CN112584770A - 用于确定流过植入式血管支持系统的流体的流速的方法以及可植入血管支持系统 - Google Patents

用于确定流过植入式血管支持系统的流体的流速的方法以及可植入血管支持系统 Download PDF

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Abstract

本发明涉及一种用于确定流过植入式血管支持系统(1)的流体的流速的方法，所述方法包括以下步骤：a)借助于所述支持系统(1)的超声传感器(2)以第一脉冲重复率进行第一脉冲多普勒测量，b)借助于所述支持系统(1)的超声传感器(2)以第二脉冲重复率进行第二脉冲多普勒测量，其中所述第二脉冲重复率不同于所述第一脉冲重复率，c)使用来自所述第一脉冲多普勒测量和所述第二脉冲多普勒测量的测量结果确定流速。

Description

用于确定流过植入式血管支持系统的流体的流速的方法以及 可植入血管支持系统
描述
本发明涉及用于确定流过可植入血管辅助系统的流体的流速的方法、可植入血管辅助系统以及以不同脉冲重复率的脉冲多普勒测量的使用。本发明尤其用于(完全)植入式左心室辅助系统(LVAD)。
已知将超声体积流量传感器集成到心室辅助系统中以便用所述超声体积流量传感器确定所称的泵体积流量，该泵体积流量对通过辅助系统本身的流体体积流量进行量化。在此情况下，超声体积流量传感器可进行脉冲多普勒测量或脉冲波多普勒(PWD)方法。这种方法只需要一个超声换能器元件，并且允许以高准确度选择观察窗口与超声元件之间的距离。在现有技术已知的PWD系统中，以限定的脉冲重复率(PRF)发射超声脉冲。在这种情况下，脉冲重复率必须超过出现的最大多普勒频移的两倍，以便不违背Nyquist(奈奎斯特)定理。如果未满足此条件，将发生混叠；也就是说，在所检测的频谱中将出现模糊不清。
由于心室辅助系统(VAD)中测量装置的几何设计，测量范围或观察窗口可能过于远离超声换能器，使得超声脉冲从换能器到测量范围并返回换能器的信号传输时间不容忽视。因为在PWD方法中，在先前的超声脉冲不再发送任何显著回声之前，新的超声脉冲不可以或更确切地不应被发射(至少在理论上)，所以信号传输时间限制最大可能的脉冲重复率。在心室辅助系统中普遍存在的典型的高流速下，并且在观察窗口距超声元件的距离的几何边界条件下，将不可避免地违背Nyquist采样定理，从而导致频谱中将出现模糊不清(混叠)。
具有不使用PWD方法的超声传感器的心室辅助系统通常配备有两个超声换能器。尽管可能出现上述传输时间问题，但一旦这些系统得到适当实施，这个问题可以不同方式解决。然而，具有使用PWD方法的超声传感器的心室辅助系统在中至高流速下对所描述的效应特别敏感。目前，现有技术要求以不发生混叠的方式选择固定脉冲重复率。
本发明的目标是提供一种用于确定流过植入式血管辅助系统的流体的流速的改进方法，以及提供一种改进的植入式血管辅助系统，其中可以确定流过所述系统的流体的流速。
具体地说，本发明的目的是提供一种用于确定流体的流速的方法和一种改进的可植入血管辅助系统，其中提供确定流过所述系统的流体的流速的过程，在该过程中，可以仅使用一个超声换能器在心室辅助系统中普遍存在的流速下确定流速，即使在超声脉冲从超声换能器到测量范围并返回的较长信号传输时间的情况下也是如此。
此目标通过权利要求1中公开的方法和根据权利要求9所述的可植入血管辅助系统来实现。
在从属权利要求中公开了本发明的有利实施例。
根据权利要求1，本发明提出了一种用于确定流过植入式血管辅助系统的流体的流速的方法，所述方法包括以下步骤：
