用于维持流体平衡的系统和方法与流程

本发明涉及使用一个或多个心室辅助设备(vad)来维持患者心脏的左侧和右侧之间的血流平衡的系统和方法。

背景技术：

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工作以将血液推入到主动脉中。泵可以是具有被设置在泵壳体中并且由可与泵紧密集成的小型电机以旋转方式驱动的叶轮的微型旋转叶轮泵。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。

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。可以提供vad以利用在患者心脏的任一侧或两侧进行泵送来进行辅助。例如，对于损害心脏左侧将血液泵送进入体循环中的能力的病况，可以为患者提供左心室辅助设备(lvad)。对于损害心脏右侧将血液泵送进入肺循环中的能力的病况，可以为患者提供右心室辅助设备(lvad)。对于损害心脏两侧的病况，可以为患者提供双心室辅助设备(bivad)。

在上述许多实例中，患者的病况可能导致心脏的左侧和右侧具有不同的输出量。因为来自心脏一侧的血液输出被心脏的另一侧接收，所以两侧之间的不同输出量可导致在具有较低输出量的心脏侧的入口处的不希望的血液积聚。例如，如果心脏的左侧输出的血液少于右侧，则血液可能积聚在患者的肺部，甚至可能导致肺水肿(溺水)。

因此，期望提供一种用于监测和调节心脏两侧的血液输出量以防止在患者的心血管系统中的不希望的血液积聚的方法和/或系统。

技术实现要素：

本发明的一个方面提供了一种用于控制具有一个或多个心室辅助设备的患者的肺循环和体循环之间的流体平衡的方法。该方法可包括：确定左心室心输出量和右心室心输出量；确定来自患者的左心室辅助设备的血液输出量，使得如果患者不具有左心室辅助设备，则所确定的输出量为0；确定来自患者的右心室辅助设备的血液输出量，使得如果患者不具有右心室辅助设备，则所确定的输出量为0；测量(i)左心室心输出量与来自左心室辅助设备的血液输出量的总和与(ii)右心室心输出量与来自右心室辅助设备的血液输出量的总和之间的差异；以及如果测得的差异的值超过预定阈值，则调整用于控制患者的至少一个心室辅助设备的参数。

在一些示例中，左心室心输出量可以至少部分地基于左心房压力，和/或右心室心输出量至少部分地基于右心房压力。在一些示例中，可以至少部分地基于退出设备的血液的估计流速(flowrate)来确定来自患者的心室辅助设备的血液输出量。可以非侵入地确定以下项中的每一个：左心室心输出量、右心室心输出量、以及来自心室辅助设备的血液输出量。

在患者具有左心室辅助设备的那些示例中，如果左心室心输出量与来自左心室辅助设备的血液输出量的总和小于右心室心输出量与来自右心室辅助设备的血液输出量的总和，则调整参数可涉及增大左心室辅助设备的操作速度。相反地，如果左心室心输出量与来自左心室辅助设备的血液输出量的总和大于右心室心输出量与来自右心室辅助设备的血液输出量的总和，则调整参数可涉及减小左心室辅助设备的操作速度。

在患者具有右心室辅助设备的那些示例中，如果左心室心输出量与来自左心室辅助设备的血液输出量的总和小于右心室心输出量与来自右心室辅助设备的血液输出量的总和，则调整参数可涉及减小右心室辅助设备的操作速度。相反地，如果左心室心输出量与来自左心室辅助设备的血液输出量的总和大于右心室心输出量与来自右心室辅助设备的血液输出量的总和，则调整参数可涉及增大右心室辅助设备的操作速度。

在患者具有包括左心室辅助设备和右心室辅助设备中的每一个的双心室辅助设备的那些示例中，如果左心室心输出量与来自左心室辅助设备的血液输出量的总和小于右心室心输出量与来自右心室辅助设备的血液输出量的总和，则调整参数可涉及减小右心室辅助设备的操作速度和/或增大左心室辅助设备的操作速度。相反地，如果左心室心输出量与来自左心室辅助设备的血液输出量的总和大于右心室心输出量与来自右心室辅助设备的血液输出量的总和，则调整参数可涉及增大右心室辅助设备的操作速度和/或减小左心室辅助设备的操作速度。

