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CN111989128B - 用于在lvad中的瞬时抽吸检测算法的电流-速度关系 - Google Patents

用于在lvad中的瞬时抽吸检测算法的电流-速度关系 Download PDF

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CN111989128B CN201980026519.8A CN201980026519A CN111989128B CN 111989128 B CN111989128 B CN 111989128B CN 201980026519 A CN201980026519 A CN 201980026519A CN 111989128 B CN111989128 B CN 111989128B
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Abstract

用于检测植入式血泵中的抽吸状况的系统，该系统包括与血泵通信的控制器。控制器包括被配置成在时间段期间计算当前值的控制电路，该当前值对应于泵速度除以泵电流，基于当前值确定在时间段期间的多个数据值，并且使用该多个数据值确定抽吸检测阈值。控制电路还被配置成将在时间段期间的当前值与抽吸检测阈值进行比较，并且当在时间段期间的多个实例上，当前值超过抽吸检测阈值时，生成警报，该警报对应于抽吸状况。

Description

用于在LVAD中的瞬时抽吸检测算法的电流-速度关系
技术领域
本公开总体上涉及用于检测植入式血泵内的不良事件(诸如抽吸状况)的系统和方法。
技术背景
植入式血泵通常用于辅助衰竭心脏的泵送动作。通常，血泵包括壳体，该壳体具有入口、出口和安装在该壳体中的转子。可使用流入插管(cannula)将入口连接到患者心脏的腔室，通常是左心室。出口可被连接到动脉，诸如主动脉。转子的旋转将血液从入口向着出口驱动，并且由此辅助血液从心脏的腔室流动至动脉中。血泵可被配置为心室辅助设备(“VAD”)。示例性VAD包括由在美国佛罗里达州迈阿密湖的HeartWare公司制造的泵和泵。在美国专利第8,512,013号中进一步讨论了泵并且在美国专利第8,007,254号和第9,561,313号中进一步讨论了泵，这些美国专利的公开内容以其整体结合于此。
为了给心脏提供临床上有用的辅助，VAD以相对很大的速率来推动血液。然而，当VAD以超过血液到心室的流入速率操作时，VAD将在心室内创建抽吸状况，并且心室可能由于血液不足而塌陷。当VAD的入口或出口被阻塞时，也可以产生抽吸状况。抽吸状况导致产生真空的流速下降，由此导致泵速度相对于正常操作速度显著增加。响应于此，为了将泵速度返回到正常操作速度，可以减少电流。不幸的是，已知的系统和方法可能使用流量波形检测抽吸状况，这延迟了检测的时间，由此增加了对患者的伤害的风险。
发明内容
本公开的技术总体上涉及用于检测植入式血泵内的不良事件(诸如抽吸状况)的系统和方法。
在一个方面中，本公开提供了用于检测在植入式血泵中的抽吸状况的系统，该系统包括与血泵通信的控制器，该控制器包括控制电路，该控制电路被配置成：使用滞后窗口计算多个数据值；在时间段期间计算当前值，所述当前值对应于在所述滞后窗口之后泵速度除以泵电流；使用所述多个数据值确定抽吸检测阈值；在所述时间段期间比较所述当前值与所述抽吸检测阈值；以及当在所述时间段期间在多个连续实例上，所述当前值超过所述抽吸检测阈值时，生成警报，所述警报对应于抽吸状况。
在另一方面中，所述时间段是一到五秒的滞后窗口。
在另一方面中，所述多个数据值包括在相对于所述滞后窗口的第50百分位到第75百分位之间的基线值波形。
在另一方面中，所述基线值波形是自适应值。
在另一方面中，所述多个数据在包括在相对于所述滞后窗口的第5百分位到第30百分位之间的第一脉动百分位值，以及在相对于所述滞后窗口的第70百分位值到第95百分位值之间的第二脉动百分位值。
在另一方面中，所述控制电路被配置成计算与在所述第一脉动百分位值与所述第二脉动百分位值之间的差相对应的脉动值波形。
