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TW202440186A - 使用機械循環支撐裝置以估算收縮儲備 - Google Patents

使用機械循環支撐裝置以估算收縮儲備 Download PDF

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TW202440186A
TW202440186A TW112147892A TW112147892A TW202440186A TW 202440186 A TW202440186 A TW 202440186A TW 112147892 A TW112147892 A TW 112147892A TW 112147892 A TW112147892 A TW 112147892A TW 202440186 A TW202440186 A TW 202440186A
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TW
Taiwan
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metric
value
cardiac
cardiac contractility
support device
Prior art date
Application number
TW112147892A
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English (en)
Inventor
傑洛德 庫然爾
史蒂芬 凱勒爾
伊拉澤爾 艾德曼
阿和墨德 艾爾 卡特吉
Original Assignee
美商阿比奧梅德公司
美國麻省理工學院
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 美商阿比奧梅德公司, 美國麻省理工學院 filed Critical 美商阿比奧梅德公司
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Abstract

本發明提供用於判定一患者之一心臟之一收縮儲備之方法及設備。該方法包含：控制一心臟泵以依一第一速度操作；當該心臟泵依該第一速度操作時，基於自一馬達接收之一馬達電流信號而判定一心臟收縮性度量之一第一值；控制該心臟泵以依一第二速度操作；當該心臟泵依該第二速度操作時，至少部分地基於自該馬達接收之該馬達電流信號而判定該心臟收縮性度量之一第二值；至少部分地基於該心臟收縮性度量之該第一值及該第二值而判定一收縮儲備度量；及在與該心臟泵相關聯之一使用者介面上輸出該收縮儲備度量之一指示。

Description

使用機械循環支撐裝置以估算收縮儲備
本發明係關於用於使用一機械循環支撐裝置以估算收縮儲備之技術。
心血管疾病係發病率、死亡率及全球健康照護之負擔之一主要原因。已發開用於在自醫藥至機械裝置及移植之範圍內之心臟健康之多種治療模態。臨時心臟支持裝置(諸如心臟泵系統)提供血液動力學支持且促進心臟恢復。一些心臟泵系統可經皮插入心臟中且可與原生心臟並聯操作以補充心臟輸出。此等裝置之實例包含Impella®家族之裝置(Abiomed, Inc., Danvers, MA)。此等心臟泵系統可具有偵測血壓(或評估跨膜差壓)之感測器且可監測馬達電流，且可使用感測器及馬達電流讀數來幫助識別泵定位。
此等泵可定位於(例如)在一心臟腔室(諸如左心室)中以輔助心臟。在此情況下，泵可藉由一中空導管經由一股動脈插入且向上引入且進入一患者之心臟之左心室中。自此位置，泵入口可抽入血液且泵出口可將血液排出至主動脈中。依此方式，心臟之功能可由泵之操作替換或至少由泵之操作輔助。
一血管內泵通常連接至之一各自外部心臟泵控制器，其控制泵(諸如其馬達速度)且收集及顯示關於血泵之操作資料(諸如心臟信號位準、電池溫度、血液流率及管系完整性。一例示性心臟泵控制器可購自阿比奧梅德公司(Abiomed, Inc.)之商標Automated Impella Controller®。當操作資料值超出預定值或範圍時，控制器發出警報(例如若偵測到洩漏、吸入及/或泵故障)。控制器可包含其上顯示經構形以顯示操作資料及/或警報之一圖形使用者介面之一視訊顯示螢幕。
本文描述用於判定具有配置於其中之一機械循環支撐裝置之患者之一心臟之一收縮儲備度量之系統及方法。
在一些實施例中，一種判定具有配置於其中之一機械循環支撐裝置之一患者之一心臟之一收縮儲備之方法。該方法包含：控制該機械循環支撐裝置以依一第一效能位準操作；當該機械循環支撐裝置依該第一效能位準操作時，至少部分地基於自一馬達接收之一馬達電流信號而判定一心臟收縮度度量之至少一個第一值；控制該機械循環支撐裝置以依一第二效能位準操作；當該機械循環支撐裝置以該第二效能位準操作時，至少部分地基於自該馬達接收之該馬達電流信號而判定該心臟收縮性度量之至少一個第二值；至少部分地基於該心臟收縮性度量之該至少一個第一值及該至少一個第二值而判定一收縮儲備度量；及在與該機械循環支撐裝置相關聯之一使用者介面上輸出該收縮儲備度量之一指示。
在一個態樣中，該機械循環支撐裝置經構形以依包含該第一效能位準及該第二效能位準之一預定數目個效能位準操作。該方法進一步包括：控制該機械循環支撐裝置以依該預定數目個效能位準之各者操作；及當該機械循環支撐裝置依該預定數目個效能位準之各者操作時，至少部分地基於自該馬達接收之該馬達電流信號而判定該心臟收縮性度量之一對應至少一個值。該收縮儲備度量至少部分地基於當該機械循環支撐裝置依該預定數目個效能位準之各者操作時判定之該至少一個值來判定。
在一個態樣中，該方法進一步包括：自與該機械循環支撐裝置相關聯之一壓力感測器接收一壓力信號，當該機械循環支撐裝置依該第一效能位準操作時，至少部分地基於該壓力信號而判定該心臟收縮性度量之至少一個第一值，及當該機械循環支撐裝置依該第二效能位準操作時，至少部分地基於該壓力信號而判定該心臟收縮性度量之該至少一個第二值。
在一個態樣中，該心臟收縮性度量之該至少一個第一值及/或該心臟收縮性度量之該至少一個第二值至少部分地基於儲存於與該機械循環支撐裝置相關聯之資料儲存器中之資料來判定。
在一個態樣中，至少部分地基於該心臟收縮性度量之該至少一個第一值及該心臟收縮性度量之該至少一個第二值而判定一收縮儲備度量包括分析該心臟收縮性度量之該至少一個第一值與該心臟收縮性度量之該至少一個第二值之間的一方差。
在一個態樣中，該心臟收縮性度量包含一收縮性指數。在一個態樣中，該心臟收縮性度量包含一收縮性分數。在一個態樣中，輸出該收縮儲備度量之一指示包括在該使用者介面上顯示依該第一及第二效能位準之各者判定之該心臟收縮性度量之該至少一個值之一圖表。在一個態樣中，輸出該收縮儲備度量之一指示包括在該使用者介面上顯示該收縮儲備度量之一數值。
