, 방법.
F10: F8에 있어서, 추가로:
치료 권고를 자동으로 수행하는 단계를 포함하는, 방법.
F11: F8-F10 중 어느 하나에 있어서, 추가로:
현재 LVEDP가 과거 LVEDP보다 높을 때 순환 지지 장치에 의해 제공되는 지지를 증가시키기 위해 권고를 결정하는 단계; 및
현재 LVEDP가 과거 LVEDP보다 낮을 때 순환 지지 장치에 의해 제공되는 지지를 줄이기 위한 권고를 결정하는 단계를 포함하는, 방법.
카테고리 G:
G1: 순환 지지를 제공하면서 환자의 심장의 페이싱을 제공하는 방법에 있어서, 상기 방법은:
환자의 혈관계 내에 순환 지지 장치를 배치하는 단계를 포함하되, 상기 순환 지지 장치는 순환 지지 장치에 결합된 전극을 포함하며;
혈관계 내에서 순환 지지 장치를 작동시키는 단계;
전극을 사용하여 혈관계 내의 심전도(EKG) 신호를 측정하는 단계;
EKG 신호에 기초하여 환자 심장의 페이싱의 필요성을 결정하는 단계; 및
환자의 심장에 페이싱을 제공하기 위해 전극에 전달을 위한 전하를 전송하는, 방법.
G2: G1에 있어서, 순환 지지 장치는 혈관내 혈액 펌프인, 방법.
G3: G1 또는 G2에 있어서, 환자의 혈관계 내에 순환 지지 장치를 배치하는 단계는, 전극이 심장에 위치하도록 환자의 심장 내에 순환 지지 장치를 배치하는 단계를 추가로 포함하는, 방법.
G4: G1-G3 중 어느 하나에 있어서, 추가로:
EKG 신호를 순환 지지 장치에 결합된 컨트롤러에 전송하는 단계를 포함하는, 방법.
G5: G4에 있어서, 추가로:
EKG 신호를 표시하기 위해 생성하는 단계를 포함하는, 방법.
G6: G4 또는 G5에 있어서, 추가로:
과거 EKG 신호로서 컨트롤러의 메모리에 EKG 신호를 저장하는 단계를 포함하는, 방법.
G7: G6에 있어서, 환자 심장의 페이싱의 필요성을 결정하는 단계는 과거 EKG 신호를 현재 EKG 신호와 비교하는 단계를 추가로 포함하는, 방법.
G8: G1-G6 중 어느 하나에 있어서, 환자 심장의 페이싱의 필요성을 결정하는 단계는, 추가로:
현재 EKG 신호로부터 EKG 신호 특성을 추출하는 단계; 및
EKG 신호 특성을 하나 이상의 임계값과 비교하는 단계를 포함하는, 방법.
G9: G6에 있어서, 환자 심장의 페이싱의 필요성을 결정하는 단계는, 추가로:
현재 EKG 신호로부터, 그리고, 과거 EKG 신호로부터, EKG 신호 특성을 추출하는 단계; 및
현재 EKG 신호 특성을 과거 EKG 특성과 비교하는 단계를 포함하는, 방법.
G10: G1-G9 중 어느 하나에 있어서, 환자의 심장에 페이싱을 제공하기 위해 전극에 전달을 위한 전하를 전송하는 단계는:
심박수를 증가시키기 위해 심장에 전달하기 위한 하나 이상의 전하를 전송하는 단계를 포함하는, 방법.
G11: G1-G10 중 어느 하나에 있어서, 환자의 혈관계 내에 순환 지지 장치를 배치하는 단계는, 추가로:
순환 지지 장치에 결합된 전극이 좌심실 또는 우심실 중 하나에 위치하도록, 순환 지지 장치를 환자의 혈관계 내에 배치하는 단계를 포함하는, 방법.
G12: G1-G11 중 어느 하나에 있어서, 환자의 심장을 페이싱하기 위해 전극에 전달을 위한 전하를 전송하는 단계는, 전극과 기준 전극 사이에 전압을 전송하는 단계를 추가로 포함하는, 방법.
카테고리 H:
H1: 순환 지지를 제공하면서 환자의 심장에 제세동을 제공하는 방법에 있어서, 상기 방법은:
환자의 혈관계 내에 순환 지지 장치를 배치하는 단계를 포함하되, 상기 순환 지지 장치는 순환 지지 장치에 결합된 전극을 포함하며;
혈관계 내에서 순환 지지 장치를 작동시키는 단계; 및
전극을 사용하여 혈관계 내의 심전도(EKG) 신호를 측정하는 단계;
EKG 신호에 기초하여 환자 심장의 제세동의 필요성을 결정하는 단계; 및
환자의 심장을 제세동하기 위해 전극에 전달을 위한 전하를 전송하는 단계를 포함하는, 방법.
