CN1638824A - 探测心室衰竭的方法与*** - Google Patents

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Abstract

泵***(10)包括内含具有转子和定子的电机的可植入泵(12)。

Description

探测心室衰竭的方法与***
相关申请的交叉参考
本申请要求申请号为60/346,555的美国临时专利申请的权益，所述申请于2002年1月8日提交，其全部内容通过引用被包括在本申请中。
发明背景
发明领域
本发明一般涉及植入的或可植入的血液泵***，更具体地说，涉及用于探测与这样的泵相关的心室衰竭的发作和/或存在的方法与***。
相关技术的描述
通常，可植入血液泵***被用于以下两种情况之一。第一种情况为可植入血液泵可以完全替代无法正常工作的人类心脏，或第二种情况，可植入血液泵可以增强某些病人的血液循环，这些病人的心脏仍然工作但却以不适当的速率输送血液。
例如，专利号为6,183,412的美国专利，所述专利被共同转让，并通过引用被全部包括在本文中，所述发明公开了一种心室辅助装置(VAD)，在商业上被称为迪贝基心室辅助装置(DeBakey VAD)。所述心室辅助装置为一台设计成给患有心脏病的病人提供额外血流量的袖珍连续轴流泵。所述装置被安置在左心室的顶部与大动脉之间。通过所述装置的适当的血流量取决于被充分注满的心室及VAD泵的入口和出口间的正压差。
因为这个装置连续地产生血液流动并主动地注满，所以它为了产生血液流动而有可能在血流流入处造成低压。当流入导管的压力显著降低时，“过量吸力”便产生了-所述泵开始将心室“吸”得闭合，这将使人的心脏与心室辅助装置的血液输送能力大幅下降。在过量吸力的情形下降低心室辅助装置的速度能使心室重新充满，并且使正常的血液流动重新开始。另外，心室衰竭的探测及自动调节泵速度的能力可以帮助保持输送给病人的正确血流量。
过量吸力可能是由流入导管端部的闭塞或完全抽空了的心室(心室衰竭)所导致的。在已知的多种泵***中，持续的过量吸力通常会触发泵控制器的诊断警报。然而，人们预期的是在发生任何生理影响之前探测到吸力的发作。另外，典型的试图探测心室衰竭发作或存在的已知方法，在相信发现了吸力的发生后使用二态“吸力检测”标志。然而，人们也希望得到简单的二态指示之外的信息，以便使医生或技术员能够进行更精确的诊断。
本发明针对与现有技术的相关的缺陷。
发明概要
在本发明的一个方面中，可植入泵***包括可植入泵，所述泵包括具有转子与定子的电机。定子包括多个定子绕组，而电机控制器则连接到电机以激励绕组使电机转动。所述泵的某个基于时间的***参数被进行取样，并且所述参数被用于分析以计算吸力概率指数，而这个指数提供了心室衰竭来临的迹象。
在本发明的某些实施例中，泵***包括按程序工作以便分析所述参数并计算所述吸力概率指数的处理器。所述***参数可以包括比如泵电流、功率、速率等等。另外，泵***可以包括可植入流量测量装置，在那里泵流量可以被取样并被分析。依照本发明的其它方面，发明者公开了用来分析***参数以计算吸力概率指数的各种频域及时域技术。
附图简述
通过阅读以下详细的说明并通过参考附图，本发明的其它目的和优点将会变得显而易见，附图中：
图1示意性地说明依照本发明实施例的可植入泵***的各种元件；
图2为依照本发明实施例的典型可植入泵的剖面图；
图3为用来说明依照本发明实施例的控制模块的各个方面的方块图；以及
图4-9为用来从概念上说明依照本发明实施例的检测心室衰竭方法的方块图。
尽管本发明容易有各种修改和替代形式，但是附图中以举例的方式示出本发明的特定的实施例并在本文中对其进行详细描述。然而必须理解的是，在此处的特定实施例的解释并不意味着将本发明限定于所公开的特定形式范围内，反之，目的是涵盖所有的、如所附权利要书所界定的、在本发明的精神与范畴内的修改、等效和替代。
