CN103561641B - 用于分布式血流测量的系统 - Google Patents

Abstract

一种用于动脉（AT）中的血流的微创测量的医疗系统。介入装置（IVD）具有光纤（FB），所述光纤包括沿其纵向延伸空间分布的多个温度敏感光学传感器段，例如光纤布拉格光栅，所述介入装置（IVD）被配置为插入动脉（AT）。温度变换器（TC）被布置在IVD中，以引入动脉中的血液团温度的局部变化（ΔT），以允许利用光纤（FB）随时间进行热追踪。配备激光光源（LS）的测量单元（MU）将光递送到光纤（FB），并接收从光纤（FB）反射的光，并且生成对应的时变输出信号。第一算法（A1）将该时变输出信号转化为对应沿光纤（FB）的各自位置处的温度的温度集合。第二算法（A2）根据所述温度集合的时间特性来计算沿光纤（FB）的各自位置处的血流（BF）的量。这样的系统能够用于快速扫描动脉以诊断狭窄区域，而无需注射有毒液体或撤回。能够实时获得血流测量的良好空间分辨率。

Description

用于分布式血流测量的系统

技术领域

本发明涉及医疗装置领域。更具体地说，本发明涉及用于通过微创介入对血流进行光学测量的系统和方法。

背景技术

精确地测量血管中的血流阻力对于诊断和处置狭窄区域（诸如，对于诊断例如心脏冠状动脉中的狭窄区域）很重要。通常利用荧光透视与射线不透性造影剂结合来识别动脉中的狭窄区域，并且在许多不同的临床方面（包含在冠状和肾动脉中）利用流储备分数（FFR）方法来量化其功能影响。通过FFR，位于导丝尖端的传感器用于测量压力，并且从狭窄的远端处和近端处的压力的比率来计算FFR，并且当该比率在0.7到0.8以下时，狭窄区域被视为需要处置。然而，这两种方法都有缺点。碘化造影剂对肾脏有害，因此尤其在肾功能差的患者中使用会出现问题。FFR探头目前制造起来昂贵，并且对于分布式测量需要撤回（pullback），因而需要相当复杂和耗时的侵入性过程。

将冠状系统的生理状况进行量化的伴随方法是冠状流储备（CFR），即，在静息和充血状态中的血流的比率，例如，当由乙酰胆碱挑战（challenge）诱导时，即，在这些测量方面人工诱导的增加的血流。CFR将冠状循环的能力进行量化，以响应于对氧气和营养的增大的需求来增加心肌血流量。在冠状动脉中和在心肌微循环的血管中，CFR受内皮机能障碍影响。在健康对象中测量到高FFR和高CFR。由低CFR伴随的低FFR指示显著的狭窄，同时低CFR伴随的高FFR是微血管病变的指示。

最常见的情况是，使用尖端传感器超声多普勒导丝执行血流率测量。利用该方法，在超声射束传播方向上测量局部血流速度，并且需要额外的几何结构信息或有关血管几何结构和血液动力学（例如，具有成熟的层流曲线的循环横截面）的假设来评定流率。用于血流率测量的备选方法是热稀释法和热膜流速测定法。在热稀释法中，输液导管用于在室温下在冠状动脉中给予生理盐水团。该冷溶液将降低输液导管末梢的温度，其能够通过温度敏感压力导丝来进行感测。在热膜流速测定法中，由电流对膜进行加热。另一方面，由血流对膜进行冷却。通过测量膜的欧姆电阻来确定膜的温度。给定电输入功率和血液的热容量，从膜的稳态温度能够评估流率。热膜流速测定法和热稀释法都是流率的计量工具，并且能够与用于FFR的压力线进行组合。然而，它们是单点测量。

GB2 308 888A描述了用于监测血压的具有光纤电缆的空心针。压力和压力变化导致光纤电缆压缩，由此产生的应变导致被写入光纤电缆的光栅的布拉格波长的改变。在测量系统中通过监测从光栅反射回来的光的波长来实现压力测量。空心针可以包括导管或皮下注射针。玻璃球体可以合并在光纤电缆的末端。由压力变化导致的球体变形可以在被写入电缆的光栅上施加压力。备选地，球体表面可以形成干涉仪，用于测量压力变化，并且在纤维中可以发现光栅，以允许同样进行温度测量。然而，布拉格光栅对于液体静压力的敏感度很低，并且因此，这样的系统不能检测由动脉的部分闭塞导致的微小压降。还进一步地，这个方法是单点，并且因此需要将针撤回，以映射一段动脉中的压力变化。

