CN111032109A - 对具有低搏动的vad患者的map测量 - Google Patents

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Abstract

一种植入式血泵***，包括血泵、与该血泵通信的叶轮、以及与该血泵通信的控制器。控制器被配置成：测量在操作期间由血泵汲取的电流和来自血泵的血流，将电流与收缩动脉压以及舒张动脉压进行关联，并且相对于预定速度和血流调整叶轮的速度，以同与收缩动脉压相关的电流的增大以及与舒张动脉压相关的电流的减小相对应。

Description

对具有低搏动的VAD患者的MAP测量
技术领域
本公开涉及一种用于操作植入式血泵并利用该植入式血泵测量患者的血压的方法和***。
背景技术
植入式血泵向具有虚弱的心脏或以其他方式受损的心脏的患者提供机械循环支持。通常，植入式血泵包括将血液从心脏移动到身体其余部分的泵送机构。在操作中，血泵从源(诸如患者心脏的右心室、左心室、右心房或左心房)吸取血液并将该血液推动到主动脉(诸如，患者的升主动脉或外周动脉)中。
需要植入式血泵的患者通常具有潜在的心脏问题，诸如低搏动(pulsatility)。通常，搏动反映心脏的收缩和舒展，以及由心脏所移动的血液量。作为低搏动的结果，医学并发症可能会出现，包括主动脉小叶(aortic leaflet)融合、心室和***性血栓形成、由于与血流有关的问题导致的外周微循环床的不清晰灌注等。
通常，为了管理和防止医学并发症而确定平均动脉压(“MAP”)。MAP通常被定义为在一个心动周期期间的患者动脉的平均压力，并且可以使用患者的舒张血压和收缩血压来被获得。不幸的是，由于患者脉压的信号强度可能低于仪器检测到患者压力极限(诸如，舒张血压和收缩血压)所需要的信号强度，因此通常难以确定具有低搏动的患者(诸如，具有植入式血泵的患者)的MAP。例如，传统的商用血压袖带(cuff)可能无法检测到患者的脉压，因为脉搏信号强度没有强到足以提供稳定的血压读数。结果，患者可能会暴露于可通过精确的血压测量而以其他方式得以管理或防止的医学并发症。
发明内容
一种操作植入在心脏内的血泵的方法包括：测量在操作期间由植入式血泵汲取的电流和来自植入式血泵的血流组成的组中的至少一者；将来自由电流和血流组成的组中的至少一者与收缩动脉压和舒张动脉压进行关联；以及相对于预定速度调整植入式血泵的叶轮的速度，以与来自由电流和血流组成的组中的至少一者在心动周期的收缩阶段期间的增大和来自由电流和血流组成的组中的至少一者在心动周期的舒张阶段期间的减小相对应。
在该实施例的一个方面中，该方法包括获得并记录患者的平均动脉压。
在该实施例的一个方面中，该方法包括基于平均血流值来调整叶轮的速度。
在该实施例的一个方面中，叶轮的设定速度在每分钟1800转至每分钟4000转的范围内。
在该实施例的一个方面中，调整叶轮的速度包括在收缩阶段期间将叶轮的速度相对于预定速度增大至少20％。
在该实施例的一个方面中，调整叶轮的速度包括在舒张阶段期间将叶轮的速度相对于预定速度减小至少20％。
在该实施例的一个方面中，由控制器将叶轮的速度相对于预定速度自动地增大。
在该实施例的一个方面中，叶轮的速度在一对相邻的收缩阶段之间相对于预定速度逐渐增大。
在该实施例的一个方面中，在一对相邻的收缩阶段之间的叶轮的速度增大是步增的(step-up)。
在该实施例的一个方面中，在一对相邻的收缩阶段之间的叶轮的速度增大是斜增的(ramp-up)。
在另一实施例中，植入式血泵***包括：血泵；与血泵通信的叶轮；与血泵通信的控制器，该控制器被配置成测量在操作期间由血泵汲取的电流和来自血泵的血流，将电流与收缩动脉压以及舒张动脉压进行关联，并且相对于预定速度和血流调整叶轮的速度，以同与收缩动脉压有关的电流的增大以及与舒张动脉压有关的电流的减小相对应。
在该实施例的一个方面中，控制器可以被配置成以图形方式记录在相对于预定速度调整叶轮的速度之前和之后由血泵汲取的电流。
在该实施例的一个方面中，控制器被配置成记录平均动脉压。
在该实施例的一个方面中，控制器被配置成相对于预定速度自动调整叶轮的速度。
在该实施例的一个方面中，控制器被配置成发起步增，该步增包括在一对相邻的收缩阶段之间的叶轮的速度的增大。