发明的详细说明
本发明的说明性实施例描述如下。为了清晰起见，并不是所有的实际实施的特征都会在本说明书中有所记述。当然要意识到在任何这样的实际实施例的开发过程中，必须做出许多与具体实施相关的决定以实现开发者的特定目标，比如遵从与***或商务相关的约束，而这些约束因不同的实施而不同。此外，也要意识到这样的开发过程有可能很复杂并费时间，但仍然是那些本领域普通技术人员为了从本公开得益而需进行的例行工作。
参照图示，图1说明如专利号为6,183,412的美国专利所公开的心室辅助装置10，所述专利被共同转让，并通过引用被全部包括在本文中。所述心室辅助装置10包括为植入人体内而设计的元件及在人体外部的元件。可植入元件包括回转泵12和流量传感器14。外部元件包括便携式控制模块16、临床数据采集***18和病人家庭支持***20。植入的元件通过经由皮肤的电缆22连接到控制模块16。
所述心室辅助装置10可以包括可植入的连续流量血流泵，如在专利号为5,527,159或5,947,892的美国专利中公开的轴流泵的各种实施例，这两项专利都通过引用被全部包括在本文中。某个适用于本发明的某个实施例的血流泵的范例由图2说明。所述具代表性的泵12包括泵外壳32、扩散器34、血流调直器36以及包括定子40和转子42的无刷直流电机38。外壳32包括血流通路46通过的血流导管44、血液进口48和血液出口50。
定子40被固定在泵外壳32上，最好是在血流导管44的外面，并且具有用以产生定子磁场的定子磁场绕组52。在一个实施例中，定子40包括3个定子绕组并且可以是三相“Y”形或“△”形绕法。转子42位于血流导管44之中以响应定子磁场而转动，并包括导流叶轮58和推进叶轮60。激励电流加到定子绕组52上以便产生旋转磁场。多个磁铁62与转子42结合在一起。磁铁62跟随着旋转磁场产生转动，并因此带动转子42。
图3从概念上说明泵***的各方面。更具体地说，展示了控制模块16及泵12的一部分。控制模块16包括处理器，比如微控制器80，在本发明的一个实施例中为微芯科技(Microchip Technology)生产的型号为PIC16C77的微控制器。微控制器80包括多个通道的模数转换器，用来从电机控制器84接收电机参数的信号。因此，控制模块16可以监测诸如瞬态电机电流、电机电压及电机转速的参数。
图3所示的实施例还包括积分流量计124。至少一个流量传感器14被植入在泵12的下游。或者，流量传感器14也可以与泵12结合在一起。流量计124连接在植入的流量传感器14和微控制器80之间。流量计124接收从流量传感器14来的数据并输出流速数据给微控制器80，使得***能够监测瞬态流速。
因为植入的流量传感器14连接到控制模块16的流量计124，所以除了诸如电机速度和电流(功率)的电机参数之外，***性能(流速)的真实测量也可被用来进行分析。此外，因为流量计124为控制模块16的必备元件，所以流速可以被显示在控制模块的显示屏上，并且流速数据可被保存在控制模块的存储器内。
在本发明的代表性实施例中，电机控制器84包括飞兆(Fairchild)半导体公司出品的MicroLinear ML4425电机控制器。本发明中的无刷直流电机38的运转要求电流以适当的顺序供给定子绕组52以产生旋转磁场。在任意时刻有两个定子绕组52被供以电流，并且通过给相应的定子绕组52顺序地通电及断电，就产生了旋转磁场。在本发明的某个实施例中，电机控制器84检测来自电机绕组52的反电动势电压，以利用锁相环技术确定正确的换相时序。无论何时当导体，如定子绕组52，被诸如由无刷直流电机38的磁铁62产生的运动磁力线所“切割”时，就感应出电压。所述电压会随着转子42的转速而增加。从三个定子绕组中的一个检测这个电压来判定转子的位置是可能的，因为在任意时刻只有两个电机绕组52受到激励。