US5,207,227A描述了具有热扩散流量监测器的多探头，以通过在流速测定技术中使用来监控血流。在导管中，多个传感器尖端被布置为同时监测在不同组织位点处的血流。通过周期性地变更传感器尖端阵列的传感器尖端的功能来监测温度梯度。在一个实施例中，所述阵列中的一个单点传感器尖端作为热源。

US4,397,314描述了具有多个温度传感器的高热系统，所述多个温度传感器用于控制所述高热系统的操作。温度传感器探头具有被布置在塑料导管中的不同纵向位置处的多个半导体传感器。每个半导体传感器经由其各自用于传递单色辐射能的电缆和用于传递反射射线的电缆的集合进行连接，其强度是半导体传感器的温度的函数。

发明内容

提供一种用于动脉中血压的微创测量的系统和方法将是有利的，例如，用于检测动脉狭窄区域，其容易执行并且其允许在一段动脉中压力变化的快速映射。

在第一方面，本发明提供一种用于动脉中血流的介入测量的医疗系统，所述医疗系统包括介入装置，其包括至少一个光纤，所述至少一个光纤包括沿其纵向延伸空间分布的多个温度敏感光学传感器段，其中，所述介入装置被配置为插入动脉，使得光纤能够被放置在动脉内部，并且与动脉中流动的血液进行热接触，并且使得所述光纤的纵向延伸跟随动脉的纵向延伸，其中所述介入装置包括温度变换器和测量单元，所述温度变换器被布置为在光纤一端上游位置处引入动脉中血液团温度的局部变化，所述测量单元被布置用于操作连接到介入装置，其中，所述测量单元包括光源和处理器单元，所述光源用于将光递送到介入装置中的光纤，并且其中，所述测量单元被布置为接收从光纤反射的光并且生成对应的时变输出信号，并且所述处理器单元用于操作连接到所述测量单元，其中，所述处理器单元被布置为运行第一处理算法，以便将来自测量单元的时变输出信号转化为对应沿光纤的各自位置处的温度的温度集合，以及其中，所述处理器单元被布置为运行第二处理算法，所述第二处理算法被布置为根据所述温度集合的时间特性来计算沿光纤的各自位置处的血流的量（measure）。

使用这样的系统，可能测量空间分布的和时间分解的流量询问，其允许实时地对沿动脉内部的介入装置的多个位点处的流量进行同时量化。因此，这样的多点流量测量能够用于寻找穿过紧狭窄的功能显著的压降，例如如使用FFR所完成的。所述系统是基于对光学感测能够用于充分利用光频域反射计方法的空间分布和时间分解性质的深入了解。在这一背景下，光学感测的优点是它消除了对于造影剂注射或要求撤回动脉中介入部分不精确且耗时的方法需要。此外，不同于询问与单个/固定的超声射束取向相切的流量的多普勒流导丝，本发明将允许得到沿光纤跟随的整个中心线路径的流量特征。由于在没有电气连接的情况下执行感测，所述系统能够被设计为兼容MR引导介入的版本。而且，基于光纤的传感器具有极小的物理足迹，并且因此能够被部署在窄轨导丝内，所述窄轨导丝使由流量测量装置本身导致的血流动力学流畸变的水平最小化。这将进一步允许在比现有技术系统更窄的动脉中的狭窄区域进行检测。因为光纤容易制造成适合集成介入导丝的细小版本，又一优点是系统的介入装置部分能够被制造成廉价版本，其之后通过简单光学接口连接到测量单元。这允许介入装置容易替换的，并且因此介入装置可以是消耗品，并且被制造成一次性使用，因此消除了消毒等需要。此外，所述系统允许沿血管段的体积流率、平均流速的估计，以及穿过（多个）狭窄的估计的压降，尤其，当流量估计与过程内的定量冠状动脉造影相结合时。

总之，这样的系统能够提高多种现有临床过程的速度和效率，并且甚至使肾功能差的患者能够经受微创介入。

应当理解，所述系统可以包括其他元件，其被布置为对获得的血流的量进行处理，例如，可以在显示屏上显示血流对位置的量，因此允许医疗技术人员执行基于该处理结果的诊断。

在优选实施例中，所述测量单元包括干涉仪，当与提供具有随时间变化波导的光的光源（即，例如基于激光光源的扫频光源）结合时，所述干涉仪允许以良好的空间分辨率获得精确的流量测量的可能性。

一些实施例包括温度控制单元，其被布置为在时间上控制温度变换器的温度变化效应，以便允许当由血流沿动脉因此也沿光纤携带团时允许沿光纤在时间上追踪温度。在具体实施例中，所述温度控制单元被布置为控制所述温度变换器，以便在恒定频率上提供局部血液团冷却或加热的调制，并且其中，所述测量单元被布置为在所述频率上测量空间分布的温度。