本发明的另一方面提供了一种用于控制植入的心室辅助设备的操作的信号处理电路。信号处理电路可以包括用于从一个或多个传感器接收患者的一个或多个信号的输入模块，以及用于处理所接收的信号的处理器。处理器可以被配置成将患者的心脏的左侧的总血液输出量与患者的心脏的右侧的总血液输出量进行比较，基于该比较来确定患者的心脏的左侧和右侧之间的流体不平衡的存在或不存在，并且如果确定流体不平衡的存在，则控制植入的心室设备以恢复患者的心脏的左侧和右侧之间的流体平衡。

在一些示例中，该一个或多个信号可包括由生理传感器测得的并指示心房压力的信号，和/或从心室辅助设备的泵接收的并指示退出泵的血液的流速的信号。

在一些示例中，信号处理电路可进一步包括存储预定阈值的存储器，使得基于患者的心脏的左侧与右侧的总血液输出量之间的绝对差异超过该预定阈值，来确定流体不平衡的存在。

在患者具有左心室辅助设备的那些示例中，处理器可以被配置成通过以下项来恢复流体平衡：响应于确定患者的心脏的右侧的总输出量大于患者的心脏的左侧的总输出量而增大电机速度和/或供应给左心室辅助设备的功率量，以及响应于确定患者的心脏的左侧的总输出量大于患者的心脏的右侧的总输出量而减小电机速度和/或供应给左心室辅助设备的功率量。

在患者具有右心室辅助设备的那些示例中，处理器可以被配置成通过以下项来恢复流体平衡：响应于确定患者的心脏的左侧的总输出量大于患者的心脏的右侧的总输出量而增大电机速度和/或供应给右心室辅助设备的功率量，以及响应于确定患者的心脏的右侧的总输出量大于患者的心脏的左侧的总输出量而减小电机速度和/或供应给右心室辅助设备的功率量。

在患者具有双心室辅助设备的那些示例中，处理器可以被配置成通过以下项来恢复流体平衡：响应于确定患者的心脏的左侧的输出量大于患者的心脏的右侧的输出量而增大右心室辅助设备的电机速度和/或供应给右心室辅助设备的功率量和/或减小左心室辅助设备的电机速度和/或供应给左心室辅助设备的功率量、以及响应于确定患者的心脏的右侧的输出量大于患者的心脏的左侧的输出量而减小右心室辅助设备的电机速度和/或供应给右心室辅助设备的功率量和/或增大左心室辅助设备的电机速度和/或供应给左心室辅助设备的功率量。

本发明的又一方面提供了一种心室辅助系统，其具有本文所描述的任何信号处理电路、被构造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的一个或多个旋转泵、以及与信号处理电路和该一个或多个旋转泵通信的泵驱动电路。泵驱动电路可以被配置成响应于从信号处理电路接收到的信号而向泵供电并控制泵的速度。

在该实施例的另一方面中，该一个或多个信号包括由生理传感器测得的并且指示心房压力的信号。

在该实施例的另一方面中，该一个或多个信号包括从心室辅助设备的泵接收到的并且指示退出泵的血液的流速的信号。

在该实施例的另一方面中，该设备进一步包括存储预定阈值的存储器，其中，基于患者的心脏的左侧与右侧的总血液输出量之间的差异超过该预定阈值，来确定流体不平衡的存在。

在该实施例的另一方面中，在具有左心室辅助设备和右心室辅助设备两者的患者中，处理器被配置成通过以下方式来恢复流体平衡：响应于确定患者的心脏的左侧的输出量大于患者的心脏的右侧的输出量而进行以下项：来自由增大右心室辅助设备的电机速度和供应给右心室辅助设备的功率量组成的组中的至少一个，以及来自由减小左心室辅助设备的电机速度和供应给左心室辅助设备的功率量组成的组中的至少一个；响应于确定患者的心脏的右侧的输出量大于患者的心脏的左侧的输出量而进行以下项：来自由减小右心室辅助设备的电机速度和供应给右心室辅助设备的功率量组成的组中的至少一个，以及来自由增大左心室辅助设备的电机速度和供应给左心室辅助设备的功率量组成的组中的至少一个。