另一个探测转子42相对于定子40的位置以便为定子绕组52提供正确的激励电流的方法是使用位置传感器，比如霍尔效应传感器。是使用带有转子位置传感器的电机还是使用无传感器电机来实现本发明的各个方面，将是那些本领域的技术人员为了从本公开得益而需进行的例行工作。然而，增加额外的元件，如霍尔效应传感器，需要额外的空间，而这额外的空间在任何可植入装置的应用中是有限的。另外，使用位置探测装置增加了***失效的根源。
电机控制器84起的作用是无论泵两端的压差或是流经泵的流量如何都保持泵12基本匀速。如前所述，电机控制器84利用锁相环来控制泵电机38的速度(换向控制)。附加的模拟闭环控制电路控制着脉宽调制器以保持所需的速度设定值。两个控制回路一致地工作以保持正确的速度控制。
电机控制器84利用压控振荡器、反电动势取样误差放大器、回路滤波器、时序发生器和输出驱动器一起构成锁相环。电机控制器84对没有被激励的瞬时电机相位进行取样以确定是要增加还是降低换向器(压控振荡器)的频率。压控振荡器产生与输入电压成正比的输出频率(换向速率)。延迟换向导致误差放大器对回路滤波器充电，增大了压控振荡器的输入，而超前换向则导致误差放大器将回路滤波器放电，减小了压控振荡器的输入。在典型的实施例中工作于25千赫兹的脉宽调制回路，当锁相环达到稳态(预期的目标速度)时有效地保持了所需速度的设定值。在变化或脉动的负载条件下，三相泵电机的恒速控制，可以通过与电机负载成比例地改变输送给定子绕组的电流大小来实现。
换向及脉宽调制回路，因为与其关联的滤波器网络，有其各自的频域及时域响应。回路能够跟随输入频率的改变的频率范围称作锁定范围。回路能够得到锁相效果的频率范围称作捕捉范围。
锁相环的动态特性，以及因此形成的泵电机响应负载变化的方式，在根本上由回路滤波器控制。包括在锁相环中的滤波器网络提供两个主要功能。第一，它从误差放大器的输出中去除任何噪声及高频分量，以便向压控振荡器的输入端提供平均(直流)电压，并且它是确定包括捕捉(频率牵引)范围、锁定范围、带宽和瞬态响应的回路动态性能的基本元件。
当所述回路被锁相，滤波器就限制了回路跟随输入频率(电机速度)变化的速度。另外，回路滤波器还提供了“惯性”效应，以确保***在因噪声瞬变而失去锁相后能迅速重新捕捉信号。
泵12两端压差的变化将会引起泵电机38速度的瞬时变化。电机控制器84将通过电机的反电动势取样器检测速度的这种变化，并尝试使电机38加速或减速，以便保持预先设定的速度。这种瞬时负载变化及由电机控制器实行的相应矫正将会产生泵电流波形、速度波形及流量波形的相应变化。泵负载的瞬时增加将导致泵速度的瞬时下降，并因此导致泵电流的瞬时增加及流量的瞬时下降。相反，泵负载的瞬时下降将导致泵速度的瞬时上升，并因此导致泵电流的瞬时减小及流量的瞬时增加。
因此，泵电流(并因此泵功率)、速度和流量波形与泵负载的变化有很好的相关性。这些波形可以用来计算病人的心率、瞬时和平均血流量、回流量、瞬时和平均功耗、泵效率等等。这些波形也显示出何时泵速度被设定得过高因而心室开始衰竭。当流量和/或电流波形极为不对称和/或它们的峰值出现多个脉动或变平(被削平)时就存在这种情形。另外，有短暂负的上升时间(发作)并跟着缓慢的正的指数形下降时间(衰退)的波形则显示吸力。
上述各信号(电流、速度和流量)为时间连续的有限频宽信号。电流信号为包括电机控制器的脉宽调制频率、病人心率(假定心脏在跳动)和某些在病人心血管***中(举例来说，瓣膜的开闭、身体组织电阻的变化等等)与生理响应有关的其它频率的复合信号。脉宽调制频率通常为大约25千赫兹，而病人的心率则为大约0.7赫兹至4.0赫兹。在控制模块16内的双极点最大平滑低通巴特沃斯(Butterworth)滤波器(fc＝250Hz)可用来限制这个信号的频宽。