在一些实施例中，所述温度变换器包括温度变化元件，其被布置为与动脉中的血液进行热接触，其中，所述温度变化元件被布置为冷却或加热血流的局部团。这可以是位于光纤远端上游的电动冷却或加热元件的形式。在其他实施例中，温度变换器包括导管，其被布置为注射具有与动脉中的血液温度不同的温度的在时间上受限的液体团。

在优选实施例中，多个温度敏感光学传感器段是光纤布拉格光栅或基于瑞利的传感器段，然而可以使用其他类型的温度敏感光学传感器段。

在一些实施例中，所述介入装置包括导丝，至少一个光纤被布置在所述导丝中，例如，导丝可以通过中心的光纤来实现，其中，所述光纤由导热层包围，以及其中，光纤和导热层被放置在金属管中，以便提供导丝的适当硬度。

所述光源可以包括激光光源，尤其可以优选光源被布置为提供不同波长的光，例如，控制所述光源，以便提供波长或频率的扫频光信号。在一个实施例中，来自光源的光被分为递送到介入装置中的光纤的第一部分和应用到波长测量单元的第二部分，所述波长测量单元被布置为确定来自光源的光的测量或波长。尤其，所述波长测量单元可以包括具有已知光学吸收谱的气室（gas cell），以及马赫曾德尔干涉仪。这样的实施例能够在产生的血流测量结果中提供相对于空间位置分辨率和相对于每个位置的流量分辨率的高精度。

所述第一处理算法可以包括通过傅里叶分析将来自测量单元作为时间函数的输出信号空间分解为分布式温度曲线。因此，这样的算法能够使用能够在标准处理设备上实时运行的众所周知的算法部件来实现。

介入装置和测量单元被布置为通过光学接口进行互连，以便允许所述测量单元和介入装置在正常使用期间在空间上分离。可以使用标准光缆和连接器，因此使作为制造成低成本版本并被认为是一次性元件的版本的介入装置易于更换。

为了使MR扫描具有兼容性，所述介入装置优选地纯粹由非磁性材料制成。

所述方法还可以包括图形呈现手段，用于将经测量的血流对动脉中的位置进行可视化，例如，包括图示血流对动脉长度位置的图形的呈现的显示器。例如，测量出的血流数据可以被显示为与草图或相关动脉的X-射线照片进行叠加，以便为医师将获得的数据进行可视化。处理器单元可以被布置为直接驱动显示屏，或者处理器单元可以被布置为通过有线或无线连接将经测量的血流数据通信至具有显示模块的计算机系统。基于利用所述系统获得的血流数据，医师或其他受过专门训练的人员可以进行相应的诊断。

在第二方面，本发明提供用于动脉中血流的微创测量的方法，所述方法包括介入装置，所述介入装置包括至少一个光纤，所述光纤包括沿其纵向延伸在空间上分布的多个温度敏感光学传感器段，其中，所述介入装置包括温度变换器，将所述介入装置插入动脉，由此光纤能够被放置在动脉内并且与动脉中流动的血液进行热接触，并且由此，所述光纤的纵向延伸跟随动脉的纵向延伸，通过温度变换器在光纤一端上游位置处引入动脉中血液团温度的局部变化，将光递送到介入装置中的光纤，接收从光纤反射的光，将时变反射光转化为对应沿光纤在各自位置处的温度的温度集合，以及根据所述温度集合的时间特性来计算沿光纤的各自位置处的血流的量。

所述方法适于由技术人员执行，但不一定需要由医师执行。能够向能够相应地对患者进行诊断的医师提供产生的数据。例如，所述方法可以包括将测量数据进行图像呈现，例如，通过使叠加到覆盖已经被研究的动脉的X射线的数据可视化，以便指出可能的狭窄区域的位置。

在一些实施例中，执行来自介入装置的温度校准测量，以便在引入局部血液团的温度变化之前获得基线参考。

在一些实施例中，就在引入局部血液团的温度变化之前执行动态温度测量，以及之后在后来的多个时间点上执行测量。

应当认识到，第一方面的相同优点和实施例同样适用于第二方面。通常，可以以在本发明范围内的任何可能的方式结合并耦合第一方面和第二方面。参考下文所描述的实施例，本发明的这些和其他方面、特征和/或优点将是显而易见的，并得以阐述。

本发明可以以若干方式来实现。在一些实施方式中，所述系统是独立系统，例如，包括用于使经测量的数据可视化的移动系统，诸如已知的例如用于医学超声扫描器设备。在其他实施方式中，所述系统纯粹是测量工具，并且因此所述系统的所述处理器单元包括有线或无线接口，以将经测量的数据通信至例如医院或诊所的计算机系统。