在另一方面中，所述控制电路被配置成使用抽吸检测等式来确定所述抽吸检测阈值，所述抽吸检测等式包括将所述基线值波形添加到所述脉动值波形，所述脉动值波形被乘以乘数。
在另一方面中，所述乘数在多个时间段上是常量。
在另一方面中，所述控制电路被配置成分类所述抽吸状况的严重性。
在一个方面中，用于检测在植入式血泵中的抽吸状况的方法包括使用滞后窗口计算多个数据值。计算在滞后窗口之后的时间段期间的当前值，该当前值对应于泵速度除以泵电流。使用所述多个数据值来确定抽吸检测阈值。在所述时间段期间比较所述当前值与所述抽吸检测阈值。当在所述时间段期间在至少一个实例上，所述当前值超过所述抽吸检测阈值时，生成警报，所述警报对应于抽吸状况。
在另一方面中，所述时间段是一到五秒的滞后窗口。
在另一方面中，所述方法包括确定在相对于所述滞后窗口的第50百分位到第75百分位之间的基线值波形。
在另一方面中，所述方法进一步包括确定相对于所述滞后窗口的对应于在第一脉动百分位值与第二脉动百分位值之间的差的脉动值波形。
在另一方面中，所述方法进一步包括执行抽吸检测等式，所述抽吸检测等式包括将所述基线值波形添加到所述脉动值波形，所述脉动值波形被乘以乘数。
在另一方面中，所述乘数在多个时间段上是常量。
在另一方面中，所述方法进一步包括分类所述抽吸状况的严重性。
在另一方面中，所述方法进一步包括在所述抽吸状况的开始处瞬时确定所述抽吸状况。
在另一方面中，所述方法进一步包括将所述警报发送到远离所述血泵位置的位置。
在另一方面中，所述方法进一步包括当所述当前值超过所述抽吸检测阈值时，使用当前波形记录多个实例。
在一个方面中，用于检测在植入式血泵中的抽吸状况的方法包括计算相对于滞后窗口的基线值波形和脉动值波形。计算在所述滞后窗口之后的时间段期间的当前值，所述当前值对应于泵速度除以泵电流。使用所述基线值波形和所述脉动值波形确定抽吸检测阈值。当在所述时间段期间在至少一个实例上，所述当前值超过所述抽吸检测阈值时，生成警报。
在一个方面中，检测在植入式血泵中的不良事件的方法包括在选择的时间处确定当前值。确定在选择的时间减一处的当前值。将在选择的时间处的确定的当前值与阈值进行比较并且将在选择的时间减一处的确定的当前值与阈值进行比较。响应于在所选择的时间处确定的当前值和在所选择的时间减一处确定的当前值超过阈值，调整至少一个泵参数。
在下面的所附附图和说明书中阐述了本公开的一个或多个方面的细节。本公开中描述的技术的其他特征、目的以及优点将从描述、附图以及权利要求书中显而易见。
附图说明
通过在结合附图考虑时参考以下详细说明，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是示例性血泵的示意图；
图2是可用于执行检测图1的血泵内的抽吸状况的方法步骤中的一个或多个步骤的示例系统；
图3是描绘检测图1的血泵内的抽吸状况的方法步骤中的一个或多个步骤的流程图；
图4是根据图3的方法的描绘使用基线值波形、当前值波形、和阈值波形随时间示出的抽吸状况的图；
图5是描绘使用流量波形随时间示出的图4的抽吸状况的图；
图6是描绘使用流量波形随时间和当前值波形随时间示出的抽吸状况的另一实例的图；
图7是描绘使用流量波形随时间、泵速度波形随时间、以及电流波形随时间示出的抽吸状况的另一实例的图；
图8是描绘相对于时间和三个相应的直方图的当前值波形的图；
图9是描绘抽吸状况的严重性分类的第一图和第二图；以及
图10是描绘当前值波形相对于时间的变化的图。
具体实施方式
在详细描述示例性实施例之前，应注意，配置主要驻留在涉及检测植入式血泵内的抽吸状况的系统部件和方法步骤的组合中。因此，已通过附图中的常规标号在适宜的位置对系统和方法的构成进行了表示，从而仅示出与理解本公开的配置有关的那些特定细节，以便不会模糊具有对于受益于本文的描述的本领域技术人员而言显而易见的细节的公开。
如本文所使用的，诸如“第一”和“第二”、“顶部”和“底部”等等之类的关系术语可仅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作出限制。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/或部件的存在，但不排除一个或多个其他特征、整数、步骤、操作、要素、部件和/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。