在一些實施例中，提供一種機械循環支撐裝置。該機械循環支撐裝置包含：一轉子；一馬達，其經構形以依複數個速度驅動該轉子之旋轉；及至少一個控制器。該至少一個控制器經構形以：控制該馬達以依一第一速度操作；至少部分地基於當依該第一速度操作時自該馬達接收之一馬達電流信號而判定用於一心臟收縮性度量之至少一個第一值；控制該馬達以依一第二速度操作，至少部分地基於當依該第二速度操作時自該馬達接收之一馬達電流信號而判定該心臟收縮性度量之至少一個第二值；至少部分地基於該心臟收縮性度量之該至少一個第一值及該心臟收縮性度量之該至少一個第二值而判定一收縮儲備度量；及在與該機械循環支撐裝置相關聯之一使用者介面上輸出該收縮儲備度量之一指示。
在一個態樣中，該至少一個控制器經進一步構形以控制該馬達以依包含該第一速度及該第二速度之一預定數目個速度操作，且至少部分地基於當該馬達依該預定數目個速度之各者操作時自該馬達接收之該馬達電流信號而判定該心臟收縮性度量之一對應至少一個值。該收縮儲備度量至少部分地基於當該馬達依該預定數目個速度之各者操作時判定之該至少一個值來判定。
在一個態樣中，該機械循環支撐裝置進一步包含經構形以量測一壓力信號之一壓力感測器，至少部分地基於當該馬達依該第一速度操作時之該壓力信號而判定該心臟收縮性度量之該至少一個第一值，且至少部分地基於當該馬達依該第二速度操作時之該壓力信號而判定該心臟收縮性度量之該至少一個第二值。
在一個態樣中，該機械循環支撐裝置進一步包括資料儲存器，且該心臟收縮性度量之該至少一個第一值及/或該心臟收縮性度量之該至少一個第二值至少部分地基於儲存於該資料儲存器中之資料來判定。
在一個態樣中，至少部分地基於該心臟收縮性度量之該至少一個第一值及該心臟收縮性度量之該至少一個第二值而判定一收縮儲備度量包括分析該心臟收縮性度量之該至少一個第一值與該心臟收縮性度量之該至少一個第二值之間的一方差。
在一個態樣中，該心臟收縮性度量包含一收縮性指數。在一個態樣中，該心臟收縮性度量包含一收縮性分數。在一個態樣中，輸出該收縮儲備度量之一指示包括在該使用者介面上顯示依該第一及第二速度之各者判定之該心臟收縮性度量之該至少一個值之一圖表。在一個態樣中，輸出該收縮儲備度量之一指示包括在該使用者介面上顯示該收縮儲備度量之一數值。
在一些實施例中，提供一種用於一機械循環支撐裝置之控制器。該控制器包含至少一個硬體處理器，其經構形以：控制該機械循環支撐裝置之一馬達以依一第一速度操作；至少部分地基於當依該第一速度操作時自該馬達接收之一馬達電流信號而判定一心臟收縮性度量之至少一個值；控制該馬達以依一第二速度操作；至少部分地基於當依該第二速度操作時自該馬達接收之一馬達電流信號而判定該心臟收縮性度量之至少一個第二值；至少部分地基於該心臟收縮性度量之該至少一個第一值及該心臟收縮性度量之該至少一個第二值而判定一收縮儲備度量；及在與該機械循環支撐裝置相關聯之一使用者介面上輸出該收縮儲備度量之一指示。
在一個態樣中，該至少一個硬體處理器經進一步構形以：控制該馬達以依包含該第一速度及該第二速度之一預定數目個速度操作；及至少部分地基於當該馬達依該預定數目個速度之各者操作時自該馬達接收之該馬達電流信號而判定該心臟收縮性度量之一對應至少一個值。該收縮儲備度量至少部分地基於當該馬達依該預定數目個速度之各者操作時判定之該至少一個值來判定。
在一個態樣中，該至少一個硬體處理器經進一步構形以：自與該機械循環支撐裝置相關聯之一壓力感測器接收一壓力信號；至少部分地基於當該馬達依該第一速度操作時之該壓力信號而判定該心臟收縮性度量之該至少一個第一值，且至少部分地基於當該馬達依該第二速度操作時之該壓力信號而判定該心臟收縮性度量之該至少一個第二值。
在一個態樣中，該控制器進一步包括資料儲存器，且該心臟收縮性度量之該至少一個第一值及/或該心臟收縮性度量之該至少一個第二值至少部分地基於儲存於該資料儲存器中之資料來判定。
在一個態樣中，至少部分地基於該心臟收縮性度量之該至少一個第一值及該心臟收縮性度量之該至少一個第二值而判定一收縮儲備度量包括分析該心臟收縮性度量之該至少一個第一值與該心臟收縮性度量之該至少一個第二值之間的一方差。
在一個態樣中，該心臟收縮性度量包含一收縮性指數。在一個態樣中，該心臟收縮性度量包含一收縮性分數。在一個態樣中，輸出該收縮儲備度量之一指示包括在該使用者介面上顯示依該第一及第二速度之各者判定之該心臟收縮性度量之該至少一個值之一圖表。在一個態樣中，輸出該收縮儲備度量之一指示包括在該使用者介面上顯示該收縮儲備度量之一數值。
在一些實施例中，提供一種用於判定具有一植入之機械循環支撐裝置之一患者之心臟功能容量之方法。該方法包括動態地調節由該機械循環支撐裝置提供至該患者之一支撐位準；及評估對該動態調節支撐位準之一心臟回應以判定該患者之一心臟功能容量。
在一些實施例中，提供一種最佳化對一患者之一機械循環支撐裝置之控制之方法。該方法包括：在一第一時間評估該患者對由該機械循環支撐裝置提供至該患者之支撐位準之動態調節之一第一心臟回應；在一第二時間評估該患者對由該機械循環支撐裝置提供至該患者之支撐位準之動態調節之一第二心臟回應；及基於該第一心臟回應及該第二心臟回應而在一第三時間控制該機械循環支撐裝置之一操作。
本文所描述之系統、裝置及方法使完全或部分地駐留於一器官內之一支撐裝置(例如，一機械循環支撐裝置)能夠評估該器官之功能之一或多個態樣。特定言之，本文所描述之系統、裝置及方法使心臟泵系統(諸如經皮心室輔助裝置)能夠用於評估心臟之功能。例如，此等裝置可用於估算一患者之心肌之收縮儲備。
使用一心臟泵系統評估心臟之功能可對健康專業人員警示心臟功能之變化且允許專業人員基於一特定患者之需要定製由支撐裝置提供之支撐程度/位準(例如，由裝置泵送之血液之流率)。例如，當一患者之心臟功能惡化時，支撐程度可增加，或當一患者之心臟功能正在恢復且返回至正常心臟功能之一基線時，支撐程度可降低。此可允許裝置動態回應於心臟功能之變化以促進心臟恢復且可允許患者逐漸脫離該治療。此外，心臟功能之評估可指示何時適當地終止心臟泵系統之使用。儘管本文所呈現之一些實施例係針對跨主動脈瓣植入且部分駐留於左心室中之心臟泵系統，但本文所描述之概念可適用於心臟、心血管系統或身體之其他區域中之裝置。
藉由使用一心臟泵系統之效應對血管及心臟效能進行連續量測可提供額外臨床資料以助於適當裝置支撐之測定。本文所呈現之機械循環支撐系統駐留於心臟內且可與天然心室功能並聯工作。不同於一些更具侵入性之裝置，此可允許系統足夠敏感以偵測原生心室功能。因此，本文所描述之系統、裝置及方法不僅可將機械循環支撐系統用作為支撐裝置，亦可用作為診斷及預測工具。心臟泵系統可充當感測器，其藉由與心臟液壓耦合來提取關於心臟功能之資訊。在一些實施方案中，本文所描述之心臟泵系統可經構形以依一恆定效能位準(例如，一轉子之恆定旋轉速度)操作，同時量測輸送至輔助裝置之功率。在某些實施方案中，可變動心臟泵系統之轉子之速度(例如，作為一差量、階梯或斜坡函數)以進一步探測原生心臟功能。