附图说明

将仅以范例的方式，参照附图描述本发明的实施例，在附图中

图1示出了本发明的实施例的框图，

图2图示了另一实施例的元件。

图3图示了温度变换器的实施方式，其包括被布置为注射液体团的导管，

图4图示了温度敏感光纤的实施方式，其被布置在介入导丝内，以及

图5和图6图示了根据本发明的方法的框图。

具体实施方式

图1图示了一个医疗系统实施例的元件的框图。介入装置IVD包括现有技术中已知的空间分布的光纤布拉格光栅的集成纤维FB的导丝。例如，纤维具有诸如1-2米的长度。另外，温度变换器TC被布置为与导丝相连，以允许在时间上控制纤维FB上游的局部血液团的冷却或加热。例如，温度变换器TC可以是连接到容器和装置的导管形式，所述导管能够递送具有不同于动脉血液的特定温度的一部分液体。在其他版本中，温度变换器是电控微型加热器，能够控制所述电控微型加热器，以提供动脉中血液团的在时间上受限的局部加热，例如，可以控制加热器，以提供在恒定调制频率上加热。由温度变换器TC引入的局部加热或冷却允许沿纤维FB追踪动脉血流中的温度变化。优选地，导丝被配置为如此细小，以致它能够在不显著干扰其中的血流的情况下插入动脉。

测量单元MU（例如）经由电缆连接到所述介入装置IVD，以允许所述测量单元MU被放置为远离在检查中的患者。优选地，这样互连的电缆被配置为利用连接器互连至所述介入装置IVD，以便使作为能够以低成本版本制造为允许一次性使用的介入装置易于更换。所述测量单元MU光学地连接到介入装置IVD的纤维FB。激光光源LS生成光，以将其应用于纤维FB的一端，通常应用于被放置在血流上游的纤维FB的末端。来自纤维FB相同末端的光（即，从纤维FB中的布拉格光栅反射的光）由测量单元中的光学换能器系统OT接收。控制系统CS用于控制所述激光光源LS和光学换能器系统OT，并且包括光学元件，所述光学元件被布置为提取二维温度数据，也就是对应于温度对沿纤维的空间位置对时间。优选地，所述控制系统包括干涉仪的实现，诸如现有技术中已知的。

之后，将由测量单元MU生成的二维温度数据以有线或无线形式应用于处理器单元PU，并且所述处理器单元PU包括运行第一算法A1的处理器，所述第一算法A1将来自测量单元MU的时变输出信号转化为对应沿纤维FB各自位置处的温度的温度集合。之后，将该结果应用于第二算法A2，所述第二算法A2根据所述温度集合的时间特性来计算沿纤维FB的各自位置处的血流BF的量。血流BF的该量能够相对纤维FB位置而被进一步处理和/或显示，以允许医疗人员相应地对检查中的患者进行诊断。

应当理解，所述系统可以在包括测量单元MU和处理器单元PU并且还可能包括一个单一便携单元中的显示屏和用户接口的独立装置中实现。在其他版本中，仅仅提供所述测量单元MU作为便携独立装置，同时处理器单元PU的功能由远程位置的计算机系统来实现。

图2更详细地图示了测量单元的实施例；介入装置再次基于具有光纤布拉格光栅（FBGs）的光纤FB。光纤布拉格光栅（FBGs）的操作背后的基本原理是在折射率变化的每个界面处的菲涅尔反射。对于一些波长，各个周期的反射光彼此同相，从而存在用于反射的相长干涉，并且因此存在用于传播的相消干涉。布拉格波长对压力以及对温度是敏感的。这意味着布拉格光栅能够用作在光纤传感器中的感测元件。在FBG传感器中，被测对象（例如，温度）导致布拉格波长改变。在电信波长的方式中，灵敏度约为13pm/K。在通常能够确定约0.5pm的波长偏移的情况下，温度精确度高于0.1℃。

光纤FB能够合并在导丝内，其能够用于与稀释导管结合或者能够具有并入装置以允许用于液体团注射的微型流体通道。经由导管注射一小团冷盐水。测量沿导丝的温度作为时间函数。从空间和时间上分解的温度曲线能够推断血流率（类似于热稀释法）和血流速度。