功率信号为泵电机电流与泵电机电压(常数标量)的乘积，因而也像电流一样是复合信号，包括电机控制器的脉宽调制频率、病人心率(假定心脏在跳动)和某些在病人心血管***中(举例来说，瓣膜的开闭、身体组织电阻的变化等等)与生理响应有关的其它频率。脉宽调制频率通常为大约25千赫兹，而病人的心率则为大约0.7赫兹至4.0赫兹。
速度信号通常包括病人心率(假定心脏在跳动)为主要频率，伴随着某些在病人心血管***中(举例来说，瓣膜的开闭、身体组织电阻的变化等等)与生理响应有关的其它频率。转子推进叶轮的角动量及血液粘性抑制了速度的突然变化，因此这个信号的频宽通常在30赫兹以下。
流量信号通常包括病人心率(假定心脏在跳动)为主要频率，伴随着某些在病人心血管***中(举例来说，瓣膜的开闭、身体组织电阻的变化等等)与生理响应有关的其它频率。控制模块16内的双极点最大平滑低通巴特沃斯(Butterworth)滤波器(fc＝30Hz)限制了这个信号的频宽。
本发明的实施例利用各种基于处理和/或分析某些固有的泵***参数(举例来说，流量、电流、速度等等)的机制来探测心室衰竭的发作和/或存在。这些分析技术在时域及频域中进行。时域机制包括相关技术以及线性和非线性信号处理。频域机制包括各种利用诸如快速富利叶变换(FFT)和离散富利叶变换(DFT)的富利叶变换的实时频谱分析方法以及其它线性和非线性信号处理技术。
在时域中，生理上适当的流量flow(t)的波形被假定为拟正弦的，频率单一并正比于病人的自然心率(即，基频)。在频域中，相应的生理上适当的流量flow(f)的波形将是在与病人的自然心率成正比的同一个频率上的单一窄频谱尖峰。当flow(t)的波形失真较多(即，与理想的正弦波偏差较大)时，flow(f)的波形便会包括另外的与在不同频率的流量分量相对应的频谱尖峰。
富利叶级数可以用来从连续并具周期性的时域信号中计算基频和谐波分量。然而许多活的肌体内表示吸力的波形，并不具有周期性，并且还有，这些波形的频率分量可能并不是基频的谐波。依照本发明的观点，许多频率分量，无论具有或不具有与基频的谐波关系，都被用来分析以便精确地探测吸力。
图4说明依照本发明实施例的基于频谱分析探测心室衰竭的方法。图4中以方块图形式展示的实施例工作原理为：当流量和/或电流波形为非对称和/或其峰值出现多个脉动或变平(被削平)的时刻，心室衰竭的发作即将来临。时域中流量、速度、电流和功率波形的变化导致了其频域表示的相应变化。
在部件210中，一个或多个时间连续有限频带信号被接收并被转换成数字信号。在某些实施例中，特别地分析通过流量传感器14和流量计124提供的流量信号以便进行吸力探测，尽管也可以利用可得到的电流、功率、速度等中的一个或多个信号。采样信号的频谱成分由部件212进行计算。诸如离散富利叶变换和/或快速富利叶变换的富利叶变换可用来获取在部件210中转换的信号的频域响应。
快速富利叶变换比离散富利叶变换在计算上效率更高，并且更容易在硬件和/或软件中实现。时间连续信号从时域到频域的连续变换提供了这些信号的实时频谱成分信息。参照图4，由部件212产生的数组通过部件214中的频谱分析方程式来处理，以便在部件216中生成吸力概率指数，所述指数可用百分数表示。吸力概率指数在部件218中提供了心室衰竭即将发生的迹象。当发作被发现时，已知的用于探测心室衰竭发作和/或存在的方法利用二态“吸力探测”指示器。没有使用“吸力指数”。“吸力指数”的使用可以得到更精确的诊断并使医生可以得到比简单的二态答案更多的信息。
依照本发明的实施例，用于本发明各种实施例的用来处理数据以生成吸力概率指数216的典型频谱分析方程式214包括基于以下各种情况的分析，其中有谐波失真、总频谱失真(谐波失真和噪声)、亚基频失真(在基频之下的失真)、超基频失真(在基频之上的失真)、超基频失真与亚基频失真的比率、超生理失真(在频率高于假定的最高生理基频的失真，所述最高生理基频通常为4赫兹或每分钟240次心跳)以及频谱分散或得到的flow(f)波形的宽度。
