基于VAD电流波形的心率确定的制作方法

基于vad电流波形的心率确定
1.本技术是国际申请日为2017/7/28，国际申请号为pct/us2017/044459，进入中国国家阶段的申请号为201780047404.8，题为“基于vad电流波形的心率确定”的发明专利申请的分案申请。
技术领域
2.本发明涉及一种用于基于植入式血泵的参数来确定患者的心率的方法和系统。


背景技术：

3.植入式血泵可用于向患有晚期心脏病的患者提供辅助。血泵通过从患者的血管系统接收血液并将该血液推回到患者的血管系统中来进行运转。通过将动量和压力加到患者的血流，血泵可增强或替代心脏的泵送作用。例如，血泵可被配置为心室辅助设备或“vad”。
4.vad是用于辅助哺乳动物受试者(subject)(诸如，人类患者)的心脏的设备。典型的vad包括被植入到受试者的身体中的泵。泵通常具有被连接到要被循环的血液的来源的入口，和被连接到动脉的出口。最典型地，泵的入口被连接到左心室的内部并且泵的出口被连接到主动脉，使得泵与左心室并行运转以将血液推入到主动脉中。泵可以是具有叶轮的微型旋转叶轮泵，该叶轮被设置在泵壳体中并且由可与泵紧密集成的小型电机驱动旋转。电机进而通常由植入式电源(诸如，具有用于从外部电源对电池进行充电的布置的蓄电池)供电。vad通常包括控制系统，所述控制系统控制电源的操作，以便按所设置的旋转速度驱动叶轮并且因此提供恒定的泵送作用。
5.vad可以用于辅助患有损害心脏的泵送能力的病况的受试者的心脏。可永久地提供这种辅助，或者在受试者等到了合适的心脏移植时提供这种辅助。在其他情况下，由vad提供的辅助允许心脏得以治愈。
6.在许多情况下，期望的是，检测和监测患者的心率。这可以使用心电图(ecg)信号以检测患者的心脏的窦性节律来完成。由于患者的心动周期仅仅是心率的倒数，因此ecg信号可以进一步用于检测和监测患者的心率。然而，使用ecg信号的心率监测需要患者配备有ecg电极。
7.因此，期望的是，提供一种用于使用vad电路系统来确定心率而不依赖于ecg数据的方法和系统。


技术实现要素：

8.本发明有利地提供具有一个或多个计算机的系统，所述系统被配置成借助在所述系统上安装软件、固件、硬件或其组合来执行特定操作或动作，所述软件、固件、硬件或其组合在操作中致使所述系统执行所述动作。一个或多个计算机程序可以被配置成借助于包括指令来执行特定的操作或动作，所述指令当由数据处理装置执行时致使所述装置执行所述动作。
9.一个总体方面包括确定具有植入式血泵的患者的心率的方法，该方法包括：测量
所述植入式血泵的电机电流信号，所述植入式血泵与患者的心脏的心室流体连通。确定心率的方法还包括在测得的电流信号中检测第一事件，所述第一事件指示来自包括电流信号的上升和电流信号的下降的组中的一项。确定心率的方法还包括当检测到所述第一事件时启动定时器计数器。确定心率的方法还包括在测得的电流信号中检测第二事件，所述第二事件指示来自包括电流信号的上升和电流信号的下降的组中的与所述第一事件在相反的方向上的一项。确定心率的方法还包括在测得的电流信号中检测第三事件，所述第三事件指示来自包括电流信号的上升和电流信号的下降的组中的与所述第一事件在相同的方向上的一项。确定心率的方法还包括在检测到所述第三事件时测量定时器计数器的经过时间。确定心率的方法还包括基于所述定时器计数器的所述经过时间来确定所述患者的所述心率。这个方面的其他实施例包括对应的计算机系统、装置、和记录在一个或多个计算机存储设备上的计算机程序，其中的每一项被配置成执行所述方法的动作。