通过采用干涉仪测量技术利用高空间分辨率能够获得沿纤维FB（z方向）的温度分布，在图2中描绘其中的范例。示出的光学元件包括平衡检测器BD、纤维耦合器FC、偏振控件PC，循环器CRC和反射镜MR。穿过光频隔离器I发送来自扫频源激光系统SS的光，以防止背向反射，并且将其分为两部分。小部分用于通过气室GC和具有时钟系统的马赫曾德尔干涉仪MZIC来监测光源SS的波长。所述气室GC具有已知的且经校准的吸收谱。所述马赫曾德尔干涉仪产生取决于在其两臂不平衡量的高频率输出信号，并且作为数据采集系统（图2中未显示）的触发信号。来自扫频源SS的光的主要部分被直接导引朝向主要干涉仪，在此，将其分为转到具有高反射镜的参考臂的部分和转到具有布拉格光栅的纤维FB的部分。两臂的反射光在2x2结合器/分离器中进行组合。其AC输出信号是180°反相，因此由平衡接收器测量的差异不含有DC信号。来自纤维FB的光已经行进了一段光学路径长度，所述光程长度取决于沿纤维FB（即，z方向上）的反射元件的位置。因此，在纤维FB中的每个位置z具有相对于参考臂反射镜MR不同的路径长度差。在扫描波长同时，每个位置z将产生具有其自身频率的在时间上变化的信号。通过傅里叶分析能够解析频率成分，从而能够实现在空间上分解的波长偏移的测量，即，沿纤维FB的分布式温度曲线。

图3图示了根据一个实施例（实施例1）例如用于与图2中图示的测量实施例结合的系统。将配备含有分布式FBGs的集成纤维FB的导丝连同导管C插入动脉AT，即，血流。所述导管C具有集成多模纤维，其在短时间间隔期间将激光递送到围绕尖端的血液中。光通过血液来吸收，并且增加在时间t=t1时的温度，产生具有微微上升温度T+ΔT的血液团，其中，T是血液的正常温度（通常基础体温：～37℃）。所述团随血流沿动脉AT迅速传播，并且如在后面的时间t=t2时图示的，具有上升温度的血液团已经沿血液方向行进。当它传播时，它接触沿导丝以及因此沿纤维FB的不同位置，每个位置在不同的时间点上经历温度的瞬时增加。温度中的这些瞬变被迅速传导至含有分布式FBGs的光纤。

温度中的瞬时差异导致沿导丝并且因此沿纤维FB长度中的局部变化，其产生从光纤FB反射的可见光特征中非常小但可检测的差异。（例如现有技术中已知的）处理算法用于将来自控制台的光学反射测量转化成分布式温度测量（温度作为沿纤维FB的长度的函数）。优选地，例如利用如图2中图示的系统，以干涉测量方式执行反射测量。

图4图示了光纤FB能够如何集成到导丝中的范例，也就是，具有中心的纤维FB以及被放置在金属管MT中的导热材料的中间层TCL。

备选地，所述导丝可以完全由光纤组成。任选地，可以存在直接应用于纤维的金属涂层，所述金属涂层提供机械强度。备选地，具有分布式FBGs的光纤能够被放置在紧邻导丝的位置。优选地，它将在多个点或沿其长度连续附着于导丝。

为了获得精确的血流测量，根据校准过程优选地校准所述系统。一旦介入装置已经被放置在血管内感兴趣的目标点并且在任何温度挑战之前，在基线状态下执行这样的来自纤维传感器的光学测量校准。这将建立基线几何结构配置和基线温度，纤维传感器暴露于所述基线温度中。理想地，还以对任何周期运动进行门控的方式（例如，利用ECG或呼吸门控）建立校准测量。之后，将确保所有其他测量以从团注射和血液动力学流而不是任何其他的物理解剖变化中产生。

图5图示了用于实施例1的处理方案，其用于从分布式温度测量中获得分布式流量测量。所述方案涉及光学测量OM、分布式温度测量DTM、流量测量FM以及最后的结果显示D，例如，作为与获得的对于感兴趣区域的荧光镜检查的叠加。

所述处理可以涉及：

a）针对时间上的给定点，追踪温度曲线作为长度函数，和/或

b）针对给定位置，追踪温度曲线作为时间函数。

在相对长时间周期期间给予热团，将产生稳态情况。通过跟随稳态温度曲线下游，能够类似于标准的热稀释方法确定流率。给予短热团和测量温度曲线的前面，获得流速。作为位置函数的流速变化显示可能发生闭塞的位置。优选地，团的创建受到心动周期控制（例如使用ECG信号）以确保团每次跟随相似的轨迹。能够执行多个团，以导出多个流量测量结果，能够对其取平均值来提高精度。

实施例2提供的用光学方式给予热团的备选方法是通过添加接近分布式光纤布拉格光栅的长周期布拉格光栅（LPG）和在该位置处向纤维添加金属涂层。利用LPG，光能够被耦合到包层模，并且因此将被吸收在金属中，从而局部地加热结构。这样的实施方式能够在P.Caldas等人在Proceedings ofthe European Workshop on Optical Fiber Sensors(Porto,2010)SPIE Vol.7653,p.132上的“Fibre Optic Hot-Wire Flowmeter based on a Metallic CoatedHybrid LPG-FBG Structure”一文中找到。