在本文所描述的实施例中，“与…通信”等联结术语可被用于指示电或数据通信，其可由例如物理接触、感应、电磁辐射、无线电信令、红外信令或光学信令完成。本技术的普通技术人员将理解，多个部件可交互操作，并且修改和变化可能实现电以及数据通信。
现在参考附图，其中相同的指示符指代相同的元件，在图1中示出了被配置成植入患者(诸如人类或动物患者)体内的示例性植入式血泵10。血泵10可以是但不限于：泵或泵，其具有可移动元件，诸如转子，该可移动元件被配置成用于将血液从心脏泵送至身体的其他部位。在共同拥有的美国专利第7,997,854号和第8,512,013号中进一步讨论了泵并且在共同拥有的美国专利第8,007,254号、第8,419,609号和第9,561,313号中进一步讨论了泵，这些美国专利的公开内容通过引用以其整体结合于此。
参考图2，描绘了示例性系统，其包括与控制器12和控制电路14通信的血泵10，该控制器12和控制电路14用于监测和控制植入在血泵10内的电机16的启动和后续操作并执行本文所公开的方法步骤中的一个或多个。本文所公开的方法和系统可与轴流血泵或离心血泵一起使用。
在一个配置中，控制器12和控制电路14可被配置成检测与血泵10相关联的不良事件，诸如在血泵10内呈现的抽吸状况。为了检测不利事件，例如，如在共同拥有的美国专利第9,511,179号中讨论的，控制器12可被配置成确定、监测、和/或跟踪与血泵10相关联的一个或多个参数(例如，功率使用量、电流、电压、和/或反电动势(“BEMF”))，所述专利通过引用以其整体并入本文。如本领域的普通技术人员通常理解的，BEMF是当电枢旋转时，与流过电机16的线圈的电流相反的线圈中的电压。
控制器12还可包括存储器20、接口22和与控制电路14通信的处理器18。存储器20可被配置成用于存储可由处理器18访问的信息，包括可由处理器18执行的指令和/或可由处理器18检取、操纵或存储的数据。在共同拥有的美国专利申请第15/710,323号中公开了与示例性控制器12相关联的进一步细节，该美国专利申请通过引用整体包含在此。
图3描绘了用于使用一个或多个算法检测血泵10内的抽吸状况的方法24、即过程的流程图，所述一个或多个算法配置成提供抽吸状况的瞬时检测(例如，在状况的发作时或发作的一到两秒内)。方法可包括计算相对于滞后窗口的一个或多个数据值(诸如基线值波形和脉动值波形)并使用所述数据值计算抽吸检测阈值。可以通过在滞后窗口之后的时间处将泵速度除以泵电流来计算当前值，而不依赖于血泵内的流量。当在至少一个实例上检测到当前值超过抽吸检测阈值的情况下，检测抽吸状况。
方法24开始于任务26，其中控制电路14基于滞后窗口计算数据值中的一个或多个。一般而言，如本领域普通技术人员通常理解的，滞后窗口或滞后表示系统的性质，其中输出值结合滞后、延迟、或历史依赖性，而不是对应输入的严格函数。数据值可以是当血泵10在正常状况且不是抽吸状况下下操作时计算的来自滞后窗口的最小值、最大值、或平均值的百分比和/或最小值、最大值、或平均值的预期的百分位值。正常状况通常包括当在血泵10内不存在诸如抽吸状况之类的不良状况时对于个体患者和血泵10典型的日常操作条件。
参考图4，在一个配置中，控制电路14计算在滞后窗口的第50百分位到第75百分位内的基线值波形“BV”和对应于在相对于滞后窗口的第70百分位值到第90百分位值与第5百分位值到第30百分位值之间的差的脉动值波形“PV”。图4出于示例性目的而提供，因为本文所述的时间段、相应的百分位和值被用于说明目的并且可以根据由临床医生或护理人员输入的标准或与方法相关联的算法而变化。
在任务28处，控制电路14计算当前值，该当前值对应于可在滞后窗口之后的时间段(诸如选择的时间点或时间窗)的泵速度除以泵电流。换言之，当前值是以单个数字、范围和/或波形的形式的基于时间的信号。术语当前值和当前值波形在本文中可互换地使用。可以使用本领域已知的各种方法来确定泵速度和泵电流，所述方法诸如但不限于速度确定模块和电流确定模块，如上文引用并并入本文的共同拥有的美国专利第9,511,179号中所讨论的。参考图4，使用当前值波形(通常被指定为“PVW”)来描绘当前值，所述当前值被绘制为每分钟转数(“RPM”)比毫安(“mA”)相对于时间段(通常被指定为“TP”)。