10.实施方式可以包括以下特征中的一项或多项：在所述方法中，在检测到所述第一事件之后启动检测所述第二事件，以及在检测到所述第二事件之后启动检测所述第三事件。在所述方法中，所述第一事件和所述第三事件是电流信号的上升，并且所述第二事件是电流信号的下降。在所述方法中，所述第一事件和所述第三事件是电流信号的下降，并且所述第二事件是电流信号的上升。在所述方法中，电机电流信号是未经滤波的，并且其中该方法进一步包括对电机电流信号进行滤波以创建经滤波的信号，并且其中使用未经滤波的电流信号和经滤波的信号的组合来检测第一事件、第二事件和第三事件。在所述方法中，当未经滤波的电流信号超过经滤波的电流信号达第一预定量时发生检测到电流信号的上升，并且其中当未经滤波的电流信号小于经滤波的电流信号达第二预定量时发生检测到电流信号的下降。在所述方法中，所述第一预定量与所述第二预定量是相等的。在所述方法中，经滤波的信号是电机电流信号的移动平均。在所述方法中，反复地执行检测第一事件、第二事件和第三事件，并且其中该方法包括测量多个经过时间，并且其中基于所述多个经过时间的平均值来确定心率。该方法进一步包括在检测到所述第二事件时启动第二计数器定时器。该方法还可包括在检测到所述第三事件之后在测得的电流信号中检测第四事件，所述第四事件指示来自包括电流信号的上升和电流信号的下降的组中的与所述第二事件在相同的方向上的一项。该方法还可以包括在检测到所述第四事件时测量第二定时器计数器的经过时间。该方法进一步包括在预定的时间量内反复地确定心率以获得多个心率值。该方法还可以包括确定指示心率变异性(variability)的所述多个心率值的统计变异性。在所述方法中，确定所述多个心率值的统计变异性包括确定心率值的标准偏差。所描述技术的实施方式可以包括硬件、方法或过程、或者计算机可访问介质上的计算机软件。
11.一个总体方面包括用于确定患者的心率的控制电路，所述控制电路包括：用于存储指令的存储器；以及用于执行存储在所述存储器中的指令的处理器，所述处理器被配置成与心室辅助设备通信，以向所述心室辅助设备提供控制信号并且感测所述心室辅助设备的电机电流，并且所述处理器进一步被配置成从感知到的电机电流中检测患者的心动周期的第一事件，所述第一事件指示来自包括心脏收缩和心脏舒张的组中的一项的开始。控制电路进一步从感知到的电机电流中检测患者的心动周期的第二事件，所述第二事件指示来自包括心脏收缩和心脏舒张的所述组中的另一项的开始。控制电路进一步从感知到的电机电流中检测患者的心动周期的第三事件，所述第三事件指示来自包括心脏收缩和心脏舒张
的所述组中的与所述第一事件相同的一项的开始。控制电路还测量在第一事件与第三事件之间的持续时间。控制电路还基于所测得的持续时间来确定患者的心率。这个方面的其他实施例包括对应的计算机系统、装置、和记录在一个或多个计算机存储设备上的计算机程序，其中的每一项被配置成执行所述方法的动作。
12.实施方式可以包括以下特征中的一项或多项：在所述控制电路中，第一事件和第三事件是感知到的电机电流的上升，并且第二事件是感知到的电机电流的下降。在所述控制电路中，第一事件和第三事件是感知到的电机电流的下降，并且第二事件是感知到的电机电流的上升。在所述控制电路中，所述感知到的电机电流是未经滤波的电流信号，并且其中所述控制电路进一步包括与处理器通信的滤波器，以用于对所述电机电流信号进行滤波，并且其中，所述处理器被配置成使用未经滤波的电流信号与经滤波的信号的组合来检测第一事件、第二事件和第三事件。在所述控制电路中，所述处理器被配置成在未经滤波的电流信号超过经滤波的电流信号达预设量时检测到所述感知到的电机电流的上升，并且其中，所述处理器被配置成在未经滤波的电流信号小于经滤波的电流信号达所述预设量时检测到所述感知到的电机电流的下降。在所述控制电路中，经滤波的信号是感知到的电机电流的移动平均。在所述控制电路中，所述处理器被进一步配置成在检测到第三事件之后，在感知到的电机电流中检测第四事件，所述第四事件指示来自包括心脏收缩和心脏舒张的所述组中的与所述第二事件相同的一项的开始。所述控制电路可测量在第二事件与第四事件之间的持续时间。所述控制电路还可基于在所述第二事件与所述第四事件之间的所测得的持续时间来确定患者的心率。所描述技术的实施方式可以包括硬件、方法或过程、或者计算机可访问介质上的计算机软件。