在该实施例的一个方面中，控制器被配置成发起斜增。
在该实施例的一个方面中，控制器将叶轮的预定速度维持在每分钟1800转至每分钟4000转的范围中。
在该实施例的一个方面中，控制器被配置成进行由在一时间段内测量血流以及估计血流组成的组中的至少一项以获得平均血流值，并基于平均血流值调整叶轮的速度。
在该实施例的一个方面中，控制器被配置成在第一收缩阶段和第二收缩阶段之间逐渐增大叶轮的速度，该第一收缩阶段与该第二收缩阶段彼此相邻。
在另一实施例中，一种测量具有植入式血泵的患者的血压的方法包括：测量在操作期间由植入式血泵汲取的电流；测量在操作期间来自植入式血泵的平均血流值；将电流与患者的收缩动脉压以及舒张动脉压进行关联；基于平均血流值相对于预定速度调整植入式血泵的叶轮的速度，以与电流的增大和电流的减小相对应，该增大与患者的收缩动脉压相对应，该减小与患者的舒张动脉压相对应；以及响应于叶轮的速度相对于预定速度和平均血流值的调整来记录平均动脉压。
附图说明
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：
图1是根据本申请的原理构造的示例性血泵的分解视图；
图2是图1所示的组装式血泵的横截面视图；
图3是描绘图1中所示的血泵的叶轮在心脏的心动周期期间的电流和/或流量波形以及速度的图；
图4是描绘被配置成在标准模式和血压模式期间调整图1中所示的血泵的叶轮的速度的控制器的图；以及
图5是描绘在计算机模拟中心脏的主动脉压和心室压的图。
具体实施方式
在详细描述根据本公开的示例性实施例之前，应注意已通过附图中的常规符号在适宜的位置对组件进行了表示，这些表示仅示出与理解本公开的实施例有关的那些特定细节，以便不使将对受益于本文的描述的本领域技术人员而言显而易见的那些细节的公开变得晦涩。
如本文所使用的，诸如“第一”、“第二”、“顶部”和“底部”等等之类的关系术语可单独地用于将一个实体或要素与另一实体或要素区别开来，而不一定要求或暗示这些实体或要素之间的任何物理或逻辑关系或顺序。本文所使用的术语只是为了描述特定实施例的目的，并且不旨在对本文所描述的概念做出限制。如本文所使用的，单数形式“一(a)”、“一(an)”和“该(the)”也旨在包括复数形式，除非上下文另有明确指示。将进一步理解的是，当在本文中使用时，术语“包括(comprises)”、“包括(comprising)”、“包括(includes)”和/或“包括(including)”指定所陈述的特征、整数、步骤、操作、要素和/或组件的存在，但不排除一个或多个其他特征、整数、步骤、操作、要素、组件和/或其群组的存在或添加。
除非另外限定，本文中所使用的所有术语(包括技术和科学术语)具有如本公开所属领域的普通技术人员所普遍理解的相同含义。将进一步理解的是，本文使用的术语应当被解释为具有与其在本说明书的上下文中以及相关技术中的意义一致的意义，并且除非本文明确表示，否则将不被解释为理想化或过于正式的含义。
现在参见各附图，其中相同的附图标记表示相同的元件，在图1中示出的是根据本申请的原理构造的并一般地被称为“10”的示例性血泵。血泵10可以是由本申请的受让人HeartWare公司以名称
Figure BDA0002384115930000051
出售的血泵。在示例性血泵10以及大体设计相同的变体中所使用的诸如磁体、电磁线圈以及流体动力轴承之类的组件的布置在美国专利第6,688,861号；第7,575,423号；第7,976,271号；以及第8,419,609号中被描述，上述专利的公开通过引用结合于此。血泵还可以是由HeartWare公司以名称
Figure BDA0002384115930000052
出售的血泵。然而，本文公开的方法和***不限于特定类型的血泵。
根据本公开的一个实施例，血泵10包括容纳血泵10的组件的壳体12。在一种配置中，壳体12包括第一部分14、第二部分16、和流入插管18。第一部分14以及第二部分16协同地限定螺旋(volute)形腔室20，该螺旋形腔室20具有延伸通过第一部分14以及流入插管18的主纵向轴22。第一部分14以及第二部分16限定了与腔室20连通的出口24。