在任务30处，在抽吸检测等式内使用数据值(即，来自滞后窗口的最小值、最大值、或平均值的预期百分位值和/或最小值、最大值、或平均值的百分比)以确定抽吸检测阈值“TV”。换言之，使用数据值计算抽吸阈值。参考图4，抽吸检测阈值“TV”以虚线示出为阈值波形“TVW”，该阈值波形“TVW”可以与当前值进行比较以在时间段“T”期间检测抽吸状况。例如，抽吸检测等式可包括将基线值波形添加到脉动值波形，其中脉动值波形被乘以乘数“M”。等式可以表现为：在T处的TV＝BV+PV*M。在一个配置中，乘数在0.5到2.0之间，诸如1.1，然而，乘数可以变化并且可以在许多时间段内是恒定的。
在任务32处，控制电路14将当前值与抽吸检测阈值进行比较。例如，图4描绘了相对于阈值波形TVW绘制的当前波形PW。在至少一个实例上，当当前值大于阈值时识别为存在或检测到抽吸状况。图4描绘了两个连续的抽吸实例，被标记为“SD1”和“SD2”，其中当前波形PVW超过阈值波形TVW。
在任务34处可响应于抽吸状况检测生成警报。警告不限于响应于抽吸状况的存在而被激活，而是可以响应于一个或多个血泵参数或患者诊断度量超过指定阈值而被激活。警报可以是听觉的、视觉的、振动等等，并且可被从血泵10和/或控制器12的扬声器传输到位于远离血泵10处的患者或临床医生。
参考图5，提供了描绘当当前波形PW超过阈值波形TVW时在实例SD1和SD2上的抽吸状况期间发生的相对于参考区域“R”的流量(即，血流量)的下降的流量波形“FW”。图6和图7描绘了示出可被用于检测抽吸状况的流量的减少和相应的当前值的增加的类似的图。具体而言，图6描绘了与在指示抽吸状况的存在的当前波形PW中的六个连续增加同时发生的流量波形FW中的六个连续减小。图7描绘了与在指示抽吸状况的存在的泵速度波形“PSW”中的六个连续波动和电流波形“CW”中的六个连续减小同时发生的流量波形FW中的六个连续减小。
现在参考图8，如上文所讨论的，可以相对于滞后窗口确定基线值波形和脉动值波形。例如，图8描绘了包括以指定T1、T2和T3结束的三个数据部分的当前值波形PVW，所述三个数据部分分别包含用于构建被指定为H1、H2和H3的三个对应的直方图的数据。具体而言，H1将基线值波形描绘为3.51，即，当前值的第70百分位。另外，H1将脉动值波形描绘为0.11，即，从记录的一百个非抽吸时间采样的当前值的第80百分位减去当前值的第20百分位。H2从记录的八十三个非抽吸时间采样将基线值波形描绘为3.50并且将脉动值波形描绘为0.10，而H3从记录的五十四个非抽吸时间采样将基线值波形描绘为3.51并且将脉动值波形描绘为0.08。
参考图9，控制电路14可被配置成诸如通过相对于泵电流分析泵速度来分类抽吸状况的严重性。在正常操作期间，控制器12被配置成维持相对恒定的泵速度，考虑到对电流的调整以适应与压力变化和/或心脏收缩相关联的泵速度变化。在存在抽吸状况的情况下，泵速度通常相对于正常操作速度增加，并且控制电路14被配置成减小电流以努力将泵速度返回到正常操作速度。因此，泵速度和泵电流的更大波动可指示更大严重程度的抽吸状况。泵速度的此类波动可以相对于泵电流图形地绘制为环路(loop)，其中抽吸状况的严重性根据环路面积的增加而增加。
例如，图9包括描绘具有一个或多个严重性区域的环路的第一图“G1”，所述严重性区域诸如形成环路的最宽区域的实线的严重区域“SR”和在该严重区域内的虚线的危险区域“HR”。以点虚线描绘的轻度严重区域“MR”具有小于严重或危险区域的宽度的宽度，并且以实线描绘的正常区域“N”具有在严重区域内的相对窄的宽度。在第二图“G2”中示出了相同的严重性区域，被描绘为随时间变化的泵流量的函数。用于分类每个严重性区域的参数可以由用户(诸如临床医生)预先确定或可以由于方法相关联的一个或多个算法开发。图9中的图是处于说明目的而被提供的并且不旨在限定，因为可以使用其他分类来识别抽吸状况的严重性。