频谱失真因数是由基频周围所有频率贡献的全部能量相对于基频能量的比率的量度。高的失真率显示高的吸力的概率。
Figure A0380539500171
其中n表示频谱分量在结果数组中的索引/位置；x为这个数组的最后一个索引/位置；dF代表所做的快速富利叶变换运算的频率分辨率/间隔，单位为赫兹；f1为基频，即在快速富利叶变换结果数组中最大(幅度)的频谱尖峰。由于流速信号的频谱分析适用于交流分量，而不是偏移量，所以所关注的范围不包括n＝0，因为平均流速或flow(f)的直流分量产生在n＝0处。这对于所有包括在本发明中的的频域吸力概率指数也是正确的。
谐波失真因数是由基频周围所有谐波贡献的能量相对于基频能量的比率的量度。
Figure A0380539500172
其中，n表示在结果数组中的n次谐波；x为这个数组中的最高次谐波；f1为基频，即在快速富利叶变换结果数组中最大(幅度)的频谱尖峰；而fn表示基频f1的从n＝2(二次谐波)到x(x次谐波)的整倍数。
亚基频失真因数是相对于基频的低于基频的附加频率分量的量度。
Figure A0380539500173
其中n表示频谱分量在结果数组中的索引/位置；dF代表所做的快速富利叶变换运算的频率分辨率/间隔，单位为赫兹；f1为基频，即在快速富利叶变换结果数组中最大(幅度)的频谱尖峰；而n(f1)为基频的索引/位置。
超基频失真因数是相对于基频的高于基频的附加频率分量的量度。
其中n表示频谱分量在结果数组中的索引/位置；x为这个数组的最后一个索引/位置；dF代表所做的快速富利叶变换运算的频率分辨率/间隔，单位为赫兹；f1为基频，即在快速富利叶变换结果数组中最大(幅度)的频谱尖峰；而n(f1)为基频的索引/位置。
超/亚基频失真因数是高于基频的附加频率分量相对于低于基频的附加频率分量的比率的量度。
Figure A0380539500182
其中n表示频谱分量在结果数组中的索引/位置；dF代表所做的快速富利叶变换运算的频率分辨率/间隔，单位为赫兹；x为这个数组的最后一个索引/位置；而n(f1)为基频的索引/位置。
超生理失真因数是相对于基频的超过预期的最高生理频率(即4赫兹＝每分钟240次心率)的附加频率分量的量度。
其中fh为在频率＝4赫兹处的频谱峰值；n表示频谱分量在结果数组中的索引/位置；x为这个数组的最后一个索引/位置；dF代表所做的快速富利叶变换运算的频率分辨率/间隔，单位为赫兹；f1为基频，即在快速富利叶变换结果数组中最大(幅度)的频谱尖峰。
在其它实施例中，测量波形的扩散。如前所述，在时域中生理上适当的波形被假定为与病人自然心率成正比的单一频率的拟正弦波形，因而，在频域中相应的生理上适当的波形将为在与病人的自然心率成正比的同一个频率上的单一窄频谱尖峰。与这个拟正弦情形的偏差将有可能显示吸力及其它的故障。
例如，当流量flow(t)的波形发生较多的失真时，flow(f)的波形就会含有在不同频率的附加流量分量并且会因此开始“变宽”。吸力即将来临或已经存在的概率会随flow(f)的波形宽度而成比例地增加。在基频附近flow(f)波形宽度的量度为在基频附近的均方差的平方根。以下频谱分散因数是流量flow(f)、电流current(f)、速度speed(f)和/或功率power(f)信号的“宽度”的量度：
其中，f1为基频，即在快速富利叶变换结果数组中最大(幅度)的频谱尖峰；dF代表所做的快速富利叶变换运算的频率分辨率/间隔，单位为赫兹；n表示频谱分量在结果数组中的索引/位置；而N为这个数组的最后一个索引/位置。因为流量扩散的分析涉及波的形状而不是偏移量，所以所感兴趣的范围不包括n＝0，道理是流量flow(f)波形的平均流速或直流分量出现在n＝0处。