圖1展示插入一患者之一血管中之一繪示性心臟泵系統。作為一實例，美國專利第11,357,968號中揭示可與本發明相容之心臟泵系統，該專利之全部內容以引用方式併入本文中。通常，任何其他心臟泵系統或其他機械循環支撐系統(及用於自患者獲得生理資料之感測器)可與本文所描述之技術一起使用。在一些實施方案中，本文所描述之系統及方法可使用可擴展泵(例如，Heartmate PHP™家族之裝置(Thoratec公司))或左心房至股動脈旁路泵(例如，TandemHeart家族之裝置(Livallova，PLC))。在一些實施例中，本文所描述之系統及方法可使用Impella®家族之裝置(Abiomed, Inc., Danvers, MA)。
心臟泵系統100可在一心臟內、部分在心臟內、在心臟外部、部分在心臟外部、部分在血管系統外部或在一患者之血管系統中之任何其他適合位置中操作。心臟泵系統當套管173跨主動脈瓣放置使得泵之一血液入口(例如，血液入口172)在左心室內且泵之一出口(例如，出口開口170)在主動脈內時可視為「在適當位置」。心臟泵系統100可包含一心臟泵106及一控制系統104。控制系統104之全部或部分可位於與心臟泵106分離/遠離之一控制器單元中。在一些實施方案中，控制系統104之至少一部分位於心臟泵106之內部。心臟泵系統100可包含一細長導管105、一馬達外殼102及一驅動軸，其中形成一泵元件。心臟泵系統100亦可包含一泵外殼134及一馬達外殼102，其在馬達外殼102之一遠端111處耦合至套管173。驅動軸上之一葉輪葉片可在一泵外殼134內旋轉以誘發血液在一吸入頭174處流入套管173中。吸入頭174在套管173之遠端部分171處提供一血液入口172。血液之流動109可在一第一方向108上通過套管173且在套管173之一或多個出口開口170離開套管173。
泵外殼134內之驅動軸之旋轉可使一泵元件在一軸承間隙內旋轉。一血液相容流體可透過細長導管105透過馬達外殼102輸送至套管173之一近端部分，其中流體潤滑泵。血液相容流體之流動可具有透過泵之軸承間隙之一第二方向122。在離開軸承間隙之後，血液相容流體可依循流動方向123而挾帶於血液之流動中且隨血液流入主動脈中。
心臟泵106可透過護套175插入患者之一血管中。泵外殼134圍封轉子及內部軸承且可為經皮插入一患者之一血管中而設定大小。在一些實施方案中，泵透過血管分佈前進且越過主動脈弧164。儘管泵展示於左心室中，但泵可替代地放置於心臟之右側中，使得血液自患者之下腔靜脈或右心房透過右心室泵入肺動脈中。
一撓性突部176可包含於吸入頭174之遠端之套管173之一遠端部分171處，以在心臟之一血管或腔室中穩定心臟泵106。撓性突部176可為非創傷性且有助於防止吸入頭174靠近血管之壁，其中其可歸因於吸力而被卡住。撓性突部176機械地而非液壓地延伸心臟泵106，因為撓性突部176係非抽吸。在一些實施方案中，撓性突部可形成為一豬尾。在一些態樣中，泵不需要包含一撓性突部。
細長導管105容置具有一流體供應線路及電氣連接電纜之一連接126。連接126亦自一儲液器將一血液相容流體供應至泵且含於控制系統104中。
控制系統104包含藉由將電力輸送至馬達且控制馬達速度來控制心臟泵106之控制器182。控制系統104包含用於監測馬達電流中指示線路中之空氣之電流下降、壓差信號中之變化、流量位置、吸力或任何其他適合量測之電路系統。在一些實施方案中，控制系統104包含顯示螢幕以展示諸如一差壓信號及馬達電流之量測。控制系統104可包含警告聲音、燈或指示器以對一操作者警示感測器故障、連接126中之斷開或中斷，或患者健康之突然變化。
心臟泵可依多種泵速度或P位準操作。P位準係心臟泵系統之效能位準且與系統之流量控制有關。隨著P位準增加，與心臟泵系統相關聯之流率、馬達電流及每分鐘旋轉數增加；因此，較高P位準對應於與心臟泵系統相關聯之較高流率及每分鐘旋轉數。例如，功率位準P-1可對應於轉子之一第一數目個每分鐘旋轉數(RPM)，而功率位準P-2可對應於一第二數目個RPM。在一些實例中，泵依在自P-0至P-9之範圍內之十種不同功率位準操作。此等P位準可對應於0 RPM至100,000 RPM或任何適合數字。改變轉子之速度改變心臟之心臟輸出。
控制系統104包含一電流感測器(圖中未展示)。控制器182由連接126 (諸如透過一或多個電線)將電流供應至馬達。經由連接126供應至馬達之電流由電流感測器量測。一機械泵之馬達經歷之負荷對應於壓力頭之力，或主動脈壓力與左心室壓力之間的差值。心臟泵106在一給定壓力頭之穩定操作期間經歷一標稱負荷，且此標稱負荷之變動係變化外部負荷條件之一結果，例如左心室收縮之動力學。動態負荷條件之變化更改依一恆定或實質上恆定速度操作泵轉子所需之馬達電流。馬達可依維持轉子在一設定速度下所需之一速度操作，且可監測馬達為維持轉子速度而抽取之馬達電流且用於偵測潛在心臟狀態。藉由使用一壓力感測器112針對馬達電流在心臟循環期間同時監測壓力頭以產生可經分析以判定心臟狀態及功能中之變化之定量泵效能之一遲滯迴路，可更精確地量化及理解心臟狀態。
可使用壓力感測器之各種實施方案。一個實例係一光學感測器，或一差動感測器。壓動感測器係整合至套管173中之一撓性膜。感測器之一側曝露於套管之外部之血壓下且另一側曝露於套管內部之血液之壓力下。感測器產生與套管外部之壓力與內部之壓力之間的差值成比例之一電信號(壓差信號)，其可由心臟泵系統顯示。當心臟泵系統放置於跨主動脈瓣之正確位置中時，感測器之頂部(外表面)曝露於主動脈壓力且感測器之底部(內表面)曝露於心室壓力。因此，壓差信號近似等於主動脈壓與心室壓力之間的差值。可使用其他感測器(諸如一光學感測器或一流體填充柱)。
心臟參數估算器185經構形以接收來自電流感測器之馬達電流信號及來自壓力感測器112之壓力信號。心臟參數估算器185可使用馬達電流及壓力信號之一或兩者以特徵化心臟之功能之態樣。例如，心臟參數估算器185可使用組合心臟及心臟泵系統之一模型判定一或多個心臟功能參數。在心臟功能判定之一種方法中，模型包含儲存資料，其可實施為一查找表或一預定/正規化泵效能曲線或校準曲線或任何其他適合模型。一查找表可包含描述維持一旋轉速度所需之功率及壓力頭判定為泵流量之一函數之資料，且可判定與壓力頭及心臟之流量特性相關之一組曲線。例如，一查找表可指示一特定主動脈壓力及馬達電流對應於一特定左心室舒張末壓(LVEDP)。在心臟功能判定之另一方法中，藉由展示壓力頭作為泵之馬達電流抽取之一函數來表示泵之效能，電流抽取充當泵上之功率或負荷之一替代品。在心臟循環期間，馬達電流抽取與壓力頭之間的關係描述一遲滯曲線或迴路。可自馬達電流抽取與壓力頭之間的關係提取心臟狀態及功能(包含左心室壓力(LVP)及LVEDP)。替代或除LVEDP之外，心臟功能可使用本文所呈現之機械支撐裝置以其他方式量化。例如，心臟功能可表達為收縮性、心搏容量、射出分率、腔室壓力、心搏做功、心臟輸出、心臟功率輸出、LVEDP、預負荷狀態、後負荷狀態、心率及/或心臟恢復。