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是根据本发明的一个实施例的vad的功能框图；

图2是根据本公开的方面的控制电路的框图；以及

图3是描绘根据本公开的方面的基于流体平衡确定的一个或多个vad的控制的流程图。

具体实施方式

现在参照附图，其中相同的参考标号指代相同的元件，如图1中所示，植入式血泵系统100可包括可植入在患者的身体b内的vad，诸如，旋转泵110，该旋转泵110结合了电机112。术语“旋转泵”在本文中是指代结合了安装用于在壳体中旋转的泵送元件的泵。在一个示例中，该系统包括在共同拥有的美国专利no.8,864,644、以及共同待审和共同拥有的pct申请no.pct/us2016/17148和美国临时专利申请序列no.62/245637中描述的所有特征，上述文献的公开内容以其整体结合于此。

泵110可以是具有被安装在壳体内的叶轮的旋转叶轮泵，以使得所述叶轮的旋转运动将动量转移到将被泵送的流体。尽管在图1中为了说明清楚，泵110和电机112被描绘成单独的部件，但是在实践中，这些部件可以与彼此紧密地集成。例如，泵110的叶轮可用作电机112的转子。

电机112可以是多相无刷直流、永磁电机，该电机被布置成通过电机换向技术(诸如，梯形换向)以由电机驱动器规定的转速来驱动泵110的叶轮。这些部件被布置成使得泵110可被植入到哺乳类受试者(诸如人类患者)的身体内，其中，入口116与心脏的心室(诸如，左心室)流体连通，并且其中，出口118与动脉(诸如，主动脉)流体连通。例如，泵110可被布置成用于植入在心脏外部，并且入口和出口可包括可被外科手术地连接到心室和主动脉的导管。在其他的布置中，泵110被布置成使得其可被植入到主动脉和心室内。在美国专利no.6,264,635、6,234,772和7,699,586，以及美国专利公开no.20090112312中详细描述了示例性植入式泵。共同转让的这些专利和公开的专利申请藉此通过引用而被结合。

系统100还可包括泵驱动电路120。泵驱动电路120可包括用于一个或多个输出连接和一个或多个输入连接的端口、蓄电电池和用于控制电机的电机驱动器。电机驱动器可包括响应于施加在控制输入处的控制信号的半导体开关元件，使得供应给电机112的电流可以得到控制。诸如电缆之类的输出连接可以将泵驱动电路120连接到泵110的电机112，使得电机驱动器可以驱动电机112并因此操作泵110。在图1的示例中，泵驱动电路120安装在患者身体b的外部并且通过穿透患者皮肤的一个或多个导体可操作地连接至电机112。在其他布置中，泵驱动电路可以植入患者的身体内并且可以使用电感耦合或穿透皮肤的导体连接到外部电源，使得泵驱动电路和电机之间的连接不需要穿透患者的皮肤。

系统100还可包括信号处理电路30。在图1的示例中，信号处理电路130连接到泵驱动电路120，以控制泵驱动电路120的操作，从而控制泵110的操作。信号处理电路130还连接到一个或多个传感器140，以接收来自传感器的输入，使得泵的操作进而可以基于传感器数据。