图5和图6中示出将所测量到的信号的频谱成分应用于频谱分析方程式的某些其它可供选择的方法，其中测量到的实时频谱成分信号被用来与某个预先确定的频谱模板相比较。在图5所示的实施例中，把由快速富利叶变换212产生的频谱成分220在组合器部件224中与预先确定的频谱模板222相比较。在部件226中，根据比较结果来确定吸力的存在。频谱分量落在模板范围内的信号表示吸力，相反的，频谱分量落在模板外的信号表示正常血流。
在图6所示的实施例中，通过应用同步切换电容滤波器230来将时域响应转换成频域响应。在这个典型的实施例中，滤波器230的频率响应由一百倍于预期的通带频率的时钟源所控制。锁相环232通过接收过零检测器234的输出信号并将输入基频与整乘数236相乘而为滤波器230产生这个时钟信号，而整乘数236的值由诸如微控制器的数字输入元件选择。加大整乘数将导致同步滤波器“跟随”输入信号并输出基频、第一谐波、第二谐波等等的频谱幅度。各个频谱幅度的和就生成了时域信号的频域表示。
如图5中说明的实施例所示，可将这些信号的实时频域成分220与预先确定的频谱模板222相互比较。频谱分量落在模板内的信号表示示吸力，相反，频谱分量落在模板外的信号表示正常血流。
本发明的其它实施例使用时域分析方法。图7说明输入时间采样信号(例如，流量或电流信号)与预先确定的时域波形250交叉相关的方法用来作为心室衰竭即将发生的例证。波形250被部件252顺序地选中或根据通过临床评估从经验上得出的在某个特定病人身上发生的概率选中。相关系数由部件254生成，其中|R|＝1表示完全“相配”，而|R|＝0显示完全不相关。所述相关系数将与部件256的预先确定的阈值相比较以便推导出吸力概率指数。如果计算得出的相关系数超过某个预定值，心室衰竭就将发生。相反，如果计算得出的相关系数低于某个预定值，吸力就不存在。
或者，输入时间采样信号也可以与频率为输入基频整数倍的正弦波的时域表示交叉相关。各个频谱幅度的和就生成了时域信号的频域表示。然后将这些信号的实时频谱成分与预先确定的频谱模板进行比较，就像如图5及图6所示的实施例那样。频谱成分落在模板内的信号表示吸力，相反，频谱成分落在模板外的信号表示正常血流。
其他各种分析方法对代表诸如流量、速度、电流等的***参数的信号进行连续时间采样，并计算一系列数据点之间的斜率。通过将计算出的斜率与预定值进行比较，心室衰竭就可以被探测到。这种方法还可以应用于对流量、电流、速度和/或功率信号的一阶或二阶导数。
更具体地说，如图8的方块图所示，在部件260中计算时间采样信号诸如流量相对于时间的导数，流量的导数产生血流的加速度。因此，大的负导数dflow(t)/dt表示心室衰竭的存在。计算出的导数被作为输入信号提供给比较器262。可调节的吸力阈值264也被作为第二个输入信号提供给比较器262，因而在部件260中计算出的导数被用来与预定值进行比较。部件266中根据比较器262的输出确定衰竭的存在。
同样，如图9所示，所测量信号的二阶导数(举例来说，d2flow(t)/dt2，d2current(t)/dt2，d2power(t)/dt2，d2speed(t)/dt2)由部件261计算，并与预定值相比较以根据上述信号的变化探测吸力。
在本发明的各种实施例中，用于探测心室衰竭即将发生的上述方法可由软件、硬件或两者一起实现。软件实现包括使用由控制模块16使用并提供的微控制器80。或者，也可使用独立的微控制器或数字信号处理器(“DSP”)。典型的实施例可包括现场可编程门阵列(“FPGA”)、复杂可编程逻辑器件(“CPLD”)、专用集成电路(“ASIC”)、分立模拟和/或数字元件等等。