為準確地判定此等心臟功能參數之至少一些參數，可考量壓力量測(例如，主動脈壓力與左心室壓力之間的差值，或僅主動脈壓力)與馬達電流量測之間的遲滯，如本文所描述。此遲滯可藉由偵測對應於一對給定壓力及電流量測之心臟循環之相位來解釋。此可使用至少兩種方法來區分舒張填充與心臟循環之其他相位來完成。兩種方法識別指示舒張填充之開始及結束之臨界點。第一方法使用主動脈壓波形且識別曲線中之關鍵特性(諸如重搏波)以指示舒張填充之開始。此方法亦可使用主動脈填充之開始來指示舒張心室填充之結束。第二方法使用以壓力追跡計時之ECG資料來識別區分舒張填充之兩個特性，諸如QRS複合體之開始及T波之結束。若信號中存在雜訊，則可更可靠地偵測QRS複合體(R波)之峰值及T波之峰值。此外，在一些實施方案中，壓力與馬達參數量測之間的遲滯本身可用於判定心臟循環之相位。心臟參數估算器185可實施為在控制器182中程式化之軟體，或可至少部分地實施為藉由一有線或無線連接來連接至控制器182之單獨硬體。心臟參數估算器185可經構形以執行本文所描述之演算法之一或多者。例如，心臟參數估算器185可經構形以至少部分地基於輸送至泵之馬達電流來估算心臟收縮性度量。
指示心臟功能之各種心臟參數亦可由心臟參數估算器185基於量測值與查找表之一比較或基於在心臟循環期間由經量測之馬達參數及壓力形成之遲滯迴路之形狀及值判定。例如，收縮性中之變化可與心臟之收縮期間之壓力之斜率中之變動(dP/dt)有關。心臟輸出可基於血液透過及通過泵之流率來判定。心搏容量係左心室功能之一指數，且一公式係SV = CO/HR，其中SV係心搏容量，CO係心臟輸出，且HR係心率。心搏做功係由心室為射出一容量之血液所做之功且可根據方程式SW = SV*MAP自心搏容量計算，其中SW係心搏做功，SV係心搏容量，且MAP係平均動脈血壓。心臟做功由心搏做功及心率之乘積計算。心臟功率輸出係使用方程式CPO = mAoP*CO/451計算之以瓦為單位之心臟功能的一量測，其中CPO係心臟功率輸出，mAoP係平均動脈血壓， CO係心臟輸出，且451係用於將 mmHg × L/min轉換為瓦之一常數。射出分率可藉由心搏容量除以心室中之血液之容量來計算。其他參數(諸如腔室壓力、預負荷狀態、後負荷狀態、心臟恢復、流量負荷狀態、可變容量負荷狀態及/或心臟循環流量狀態)可自此等值計算或由遲滯迴路之檢測判定。
在一些實施例中，心臟參數估算器185可經構形以至少部分地基於馬達電流及/或壓力來判定心臟收縮性之一度量。在一些實施方案中，心臟收縮性之度量可為收縮性之一係數，其表示心臟在心縮期期間收縮之固有強度及活力。若心臟之收縮性較大，則心臟之心搏容量將更大。例如，當心臟之心搏容量係約65 mL時，可出現中等收縮性。當心臟之心搏容量超過100 mL時，可出現高收縮性。當心臟之心搏容量小於30 mL時，可出現低收縮性。收縮性分數可使用數值及/或圖形表達。收縮性分數可為無維度。
圖2描繪具有以mA為單位展示電流之一x軸202及以 mmHg為單位展示左心室與主動脈之間的壓力頭之一y軸204之一作圖201。作圖201展示三條曲線：一基線曲線209、展示低收縮性之一曲線205，及展示高收縮性之一曲線207。圖2之平滑曲線允許一健康照護專業人員視覺化心臟之行為中之變化，例如在施用β-阻斷劑之後，如在低收縮性狀態下，且可用於提取有意義之心臟參數及心臟健康中之變化。儘管圖2包含以mA為單位在馬達電流之x軸202上展示之遲滯曲線，遲滯曲線可使用在x軸上隨時間及脈衝變動之任何馬達參數作圖。
圖3A至圖3C展示隨時間之各種心臟參數之實例，其繪示藉由視覺化參數提供之診斷能力。作圖之各者展示自一動物模型產生之資料以展示面積指數、收縮性、流量負荷狀態及平均主動脈壓力隨時間之變化。作圖I 300包含以秒為單位表示時間之一x軸303，以百分比表示正規化指數之一第一y軸304及以 mmHg為單位表示平均壓力之一第二y軸305。作圖I包含下大靜脈之一球囊閉塞期間之面積指數310 (指示總心臟功能)、收縮性指數308、流量負荷狀態指數312及平均主動脈壓力306之追跡。
作圖II 301包含以秒為單位表示時間之一x軸313，以百分比表示正規化指數之一第一y軸314，及以 mmHg為單位表示平均壓力之一第二y軸315。作圖II包含使用一β阻斷劑之後之面積指數320、收縮性指數318、流量負荷狀態322及平均主動脈壓力316之追跡。
作圖III 302包含以秒為單位表示時間之一x軸323，以百分比表示正規化指數之一第一y軸324，及以 mmHg為單位表示平均壓力之一第二y軸325。作圖III包含使用一強心劑之後之面積指數330、收縮性指數328、流量負荷狀態332及平均主動脈壓力326之追跡。
圖3之作圖I至作圖III繪示回應於各種心臟事件之各種可量測之心臟參數中之不同回應。例如，由作圖I中之面積指數310之下降繪示之心臟功能減少前為流量負荷狀態指數312之減小，指示由心臟泵送之血液之容量存在問題。作圖II中之面積指數320之下降與收縮指數318之下降重合，指示施用於動物模型之β阻斷劑已影響心臟之收縮性。作圖I至作圖III中顯示之心臟參數可自遲滯迴路計算且顯示以繪示收縮性狀態、流量負荷狀態及總心臟功能之變化，且判定此等變化之原因。
瞭解一患者之各種心臟參數之趨勢可使一經訓練之醫療專業人員更佳地解決一患者之心臟需要。一患者之心臟之狀態可由一健康照護專業人員透過各種經計算之心臟參數中之變化及趨勢來判定。
圖4A展示用於包含隨時間之心臟功能之一度量之一波形之一心臟泵控制器之一實例使用者介面400。使用者介面400可用於控制圖1中之血管內心臟泵系統100或任何其他適合心臟泵系統之操作。使用者介面400包含一壓力信號波形402、一馬達電流波形404、一心臟狀態波形408及一流率406。壓力信號波形402指示由血泵之壓力感測器(例如壓力感測器112)量測之壓力。壓力信號波形402可由一健康照護專業人員用於將一血管內心臟泵(諸如圖1中之血管內心臟泵106)適當地放置於心臟中。壓力信號波形402可用於藉由評定波形402係一主動脈或心室波形來驗證血管內心臟泵之位置。一主動脈波形指示血管內心臟泵馬達位於主動脈中。一心室波形指示血管內心臟泵馬達已插入心室(其係不正確位置)中。用於放置信號波形之一標度414顯示於波形之左側。預設標度係0 mmHg 至160 mmHg。其可以20 mmHg增量進行調整。波形之右側係標記波形、提供量測單位且展示所接收之樣本之最大值及最小值及平均值之一顯示403。