在图1的示例中，信号处理电路130包括植入患者的身体内部的内部模块131、和安装在患者的身体b外部的外部模块132。模块131和132可以通过合适的信号传输布置(诸如，图1中所示的射频遥测传输/接收单元133和134)彼此连接，使得信号和数据可以在模块之间互换。模块131和132可以包括传统的数据处理元件，诸如，一个或多个控制电路135和136。这些控制电路135和136之间的硬件元件和软件功能的分布可以变化。在一个极端，执行本文所描述的监测和控制方法所需的所有数据处理可以由外部模块132的控制电路136执行，其中内部模块131基本上用作用于将来自电机110的数据和信号中继到外部模块132的管道，反之亦然。在另一个极端，所有数据处理可以由内部模块131的控制电路135执行，其中外部模块基本上用作用于将来自内部模块131的数据和信号中继到泵驱动电路120的管道。在这种示例中，如果泵驱动电路植入在患者的身体内，则可以完全省略外部模块132。除了上述极端示例之外，在给以内部模块131和外部模块132能够在彼此之间中继数据和信号的能力的情况下，以下操作是在本领域技术人员的能力范围之内：提供一些数据处理由一个模块的控制电路系统执行，而剩余的数据处理由另一个模块的控制电路系统执行。

内部模块131可被连接以从由泵驱动电路120供应给电机112的交流电接收功率。操作内部模块131的电路系统所需要的功率通常比驱动电机112所需要的功率小大约3个数量级。当内部模块131物理上位于泵110附近(诸如，物理上耦合到泵的壳体和/或容纳在泵的壳体中)时，这种布置特别有用。在信号处理电路130的内部模块131物理上位于泵110附近的这种情况下，可以令人期望的是，在泵电机112的线圈与内部模块131的电路系统之间提供磁屏蔽。在其他布置中，内部模块131可以与泵110分开定位。在这种布置中，信号处理电路130可以从内部电池(未示出)(诸如，原电池或可再充电电池)接收功率。

系统100的传感器140可包括一个或多个传感器，用于测量通过患者心血管系统的血液流动和循环。例如，该一个或多个传感器可以指示生理参数142，生理参数142指示由患者心脏的心室输出的血流。传感器可以包括，例如，被布置成提供指示心房压力(ap)的信号的一个或多个压力换能器。随着心房压力的增加，心输出量也会增加。因此，监测左心房压力(lap)可用于确定心脏左侧的心输出量(从而确定总流量)，并且监测右心房压力(rap)可用于确定心脏右侧的心输出量(从而确定总流量)。

附加地或替代地，对于提供有血泵的心脏的给定侧，一个或多个传感器可以指示电机参数144(诸如，电机速度或角定位(相位))、或泵的反电动势(“反emf”或“bemf”)、和/或泵参数146(诸如，退出泵的血液流速和/或泵两端的压差)。在一些情况下，控制电路135和/或136可以被编程为基于泵的其他参数来非侵入地确定这些特征(例如，基于压差、电机电流和/或bemf来确定流速)。在美国专利公开no.2012/0245681、20140100413、20140357937中详细描述了基于bemf确定流速和压力的示例。共同转让的这些专利和公开的专利申请藉此通过引用而被结合。

现在参考图2，结合图2描述的功能可以被包括在内部控制电路135、外部控制电路136中，或者分布在它们之间。附加地，某些功能可以被包括在两个控制电路中。信号处理电路或控制电路201可以包括处理器210。处理器210可以是执行一个或多个操作的硬件。仅作为示例，耦合到算术逻辑单元(alu)(未示出)和存储器220的一个或多个控制单元(未示出)可以指示信号处理电路201以特定的时钟频率执行存储在存储器220中的程序指令240。处理器210可以是任何标准处理器(诸如，中央处理单元(cpu))，或者可以是专用处理器，诸如，专用集成电路(asic)或现场可编程门阵列(fpga)。虽然示出了一个处理器块，但是信号处理电路201还可以包括可以并行操作或可以不并行操作的多个处理器。

存储器220存储可由处理器210访问的信息，包括用于由处理器210执行的指令240和由处理器210检取、操纵或存储的数据230。存储器220可以是能够存储可由处理器访问的信息的任何类型存储器，诸如，硬盘驱动器、rom、ram、cd-rom、可写存储器、只读存储器等等。