H2: H1에 있어서, 순환 지지 장치는 혈관내 혈액 펌프인, 방법.
H3: H1 또는 H2에 있어서, 환자의 혈관계 내에 순환 지지 장치를 배치하는 단계는, 전극이 심장에 위치하도록 환자의 심장 내에 순환 지지 장치를 배치하는 단계를 추가로 포함하는, 방법.
H4: H1-H3 중 어느 하나에 있어서, 추가로:
EKG 신호를 순환 지지 장치에 결합된 컨트롤러에 전송하는 단계를 포함하는, 방법.
H5: H4에 있어서, 추가로:
EKG 신호를 표시하기 위해 생성하는 단계를 포함하는, 방법.
H6: H4 또는 H5에 있어서, 추가로:
과거 EKG 신호로서 컨트롤러의 메모리에 EKG 신호를 저장하는 단계를 포함하는, 방법.
H7: H6에 있어서, 환자 심장의 페이싱의 필요성을 결정하는 단계는 과거 EKG 신호를 현재 EKG 신호와 비교하는 단계를 추가로 포함하는, 방법.
H8: H1-H6 중 어느 하나에 있어서, 환자 심장의 제세동의 필요성을 결정하는 단계는, 추가로:
현재 EKG 신호로부터 EKG 신호 특성을 추출하는 단계; 및
EKG 신호 특성을 하나 이상의 임계값과 비교하는 단계를 포함하는, 방법.
H9: H6에 있어서, 환자 심장의 제세동의 필요성을 결정하는 단계는, 추가로:
현재 EKG 신호로부터, 그리고, 과거 EKG 신호로부터, EKG 신호 특성을 추출하는 단계; 및
현재 EKG 신호 특성을 과거 EKG 특성과 비교하는 단계를 포함하는, 방법.
H10: H1-H9 중 어느 하나에 있어서, 환자의 심장에 제세동을 제공하기 위해 전극에 전달을 위한 전하를 전송하는 단계는:
심장의 기능을 다시 시작하기 위해 심장에 전달하기 위한 하나 이상의 전하를 전송하는 단계를 포함하는, 방법.
H11: H1-H10 중 어느 하나에 있어서, 환자의 혈관계 내에 순환 지지 장치를 배치하는 단계는, 추가로:
순환 지지 장치에 결합된 전극이 좌심실 또는 우심실 중 하나에 위치하도록, 순환 지지 장치를 환자의 혈관계 내에 배치하는 단계를 포함하는, 방법.
H12: H1-H11 중 어느 하나에 있어서, 환자 심장에 제세동을 제공하기 위해 전극에 전달을 위한 전하를 전송하는 단계는, 전극과 기준 전극 사이에 전압을 전송하는 단계를 추가로 포함하는, 방법.

Claims (20)

  1. 혈관내 혈액 펌프 시스템에 있어서, 상기 시스템은:
    혈관내 혈액 펌프를 포함하되, 상기 혈관내 혈액 펌프는:
    근위 단부 및 원위 단부를 갖는 카테터;
    카테터의 원위 단부에 결합된 펌프 하우징;
    펌프 하우징에 적어도 부분적으로 위치된 로터를 포함하되, 상기 로터는 회전 구동되도록 구성되며;
    펌프 하우징에 결합된 캐뉼라를 포함하고;
    혈관내 혈액 펌프에 결합되며 환자 심장의 심전도(EKG) 신호를 감지하도록 구성된 전극을 포함하는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
  2. 제1항에 있어서, 추가로:
    혈관내 혈액 펌프에 통신 가능하게 결합된 컨트롤러, 및 로터의 회전 구동 속도를 제어함으로써 혈관내 혈액 펌프에 의해 제공되는 지지 수준을 제어하도록 구성되는 전극을 포함하는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
  3. 제1항에 있어서, 혈관내 혈액 펌프는 캐뉼라의 원위 단부에 결합된 가요성 돌출부를 추가로 포함하고, 전극은 가요성 돌출부에 위치되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
  4. 제1항에 있어서, 혈관내 혈액 펌프는 로터로부터 카테터를 통해 카테터의 근위 단부로 연장하는 구동 케이블을 추가로 포함하고, 상기 구동 케이블은 로터를 회전 가능하게 구동하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
  5. 제1항에 있어서, 혈관내 혈액 펌프는 펌프 하우징 내에 위치된 모터를 추가로 포함하고, 상기 모터는 로터를 회전 가능하게 구동하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
  6. 제2항에 있어서, 컨트롤러는, 추가로:
    전극으로부터 EKG 신호를 처리하고;
    EKG 신호에 기초하여 좌심실 이완기말압(LVEDP)을 결정하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
  7. 제6항에 있어서, 컨트롤러는 디스플레이에 EKG 신호 및 LVEDP 중 적어도 하나를 표시하도록 추가로 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
  8. 제2항에 있어서, 컨트롤러는, 추가로:
    전극으로부터 제1 EKG 신호를 처리하고;
    제1 EKG 신호에 기초하여 제1 LVEDP을 결정하며;
    메모리에 제1 LVEDP를 저장하고;
    전극으로부터 제2 EKG 신호를 처리하며;
    제1 EKG 신호에 기초하여 제2 LVEDP을 결정하고;
    제2 LVEDP를, 메모리에서 접근된 제1 LVEDP와 비교하며; 그리고
    제2 LVEDP와 제1 LVEDP 간의 차이를 결정하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
  9. 제8항에 있어서, 컨트롤러는 제2 LVEDP와 제1 LVEDP 간의 차이에 기초하여 혈관내 혈액 펌프에 대한 지지 권고를 결정하도록 추가로 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
  10. 제9항에 있어서, 컨트롤러는 제2 LVEDP와 제1 LVEDP 간의 차이가 양의 값일 때 혈관내 혈액 펌프에 의해 제공되는 지지를 증가시키기 위한 지지 권고를 결정하도록 추가로 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
  11. 제9항에 있어서, 컨트롤러는 제2 LVEDP와 제1 LVEDP 간의 차이가 음의 값일 때 혈관내 혈액 펌프에 의해 제공되는 지지를 감소시키기 위한 지지 권고를 결정하도록 추가로 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
  12. 제9항에 있어서, 컨트롤러는 디스플레이 상에 상기 지지 권고를 표시하도록 추가로 구성되는 혈관내 혈액 펌프 시스템.
  13. 제9항에 있어서, 컨트롤러는 로터의 회전 구동 속도를 조정함으로써 지지 권고를 자동으로 구현하도록 추가로 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
  14. 제2항에 있어서, 컨트롤러는, 추가로:
    전극으로부터 EKG 신호를 처리하고;
    EKG 신호에 기초하여 환자 심장의 페이싱 또는 제세동을 제공하기 위한 권고를 결정하도록 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
  15. 제14항에 있어서, 컨트롤러는, 환자가 불규칙한 심장 박동을 경험하고 있는지를 EKG 신호가 나타내는지 여부에 적어도 부분적으로 기초하여, 권고를 결정하도록 추가로 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
  16. 제14항에 있어서, 컨트롤러는 상기 권고를 디스플레이에 표시하도록 추가로 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
  17. 제14항에 있어서, 전극은 환자의 심장 내에 전하를 생성함으로써 환자의 심장에 페이싱 또는 제세동을 제공하도록 추가로 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
  18. 제17항에 있어서, 컨트롤러는 전극이 환자의 심장 내에서 전하를 생성하게 함으로써 상기 권고를 자동으로 구현하도록 추가로 구성되는, 혈관내 혈액 펌프 시스템.
  19. 혈관내 혈액 펌프로 환자에게 순환 지지를 제공하는 방법에 있어서, 상기 방법은:
    컨트롤러의 하나 이상의 프로세서에 의해, 제1 펌프 속도로 펌핑하기 위해 혈관내 혈액 펌프를 제어하는 단계;
    하나 이상의 프로세서에 의해, 혈관내 혈액 펌프에 결합된 전극으로부터 환자 심장의 심전도(EKG) 신호를 수신하는 단계;
    하나 이상의 프로세서에 의해, EKG 신호에 기초하여 제2 펌프 속도를 결정하는 단계를 포함하되, 제2 펌프 속도는 제1 펌프 속도와 상이하며;
    하나 이상의 프로세서에 의해, 제2 펌프 속도로 펌핑하기 위해 혈관내 혈액 펌프를 제어하는 단계를 포함하는, 방법.
  20. 혈관내 혈액 펌프로 환자에게 순환 지지를 제공하면서 환자의 심장에 페이싱 또는 제세동을 제공하는 방법에 있어서, 상기 방법은:
    컨트롤러의 하나 이상의 프로세서에 의해, 제1 펌프 속도로 펌핑하기 위해 혈관내 혈액 펌프를 제어하는 단계;
    하나 이상의 프로세서에 의해, 혈관내 혈액 펌프에 결합된 전극으로부터 환자 심장의 심전도(EKG) 신호를 수신하는 단계;
    하나 이상의 프로세서에 의해, EKG 신호에 기초하여 환자 심장의 페이싱 또는 제세동의 필요성을 결정하는 단계; 및
    하나 이상의 프로세서에 의해, 전극을 제어하여 환자의 심장 내에서 전하를 생성하여 환자 심장의 페이싱 또는 제세동을 제공하는 단계를 포함하는, 방법.
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