馬達電流波形404係對心臟泵之馬達之能量攝入之一量測。能量攝入隨馬達速度及套管入口與出口區域之間的壓力差而變動以導致轉子上之一可變容量負荷。當與一血管內心臟泵(諸如圖1中之血管內心臟泵106)一起使用時，馬達電流提供關於相對於主動脈瓣之導管位置之資訊。當血管內心臟泵正確定位時，其中入口區域在心室中且出口區域在主動脈中，因為透過心臟泵之質量流率隨心臟循環改變，因此馬達電流呈脈動性。當入口及出口區域位於主動脈瓣之相同側上時，因為泵之入口及出口位於相同腔室中且壓差不存在可變性以導致一恆定質量流率及後續恆定馬達電流，因此馬達電流將被妨礙或平坦化。馬達電流波形之一標度416顯示於波形之左側。預設定標係0 mA至1000 mA。定標可以100 mA增量進行調整。波形之右側係標記波形、提供量測單位且展示所接收之樣本之最大值及最小值及平均值之一顯示405。
心臟狀態波形408係在一時間週期內之所記錄之心臟狀態之一顯示。心臟狀態可顯示為心臟之收縮性除以經泵送之血液之容量之一比率。心臟狀態可在離散時間點計算或連續計算且作為一趨勢顯示在心臟狀態波形408中以為一醫師提供心臟之當前效能相對於患者之治療中之其他時間點處之效能之一指示器。心臟狀態波形408之一標度418顯示在心臟狀態趨勢線之左側。預設定標係自1至100 (無單位)。可調整定標以最佳展示心臟狀態趨勢。心臟狀態波形408之右側係標記趨勢線、提供關於當前時間下之心臟效能之額外資訊且展示自泵接收之收縮性及容量之當前值之一顯示407。將此資訊顯示作為一趨勢線允許一醫師能夠查看一患者之歷史心臟狀態且基於心臟狀態之趨勢作出決策。例如，一醫師可自心臟狀態趨勢線觀察到心臟狀態隨時間之下降或增加且基於此觀察判定更改或繼續治療。
流率406可為由使用者設定之一目標血液流率或一估算實際流率。在控制器之一些模式中，控制器將回應於後負荷中之變化而自動調整馬達速度以維持一目標流率。在一些實施方案中，若流量計算不可行，則控制器將允許一使用者設定如由速度指示器428指示之一固定馬達速度。
圖4B展示根據某些實施方案之用於一心臟泵控制器之一實例使用者介面401。使用者介面401可用於控制圖1之血管內心臟泵系統100或任何其他適合心臟泵系統之操作。使用者介面401包含一壓力信號波形422、一馬達電流波形424、一流率426、一速度指示器428、一收縮性分數430及狀態分數之一度量432。壓力信號波形422指示由血泵之壓力感測器(例如壓力感測器112)量測之壓力。壓力信號波形422可由一健康照護專業人員使用以將一血管內心臟泵(諸如圖1中之血管內心臟泵106)適當地放置於心臟中。壓力信號波形422可用於藉由評定波形422係一主動脈或心室波形來驗證血管內心臟泵之位置。一主動脈波形指示血管內心臟泵馬達位於主動脈中。一心室波形指示血管內心臟泵馬達已插入心室(其係不正確位置)中。圖中展示放置信號波形之一標度434。預設定標係0 mmHg至160 mmHg。其可以20 mmHg增量進行調整。波形之右側係標記波形、提供量測單位且展示來自所接收之樣本之最大值及最小值及平均值之一顯示433。
馬達電流波形424係心臟泵之馬達之能量攝入之一量測。能量攝入隨馬達速度及套管入口與出口區域之間的壓差而變動與導致轉子上之一可變容量負荷。當與一血管內心臟泵(諸如圖1中之血管內心臟泵106)一起使用時，馬達電流提供關於相對於主動脈瓣之導管位置之資訊。當血管內心臟泵正確地定位時，其中入口區域在心室中且出口區域在主動脈中，因為透過心臟泵之質量流率隨心臟循環改變，馬達電流呈脈動性。當入口及出口區域位於主動脈瓣之相同側上時，因為泵之入口及出口位於相同腔室中且壓差不存在可變性以導致一恆定質量流率及後續恆定馬達電流，因此馬達電流將被妨礙或平坦化。馬達電流波形之一標度436顯示於波形之左側。預設定標係0 mA至1000 mA。定標可以100 mA增量進行調整。波形之右側係標記波形、提供量測單位且展示來自所接收之樣本之最大值及最小值及平均值之一顯示425。
流率426可為由使用者設定之一目標流率或一估算實際流率。在控制器之一些模式中，控制器將回應於後負荷中之變化自動調整馬達速度以維持一目標流率。在一些實施方案中，若流量計算不可行，則控制器將允許一使用者設定如由速度指示器428指示之一固定馬達速度。
收縮性分數430提供心臟功能之一指示。更具體而言，收縮性分數代表心臟在心縮期期間收縮之固有強度及活力。若心臟之收縮性較大，則心臟之心搏容量將更大。例如，當心臟之心搏容量係約65 mL時，可出現中等收縮性。當心臟之心搏容量超過100 mL時，可出現高收縮性。當心臟之心搏容量小於30 mL時，可出現低收縮性。收縮性分數可使用數值及/或圖形表達。收縮性分數可為無維度。收縮性中之變化可由心臟收縮期間壓力之斜率(dP/dt)中之變動來判定。狀態分數之度量432亦提供心臟功能之一指示。狀態分數之度量可為容量負荷、一心壓之壓力或心臟功能之另一度量之一指示。
控制器上之度量之位置、描述，及圖4A及圖4B中之度量及建議之識別及數目意謂繪示性。度量及指示器之數目、控制台上之相同度量及指示器之位置及所顯示之度量可自此處所展示變動。向一使用者顯示之度量可包含(但不限於)收縮性、心搏容量、射出分率、腔室壓力、心搏做功、心臟輸出、心臟功率輸出、LVEDP、預負荷狀態、後負荷狀態、流量負荷狀態、可變容量負荷狀態、心臟循環容量負荷狀態、心臟循環流量狀態、心率及/或如由任何或所有先前心臟相關參數界定之心臟恢復、隨時間之趨勢及特定臨限值，或自與放置於或部分放置於一患者之一器官中之一心臟輔助裝置相關聯之一遲滯參數導出之任何其他適合度量。
本發明之一些實施例係關於用於判定具有一機械循環支撐裝置之一患者中之收縮儲備之系統及方法。如本文所描述，可分析與一血管內心臟泵系統(諸如圖1中所展示之心臟泵系統100)相關聯之馬達電流信號及/或壓力信號以判定一患者之心臟之一或多個心臟收縮性度量。例如，如圖4A之使用者介面400中所展示，一心臟狀態波形408判定為心臟之收縮性與泵送之血之體積的一比率，可顯示以展示在一時間週期內之一患者之一記錄心臟狀態。另外，圖4B展示一收縮性分數430，其代表心臟在心縮期期間收縮之固有強度及活力。根據本發明之一些實施例，在機械循環支撐系統之多個效能位準(P位準)上量測一或多個心臟收縮性度量(例如，收縮性指數308，收縮性分數430)以量化不同泵效能狀態下之收縮性度量。