处理器210可以检取、存储或修改数据230。尽管本公开的数据不受任何特定数据结构的限制，但是数据230可以存储在计算机寄存器中，作为具有多个不同字段和记录的表(诸如，xml)存储在关系数据库中。数据230还可以以任何计算机可读的格式(诸如，但不限于，二进制值、ascii或ebcdic(扩展二进制编码的十进制交换码))被格式化。此外，可以存储足以标识相关数据的任何信息，诸如，描述性文本、专有代码、指针、或由用于计算相关数据的功能使用的信息。

数据230可以包括从本文描述的传感器中的一个或组合接收的数据。作为示例，这种数据可包括ap测量值231(例如，左心房压力(lap)、右心房压力(rap))和/或流速测量值232。在一些示例中，流速测量值本身可以基于其他存储的数据(例如，bemf、流量-压力曲线)来被确定。

指令240可以包括由处理器210直接执行(诸如，机器代码)或间接执行(诸如，脚本)的任何指令集。在这方面，术语“指令”、“步骤”和“程序”在本文中可互换使用。

指令240可以包括用于分析或处理接收到的数据的一个或多个模块。例如，总血液输出量确定模块241可以执行对ap(指示心室输出量)、泵流速(指示泵输出量)和/或其他数据的各种分析，以便计算患者心脏的给定侧的总血液输出量。在全辅助泵的情况下，其中患者的心室和动脉之间的瓣膜永久闭合，使得心脏输出的所有血流都流动通过泵，可以使用ap或泵流量测量值中的任一个来确定总血液输出量。在部分辅助泵的情况下，其中泵与患者的心脏并行操作，心脏的总血液输出量可以通过将泵输出量(例如，平均流速)和心脏输出量(ap)相加来确定。

指令240还可以包括心输出量管理模块242，用于响应于患者的经分析的心输出量信息来确定泵设置(例如，泵速、泵的占空比等)。如下面更详细讨论的，这种管理可用于维持或恢复心脏两侧之间的流体平衡。

指令240还可以包括一个或多个操作模块243，每个操作模块包含用于根据相应的操作模式操作泵(或系统)的指令集。这种指令可以规定提供给电机的功率量(例如，指定的占空比)和/或目标电机速度。

信号处理电路201包括一个或多个接口250，用于连接到输入(例如，传感器140)和输出(例如，泵驱动电路120)。接口250可以包括有线和/或无线连接(例如，蓝牙)。对于适于被设置在患者的身体内的信号处理电路201的部件，接口250可包括用于通过患者的皮肤传送信号的已知的元件。

现在参考图3，在302处，信号处理电路接收指示患者心脏的左侧和右侧中的每一侧的心输出量的多个输入。如先前描述的，可以从电极信号(指示心脏活动)和泵数据(指示泵活动)中的任一个或组合接收输入。

在304处，信号处理电路将患者心脏左侧的输出量与右侧的输出量进行比较。该比较可使用以下等式来执行：

(1)|(lh+lp)-(rh+rp)|≤ε

其中lh是来自左心室的血液输出量，rh是来自右心室的血液输出量，lp是来自左心室辅助设备(lvad)的血液输出量，rp是来自右心室辅助设备(rvad)的血液输出量，并且ε是预定误差裕量。误差裕量可以预先存储在信号处理电路的存储器中。在上述的等式中，对于不与泵连通的心脏的任何一侧，可以将相应的泵输出量设置为0。例如，在患者植入有lvad的情况下，可以将rp设置为0。相反地，在患者植入有rvad的情况下，可以将lp设置为0。

如果304处的比较为真，意味着左心输出量与右心输出量基本相等，则泵以信号处理电路维持泵的当前操作继续。信号处理电路可以重复执行302的输入接收和304的比较，直到检测到不平衡。

如果304处的比较为假，意味着左心输出量与右心输出量之间存在不平衡，则在306处，信号处理电路确定是患者心脏的左侧输出量更大还是右侧输出量更大。例如，可以使用以下等式做出这种确定：

(2)(lh+lp)＜(rh+rp)

如果306处的比较表明左输出量大于右输出量，则在308处，可以通过信号处理电路调整泵的操作，以便增大右输出量或减小左输出量。在患者植入有lvad的情况下，这可以通过降低泵的速度或降低供应给泵的功率量来实现。在患者具有rvad的情况下，这可以替代地通过增大泵的速度或增大供应给泵的功率量来实现。