13.一个总体方面包括心室辅助设备，所述心室辅助设备包括控制电路，所述控制电路包括用于存储指令的存储器和用于执行存储在所述存储器中的指令的处理器，所述处理器被配置成与心室辅助设备通信，以向所述心室辅助设备提供控制信号并感测所述心室辅助设备的电机电流，并且所述处理器进一步被配置成：从感知到的电机电流中检测患者的心动周期的第一事件，所述第一事件指示来自由心脏收缩和心脏舒张组成的组中的一项的开始；从感知到的电机电流中检测患者的心动周期的第二事件，所述第二事件指示来自由心脏收缩和心脏舒张组成的所述组中的另一项的开始；从感知到的电机电流中检测患者的心动周期的第三事件，所述第三事件指示来自由心脏收缩和心脏舒张组成的所述组中的与所述第一事件相同的一项的开始；测量在第一事件与第三事件之间的持续时间；并且基于所测得的持续时间来确定患者的心率。所述心室辅助设备还从感知到的电机电流中检测患者的心动周期的第一事件，所述第一事件指示来自包括心脏收缩和心脏舒张的组中的一项的开始。所述心室辅助设备还从感知到的电机电流中检测患者的心动周期的第二事件，所述第二事件指示来自包括心脏收缩和心脏舒张的所述组中的另一项的开始。所述心室辅助设备还从感知到的电机电流中检测患者的心动周期的第三事件，所述第三事件指示来自包括心脏收缩和心脏舒张的所述组中的与所述第一事件相同的一项的开始。所述心室辅助设备还测量在第一事件与第三事件之间的持续时间。所述心室辅助设备还基于所测得的持续时间来确定患者的心率。所述心室辅助设备还包括旋转泵，所述旋转泵被配置成植入式的并与患者的心脏流体连通，以辅助血液从心脏流动。所述心室辅助设备还包括泵驱动电路，所述泵驱动电路与所述控制电路和所述旋转泵通信，所述泵驱动电路被配置成响应于从所
述控制电路接收的控制信号而向所述泵供电并控制所述泵的速度。这个方面的其他实施例包括对应的计算机系统、装置、和记录在一个或多个计算机存储设备上的计算机程序，其中的每一项被配置成执行所述方法的动作。
附图说明
14.在结合附图考虑时，通过参考以下详细说明，将更容易地理解本发明的更完整的理解以及其所伴随的优点和特征，其中：
15.图1是示出所测量的由示例性植入的心室辅助设备随时间汲取的电流的图形，该图形将经滤波的信号与未经滤波的信号进行比较。
具体实施方式
16.本技术提供了使用vad电机电流来确定患者的心率。本技术适用于已知在vad的流量和电流的运转范围内在泵流量与电机电流之间具有单值(例如，线性、增大、减小)关系的任何vad，诸如，由美国佛罗里达州迈阿密湖的heartware公司制造的泵。在共同拥有的美国专利no.8,512,013、以及共同拥有的且同时提交的题为“具有主动脉瓣打开检测的vad(vad with aortic valve opening detection)”的美国临时专利申请no.62/369528中进一步讨论了泵，以上专利申请籍此以其整体并入本文。
17.在与患者的心脏流体连通的vad中，每次心跳都会致使vad两端的压差的变化。更具体地，如果vad正以非脉动模式运转并且在心动周期的进程内维持总体上恒定的血液流速，则心脏的收缩致使泵的入口处的压力的增大。压力的增大影响泵的入口与出口之间的总压差。这种压差的变化与可测量的流量的变化相对应，可以经由vad电机电流的波动来观察流量的变化。具体地，vad控制器可以与一个或多个电流传感器通信，所述一个或多个电流传感器被适配成感测由vad电机汲取以维持vad的叶轮的恒定速度的电流的波动。电机电流的这些波动与患者的心动周期具有大致相同的周期性。因此，可以使用对电机电流的波动的分析来产生心率确定。