當前不存在已知方法來量測動物或人類受試者之原位收縮儲備。確切而言，支撐及臨床判斷之經驗測定通常用於判定如何使一患者脫離一支撐裝置。缺乏標準化方法及經驗證據使患者處於風險之中，因為既有技術需要手動降低泵效能位準以使患者曝露於突然血液動力虛脫或折損之風險。發明者已認識到且瞭解，藉由依對應於不同馬達速度之不同泵效能位準(例如，P位準)分析一或多個心臟收縮性度量之變動，可獲得一種提供心室適應工作負荷之變化位準之能力之一數值評估之新穎心臟度量(本文指稱一「收縮儲備度量」)。收縮儲備度量可為一醫師提供與心臟獨立於泵支撐工作之能力相關之資訊，因此在使患者脫離泵支持時或在嘗試其他泵調整之前及/或之後增加患者安全性。
圖5係根據本發明之一些實施例之用於至少部分地基於與一機械循環支撐裝置(例如，一心臟泵裝置)之一馬達相關聯之一馬達電流信號而判定一收縮儲備度量之一程序500之一流程圖。在動作510中，設定(例如，使用控制系統104)心臟泵裝置之一效能位準(例如，一馬達速度)。接著，程序500繼續至動作512，其中(例如)自一或多個馬達電流感測器接收一馬達電流信號，如連同圖1中所展示之心臟泵系統100所描述。接著，程序500繼續至動作514，其中根據本文所描述之技術，至少部分地基於馬達電流信號而判定一或多個心臟收縮性度量(例如，收縮性指數308、收縮性分數430等)。應瞭解，一些心臟收縮性度量可至少部分地基於除馬達電流信號之外之資訊來判定。例如，一或多個心臟收縮性度量可至少部分地基於儲存於一查找表中之一壓力信號及/或資料來判定。
在動作514中判定泵之設定效能位準之一或多個心臟收縮性度量之後，程序500接著繼續至動作516，其中判定是否存在應判定(若干)心臟收縮性度量之心臟泵系統之額外效能位準。如本文所描述，發明者已認識到且瞭解，藉由依多個泵效能位準判定(若干)心臟收縮性度量，可藉由跨不同效能位準檢測(若干)心臟收縮性度量之可變性來判定一患者之心臟之一收縮儲備度量。當在動作516中判定存在應判定(若干)心臟收縮性度量之額外泵效能位準時，程序500繼續至動作518，其中調整泵之效能位準。接著，程序500返回至動作512，其中接收當泵依新泵效能位準操作時判定之馬達電流信號，且馬達電流信號在動作514中用於判定一或多個心臟收縮性度量，如本文所描述。當在動作516中判定不存在應判定(若干)心臟收縮性度量之額外泵效能位準時，程序500繼續至動作520，其中至少部分地基於當依心臟泵之不同效能位準判定之心臟收縮性度量來判定一收縮儲備度量。
在一些實施方案中，可依心臟泵系統經構形以操作之各可能泵效能位準判定(若干)心臟收縮性度量。例如，若心臟泵系統經構形以依效能位準P1至P9操作，則可在動作516中判定存在額外效能位準直至已為9個泵效能位準之各者判定(若干)心臟收縮性度量。在其他實施方案中，根據本文所描述之技術，僅一特定心臟泵系統之可能泵效能位準之一子集可用於判定一(若干)收縮儲備度量。例如，在一些實施方案中，在脫離程序中，對於一心臟泵系統之更高泵效能位準(即，更快馬達速度)，可未判定(若干)收縮儲備度量，因為其等可提供關於在移除心臟泵系統之後患者之原生心臟將如何起作用之更少相關資訊。
如圖5中所展示，在動作520中，可以各種方式基於(若干)心臟收縮性度量來判定收縮儲備度量。例如，可分析跨不同泵效能位準之(若干)心臟收縮性度量之可變性以判定患者之收縮儲備之一數值分數。接著，程序500可繼續至動作522，其中在與心臟泵系統相關聯之一使用者介面(例如，使用者介面400、使用者介面401等)上提供收縮儲備度量之一指示。收縮儲備度量之指示可以任何適合方式提供。例如，可在使用者介面上展示一圖表，其展示依不同效能位準作圖之收縮儲備度量。另外或替代地，可在使用者介面上展示一指示器，其展示與一或多個效能位準下之收縮儲備度量相關聯、跨效能位準平均化等之一數值分數。
因此已描述本發明中所闡述之技術之若干態樣及實施例，應瞭解熟習技術者易於想到各種更改、修改及改良。此等更改、修改及改良意欲在本文所描述之技術之精神及範疇內。例如，一般技術者將意欲設想用於執行功能及/或獲得本文所描述之結果及/或一或多個優點之多種其他構件及/或結構，且此等變動及/或修改之各者被視為在本文所描述之實施例之範疇內。熟習技術者將認識到或能夠使用不超過常規實驗來確定許多本文所描述之具體實施例之等效物。因此，應理解前述實施例僅以實例之方式呈現且在隨附申請專利範圍及其等效物之範疇內，可以不同於具體描述之方式實踐本發明實施例。另外，若本文所描述之兩個或兩個以上特徵、系統、物件、材料、套件及/或方法之任何組合不相互不一致，則此等特徵、系統、物件、材料、套件及/或方法包含於本發明之範疇內。
上述實施例可以多種方式中之任何者實施。涉及程序或方法之效能之本發明之一或多個態樣及實施例可利用可由一裝置(例如，一電腦、一處理器或其他裝置)執行之程式指令來執行或控制程序或方法之效能。在此方面，各種發明概念可體現為使用一或多個程式編碼之一電腦可讀儲存媒體(或多個電腦可讀儲存媒體)(例如，一電腦記憶體、一或多個軟碟、光碟、光碟片、磁帶、快閃記憶體、場可程式化閘陣列或其他半導體裝置中之電路組態或其他有形電腦儲存媒體)，當在一或多個電腦或其他處理器上執行時，該一或多個程式執行實施上述各種實施例之一或多者之方法。電腦可讀媒體可為可傳輸，使得儲存於其上之程式可載入一或多個不同電腦或其他處理器中以實施上述各種態樣。在一些實施例中，電腦可讀媒體可為非暫時性媒體。
本技術之上述實施例可以多種方式中之任何者實施。例如，可使用硬體、軟體或其等之一組合來實施實施例。當以軟體實施時，軟體碼可在任何適合處理器或處理器之集合上執行，無論在一單一電腦中提供或分佈於多個電腦之間。應瞭解執行上述功能之任何組件或組件之集合可一般地視為控制上述功能之一控制器。一控制器可以多種方式實施，諸如使用專用硬體或使用使用微碼或軟體程式化以執行上述功能之通用硬體(例如，一或多個處理器)，且可當控制器對應於一系統之多個組件時以多種方式之一組合實施。
此外，應瞭解，一電腦可以多種形式中之任何者實施，諸如一機架安裝電腦、一桌上型電腦、一膝上型電腦或一平板電腦作為非限制性實例。另外，一電腦可嵌入通常不被視為一電腦但具有適當處理能力之一裝置中，包含一個人數位助理(PDA)、一智慧型電話或任何其他適合可攜式或固定電子裝置。
另外，一電腦可具有一或多個輸入及輸出裝置。此等裝置可(尤其)用於呈現一使用者介面。可用於提供一使用者介面之輸出裝置之實例包含用於輸出之視覺呈現之印表機或顯示螢幕及用於輸出之可聽呈現之揚聲器或其他聲音產生裝置。可用於一使用者介面之輸入裝置之實例包括鍵盤及指向裝置，諸如滑鼠、觸控板及數位化平板電腦。作為另一實例，一電腦可透過語音辨識或以其他可聽格式接收輸入資訊。
此等電腦可由一或多個網路以任何適合形式互連，包含一區域網路或一廣域網路，諸如一企業網路、一智慧網路(IN)或網際網路。此等網路可基於任何適合技術且可根據任何適合協定操作且可包含無線網路、有線網路或光纖網路。
另外，如所描述，一些態樣可體現為一或多個方法。作為方法之部分執行之動作可以任何適合方式排序。因此，可構建其中以不同於圖中所繪示之一順序執行動作之實施例，其可包含同時執行一些動作，即使在繪示性實施例中展示為依序動作。