以上所公开的特定的实施例只是说明性的，因为本发明对于那些受益于此处教导的本领域技术人员来说显然可以被修改或以不同但等效的方式实施。而且，除了下面记述的权利要求书，发明者并不想为在此所展示的详细结构或设计设定范围。因而很明显，以上公开的特定的实施例可以被变动或修改而所有这些变化都应被认为是在本发明涉及的范围及精神中的。因此，其中寻求的保护由以下权利要求书阐明。

Claims (34)

1.一种探测植入有血液泵的病人心室衰竭的方法，所述方法包括：
对所述血液泵的基于时间的***参数进行采样；
分析所述基于时间的***参数；以及
计算提供心室衰竭即将来临的指示的吸力概率指数。
2.如权利要求1所述的方法，其特征在于：对所述血液泵的基于时间的***参数的采样包括对泵电流的采样。
3.如权利要求1所述的方法，其特征在于：对所述血液泵的基于时间的***参数的采样包括对泵速度的采样。
4.如权利要求1所述的方法，其特征在于：所述可植入泵包括提供通过所述泵的流量的表示的流量检测装置，以及对所述血液泵的基于时间的***参数的采样包括对所述流量的采样。
5.如权利要求1所述的方法，其特征在于还包括将所述采样的基于时间的参数转换成数字信号。
6.如权利要求1所述的方法，其特征在于还包括计算所述采样的基于时间的参数的频谱成分。
7.如权利要求6所述的方法，其特征在于还包括将所述计算出的频谱成分应用于频谱分析方程式以便计算所述吸力概率指数。
8.如权利要求7所述的方法，其特征在于：对所述基于时间的***参数进行的分析包括计算所述基于时间的***参数波形的总失真。
9.如权利要求8所述的方法，其特征在于：计算所述频谱成分包括应用富利叶变换，以及根据以下公式计算所述吸力概率指数：
其中n表示频谱分量在由富利叶变换得出的数组中的位置；x为这个数组的最后一个位置；dF代表富利叶变换的频率分辨率/间隔，单位为赫兹；f1为基频，即在数组中最大(幅度)的频谱尖峰。
10.如权利要求7所述的方法，其特征在于：对所述基于时间的***参数进行的分析包括计算所述基于时间的***参数波形的谐波失真。
11.如权利要求10所述的方法，其特征在于：计算所述频谱成分包括应用富利叶变换，以及根据以下公式计算所述吸力概率指数：
Figure A038053950003C1
其中n表示在由富利叶变换得出的数组中的n次谐波；x为这个数组的最后一个位置；f1为基频，即在快速富利叶变换结果数组中最大(幅度)的频谱尖峰；而fn代表基频f1的整数倍，从n＝2(二次谐波)到n＝x(x次谐波)。
12.如权利要求7所述的方法，其特征在于：对所述基于时间的***参数进行的分析包括计算所述基于时间的***参数波形的低于基频的失真。
13.如权利要求12所述的方法，其特征在于：计算所述频谱成分包括应用富利叶变换，以及根据以下公式计算所述吸力概率指数：
Figure A038053950003C2
其中n表示频谱分量在由富利叶变换得出的数组中的位置；dF代表富利叶变换的频率分辨率/间隔，单位为赫兹；f1为基频，即在数组中最大(幅度)的频谱尖峰；而n(f1)为基频在所述数组中的位置。
14.如权利要求7所述的方法，其特征在于：对所述基于时间的***参数进行的分析包括计算所述基于时间的***参数波形的高于基频的失真。
15.如权利要求14所述的方法，其特征在于：计算所述频谱成分包括应用富利叶变换，以及根据以下公式计算所述吸力概率指数：
其中n表示频谱分量在由富利叶变换得出的数组中的位置；x为这个数组的最后一个位置；dF代表富利叶变换的频率分辨率/间隔，单位为赫兹；f1为基频，即在数组中最大(幅度)的频谱尖峰；而n(f1)为基频在所述数组中的位置。
16.如权利要求14所述的方法，其特征在于：计算所述频谱成分还包括计算高于基频的附加频率成分相对于低于基频的附加频率成分的比率，以及根据以下公式计算所述吸力概率指数：
