心脏泵装置和心脏泵装置的操作方法与流程

本申请处于医学技术领域并且涉及心脏泵装置。另外，本申请还涉及心脏泵装置的操作方法。

从现有技术中已知植入式心脏泵。当患者的心脏功能必须被辅助或替代时使用这种心脏泵。此时所用的常见系统是所谓的vad(心室辅助装置)。这样的心脏泵例如可以被设计为所谓的lvad(左心室辅助装置)、rvad(右心室辅助装置)或者bivad(双心室辅助装置)。所述系统除了在使用时被植入患者体内的心脏泵外还通常包括设置在患者体外并通过经皮导线(驱动线driveline)与心脏泵相连的控制设备。驱动线的一段在控制装置与患者身体外的扎入部位之间延伸，一段在扎入部位与患者身体内的心脏泵之间延伸。该控制装置例如可以具有集成的蓄电池(充电电池)或者可以与蓄电池相连，从而植入式心脏泵可由控制装置通过经皮导线被供应电能。心脏泵通常包括电机，其具有定子和带有叶片组的转子。通过由控制装置提供电能，心脏泵的电机通常可被如此驱动，例如在定子的绕组中产生电流流动，借此可使转子连带叶片组转动起来以输送患者血液。一种相似类型的系统例如在文献ep3090767a1中有所描述。

本申请的任务是提出一种改进的心脏泵装置。本申请的任务尤其是提出一种心脏泵装置，借此可以提升患者的舒适感并且减轻患者皮肤和组织受损，其中应同时保证心脏泵的复杂控制可能性。

该任务通过一种具有权利要求1的特征的心脏泵装置完成。有利的改进方案以从属权利要求和实施例的特征来得到。

所提出的心脏泵装置包括植入式心脏泵和用于控制心脏泵的控制装置。所述控制装置和心脏泵通过带有多根芯线的导线相互连接。另外，该控制装置被配置成通过芯线中的第一芯线向心脏泵供应电能。此外，所述控制装置和心脏泵分别具有耦合接口。在此情况下，可通过这些耦合接口将用于在控制装置与心脏泵之间进行数据传输的电信号耦合输入第一芯线或自第一芯线耦合输出。术语“芯线”就像在电子工程领域中常见的那样描述用于在导线中传送电流的单独绝缘导体。供电和数据传输可以经由同一芯线同时进行。由于耦合接口将用于数据传输的电信号耦合输入供电的芯线中，故例如不需要例如在经由芯线供电与经由芯线传输数据之间交替切换。芯线通常将控制装置直接连接至心脏泵。通常，在所述心脏泵与控制装置之间不接设其它装置。术语“导线”在此通常描述一根或多根芯线的组合，这些芯线在空间上相互连接但并非必须电连接。

在用于上述的或下述的心脏泵装置的操作方法中，电能经由第一芯线从控制装置被传输至心脏泵。此外，电信号通过控制装置的耦合接口或心脏泵的耦合接口被耦合输入第一芯线，以便在控制装置与心脏泵之间传输数据。电信号随后通过控制装置的耦合接口或心脏泵的耦合接口自第一芯线被耦合输出。

数据传输使得能够例如依据多个传感器数据实现对心脏泵的复杂控制。通过电信号在控制装置与心脏泵之间所交换的数据例如可以是传感器数据、患者数据、患者身份数据、硬件身份数据、软件版本数据、配置数据、工作参数、故障数据、警报条件信息、测量数据、时间信息、计算结果、转子位置信息和/或电机数据。由于心脏泵的供电以及数据传输通过同一芯线或相同的芯线进行，故用以将心脏泵和控制装置相连的导线可以被设计成具有与现有技术相比减小的横截面，因为需要较少的芯线。因此，可以减轻患者组织受损并且提高患者的舒适感。在典型的实施方式中，控制装置是体外控制装置，因此导线在心脏泵工作期间经皮延伸。在此情况下，导线的小横截面使得在患者皮肤中的经其引导导线的扎入部位可以设计成具有小的横截面。因此，所提出的心脏泵装置可以导致扎入部位减轻负担并降低感染风险。