现在参考图1和图2，壳体12限定连续的封闭流动路径，该封闭流动路径行进通过流入套管18的上游端26到达下游端28，如图1中分别由箭头U和D所指示的。叶轮32安装在腔室20内以用于绕轴线22旋转。叶轮32包括永磁体和用于将血液从叶轮32的中心附近传递到叶轮32的外周的流动通道。可以将具有至少两个线圈的第一定子36设置在第一部分14内，使得当向线圈施加电流时，由第一定子36生成的电磁力使叶轮32旋转以推动血液。第二定子38可以被设置在第二部分16内，并且可以被配置成连同第一定子36操作或独立于第一定子36操作，以使叶轮32旋转。
电连接器40(图1)被设置在第一部分14上，以用于将线圈连接到电源，诸如控制器42，该电源被配置成在患者外部。控制器42可以包括各种软件和硬件组件以用于操作血泵10。然而，电源不限于控制器42，因为可以使用其他电源，诸如电池、动力传动***等。控制器42被布置成向泵的线圈施加功率以创建旋转磁场，该旋转磁场使叶轮32在顺时针(如由“R”指定的)或逆时针的旋转方向上围绕轴线22旋转。叶轮32的旋转推动血液在向下游方向D上沿着流动路径到达出口24。
控制器42可以被配置成测量在操作期间由血泵10汲取的电流和/或来自血泵10(诸如，来自出口24)的血流。控制器42还可以包括标准模式和血压模式，在标准模式中，控制器42被配置成将叶轮32的速度维持在预定速度处，在血压模式中，为了使用血压测量设备测量患者的MAP，叶轮32的速度被调整以提高患者的血压。
参考图3，可以由控制器42相对于基线(被称为“BL”)测量电流和/或血流。可以使用与电连接中的电阻和电压相关联的信息或另一种测量方法来确定电流的测量。可以使用电流、叶轮32的速度、和血液的粘度、或另一种测量方法来确定血流的测量。
可以将电流和/或血流的测量与具有被植入在患者心脏中的血泵10的患者的收缩动脉压和舒张动脉压进行关联。换句话说，血泵10的电流和血流测量被配置成提供与患者心脏的心动周期有关的实时信息。图3描绘了示例性心动周期，该示例性心动周期包括被称为“s”的收缩阶段和被称为“d”的舒张阶段。当控制器42处于标准模式(被称为“SM”)和血压模式(被称为“BP”)中时，以图形方式经由波形描绘通过血泵10的电流和/或血流的量。
收缩阶段可以被确定为当心脏正收缩时通过血泵10的电流和/或血流被配置成相对于基线增大，因为血泵10自然地需要增加电流来泵送血液。舒张阶段可以被确定为当心脏从收缩阶段转变到舒张阶段时电流和/或血流波形被配置成减小，因为血泵10在心脏正松弛(relax)并充盈血液时需要比在收缩期间所需要的电流更少的电流图3中所示的循环是示例性循环，因为通过血泵10的电流量和/或血液量可能在患者之间变化。
仍然参考图3，在标准模式中，控制器42被配置成将叶轮32的速度维持在预定速度处，该预定速度被称为“PS”。在一种配置中，预定速度可以是至少每分钟1800转，诸如，在每分钟1800转至4000转的范围中。根据血泵的类型和个体患者的需要，其他范围也是可能的。当控制器42处于标准模式(包括将叶轮23设置为预定速度)中时，电流和/或血流可能不会产生测量到该患者的MAP所需的动脉压的量。例如，患者可能具有低搏动，其通常包括太低的脉压，以至于不能用诸如血压袖带之类的血压设备测量到。
参考图3和图4，在血压模式中，可以根据在收缩期间电流和/或血流的增大而相对于预定速度“PS”增大叶轮32的速度，并且可以根据在舒张期间电流和/或血流的减小而减小叶轮32的速度，使得该速度与患者的心动周期同步。为了使用血压设备测量患者的MAP，速度调整被配置成放大和衰减患者的动脉压。
在一种配置中，可以使用与血泵10的血流相关联的信息(诸如，随时间变化的平均血流值)来确定速度调整的量。如图4所示的，可以将叶轮32的速度调整为各种速度，直到在血压模式之前和之后测得的平均血流等于血压模式期间的平均血流值(被称为“AFV”)，以便不会影响患者的MAP。当在血压模式期间维持平均血流值时，可以通过在速度减小期间的衰减的动脉压来平衡在速度增大期间的放大的动脉压，从而在血压模式期间维持动脉压波形的能量含量恒定。换句话说，通过维持在标准模式期间与血压模式相比的通过血泵10的平均血流值的零相对变化，患者的平均动脉压将不受速度调整的影响。