18.现在参考图1，由与vad电机通信的电流传感器来感测测得的电机电流信号(粗实线)。该电机电流信号是未经滤波的信号。图1中还示出了经滤波的电机电流信号。滤波器可被包括在vad控制电路中或者被连接到vad控制电路。在一个示例中，滤波器可以是低通滤波器，诸如，对vad电机电流的移动平均或加权移动平均(例如，指数移动平均)。由滤波器所平均的心动周期的数量可以根据患者的心率而变化。
19.可以基于电机电流的上升和下降来监测电机电流信号的波动。电机电流的上升可以指示患者的心动周期的心脏收缩的开始，而电机电流的下降可以指示心脏舒张的开始。因此，通过跟踪电机电流的上升、随后的下降、以及随后的上升，可以确定患者的心脏已经完成了以心脏收缩开始并以心脏舒张结束的一个完整的心动周期。或者，可以通过跟踪电机电流的上升、随后的下降、以及随后的上升来标识以心脏舒张开始并以心脏收缩结束的完整的心动周期。
20.可以由在电机电流中检测到的事件来触发电机电流的上升和下降，所述事件诸如，未经滤波的电流信号穿过(cross)经滤波的电流信号(也被称为“过零点”)。在图1的示例中，不是直接使用在未经滤波的电流信号与经滤波的电流信号之间的过零点，而是仅在
未经滤波的电流信号穿过经滤波的电流信号并且超过(对于上升而言)或小于(对于下降而言)达预设量(在图1中被称为“上限带”和“下限带”)之后才认为发生了上升或下降。在图1的示例中，对于上限带和下限带而言，预设量是相同的。然而，在其他示例中，上限带和下限带可以独立地预设为不同的值。例如，如图1中所示的，“n
‑
n”间期表示在测得的电流信号中检测到第一事件与在测得的电流信号中检测到第三事件之间的时间，所述第一事件指示来自由电流信号的上升和电流信号的下降组成的组中的一项，并且所述第三事件指示来自由电流信号的上升和电流信号的下降组成的组中的与所述第一事件在相同的方向上的一项。在第一事件和第三事件之间中是检测到第二事件发生的时间，第二事件指示来自由电流信号的上升和的电流信号的下降组成的组中与所述第一事件在相反的方向上的一项。
21.可以基于对在患者的一个或多个完整心动周期期间经过的时间量的计算来确定心率。可以使用被包括在vad控制电路中或连接到vad控制电路的定时器来跟踪经过的时间。在检测到第一事件(电机信号的上升或下降)时，启动定时器。同样在检测到第一事件时，控制电路开始搜索并检测与第一事件相反的后续的第二事件(如果第一事件是上升则第二事件是下降，或者如果第一事件是下降则第二事件是上升)。在检测到第二事件时，控制电路开始搜索并检测与第一事件相同的后续的第三事件(如果第一事件是上升则第三事件是上升，或者如果第一事件是下降则第三事件是下降)。在检测到第三事件时，测量经过的时间。测得的经过时间等于患者心动周期的周期。因此，可以通过获取测得的经过时间的倒数来确定患者的心率。
22.在以上的示例中，基于单个心动周期来确定心率。然而，在其他示例中，可以基于多个心动周期的组合来确定心率。例如，可以执行任何离散次数的以上的心率确定，并且可以对每次确定的结果进行平均以导出平均心率。在检测到第三事件时，测量经过的时间。测得的经过时间等于患者心动周期的周期。因此，可以通过获取测得的经过时间的倒数来确定患者的心率。
23.在又进一步的示例中，可以使用多个定时器同时执行多个心率确定。例如，一个心率确定的第二事件可以同时用作另一心率确定的第一事件。在这种实例中，第一心率确定的第三事件也可以用作第二心率确定的第二事件。在检测到第三事件时，控制电路可以开始搜索并检测与第二事件相同的后续的第四事件(如果第二事件是上升则第四事件是上升，或者如果第二事件是下降则第四事件是下降)，所述第四事件用作第二心率确定的第三事件。第一定时器可以测量第一事件与第三事件之间的经过时间，而第二定时器测量第二事件与第四事件之间的经过时间。在该方面，控制电路可以能够在患者的每个心动周期中执行大致两个心率确定：一个确定以心脏收缩开始并以心脏舒张结束，并且另一确定以心脏舒张开始并以心脏收缩结束。