控制装置与心脏泵之间的数据传输不一定只通过第一芯线进行。此外，心脏泵不一定只通过第一芯线被供应电能。而是可以规定，数据传输或供电可以通过第一芯线与其它芯线合作来实现。在典型的实施方式中，导线具有第二芯线和/或第三芯线。在此情况下，心脏泵可以通过第一芯线和第二芯线以及必要时第三芯线被供应电能。还可以规定，通过控制装置和心脏泵的耦合接口可以将用于在控制装置与心脏泵之间进行数据传输的其它电信号耦合输入第二芯线和/或第三芯线，或者自第二或第三芯线耦合输出。导线通常具有护套，其包围导线的所有芯线。护套可以由生物相容性材料制成并且例如包含塑料，尤其是pu或聚硅氧烷。

所述控制装置和心脏泵可以被配置成通过耦合接口以及通过第一、第二和/或第三芯线将数据从心脏泵传输至控制装置。在此情况下，心脏泵发送电信号或数据，它们随后被控制装置接收。例如可以规定，心脏泵具有传感器。由所述传感器获得的传感器数据于是例如可以按照上述方式和/或下述方式从心脏泵被传输至控制装置。

还可以附加地或替代地规定，所述控制装置和心脏泵被配置成将数据从控制装置经由耦合接口以及第一、第二和/或第三芯线传输至心脏泵。在此情况下，控制装置发送电信号或数据，它们随后被心脏泵接收。通常规定，所述控制装置和心脏泵各自被配置成不仅发送、也接收所述电信号或数据。在典型的实施方式中，所述控制装置和心脏泵被配置成在交互操作(全双工操作)意义上同时在两个方向上传输电信号或数据。但例如经由两条传输路径的同时传输或半双工操作也是可行的。

所述控制装置可以具有与控制装置的耦合接口相连的调制器。控制装置的该调制器可以被配置成调制载频信号以产生要耦合输入第一、第二和/或第三芯线中的电信号以传输数据至心脏泵。在其它实施方式中，心脏泵具有与心脏泵的耦合接口相连的调制器。心脏泵的该调制器可以被配置成调制载频信号以便产生要耦合输入第一、第二和/或第三芯线中的电信号以便传输数据至控制装置。控制装置或心脏泵的调制器接收例如呈数字电信号形式的数据。接收心脏泵或接收控制装置通常具有解调器，借此来解调所接收到的电信号。通常，所述电信号在此情况下被转换为数字信号。接着，所接收到的解调数据通常被传输至心脏泵或控制装置的微控制器并且必要时被继续处理。通过心脏泵和/或控制装置的调制器产生的对载频的调制例如可以通过本身已知的数字调制方法进行，例如通过振幅调制(幅移键控ask)、频率调制(频移键控)、相位调制(相移键控)或它们的混合形式。尤其是，ask方法用以进行调制或解调的构件可以很简单省地地实现。在典型的实施方式中，所述调制器和/或解调器由相应设计的开关电路构成，但也可以基于软件来实现。

控制装置可以被配置成通过该控制装置的耦合接口将载频信号耦合输入导线的一根芯线或多根芯线中，例如第一、第二和/或第三芯线。心脏泵在一些实施方式中被配置成经心脏泵的耦合接口耦合输出载频信号。心脏泵的调制器还可以被配置成对载频信号进行调制以便产生要耦合输入第一、第二和/或第三芯线中的电信号以便传输数据至心脏泵。通过这种方式，从心脏泵到控制装置的数据传输借助调制载频来实现，而无需在心脏泵中产生载频。由此可以保持低的植入式心脏泵侧的构件成本，并且它还可以被设计得很紧凑。如果同时进行从控制装置到心脏泵的数据传输，则由于该控制装置的调制器而通常使用另一不同的载频，因此，避免了由于在两个传输方向之间的串扰而引起的干扰。

为了给心脏泵供应电能，所述第一、第二和/或第三芯线通常连接至控制装置的供电装置、尤其是电流源和或电压源。例如可以规定，控制装置具有用于电网插头、电池和/或蓄电池的容纳部，借此可以给控制装置供应电能。通常也可以通过第一、第二和/或第三芯线以这种方式给心脏泵供应电能。

给心脏泵供应电能例如可被规定用于给心脏泵内的传感器和/或心脏泵内的其它电子部件供应直流电和/或交流电。可以附加地或替代地规定，第一芯线、第二芯线和/或第三芯线连接至心脏泵的电机、尤其是电机定子。心脏泵可以通过第一芯线、第二芯线和/或第三芯线被供应电能、尤其是直流电和/或交流电，以输送患者血液。