为了获得平均血流值，控制器42可以被配置成测量和/或估计在诸如十至二十分钟的间隔、每小时、每天等的一时间段内的血流。还可以使用与个体患者相对应的数据表或另一种测量方法(诸如，将叶轮32的速度调整到各种间隔)来确定平均血流值，并且此后测量通过血泵10的血流直到维持平均血流值。
如图3和图4所示的，将叶轮32的速度的选择性调整称为“SP”，并且将电流和/或血流波形的对应增大和减小称为“BP”。在一种配置中，叶轮32的速度的减小被配置成使得在血压模式下的电流和/或血流波形下降到标准模式下的电流和/或血流波形以下。速度相对于预定速度的增大或减小可以加或减20％，或者根据患者的心动周期以其他方式被建立。在一种配置中，如图3所示，速度的增大可以是步增的，其可以包括在一对相邻的收缩阶段之间的舒张期期间叶轮32的速度的相对瞬时的增大。替代地，控制器42可以被配置成执行斜增(未示出)，这是在该对相邻的收缩阶段之间叶轮32的速度的相对逐渐增大。
再次参考图4，通过血压模式期间电流和/或血流波形的峰值长度(被称为P1)的增大(与标准模式中的峰值的长度(被称为P2)相比)以图形方式来表示动脉压的放大。如所示的，当控制器42处于血压模式中时，作为速度调整的结果，电流和/或血流波形以及相关的动脉压被配置成高于在标准模式期间当速度被预定时发生的电流和/或血流波形以及相关的动脉压。因此，当动脉压被放大时，可以在血压模式中测得患者的血压。
参考图5，描绘了示出计算机模拟中的示例性心动周期的图，包括在为了升高患者的动脉压使得MAP可被确定而相对于预定速度增大叶轮23的速度之前和之后的主动脉压(被称为“AP”)和心室压(被称为“VP”)。控制器42可以被配置成调整速度并记录对应的主动脉压和心室压。速度增大之前的主动脉压被称为“B”，并且被配置成低于在速度的增大之后的主动脉压，其被称为“A”。心室压被配置成保持恒定，而与速度调整无关。图5中公开的图并不旨在是限制性的，因为还可以使用附加的记录方法，诸如线图、条形图、图表等。
本领域技术人员应当理解，本发明不限于以上在本文中已具体示出并描述的内容。另外，除非作出与以上相反的提及，应该注意所有附图都不是按比例的。在以上教导的启示下各种修改和变型是可能的，而不会背离本发明的范围和精神，本发明只受所附权利要求书限制。

Claims (10)

1.一种植入式血泵***，包括：
血泵；
叶轮，所述叶轮与所述血泵通信；以及
控制器，所述控制器与所述血泵通信，所述控制器被配置成：
测量在操作期间由所述血泵汲取的电流以及来自所述血泵的血流；
将所述电流与收缩动脉压以及舒张动脉压进行关联；并且
相对于预定速度和所述血流调整所述叶轮的速度，以同与所述收缩动脉压有关的所述电流的增大以及与所述舒张动脉压有关的所述电流的减小相对应。
2.如权利要求1所述的***，其特征在于，所述控制器被配置成以图形方式记录在相对于所述预定速度和所述血流调整所述叶轮的所述速度之前和之后由所述血泵汲取的所述电流。
3.如权利要求1或2所述的***，其特征在于，所述控制器被配置成记录平均动脉压。
4.如权利要求1－3中任一项所述的***，其特征在于，所述控制器被配置成相对于所述预定速度自动地调整所述叶轮的所述速度。
5.如权利要求1－4中任一项所述的***，其特征在于，所述控制器被配置成发起步增，所述步增包括在一对相邻的收缩阶段之间的所述叶轮的所述速度的增大。
6.如权利要求1－4中任一项所述的***，其特征在于，所述控制器被配置成发起斜增。
7.如权利要求1－6中任一项所述的***，其特征在于，所述控制器将所述叶轮的所述预定速度维持在每分钟1800转到每分钟4000转的范围中。
8.如权利要求1－7中任一项所述的***，其特征在于，所述控制器被配置成进行由在一时间段内测量所述血流以及估计所述血流组成的组中的至少一项以获得平均血流值，并基于所述平均血流值调整所述叶轮的所述速度。
9.如权利要求8所述的***，其特征在于，所述叶轮的所述速度被调整以维持所述平均血流值。
10.如权利要求1－4中任一项所述的***，其特征在于，所述控制器被配置成在第一收缩阶段和第二收缩阶段之间逐渐增大所述叶轮的所述速度，所述第一收缩阶段与所述第二收缩阶段彼此相邻。
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