相反地，如果306处的比较表明左输出量小于右输出量，则在310处，可以通过信号处理电路调整泵的操作，以便增大左输出量或减小右输出量。在患者植入有lvad的情况下，这可以通过增大泵的速度或增大供应给泵的功率量来实现。在患者具有rvad的情况下，这可以替代地通过降低泵的速度或降低供应给泵的功率量来实现。

附加地，在患者心脏两侧具有泵的情况下(例如，bivad)，可以对泵的左侧部件和右侧部件中的每一个做出调整的组合，以便产生流体平衡。可以进一步定制(tailor)心脏两侧的左/右调整以满足心脏每侧的特定输出量，而不是仅确保两侧之间的相等输出量。可选地，可以将rap或lap设置为基线心房压力，而利用vad来平衡另一个心房压力。例如，基线lap可以编程到控制电路201中，控制电路201部分地通过增大或减少到rvad的泵功率来维持该基线lap。特别地，可能期望的是，维持可能特定于特定患者或基于患者的心脏病理学的rap和期望的压力。因此，控制电路201可以被配置成增大或减小到rvad或lvad的功率，以将rap维持在期望的压力。此外，控制电路201可以利用上阈值和下阈值lap和/或rap来编程。例如，如果lap或rap超过编程阈值，则可以增大或减小相反的vad的功率，以将rap或lap维持在编程的上压力阈值和下压力阈值内。

本发明的其他实施例可包括：

实施例1：

一种用于控制具有一个或多个心室辅助设备的患者的肺循环和体循环之间的流体平衡的方法，所述方法包括：

确定左心室心输出量和右心室心输出量；

确定来自患者的左心室辅助设备的血液输出量，其中如果患者不具有左心室辅助设备，则所确定的输出量为0；

确定来自患者的右心室辅助设备的血液输出量，其中如果患者不具有右心室辅助设备，则所确定的输出量为0；

测量以下两项之间的差异：(i)左心室心输出量与来自左心室辅助设备的血液输出量的总和与(ii)右心室心输出量与来自右心室辅助设备的血液输出量的总和；以及

如果测得的差异的绝对值超过预定阈值，则调整用于控制患者的至少一个心室辅助设备的参数。

实施例2：

如实施例1所记载的方法，其中，左心室心输出量至少部分地基于左心房压力。

实施例3：

如实施例1或2中任一项所记载的方法，其中，右心室心输出量至少部分地基于右心房压力。

实施例4：

如实施例1-3中任一项所记载的方法，其中，至少部分地基于退出所述设备的血液的估计流速来确定来自患者的心室辅助设备的血液输出量。

实施例5：

如实施例1-4中任一项所记载的方法，其中，非侵入地确定左心室心输出量、右心室心输出量、和来自心室辅助设备的血液输出量。

实施例6：

如实施例1-5中任一项所记载的方法，其中，所述患者具有左心室辅助设备，并且其中：

如果左心室心输出量与来自左心室辅助设备的血液输出量的总和小于右心室心输出量与来自右心室辅助设备的血液输出量的总和，则调整参数涉及增大左心室辅助设备的操作速度；以及

如果左心室心输出量与来自左心室辅助设备的血液输出量的总和大于右心室心输出量与来自右心室辅助设备的血液输出量的总和，则调整参数涉及减小左心室辅助设备的操作速度。

实施例7：

如实施例1-5中任一项所记载的方法，其中，所述患者具有右心室辅助设备，并且其中：

如果左心室心输出量与来自左心室辅助设备的血液输出量的总和小于右心室心输出量与来自右心室辅助设备的血液输出量的总和，则调整参数涉及减小右心室辅助设备的操作速度；以及