在典型的实施方式中，控制装置被配置成如此供应心脏泵，即第一、第二和第三芯线分别传输相对于彼此相移的三股电机电流中的一股。心脏泵的电机例如可以被设计成同步电机。在此，可以通过交流电的频率来确定转子必要时连同与转子相连的叶片组的转动频率并进而确定所需要的血液量。

在典型的实施方式中，载频信号所具有的频率为最小1mhz和/或最高10mhz，例如5mhz或6mhz。该频率范围尤其适用于避免用于数据传输的电信号与用于对心脏泵传输电能的交流电流之间的干涉。

心脏泵还可以具有位置调制器。可以规定，该位置调制器被配置成接收载波信号和数据。另外，该位置调制器可以被配置成根据该数据来实现经由心脏泵的耦合接口将载波信号耦合输入其中两根芯线之一之间的切换，例如在第一与第二芯线之间或者在第二与第三芯线之间的切换。因此，通过所述位置调制器，可以将二进制电信号发送至控制装置。该位置调制器通常具有电子开关，借此实现所述切换。例如，该位置调制器在位置调制器获得作为数据输入的二进制值″1″时将载波信号耦合输入第二芯线。而当位置调制器获得作为数据输入的二进制值″0″时，该位置调制器可以将载波信号耦合输入第三芯线。通过这种方式，第二芯线和第三芯线可以传输彼此相反的二进制信号。载波信号可以对应于载频信号和/或例如可以是由控制装置发出的信号，例如经控制装置的调制器调制的或未经调制的载波信号。当载波信号是经控制装置的调制器调制的、尤其是ask调制的信号时，调制度(即对应于二进制值″1″的幅值同该幅值与对应于二进制值″0″的幅值之差的商)通常小于1。自然，调制度通常大于″0″。通过由位置调制器造成的切换，电信号在两根芯线上被冗余地从心脏泵传输至控制装置，从而在控制装置中进行由控制装置接收的数据的可信度检查并且可以在控制装置中进行故障识别。因此，可以通过所述方式降低数据传输的易受干扰性。所述控制装置和/或心脏泵也可以包含转换器、尤其是s2d(单端差分)转换器。这样的转换器可以被配置成从由要通过其中一根芯线传输至心脏泵或控制装置的电信号中产生反信号。非反信号可以通过其中一根芯线例如第一芯线来传输。所述控制装置或心脏泵于是通常还被配置成将反信号耦合输入其中另一根芯线，如第二芯线。通常，此时非反电信号与反信号同时被传输。接收心脏泵或接收控制装置于是被配置成自芯线耦合输出反信号和非反信号并且例如借助差分放大器进行差分分析。通过这种方式，可以降低数据传输的干扰敏感性，因为同相的干扰信号或有效信号通过差分分析在接收心脏泵或接收控制装置处被消除。这当在差分传输所用的多根芯线中的一根或多根上同时对向传输电信号时是尤其有利的。可以规定，信号由如上所述的调制器、尤其是振幅调制器送至(s2d)转换器。在差分分析之后，可以将最终信号送至如上所述的解调器、尤其是振幅解调器。

所述心脏泵或控制装置在其它实施方式中可以例如被配置成将待传输至控制装置或心脏泵的非反信号同时耦合输入其中一根芯线(例如第一芯线)和其中的另一根芯线(例如第二芯线)。通过这种方式，信号在两根芯线中被同相传输。同相的信号可以在接收控制装置或接收心脏泵中通过加法放大器进行分析。通过这种方式，必要时能以简单的方式抑制存在于两根芯线上的反相的干扰信号或有效信号，从而确保可靠的数据传输。可以在两根芯线上进行去程上的反相信号传输和回程上的同相信号传输，从而数据传输因在接收机上灭除反相信号或同相信号而很稳固、即不太易受干扰。

因此，上述和下述的实施方式能够以简单的方式实现在两个方向上以特别低的干扰水平进行数据传输，尤其是针对只有数量有限的芯线、例如两根或三根芯线可用于数据传输的情况。当三根芯线被设置用于数据传输时，电信号可以按照上述方式在第一和第二芯线上在去程上被差分传输并在回程上以两个同相信号方式被传输。此外，可以通过第三芯线在回程上还传输同相电信号的反信号。在回程上传输的电信号可以通过接收心脏泵或接收控制装置也被差分分析，例如借助差分放大器，做法是分析来自第三芯线的非反同相电信号与反信号之间的差。加法放大器的输出于是可以被引导至差分放大器的第一入口端，其中来自第三芯线的反信号被引导至差分放大器的第二入口端。