如本文所界定及使用之所有定義應理解為凌駕字典定義、以引用的方式併入之文件中之定義及/或界定術語之一般含義。
除非明確相反指示，否則如本文在說明書及申請專利範圍中使用之不定冠詞「一」應理解為意謂「至少一個」。
如本文在說明書及申請專利範圍中使用之片語「及/或」應理解為意謂如此結合之元件之「任一或兩者」(即，在一些情況下結合存在而在其他情況下分離存在之元件)。以「及/或」列出之多個元件應以相同方式解釋(即，如此結合之元件之「一或多者」)。除由「及/或」子句具體識別之元件之外，可視情況存在其他元件，無論此等元件與具體識別之該等元件相關或無關。因此，作為一非限制性實例，在一實施例中，當結合諸如「包括」之開放式語言使用時，參考「A及/或B」可僅參考A (視情況包含除B之外之元件)；在另一實施例中，僅參考B (視情況包含除A之外之元件)；在又一實施例中參考A及B兩者 (視情況包含其它元件)；等。
如本文在說明書及申請專利範圍中使用，參考一或多個元件之一列表之片語「至少一個」應理解為意謂選自元件之列表中之元件之任一或多個元件之至少一個元件，但不一定包含在元件之列表內具體列出之各個及每個元件之至少一者且不排除元件之列表中之元件之任何組合。此定義亦允許除片語「至少一個」參考之元件之列表中具體識別之元件之外，元件可視情況存在，無論與具體識別之該等元件相關或無關。因此，作為一非限制性實例，在一實施例中，「A及B之至少一者」(或等效地，「A或B之至少一者」，或等效地，「A及/或B之至少一者)可參考至少一個，視情況包含一個以上A，其中不存在B (且視情況包含除B之外之元件)；在另一實施例中，參考至少一個，視情況包含一個以上B，其中不存在A (且視情況包含除A之外之元件)；在又一實施例中，參考至少一個(視情況包含一個以上A)及至少一個(視情況包含一個以上B)(且視情況包含其它元件)；等。
另外，本文所使用之成語及術語係用於描述目的且不應被視為限制。本文中之「包含」、「包括」或「具有」、「含有」、「涉及」及其變體之使用意欲涵蓋下文列出之項目及其等效物以及額外項目。
在申請專利範圍以及上述說明書中，所有過渡片語(諸如「包含」、「包括」、「傳達」、「具有」、「含有」、「涉及」、「持有」、「由…構成」及其類似者)應理解為開放式(即，意謂包含(但不限於))。僅過渡片語「由…組成」及「基本上由…組成」應分別係封閉或半封閉過渡片語。
在申請專利範圍中使用諸如「第一」、「第二」、「第三」等序數項來修改一請求項元件其本身並非一個請求項元件相對於另一請求項元件之任何優先權、優先性或順序或其中執行一方法之動作之時間順序，而僅用作為區分具有一特定名稱之一個請求項元件與具有一相同名稱之另一元件之標籤(但使用序數項)以區分請求項元件。
100:心臟泵系統 102:馬達外殼 104:控制系統 105:細長導管 106:心臟泵 108:第一方向 109:流動 111:遠端 112:壓力感測器 122:第二方向 123:流動方向 126:連接 134:泵外殼 164:主動脈弧 170:出口開口 171:遠端部分 172:血液入口 173:套管 174:吸入頭 175:護套 176:撓性突部 182:控制器 185:心臟參數估算器 201:作圖 202:x軸 204:y軸 205:展示低收縮性之曲線 207:展示高收縮性之曲線 209:基線曲線 300:作圖I 301:作圖II 302:作圖III 303:x軸 304:第一y軸 305:第二y軸 306:平均主動脈壓力 308:收縮性指數 310:面積指數 312:流量負荷狀態指數 314:第一y軸 315:第二y軸 316:平均主動脈壓力 318:收縮性指數 320:面積指數 322:流量負荷狀態 323:x軸 324:第一y軸 325:第二y軸 326:平均主動脈壓力 328:收縮性指數 330:面積指數 332:流量負荷狀態 400:使用者介面 402:壓力信號波形 403:顯示 404:馬達電流波形 405:顯示 406:流率 407:顯示 408:心臟狀態波形 414:標度 416:標度 418:標度 422:壓力信號波形 424:馬達電流波形 425:顯示 426:流率 428:速度指示器 430:收縮性分數 432:狀態分數之度量 433:顯示 434:標度 436:標度 500:程序 510:動作 512:動作 514:動作 516:動作 518:動作 520:動作 522:動作
圖1繪示根據本技術之一些實施例之插入一患者之一血管中之一心臟泵系統。
圖2繪示作為馬達電流之一函數之壓力頭之一作圖之一平滑曲線。
圖3A至圖3C繪示在一恆定負載下具有變動收縮性之仿迴路資料之一系列作圖。
圖4A繪示用於顯示隨時間量測之一心臟泵控制器之一例示性使用者介面。
圖4B繪示用於一心臟泵控制器之一例示性使用者介面。
圖5係根據本發明之一些實施例之用於判定一患者之一心臟之一收縮儲備度量之一程序之一流程圖。
500:程序
510:動作
512:動作
514:動作
516:動作
518:動作
520:動作
522:動作

Claims (29)

  1. 一種判定一患者之一心臟之一收縮儲備之方法，該心臟具有配置於其中之一機械循環支撐裝置，該方法包括： 控制該機械循環支撐裝置以依一第一效能位準操作； 當該機械循環支撐裝置依該第一效能位準操作時，至少部分地基於自一馬達接收之一馬達電流信號而判定一心臟收縮度度量之至少一個第一值； 控制該機械循環支撐裝置以依一第二效能位準操作； 當該機械循環支撐裝置以該第二效能位準操作時，至少部分地基於自該馬達接收之該馬達電流信號而判定該心臟收縮性度量之至少一個第二值； 至少部分地基於該心臟收縮性度量之該至少一個第一值及該至少一個第二值而判定一收縮儲備度量；及 在與該機械循環支撐裝置相關聯之一使用者介面上輸出該收縮儲備度量之一指示。
  2. 如請求項1之方法，其中該機械循環支撐裝置經構形以依包含該第一效能位準及該第二效能位準之一預定數目個效能位準操作，且其中該方法進一步包括： 控制該機械循環支撐裝置以依該預定數目個效能位準之各者操作；及 當該機械循環支撐裝置依該預定數目個效能位準之各者操作時，至少部分地基於自該馬達接收之該馬達電流信號而判定該心臟收縮性度量之一對應至少一個值， 其中該收縮儲備度量至少部分地基於當該機械循環支撐裝置依該預定數目個效能位準之各者操作時判定之該至少一個值來判定。
  3. 如請求項1之方法，其進一步包括： 自與該機械循環支撐裝置相關聯之一壓力感測器接收一壓力信號，其中 當該機械循環支撐裝置依該第一效能位準操作時，至少部分地基於該壓力信號而判定該心臟收縮性度量之至少一個第一值，及 當該機械循環支撐裝置依該第二效能位準操作時，至少部分地基於該壓力信號而判定該心臟收縮性度量之該至少一個第二值。