除了利用在导管或能够穿过导管插入的类似装置中集成的非光学（例如电）加热元件创建具有上升温度的血液团，实施例3提供与实施例1相同的系统。必须注意不将温度提高太多，否则加热后的血液可能凝固。除了加热之外，还可以通过给予冷盐水团（室温）来使用冷却。对于热稀释法，注射速率约为20ml/min，其仅仅是冠状动脉中流率的一部分。

除了通过对在具有分布式FBGs的纤维中递送的激光进行递送而创建具有上升温度的血液团，实施例4提供与实施例1相同的系统。优选地，在纤维包层（例如用双包层纤维）中递送光，以免干扰询问FBGs的光学路径。

除了额外的光纤被并入导丝或导管以允许除温度追踪以外的形状追踪，实施例5提供与实施例1相同的系统。形状追踪信息用于显示流量测量信息，例如，在荧光图像上叠加。也能够执行非光学形状和位置追踪（例如，利用EM传感器）。形状追踪信息也能够潜在地用于执行多个团以导出用于取平均值的多个流测量的情况，以在每项测量中配准动脉中导丝/导管的空间位置。

除了从分布式温度测量导出流量测量的算法结合了来自过程前和/或过程中图像的解剖信息，实施例6提供与实施例1相同的系统。这些图像的分割能够允许获得局部组织导热性能的估计（例如，利用查找表）。血管内超声（IVUS）是产生过程中图像的技术的范例。实际上，通过将实施例1-5中的一个的光纤添加到IVUS导管，能够将IVUS和本发明的流量测量技术组合到一个相同的装置中。

除了使用瑞利散射代替FBGs，实施例7提供与实施例1相同的系统。测量原理是相同的。瑞利散射产生于小的折射率变化的随机分布。这些变化能够被看作随机布拉格周期。差异是以信号强度为代价的与成本效率相关联的制造的易化。

实施例8提供如实施例1-7中的一个实施例的系统，在实施例8中，导管或导丝被导引到上游。在这种情况下，应当在远端创建团。

实施例9提供实施例1-5或7-8中的一个实施例的系统，在实施例9中，FBGs用单调方式进行线性调频。这意味着谐振波长是取决于位置的。在没有温度变化的情况下，反射波长是位置的直接测量。通过使用简单直接又非常具有成本效率的光学系统（发光二极管、小型单色仪和多元件检测器）进行反射光谱的连续测量，能够及时地监测温度分布。

实施例10提供与前述实施例1-9中的任意一个实施例相同的系统，所述实施例10中，向导丝或导管的尖端添加压力感测元件。这允许同时对体积流率、流速和压力测量进行组合，但是需要撤回，以便获得压力梯度。

以下能够看作解释冠状血流简单描述和关于本发明的方法和系统的计 算的描述实施例的附录。

通过解释液体流量（即流率）、流速和压力梯度的各项参数之间的关系，将给出冠状血流的简单描述。对于管子中的层状粘性流，流率能够由欧姆如描述，达西定律描述：

$Q=\frac{\mathrm{\Δp}}{R}$

这里，Q是流率（每单位时间的体积），Δp是在管子长度上的压力的变化以及Q是流阻，其由哈根伯肃叶（Hagen Poiseuille）公式给出：

$R=\frac{8\mathrm{\ηl}}{{\mathrm{\πa}}^4}$

这里，l是管子长度，a是半径以及η是粘度。速度展示横穿管子直径的抛物线。靠近边界的速度为零，并且中心处的速度是其最大值。我们将使用平均流速：

$\stackrel{\‾}{v}=\frac{Q}{{\mathrm{\πa}}^2}=\frac{a^2\mathrm{\Δp}}{8\mathrm{\ηl}}$

下表给出了冠状动脉中的各项参数的典型值。穿过闭塞的显著压降约为20%—30%，即，约3kPa。假设闭塞的长度约为1cm，这将意味着因狭窄而导致的压力梯度已经增加到300kPa/m，其是平均值的200倍。由于闭塞前、闭塞中和闭塞后的流率是相同的（假设狭窄长度内不存在分支血管），压力梯度的变化完全归因于由横截面变化导致的流阻变化。根据哈根伯肃叶公式，压力梯度因数200涉及管子半径因数3.8，以及由此流速因数为（200）的平方根=14。因此，通过沿动脉多个点测量流速和监测紧狭窄内将预期的大变化，对于测量压力差异的FFR，开发良好的备选方法。