关于心脏泵装置所述的特征可以被套用到心脏泵装置的操作方法上，反之亦然。

以下结合附图来描述实施例，其中：

图1示出了具有植入式心脏泵和体外控制装置的心脏泵装置的示意图，

图2示出了心脏泵装置的示意图，

图3示出了根据第一实施例的心脏泵装置的示意图，

图4示出了根据第二实施例的心脏泵装置的示意图，

图5示出了根据第三实施例的心脏泵装置的示意图。

图1示意性地示出了患者上半身正面的视图。该图还示出了心脏泵1，其被植入患者身体2内以辅助患者心脏功能。心脏泵1具有设置在生物相容的且不透流体焊接的植入式泵体内的带有可被驱动的转子的电机。心脏泵1例如可以被设计成所谓的lvad系统并且如此布置在患者身体2内，即通过转子的转动可以将血液从左心室输送入主动脉。

心脏泵1与部分在患者皮肤下延伸的经皮的驱动线3相连。在扎入点4外，驱动线3通过插头5连接至控制装置6。控制装置6通过驱动线3给心脏泵1供应电能。

控制装置6在典型的实施方式中被设计成可在患者身体2上外设携带。为此，控制装置6例如可以连接至保持器并通过该保持器与患者身体2相连。例如，保持器可以是束带、背带、背囊或粘接件，这在图1中未被示出。

图2示出了心脏泵1、驱动线3和控制装置6的另一示意图。重复的特征在此图中和随后的图中带有相同的附图标记。此外，示意性地示出了患者的皮肤表面7。心脏泵1、驱动线3和控制装置6在一些实施方式中形成一个心脏泵装置8。也可以要求保护如上所述或如下所述的控制装置6而不带心脏泵1。另外，也可以要求保护如上所述或如下所述的心脏泵1而不带控制装置6。

心脏泵1包括电机9，该电机在所示示例中与驱动线3相连，从而该电机9可由控制装置6供应电能以便输送患者血液。为此，电机9通常包括定子和可转动安装在定子中的转子。转子通常具有用于输送血液的叶片组。定子绕组在此情况下通常电连接至驱动线以用于电机供电，因此，定子绕组可由控制装置6供应电流。作为电机9供电的替代或补充，可以规定心脏泵1的其它电子部件可通过驱动线3被供应电能。

在控制装置6侧，驱动线3与电机驱动装置10相连。电机驱动装置10在所示示例中还通过控制装置6的微控制器11与电流源或电压源12相连。电流源或电压源12因此被配置成通过驱动线给心脏泵1、尤其是心脏泵1的电机9和/或心脏泵1的其它电子部件供应电能。电流源或电压源12例如可以是电池或蓄电池、尤其是插接式蓄电池，或者通过复合电网形成。

控制装置6和心脏泵1还被配置成通过驱动线3相互交换数据。驱动线3通常包括多根芯线，它们被护套包围。在此情况下，数据传输至少通过驱动线3中的一根芯线进行，电流也通过该芯线被传输以用于上述心脏泵1供电。为此，控制装置6具有耦合接口13，其通过调制器14和解调器15与控制装置6的微控制器11相连。相应地，心脏泵1也具有耦合接口16，其通过调制器17和解调器18与心脏泵1的微控制器19相连。耦合接口13、16在一些实施方式中可以分别具有至少一个电容器，因此，用于数据传输的电信号被电容耦合输入到芯线中(或者电感耦合输入也是可能的)。通常，耦合接口13、16还分别具有高通滤波器或带通滤波器用于抑制低频电机电流信号或也用于抑制低频干扰信号。

在所示示例中，微控制器19还连接至一个或更多个传感器，如用附图标记20示意性示出的那样。通过心脏泵1的耦合接口15，数据(例如像由传感器20确定的传感器数据或故障数据)可以被调制到驱动线3的芯线上，即被耦合输入到芯线中，心脏泵1同时通过该芯线被供应电能。所述数据可以通过控制装置6的耦合接口13从芯线被耦合输出，通过解调器15被解调并被传输至控制装置6的微控制器11。相应地，关于电机9的工作参数或控制参数的数据例如可以从控制装置6的微控制器11被传输至心脏泵1的微控制器19。