如果左心室心输出量与来自左心室辅助设备的血液输出量的总和大于右心室心输出量与来自右心室辅助设备的血液输出量的总和，则调整参数涉及增大右心室辅助设备的操作速度。

实施例8：

如实施例1-5中任一项所记载的方法，其中，所述患者具有包括左心室辅助设备和右心室辅助设备中的每一个的双心室辅助设备，并且其中：

如果左心室心输出量与来自左心室辅助设备的血液输出量的总和小于右心室心输出量与来自右心室辅助设备的血液输出量的总和，则调整参数涉及减小右心室辅助设备的操作速度和/或增大左心室辅助设备的操作速度；以及

如果左心室心输出量与来自左心室辅助设备的血液输出量的总和大于右心室心输出量与来自右心室辅助设备的血液输出量的总和，则调整参数涉及增大右心室辅助设备的操作速度和/或减小左心室辅助设备的操作速度。

实施例9：

一种用于控制植入的心室辅助设备的操作的信号处理电路，所述信号处理电路包括：

输入模块，所述输入模块用于从一个或多个传感器接收患者的一个或多个信号；以及

处理器，所述处理器用于处理所接收到的信号，所述处理器可操作用于：

将患者的心脏的左侧的总血液输出量与患者的心脏的右侧的总血液输出量进行比较；

基于所述比较来确定患者的心脏的左侧与右侧之间的流体不平衡的存在或不存在；

如果确定流体不平衡的存在，则控制植入的心室设备恢复患者的心脏的左侧与右侧之间的流体平衡。

实施例10：

如实施例9中所记载的信号处理电路，其中，所述一个或多个信号包括由生理传感器测得的并指示心房压力的信号。

实施例11：

如实施例9或10中任一项所记载的信号处理电路，其中，所述一个或多个信号包括从心室辅助设备的泵接收到的并指示退出泵的血液的流速的信号。

实施例12：

如实施例9-11中任一项所记载的信号处理电路，进一步包括存储预定阈值的存储器，其中，基于患者的心脏的左侧与右侧的总血液输出量之间的绝对差异超过该预定阈值，来确定流体不平衡的存在。

实施例13：

如实施例9-12中任一项所记载的信号处理电路，其中，在具有左心室辅助设备的患者中，处理器可操作用于通过以下项来恢复流体平衡：响应于确定患者的心脏的右侧的总输出量大于患者的心脏的左侧的总输出量而增大电机速度和/或供应给左心室辅助设备的功率量，以及响应于确定患者的心脏的左侧的总输出量大于患者的心脏的右侧的总输出量而减小电机速度和/或供应给左心室辅助设备的功率量。

实施例14：

如实施例9-12中任一项所记载的信号处理电路，其中，在具有右心室辅助设备的患者中，处理器可操作用于通过以下项来恢复流体平衡：响应于确定患者的心脏的左侧的总输出量大于患者的心脏的右侧的总输出量而增大电机速度和/或供应给右心室辅助设备的功率量，以及响应于确定患者的心脏的右侧的总输出量大于患者的心脏的左侧的总输出量而减小电机速度和/或供应给右心室辅助设备的功率量。

实施例15：

如实施例9-12中任一项所记载的信号处理电路，其中，在具有双心室辅助设备的患者中，处理器可操作用于通过以下项来恢复流体平衡：响应于确定患者的心脏的左侧的输出量大于患者的心脏的右侧的输出量而增大右心室辅助设备的电机速度和/或供应给右心室辅助设备的功率量和/或减小左心室辅助设备的电机速度和/或供应给左心室辅助设备的功率量、以及响应于确定患者的心脏的右侧的输出量大于患者的心脏的左侧的输出量而减小右心室辅助设备的电机速度和/或提供给右心室辅助设备的功率量和/或增大左心室辅助设备的电机速度和/或提供给左心室辅助设备的功率量。

实施例16：

一种心室辅助系统，包括：

如实施例9-15中任一项所记载的信号处理电路；

一个或多个旋转泵，其构造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；以及

泵驱动电路，其与信号处理电路以及该一个或多个旋转泵通信，泵驱动电路可操作用于响应于从信号处理电路接收到的信号而向泵供电并控制泵的速度。

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安排而不脱离本发明的精神和范围。