在上文中，我们已经假设血管在具有闭塞的区域中也具有圆对称性。这是对于几何结构的一个极端情况。另一个极端是将血管看作矩形，其中，宽度w比高度h大得多。在后一种情况下，流阻等于：

因此，矩形管的平均流速等于：

在这种情况下，在压力梯度中以因数200的增加将表示因数为5.8的高度变化，并且平均流速将改变相同的数量。实际上从正常到闭塞的平均流速的变化将展示在线性（矩形管）和二次方（圆管）依赖性之间的特性。

应当强调，以上是冠状流量的简化模型。心跳周期期间的主动脉压从收缩期的16kPa改变到舒张期的10kPa。由于左心室的收缩，冠状动脉中的流量在舒张期处于其最大值。而且，血管直径是弹性的，并且因此在心脏周期期间不是恒定的。

关于实现中的计算，能够观察以下数据。

在距离L上热的指数衰减时间等于：

$\mathrm{\τ}=\frac{L^2}{{\mathrm{\π}}^{2}D}$

对于直径为3mm并且充满水样液体的血管来说，热的特定衰减时间约是1.5秒。这要充足的时间来得到温度曲线；换言之，在血液团穿过10cm长度所花费的时间内（假设血流速度为25cm/s），由血液吸收的任何热将不明显扩散到周围组织中。

直径为300微米并且长度为10cm的纤维的热容量等于16mJ/K。这意味着注射的热量应当这个所述的0.1J/K大得多。（这对应于0.024cc的水）。

假设血流速度为25cm/s并且血管直径为3mm，在14毫秒内输送0.024cc血液。对于直径为0.3mm的纤维来说，热的特定衰减时间约为5毫秒。这意味着纤维吸收热所花费的时间比具有更高温度的血液团接触它的时间更小。因此，根据本发明能够实现的温度计足够快。

当加热一部分导管时，能量应当等于0.014秒内0.024cc水的温度升高1度。这对应于0.014秒内0.1J等于7瓦。这是以光学方式以及利用电学方法进行递送的功率的合理量。

图6图示了根据具有前述系统实施例中的一个系统实施例的本发明实施例的动脉中的血流微创测量方法的框图。所述方法包括初始校准常规CL，其包括执行温度校准测量，以先于温度不同于血液的液体的注射团，或者利用与血液温度相比相对较冷或较热的盐水团，获得基线参考。之后，将配备所述光纤的介入装置插入动脉INS，使得光纤的纵向延伸跟随动脉的纵向延伸。接着，通过温度变换器在光纤一端的上游位置处提供动脉中的血液团的温度的局部变化LTC。光DL正被递送到介入装置的光纤，并接收从光纤反射的光RL。基于接收的光，使用算法A1将时变反射光转化为对应于沿光纤的各自位置处的温度的温度集合。随后，根据由A1产生的所述温度集合的时间特性，使用第二算法A2计算沿光纤的各自位置处的血流BF测量。

应当理解，所述方法可以分为受过培训的员工（例如，医疗人员）执行初始步骤CL和INS的一个部分，即，同时所述方法的其余部分能够看作能够专门由仪器执行的单独方法。因此，一旦所述系统已经校准并且所述介入装置已经插入患者的动脉，如前文描述的，其余方法步骤适于由仪器或系统自动执行。

概括地说，本发明提供动脉（AT）中的血流微创测量的医疗系统。配备光纤（FB）的介入装置（IVD）包括沿其纵向延伸空间分布的多个温度敏感光学传感器段，例如，光纤布拉格光栅，所述配备光纤（FB）的介入装置（IVD）被配置用于插入动脉（AT）。温度变换器（TC）被布置在IVD中，以引入动脉中的血液团温度的局部变化（ΔT），以允许利用光纤（FB）进行随时间的热追踪。配备激光光源（LS）的测量单元（MU）将光递送到光纤（FB），并接收从光纤（FB）反射的光，并且生成对应的时变输出信号。第一算法（A1）将该时变输出信号转化为对应于沿光纤（FB）的各自位置处的温度的温度集合。第二算法（A2）根据所述温度集合的时间特性来计算沿光纤（FB）的各自位置处的血流（BF）测量。这样的系统能够用于快速扫描动脉以诊断狭窄区域，而无需注射有毒液体或撤回。能够实时获得血流测量的良好空间分辨率。