现在参考图10，可以使用与上文所述的方法24不同的替代的方法和算法来检测不良事件(诸如抽吸状况)。替代的方法和算法包括使用在一个或多个不同的点处的当前值的差。此类差可以类似于取两个连续的当前值点的斜率。例如，在一个配置中，在选择的时间“t”处，当前值的变化可被表示为在时间t处的当前值(“CPV”)的变化＝在时间t处的当前值-在时间(t-1)处的当前值。此类等式也可以被写为CPV＝PV(t)-PV(t-1)，其中PV＝速度/电流。
图10描绘了图4和图5中提供的数据并且包括被称为“当前值波形的变化”(被指定为“CPVW”)的导出波形。当当前值波形CPVW的变化大于指定的常量“C”是指示抽吸状况，该常量“C”可被指定为阈值。换言之，CPVW超过阈值指示检测到抽吸。图10将指定的常量描绘为示例性值0.5，然而，可以使用其他值以执行方法和算法。响应于检测到抽吸状况，方法可包括使用控制器12调整至少一个泵参数，诸如血泵10的速度、电流等。可以做出调整以尝试解决不良事件。除了调整血泵10之外，响应于检测到的抽吸状况或其他状况可以激活一个或多个警报，如上文所述的。
应当理解的是，本文所公开的各个方面可以以与说明书和附图中具体呈现的组合不同的组合来组合。还应当理解的是，根据示例，可以以不同的顺序执行本文所描述的过程或方法中的任一个的某些动作或事件，可以添加、合并或一同省略本文所描述的过程或方法中的任一个的某些动作或事件(例如，并不是所有描述的动作或事件对于执行技术都是必要的)。此外，虽然出于清楚的目的将本公开的某些方面描述为由单个模块或单元执行，但是应当理解，本公开的技术可由与例如医疗设备相关联的单元或模块的组合执行。
在一个或多个示例中，可以以硬件、软件、固件或它们的任意组合来实现所描述的技术。如果在软件中实现，则这些功能可作为一个或多个指令或代码被存储在计算机可读介质上并且由基于硬件的处理单元来执行。计算机可读介质可包括非瞬态计算机可读存储介质，其对应于有形介质，诸如数据存储介质(例如，RAM、ROM、EEPROM、闪存、或可用于以指令或数据结构的形式存储期望程序代码并且可由计算机访问的任何其他介质)。
指令可由一个或多个处理器执行，诸如一个或多个数字信号处理器(DSP)、通用微处理器、专用集成电路(ASIC)、现场可编程逻辑阵列(FPGA)或其他等效的集成或分立逻辑电路系统。相应地，如本文中所使用的术语“处理器”可以指的是上述结构中的任一个或适合于实现所描述的技术的任何其他物理结构。此外，可以在一个或多个电路或逻辑元件中完全地实现这些技术。
本申请的某些实施例包括：
实施例1：用于检测植入式血泵中的抽吸状况的系统，该系统包括：
控制器，该控制器与血泵通信，该控制器包括控制电路，该控制电路被配置成：
使用滞后窗口计算多个数据值；
在时间段期间计算当前值，该当前值对应于在滞后窗口之后泵速度除以泵电流；
使用多个数据值确定抽吸检测阈值；
在时间段期间比较当前值与抽吸检测阈值；以及
当在时间段期间在多个连续实例上，当前值超过抽吸检测阈值时，生成警报，该警报对应于抽吸状况。
实施例2：根据实施例1的系统，其中，时间段是一到五秒的滞后窗口。
实施例3：根据实施例1的系统，其中，多个数据值包括在相对于滞后窗口的第50百分位到第75百分位之间的基线值波形。
实施例4：根据实施例3的系统，其中，基线值波形是自适应值。
实施例5：根据实施例1的系统，其中，多个数据值在包括在相对于滞后窗口的第5百分位到第30百分位之间的第一脉动百分位值，以及在相对于滞后窗口的第70百分位值到第95百分位值之间的第二脉动百分位值。
实施例6：根据实施例5的系统，其中，控制电路被配置成计算对应于在第一脉动百分位值与第二脉动百分位值之间的差的脉动值波形。
实施例7：根据实施例6的系统，其中，控制电路被配置成使用抽吸检测等式来确定抽吸检测阈值，该抽吸检测等式包括将基线值波形添加到脉动值波形，该脉动值波形被乘以乘数。
实施例8：根据实施例7的系统，其中，乘数在多个时间段上是常量。
实施例9：根据实施例1的系统，其中，控制电路被配置成分类抽吸状况的严重性。
实施例10：用于检测植入式血泵中的抽吸状况的方法，该方法包括：