24.在执行多个心率确定的那些示例中，可以将确定存储在存储器(例如，心率日志文件)中，以供临床医生进一步评估或通过由vad控制器或外部处理器所进行的自动过程来进一步评估。一种这样的评估考虑了所确定的心率值随时间的变异性。例如，可以使用任何以上描述的过程反复地确定心率值达预定的时间量(例如，约5分钟)。随后，获得针对在预定的时间量内确定的心率值的描述性统计。例如，可以确定心率值的标准偏差。在一些实例中，一旦获得了描述性统计，就可以清除存储在存储器中的所确定的心率值，并且可以重复该过程。
25.尽管已经参照特定实施例描述了本文中的发明，但应理解的是，这些实施例仅仅是对本发明的原理和应用的说明。因此，应当理解的是，可以对说明性实施例做出众多修改并且可以设计其他布置而不脱离本发明的精神和范围。
26.本发明的实施例包括：
27.实施例1：
28.一种确定患者的心率的方法，所述方法包括：
29.使用一个或多个电流传感器，测量vad的电机电流信号；
30.在测得的电流信号中检测第一事件，所述第一事件指示所述电流信号的上升或下降；
31.在检测到所述第一事件时，启动定时器计数器；
32.在所述测得的电流信号中检测第二事件，所述第二事件指示与所述第一事件在相反的方向上的所述电流信号的上升或下降；
33.在所述测得的电流信号中检测第三事件，所述第三事件指示与所述第一事件在相同的方向上的所述电流信号的上升或下降事件；
34.在检测到所述第三事件时，测量所述定时器计数器的经过时间；
35.基于所述定时器计数器的所述经过时间来确定所述心率。
36.实施例2：
37.如实施例1中所述记载的方法，其中，仅在检测到所述第一事件之后启动对第二事件的检测，并且其中，仅在检测到所述第二事件之后启动对第三事件的检测。
38.实施例3：
39.如实施例1或2中任一项中所记载的方法，其中，所述第一事件和所述第三事件是电流信号的上升，并且所述第二事件是电流信号的下降。
40.实施例4：
41.如实施例1或2中任一项中所记载的方法，其中，所述第一事件和所述第三事件是电流信号的下降，并且所述第二事件是电流信号的上升。
42.实施例5：
43.如实施例1
‑
4中任一项中所记载的方法，进一步包括对所述电机电流信号进行滤波，其中使用未经滤波的电流信号和经滤波的信号的组合来检测所述第一事件、所述第二事件以及所述第三事件。
44.实施例6：
45.如实施例5中所记载的方法，其中，当所述未经滤波的电流信号超过经滤波的电流信号达第一预定量时发生检测到电流信号的上升，并且其中当所述未经滤波的电流信号小于所述经滤波的电流信号达第二预定量时发生检测到电流信号的下降。
46.实施例7：
47.如实施例6中所记载的方法，其中，所述第一预定量和所述第二预定量是相等的。
48.实施例8：
49.如实施例5
‑
7中任一项中所记载的方法，其中，所述经滤波的信号是所述电机电流信号的移动平均。
50.实施例9：
51.如前述实施例中任一项中所记载的方法，其中，反复地执行对第一事件、第二事件以及第三事件的检测，由此测量多个经过时间，并且基于所述多个经过时间的平均值来确定所述心率。
52.实施例10：
53.如前述实施例中的任一项中所记载的方法，进一步包括：
54.在检测到所述第二事件时，启动第二计数器定时器；
55.在检测到所述第三事件时，启动在所述测得的电流信号中检测第四事件，所述第四事件指示与所述第二事件在相同的方向上的所述电流信号的上升或下降；以及
56.在检测到所述第四事件时，测量所述第二定时器计数器的经过时间；
57.实施例11：
58.如前述实施例中的任一项中所记载的方法，进一步包括：
59.反复地确定所述心率以在预定的时间量内获得多个心率值；以及确定指示心率变异性的所述多个心率值的统计变异性。
60.实施例12：
61.如实施例11中所记载的方法，其中，所述预定的时间量是约5分钟。
62.实施例13：
63.如实施例11
‑
12中任一项中所记载的方法，其中，确定所述多个心率值的统计变异性包括确定所述心率值的标准偏差。