虽然在附图和前述中详细说明并描述了本发明，这样的说明和描述被认为是说明性或范例性的，而不是限制性的；本发明不限于所公开的实施例。本领域技术人员通过研究附图、公开内容和权利要求书，在实践所主张的本发明的过程中，能够理解和实现所公开实施例的其他变型。在权利要求中，“包括”一词不排除其他元素或步骤，以及不定冠词“一”或“一个”不排除多数。单个处理器或其他单元可以实现在权利要求中引用的若干项的功能。有些手段记载在相互不同的从属权利要求中，这一事实并不表示不能用这些手段的组合来获益。计算机程序可以存储/分布在合适的介质上，诸如连同其他硬件提供或作为其他硬件的一部分的光学存储介质或固态介质，但也可以以其他形式分布，诸如经由因特网或其他有线或无线通信系统。在权利要求中的任何参考标记不应被解释为限制范围。

Claims (14)

1.一种用于动脉(AT)中的血流的介入测量的医疗系统，所述医疗系统包括

-介入装置(IVD)，其包括至少一个光纤(FB)，所述至少一个光纤(FB)包括沿其纵向延伸空间分布的多个温度敏感光学传感器段，其中，所述介入装置(IVD)被配置为插入动脉(AT)，使得所述光纤(FB)能够被放置在所述动脉(AT)内并且与所述动脉(AT)中流动的血液进行热接触，并且，使得所述光纤(FB)的所述纵向延伸跟随所述动脉(AT)的纵向延伸，其中，所述介入装置(IVD)包括温度变换器(TC)，所述温度变换器(TC)被布置为在所述光纤(FB)的一端上游位置处引入所述动脉(AT)中的血液团的温度的局部变化(ΔT)，

-测量单元(MU)，其被布置用于操作连接至所述介入装置(IVD)，其中，所述测量单元(MU)包括用于将光递送到所述介入装置(IVD)中的所述光纤(FB)中的光源(LS)，并且其中，所述测量单元(MU)被布置为接收从所述光纤(FB)反射的光并且生成对应的时变输出信号，以及

-处理器单元(PU)，其用于操作连接到所述测量单元(MU)，其中，所述处理器单元(PU)被布置为运行第一处理算法(A1)，以便将来自所述测量单元(MU)的所述时变输出信号转化为对应沿所述光纤(FB)的各自位置处的温度的温度集合，并且其中，所述处理器单元(PU)被布置为运行第二处理算法(A2)，所述第二处理算法(A2)被布置为根据所述温度集合的时间特性来计算沿所述光纤(FB)的各自位置处的血流(BF)的量。

2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述测量单元(MU)包括干涉仪。

3.根据权利要求1所述的系统，包括温度控制单元，其被布置为在时间上控制所述温度变换器(TC)的温度变化效应。

4.根据权利要求3所述的系统，其中，所述温度控制单元被布置为控制所述温度变换器(TC)，以便以固定频率提供对局部血液团的冷却或加热的调制，并且其中，所述测量单元(MU)被布置为测量在所述频率上的空间分布的温度。

5.根据权利要求1所述的系统，其中，所述温度变换器(TC)包括导管(C)，所述导管(C)被布置用于注射具有不同(ΔT)于所述动脉(AT)中的血液温度的温度的在时间上受限的液体团。

6.根据权利要求1所述的系统，其中，所述温度变换器(TC)包括温度变化元件，所述温度变化元件被布置用于与所述动脉(AT)中的血液进行热接触，其中，所述温度变化元件被布置为冷却或加热局部血液团。

7.根据权利要求1所述的系统，其中，所述多个温度敏感光学传感器段包括以下的至少一个：光纤布拉格光栅，以及基于瑞利的传感器段。

8.根据权利要求1所述的系统，其中，所述介入装置(IVD)包括导丝，所述至少一个光纤(FB)被布置在所述导丝中。

9.根据权利要求1所述的系统，其中，所述光源(LS)包括激光光源，所述激光光源被布置为提供不同波长的光。

10.根据权利要求9所述的系统，其中，来自所述光源(LS)的光被分为被递送到所述介入装置(IVD)中的所述光纤(FB)的第一部分和被应用到波长测量单元的第二部分，所述波长测量单元被布置为确定来自所述光源(LS)的光的波长的量。

11.根据权利要求10所述的系统，其中，所述波长测量单元包括马赫曾德尔干涉仪和具有已知光学吸收谱的气室(GC)。

12.根据权利要求1所述的系统，其中，所述第一处理算法(A1)包括通过傅里叶分析将来自所述测量单元作为时间函数的所述输出信号空间分解为分布式温度曲线。

13.根据权利要求1所述的系统，其中，所述介入装置(IVD)和所述测量单元(MU)被布置用于通过光学接口互连，以允许在正常使用期间所述测量单元(MU)和所述介入装置(IVD)被空间分离。

14.根据权利要求1所述的系统，其中，所述介入装置(IVD)由非磁性材料制造。