  4. 如請求項1之方法，其中該心臟收縮性度量之該至少一個第一值及/或該心臟收縮性度量之該至少一個第二值至少部分地基於儲存於與該機械循環支撐裝置相關聯之資料儲存器中之資料來判定。
  5. 如請求項1之方法，其中至少部分地基於該心臟收縮性度量之該至少一個第一值及該心臟收縮性度量之該至少一個第二值而判定一收縮儲備度量包括分析該心臟收縮性度量之該至少一個第一值與該心臟收縮性度量之該至少一個第二值之間的一方差。
  6. 如請求項1之方法，其中該心臟收縮性度量包含一收縮性指數。
  7. 如請求項1之方法，其中該心臟收縮性度量包含一收縮性分數。
  8. 如請求項1之方法，其中輸出該收縮儲備度量之一指示包括在該使用者介面上顯示依該第一及第二效能位準之各者判定之該心臟收縮性度量之該至少一個值之一圖表。
  9. 如請求項1之方法，其中輸出該收縮儲備度量之一指示包括在該使用者介面上顯示該收縮儲備度量之一數值。
  10. 一種機械循環支撐裝置，其包括： 一轉子； 一馬達，其經構形以依複數個速度驅動該轉子之旋轉；及 至少一個控制器，其經構形以： 控制該馬達以依一第一速度操作； 至少部分地基於當依該第一速度操作時自該馬達接收之一馬達電流信號而判定用於一心臟收縮性度量之至少一個第一值； 控制該馬達以依一第二速度操作； 至少部分地基於當依該第二速度操作時自該馬達接收之一馬達電流信號而判定該心臟收縮性度量之至少一個第二值； 至少部分地基於該心臟收縮性度量之該至少一個第一值及該心臟收縮性度量之該至少一個第二值而判定一收縮儲備度量；及 在與該機械循環支撐裝置相關聯之一使用者介面上輸出該收縮儲備度量之一指示。
  11. 如請求項10之機械循環支撐裝置，其中該至少一個控制器經進一步構形以： 控制該馬達以依包含該第一速度及該第二速度之一預定數目個速度操作：且 至少部分地基於當該馬達依該預定數目個速度之各者操作時自該馬達接收之該馬達電流信號而判定該心臟收縮性度量之一對應至少一個值， 其中該收縮儲備度量至少部分地基於當該馬達依該預定數目個速度之各者操作時判定之該至少一個值來判定。
  12. 如請求項10之機械循環支撐裝置，其進一步包括： 一壓力感測器，其經構形以量測一壓力信號， 其中 至少部分地基於當該馬達依該第一速度操作時之該壓力信號而判定該心臟收縮性度量之該至少一個第一值，且 至少部分地基於當該馬達依該第二速度操作時之該壓力信號而判定該心臟收縮性度量之該至少一個第二值。
  13. 如請求項10之機械循環支撐裝置，其進一步包括資料儲存器，其中該心臟收縮性度量之該至少一個第一值及/或該心臟收縮性度量之該至少一個第二值至少部分地基於儲存於該資料儲存器中之資料來判定。
  14. 如請求項10之機械循環支撐裝置，其中至少部分地基於該心臟收縮性度量之該至少一個第一值及該心臟收縮性度量之該至少一個第二值而判定一收縮儲備度量包括分析該心臟收縮性度量之該至少一個第一值與該心臟收縮性度量之該至少一個第二值之間的一方差。
  15. 如請求項10之機械循環支撐裝置，其中該心臟收縮性度量包含一收縮性指數。
  16. 如請求項10之機械循環支撐裝置，其中該心臟收縮性度量包含一收縮性分數。
  17. 如請求項10之機械循環支撐裝置，其中輸出該收縮儲備度量之一指示包括在該使用者介面上顯示依該第一及第二速度之各者判定之該心臟收縮性度量之該至少一個值之一圖表。
  18. 如請求項10之機械循環支撐裝置，其中輸出該收縮儲備度量之一指示包括在該使用者介面上顯示該收縮儲備度量之一數值。
  19. 一種用於一機械循環支撐裝置之控制器，該控制器包括： 至少一個硬體處理器，其經構形以： 控制該機械循環支撐裝置之一馬達以依一第一速度操作； 至少部分地基於當依該第一速度操作時自該馬達接收之一馬達電流信號而判定一心臟收縮性度量之至少一個值； 控制該馬達以依一第二速度操作； 至少部分地基於當依該第二速度操作時自該馬達接收之一馬達電流信號而判定該心臟收縮性度量之至少一個第二值； 至少部分地基於該心臟收縮性度量之該至少一個第一值及該心臟收縮性度量之該至少一個第二值而判定一收縮儲備度量；及 在與該機械循環支撐裝置相關聯之一使用者介面上輸出該收縮儲備度量之一指示。
  20. 如請求項19之控制器，其中該至少一個硬體處理器經進一步構形以： 控制該馬達以依包含該第一速度及該第二速度之一預定數目個速度操作；及 至少部分地基於當該馬達依該預定數目個速度之各者操作時自該馬達接收之該馬達電流信號而判定該心臟收縮性度量之一對應至少一個值， 其中該收縮儲備度量至少部分地基於當該馬達依該預定數目個速度之各者操作時判定之該至少一個值來判定。
  21. 如請求項19之控制器，其中該至少一個硬體處理器經進一步構形以： 自與該機械循環支撐裝置相關聯之一壓力感測器接收一壓力信號；其中 至少部分地基於當該馬達依該第一速度操作時之該壓力信號而判定該心臟收縮性度量之該至少一個第一值，且 至少部分地基於當該馬達依該第二速度操作時之該壓力信號而判定該心臟收縮性度量之該至少一個第二值。
  22. 如請求項19之控制器，其進一步包括資料儲存器，其中該心臟收縮性度量之該至少一個第一值及/或該心臟收縮性度量之該至少一個第二值至少部分地基於儲存於該資料儲存器中之資料來判定。
  23. 如請求項19之控制器，其中至少部分地基於該心臟收縮性度量之該至少一個第一值及該心臟收縮性度量之該至少一個第二值而判定一收縮儲備度量包括分析該心臟收縮性度量之該至少一個第一值與該心臟收縮性度量之該至少一個第二值之間的一方差。
  24. 如請求項19之控制器，其中該心臟收縮性度量包含一收縮性指數。
  25. 如請求項19之控制器，其中該心臟收縮性度量包含一收縮性分數。
  26. 如請求項19之控制器，其中輸出該收縮儲備度量之一指示包括在該使用者介面上顯示依該第一及第二速度之各者判定之該心臟收縮性度量之該至少一個值之一圖表。
  27. 如請求項19之控制器，其中輸出該收縮儲備度量之一指示包括在該使用者介面上顯示該收縮儲備度量之一數值。
  28. 一種用於判定具有一植入之機械循環支撐裝置之一患者之心臟功能容量之方法，該方法包括： 動態地調節由該機械循環支撐裝置提供至該患者之一支撐位準；及 評估對該動態調節支撐位準之一心臟回應以判定該患者之一心臟功能容量。
  29. 一種最佳化對一患者之一機械循環支撐裝置之控制之方法，該方法包括： 在一第一時間評估該患者對由該機械循環支撐裝置提供至該患者之支撐位準之動態調節之一第一心臟回應； 在一第二時間評估該患者對由該機械循環支撐裝置提供至該患者之支撐位準之動態調節之一第二心臟回應；及 基於該第一心臟回應及該第二心臟回應而在一第三時間控制該機械循環支撐裝置之一操作。
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