其中n表示频谱分量在由富利叶变换得出的数组中的位置；x为这个数组的最后一个位置；dF代表富利叶变换的频率分辨率/间隔，单位为赫兹；f1为基频，即在数组中最大(幅度)的频谱尖峰；而n(f1)为基频在数组中的位置。
17.如权利要求7所述的方法，其特征在于：对所述基于时间的***参数进行的分析包括计算所述基于时间的***参数波形的高于预先确定的生理频率的失真。
18.如权利要求17所述的方法，其特征在于：计算所述频谱成分包括应用富利叶变换，以及根据以下公式计算所述吸力概率指数：
Figure A038053950005C1
其中fh为在预先确定的生理频率处的频谱峰值；n表示频谱分量在由富利叶变换得出的数组中的位置；x为这个数组的最后一个位置；dF代表富利叶变换的频率分辨率/间隔，单位为赫兹；f1为基频，即在结果数组中最大(幅度)的频谱尖峰。
19.如权利要求7所述的方法，其特征在于：对所述基于时间的***参数进行的分析包括计算所述基于时间的***参数波形的扩散。
20.如权利要求19所述的方法，其特征在于：计算所述频谱成分包括应用富利叶变换，以及根据以下公式计算所述吸力概率指数：
其中f1为在由富利叶变换得出的数组中最大(幅度)的频谱尖峰；dF代表富利叶变换的频率分辨率/间隔，单位为赫兹；n表示频谱分量在数组中的位置；而N为这个数组的最后一个位置。
21.如权利要求6所述的方法，其特征在于还包括将计算出的频谱成分与预先确定的频谱模板进行比较以计算所述吸力概率指数。
22.如权利要求19所述的方法，其特征在于：所述频谱成分的计算包括应用富利叶变换。
23.如权利要求19所述的方法，其特征在于：所述频谱成分的计算包括将所述基于时间的采样信号应用于同步切换电容滤波器。
24.如权利要求1所述的方法，其特征在于：对所述基于时间的***参数进行的分析包括计算所述基于时间的***参数波形的斜率。
25.如权利要求24所述的方法，其特征在于：对所述吸力概率指数的计算包括将所述斜率与预先确定的值进行比较。
26.如权利要求24所述的方法，其特征在于：对所述斜率的计算包括计算所述基于时间的参数的一阶导数。
27.如权利要求24所述的方法，其特征在于：对所述斜率的计算包括计算所述基于时间的参数的二阶导数。
28.一种泵***的控制***，所述控制***包括：
处理器，其输入端用于接收代表所述泵***的基于时间的参数；
使所述处理器按照程序工作，以便对所述基于时间的***参数进行分析并计算提供心室衰竭来临指示的吸力概率指数。
29.如权利要求28所述的控制***，其特征在于：所述基于时间的***参数包括泵***电流。
30.如权利要求28所述的控制***，其特征在于：所述基于时间的***参数包括泵***流量。
31.一种泵***，它包括：
包括具有转子和定子的电机的泵，所述定子包括多个定子绕组；
连接到电机的电机控制器；
处理器，其输入端连接到所述电机控制器以便接收代表基于时间的泵参数的信号；
使所述处理器按照程序工作，以便对所述基于时间的***参数进行分析并计算提供心室衰竭来临指示的吸力概率指数。
32.如权利要求31所述的泵***，其特征在于：所述电机控制器顺序地施加电流给所述定子绕组以便产生旋转磁场；以及所述基于时间的参数包括定子绕组电流。
33.如权利要求31所述的泵***，其特征在于还包括连接到所述处理器的用于提供代表泵流量的信号的可植入流量读出装置，其中所述基于时间的参数包括泵流量。
34.一种泵***，它包括：
包括具有转子和定子的电机的泵，所述定子包括多个定子绕组；
连接到所述电机的电机控制器；
连接到所述电机控制器用于分析所述泵的基于时间的参数以便计算提供心室衰竭来临指示的吸力概率指数的装置。
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