虽然在所示示例中示出了由电流源或电压源12给电机9供应电能，但附加地或替代地也可行的是，例如心脏泵1的微控制器19和/或传感器20按照所述方式通过驱动线3由电流源或电压源12供应电能。

图3示出了心脏泵装置8的一个可能设计，其中，数据通过将电信号调制到驱动线3的多根芯线上来传输。在此情况下，除了心脏泵1的电能供应外，所述信号通过一个或更多个载频被调制到芯线上。驱动线3在所示示例中具有三根芯线，即第一芯线21、第二芯线22以及第三芯线23。心脏泵1通过所述芯线21、22、23被供应电能。在一些实施方式中，芯线21、22、23可以与电机9的定子相连，传输相对于彼此相移的交流电流并因此形成三个电极相以驱动电机9和输送患者血液。为了数据传输，控制装置6具有用于产生第一载频的第一振荡器24和用于产生第二载频的第二振荡器25。所述载频例如能以正弦形载波信号形式产生。

在此实施例中，数据从控制装置6经由第一芯线21被传输至心脏泵1，并且数据从心脏泵1经由第三芯线23被传输至控制装置6。因此，针对两个传输方向规定了两个基本彼此无关的系统。各所述系统由一个将待传输数据调制到其中一个载波信号上的发射机单元和一个解调该信号并因此发出待接收数据的相应的接收机单元组成。为了进行调制，原则上采用本身已知的调制形式，例如可以针对两个传输方向规定ask调制，这是因为其不仅在调制时、也在解调时能以很低的构件成本实现。为了从控制装置6到心脏泵1的数据传输，第一载频通过控制装置6的调制器14根据待发送的数据被调制并通过控制装置6的耦合接口13和第一芯线21被传输至心脏泵1。在此，调制信号通过心脏泵1的耦合接口16自第一芯线21被耦合输出并通过心脏泵1的解调器18被解调，从而所述数据可通过心脏泵1的微控制器19被分析。为了在接收机处的解码，可以进行与发射机时钟频率的同步化，尤其是在同步数据传输时。时钟频率的传输可以通过时钟恢复法从数据流中抽取出，但也可以规定，数据时钟频率被显式传输。尤其是也可以在异步通信路径情况下规定，通过发送同步化消息例如同步字节来进行调谐。

为了在心脏泵1内保持尽量低的构件成本，用于从心脏泵1到控制装置6的传输方向的第二载波信号在控制装置6中通过第二振荡器25产生并经控制装置6的耦合接口13被传输至心脏泵1。在心脏泵6侧，第二载波信号随后用心脏泵1的调制器17进行调制。调制信号随后被传输至控制装置6以便传输数据并通过控制装置6的解调器15进行解调，从而控制装置6的微控制器11能够对数据进行分析。为了载频的振幅调制，调制器14、17例如可以分别具有分压器，借此根据所接收到的二进制数据值来调制载频振幅。在所述实施方式中需要两种传输介质用于将数据从心脏泵1传输至控制装置6。因而，为此采用三根芯线或电机电线中的两根22、23。所存在的第三芯线23于是被用于另外的传输方向。

用于数据传输的电信号(不仅经调制的、还有未经调制的)可以是高频信号。通常，该信号的频率大于为了驱动电机而通过芯线21、22、23所传输的交流电频率。可以规定，对于两个传输方向采用相同的载频。但为了避免由芯线之间的电容耦合引起的干扰而也可以规定，第一载频不同于第二载频。例如第一载波信号的频率可以为5mhz，而第二载波信号的频率可以为6mhz。

图4示意性地示出了心脏泵装置8的另一个实施例。在此实施例中，如在前述示例中那样没有在通常以省地的方式设计的心脏泵1内产生载频。而根据此实施方式只需要一个单独的振荡器24来产生载频，在这里，由振荡器24产生的载频信号被用于两个传输方向。振荡器24被设计成是控制装置6的组成部分并且能如上所述地构成。

从控制装置6到心脏泵1的数据传输可以在此示例中就像之前所述的那样进行，其中，要传输至心脏泵1的数据经由控制装置6的数据入口端26被送至控制装置6的调制器14并且作为调制信号经由第一芯线21被传输至心脏泵1的解调器18并且还被传输至心脏泵1的数据出口端27。在此情况下，该信号可以被调幅传输，其中，调制度应被选择成小于1，因此传输至心脏泵1的信号在任何时刻都不具有幅值0并且如下所述地可以被继续作为载波信号用于相反的传输方向。