使用滞后窗口计算多个数据值；
在滞后窗口之后的时间段期间计算当前值，该当前值对应于泵速度除以泵电流；
使用多个数据值确定抽吸检测阈值；
在时间段期间比较当前值与抽吸检测阈值；以及
当在时间段期间在至少一个实例上，当前值超过抽吸检测阈值时，生成警报，该警报对应于抽吸状况。
实施例11：根据实施例10的方法，其中，时间段是一到五秒的滞后窗口。
实施例12：根据实施例10的方法，进一步包括确定在相对于滞后窗口的第50百分位到第75百分位之间的基线值波形。
实施例13：根据实施例12的方法，进一步包括确定相对于滞后窗口的对应于在第一脉动百分位值与第二脉动百分位值之间的差的脉动值波形。
实施例14：根据实施例13的方法，进一步包括执行抽吸检测等式，该抽吸检测等式包括将基线值波形添加到脉动值波形，该脉动值波形被乘以乘数。
实施例15：根据实施例14的方法，其中，乘数在多个时间段上是常量。
实施例16：根据实施例10的方法，进一步包括分类抽吸状况的严重性。
实施例17：根据实施例10的方法，进一步包括在抽吸状况的开始处瞬时确定该抽吸状况。
实施例18：根据实施例10的方法，进一步包括将警报发送到远离血泵位置的位置。
实施例19：根据实施例10的方法，进一步包括当当前值超过抽吸检测阈值时，使用当前波形记录多个实例。
实施例20：用于检测植入式血泵中的抽吸状况的方法，该方法包括：
计算相对于滞后窗口的基线值波形和脉动值波形；
在滞后窗口之后的时间段期间计算当前值，该当前值对应于泵速度除以泵电流；
使用基线值波形和脉动值波形确定抽吸检测阈值；以及
当在时间段期间在至少一个实例上，当前值超过抽吸检测阈值时，生成警报。
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。此外，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)

1.一种用于检测植入式血泵中的抽吸状况的系统，所述系统包括：
控制器，所述控制器与所述血泵通信，所述控制器包括控制电路，所述控制电路被配置成：
使用滞后窗口计算多个数据值；
在时间段期间计算当前值，所述当前值对应于在所述滞后窗口之后泵速度除以泵电流；
使用所述多个数据值确定抽吸检测阈值；
在所述时间段期间比较所述当前值与所述抽吸检测阈值；
基于所确定的抽吸检测阈值、基于具有一个或多个严重性区域的环路对检测到的抽吸状况的严重性进行分类，相比于所述一个或多个严重性区域的更宽宽度，所述一个或多个严重性区域的更窄宽度指示更不严重的抽吸状况；以及
当在所述时间段期间在多个连续实例上，所述当前值超过所述抽吸检测阈值时，生成警报，所述警报对应于抽吸状况。
2.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，所述时间段是一到五秒的滞后窗口。
3.根据权利要求1-2中任一项所述的系统，其特征在于，所述多个数据值包括在相对于所述滞后窗口的第50百分位到第75百分位之间的基线值波形。
4.根据权利要求3所述的系统，其特征在于，所述基线值波形是自适应值。
5.根据权利要求1-2中任一项所述的系统，其特征在于，所述多个数据值在包括在相对于所述滞后窗口的第5百分位到第30百分位之间的第一脉动百分位值，以及在相对于所述滞后窗口的第70百分位值到第95百分位值之间的第二脉动百分位值。
6.根据权利要求5所述的系统，其特征在于，所述多个数据值包括在相对于所述滞后窗口的第70百分位到第95百分位之间的第二脉动百分位值。
7.根据权利要求6所述的系统，其特征在于，所述控制电路被配置成计算对应于在所述第一脉动百分位值与所述第二脉动百分位值之间的差的脉动值波形。
8.根据权利要求7所述的系统，其特征在于，所述控制电路被配置成使用抽吸检测等式来确定所述抽吸检测阈值，所述抽吸检测等式包括将基线值波形添加到所述脉动值波形。
9.根据权利要求8所述的系统，其特征在于，所述脉动值波形被乘以乘数。
10.根据权利要求9所述的系统，其特征在于，所述乘数在多个时间段上是常量。
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