64.实施例14：
65.一种用于确定患者的心率的控制电路，所述控制电路包括：
66.存储器，所述存储器用于存储指令；以及
67.处理器，所述处理器用于执行存储在所述存储器中的所述指令，其中所述处理器可操作用于与心室辅助设备通信，以向所述心室辅助设备提供控制信号，并且所述处理器可操作用于与一个或多个电流传感器通信，以感测所述心室辅助设备的电机电流，并且所述处理器进一步可操作用于：
68.从感知到的电机电流中检测所述患者的心动周期的第一事件，所述第一事件指示心脏收缩或心脏舒张中的一项的开始；
69.从所述感知到的电机电流中检测所述患者的心动周期的第二事件，所述第二事件指示心脏收缩或心脏舒张中的另一项的开始；
70.从所述感知到的电机电流中检测所述患者的心动周期的第三事件，所述第三事件指示心脏收缩或心脏舒张中的与所述第一事件相同的一项的开始；
71.测量在所述第一事件与所述第三事件之间的持续时间；以及
72.基于所测得的持续时间来确定所述患者的心率。
73.实施例15：
74.如实施例14中所记载的控制电路，其中，所述第一事件和所述第三事件是电流信号的上升，并且所述第二事件是电流信号的下降。
75.实施例16：
76.如实施例14中所记载的控制电路，其中，所述第一事件和所述第三事件是电流信号的下降，并且所述第二事件是电流信号的上升。
77.实施例17：
78.如实施例14
‑
16中任一项中所记载的控制电路，进一步包括用于对所述电机电流信号进行滤波的滤波器，其中所述处理器可操作用于使用未经滤波的电流信号和经滤波的信号的组合来检测所述第一事件、所述第二事件以及所述第三事件。
79.实施例18：
80.如实施例17中所记载的控制电路，其中，所述处理器可操作用于当所述未经滤波的电流信号超过经滤波的电流信号达固定的预设量时检测到电流信号的上升，并且其中，所述处理器可操作用于当所述未经滤波的电流信号小于所述经滤波的电流信号达所述固定的预设量时检测到电流信号的下降。
81.实施例19：
82.如实施例17
‑
18中任一项中所记载的控制电路，其中，所述滤波器是对所述电机电流信号的移动平均。
83.实施例20：
84.如实施例14
‑
19中任一项中所记载的控制电路，其中，所述处理器进一步可操作用于：
85.反复地执行对所述第一事件、第二事件以及第三事件的检测，由此获得多个测得的持续时间；以及
86.基于所述多个测得的持续时间的平均值来确定所述患者的心率。
87.实施例21：
88.如实施例14
‑
19中任一项中所记载的控制电路，其中，所述处理器进一步可操作用于：
89.在检测到所述第三事件之后，在所述测得的电流信号中搜索第四事件，所述第四事件指示心脏收缩或心脏舒张中的与所述第二事件相同的一项的开始；
90.测量在所述第二事件与所述第四事件之间的持续时间；以及
91.基于所述第二事件与所述第四事件之间的所测得的持续时间来确定所述患者的心率。
92.实施例22：
93.如实施例14
‑
20中任一项中所记载的控制电路，其中，所述处理器进一步可操作用于反复地确定所述患者的心率，以获得多个心率值并将所述多个心率值存储在所述存储器中。
94.实施例23：
95.如实施例22中所记载的控制电路，其中，所述处理器进一步可操作用于确定在预定的时间量内获得的多个存储的心率值的标准偏差。
96.实施例24：
97.一种心室辅助设备，包括：
98.如实施例14
‑
23中任一项中所记载的控制电路；
99.旋转泵，所述旋转泵被配置成植入式的并与患者的心脏流体连通，以辅助血液从所述心脏流动；以及
100.泵驱动电路，所述泵驱动电路与所述控制电路和所述旋转泵通信，所述泵驱动电
路可操作用于响应于从控制电路接收的控制信号而向泵供电并控制所述泵的速度。
101.实施例25：
102.如实施例24中所记载的心室设备，其中，所述控制电路可操作用于在向所述心室辅助设备提供控制信号以按照非脉动模式运转时，执行心率确定。