为了将数据从心脏泵1传输至控制装置6，心脏泵1具有位置调制器28。该位置调制器28与心脏泵1的耦合接口16以及心脏泵1的数据入口端29相连。除了由数据入口端29接收并要被传输至控制装置6的二进制数据外，位置调制器28还从心脏泵1的耦合接口16接收经由第一芯线21传输的调制载波信号。根据所接收到的数据值，位置调制器28将在另外两根芯线22、23中的一根上将调制载波信号回送至控制装置6并因此根据所接收到的数据值在耦合输入第二芯线22和耦合输入第三芯线23之间切换。如果位置调制器28例如在数据入口端29接收到逻辑″1″，则它例如可以将所接收到的载波信号转送至第二芯线22。而如果位置调制器28在数据入口端29接收到逻辑″0″，则它例如可以将所接收到的载波信号转送至第三芯线23。

为了在控制装置6侧解调由位置调制器28调制的电信号，通过两条芯线22、23所接收到的信号可以被振幅解调。为此，控制装置6具有第一振幅解调器30和第二振幅解调器31。第一振幅解调器30此时形成待接收的二进制数据，这示意性地用附图标记37来表示。而第二振幅解调器31形成该数据的反相，这示意性地由附图标记38示出。还可以规定，自振幅解调器30、31输出的信号接着被送至差分放大器39以差分分析由控制装置6接收到的数据。在此情况下，通过两根芯线22、23接收的信号的包络曲线可以彼此相减，从而通过这种方式得到期望的有用信号。

控制装置6还可以具有未示出的判断逻辑电路，其接收由振幅解调器30、31输出的信号。通过这种方式，可以发现在解调或传输时可能出现的故障。此外，可以通过在两根芯线22、23上的传输和随后的各自解调来补偿其中一个所述振幅解调器30、31的失效。

图5示出了心脏泵装置8的另一实施例。此实施例与上述实施例的区别在于差分建立两个传输方向。首先如上所述，在控制装置6中产生载波信号，随后被调制、尤其是振幅调制以传输数据至心脏泵1。调制信号随后通过一个s2d转换器32(单端差分转换器)被转换为差分信号。差分信号被如此耦合输入三根芯线中的两根芯线21、22，即，第一芯线21传输调制信号，第二芯线22传输与之反向的信号。在心脏泵1侧，这些信号被耦合输出和差分分析。为此，所述信号可以例如用差分放大器33或差分解调器被分析或解调。

为了从心脏泵1至控制装置6的数据传输，在心脏泵1内用振荡器产生并调制、尤其振幅调制另一个载波信号。载波信号的频率此时不同于在控制装置6中产生的载波信号的频率。调制信号通过心脏泵1的s2d转换器34被转换，并传输至控制装置6，最后与上述相似地用控制装置6的差分放大器36进行差分分析。因为两个差分传输方向需要四个传输信道并且在所示示例中仅有三根将控制装置6连接至心脏泵1的芯线21、22、23，故至少一根芯线必须被用于在两个方向上传输信号。在所示实施例中，第一芯线21和第二芯线22被用于双向信号传输。为了在此情况下避免干扰，心脏泵1的耦合接口16被配置成将由心脏泵1的s2d转换器34所提供的信号同相地耦合输入第一芯线21和第二芯线22，从而该信号被冗余传输。此外，心脏泵1的s2d转换器提供反信号给耦合接口16，其将反信号耦合输入第三芯线23以传输至控制装置6。

通过第一芯线21和第二芯线22传输至控制装置6的信号通过控制装置6的耦合接口13从芯线21、22被耦合输出并被送至控制装置6的加法放大器35。该加法放大器35的输出信号随后被传送至控制装置6的差分放大器36以便进行差分分析，差分放大器还获得自第三芯线23耦合输出的反信号。在另一步骤中，自差分放大器35输出的信号可被解调，从而该数据被完全传输至控制装置1。因为在第一芯线21和第二芯线22上被传输至心脏泵1的电信号是反相的(反向或反相的)并且在芯线21、22上被传输至控制装置的数据是同相的(非反向或同相的)，故可以通过在心脏泵1侧的差分分析或在控制装置6侧的加和分析来防止在所述芯线21、22上传输的电信号的相互干扰影响。

仅在示例性实施例中公开的各种设计的特征可以彼此组合并且被分别要求保护。