a)借助于辅助系统的超声传感器以第一脉冲重复率进行第一脉冲多普勒测量，
b)借助于所述辅助系统的超声传感器以第二脉冲重复率进行第二脉冲多普勒测量，其中所述第二脉冲重复率不同于所述第一脉冲重复率，
c)使用所述第一脉冲多普勒测量和所述第二脉冲多普勒测量的测量结果确定流速。
所述血管辅助系统优选地是心脏辅助系统，特别优选是心室辅助系统。辅助系统通常用于帮助输送人类(如果适用，患者)的心血管系统中的血液。所述辅助系统可至少部分地布置在血管中。例如，具体地说在左心室辅助系统的情况下，血管是主动脉；或者，具体地说在右心室辅助系统的情况下，血管是分到两个肺动脉的总干(肺动脉干)。辅助系统优选地布置在心脏的左心室或心脏的左心腔的出口处。具体地说，辅助系统优选地布置在主动脉瓣的位置。
本文中提出的解决方案特别有助于补偿医疗脉冲波多普勒系统中的混叠效应。所述方法可有助于确定从心脏的心室，具体地说是从心脏的(左)心室到(完全)植入的(左)心室辅助系统区域中的主动脉的流体流速和/或流体体积流量。通常，流体是血液。在流过辅助系统，具体地说是流过辅助系统的(入口)套管的流体流或流体体积流量中确定流速。所述方法允许甚至是在非外科手术场景下，具体地说，借助于植入式辅助系统本身来高质量地以有利的方式确定血流的流速和/或流体体积流量。
在本文提出的解决方案中，可以特别有利的方式使用多普勒频谱中测量的(主)峰值与应用的脉冲重复率(PRF)之间的相关性。如果以不同PRF进行若干次测量，则修改了PRF后相应测量周期的最佳可能最大值位于频谱中的不同位置处。因此，可以通过改变PRF值以有利的方式建立方程系统，并且所述方程系统可用于消除模糊性并找到唯一解。此方面使得有可能以特别有利的方式计算血流的主速率分量，尽管存在所称的“频谱缠绕”或尽管存在混叠。
在步骤a)中，借助于辅助系统的超声传感器以第一脉冲重复率(第一PRF或PRF1)进行第一脉冲多普勒测量。具体地，为了进行脉冲多普勒测量，使用脉冲波多普勒(PWD)方法。具体地说，在步骤a)中进行第一PWD测量周期。
在步骤b)中，借助于辅助系统的超声传感器以第二脉冲重复率(第二PRF或PRF2)进行第二脉冲多普勒测量。在这种情况下，第二脉冲重复率与第一脉冲重复率不同。例如，第二脉冲重复率大于或小于第一脉冲重复率。换句话说，这特别意指第一脉冲重复率和第二脉冲重复率是彼此不同的脉冲重复率。具体地说，在步骤b)中进行第二PWD测量周期。另外，优选地在步骤a)和b)中进行具有例如20kHz和25kHz的不同固定PRF值的PWD测量周期的重复。
也可以进行其它(脉冲)多普勒测量，例如第三、第四和/或第五多普勒测量。对于这些测量，可以相应地应用结合第一脉冲多普勒测量和第二脉冲多普勒测量列出的情况。特别地，所有这些脉冲多普勒测量具有彼此不同的脉冲重复率。如果进行其它多普勒测量，则可以在步骤c)中在确定过程中包括它们(根据需要)。换句话说，这特别意指也可使用第一脉冲多普勒测量、第二脉冲多普勒测量和其它脉冲多普勒测量(在可用的范围内)的测量结果来进行确定流速的过程。然而，多普勒测量的数目优选地足够大，以使得可以通过所述方法确定唯一流速，此处可通过两个多普勒测量以特别有利的方式实现这一方面。
PWD测量周期特别地包括连续发射的超声脉冲的(限定的)数目的序列。在步骤a)和b)中以不同PRF进行的多普勒测量基本上是关于相同的流体流进行的，例如在相同的观察窗中或在同一测量范围内。换句话说，这特别意指第一脉冲多普勒测量和第二脉冲多普勒测量在同一观察窗口或测量范围内进行。另外，两个脉冲多普勒测量在时间上彼此紧接或两个测量之间没有显著时间间隔是有利的。
在步骤c)中，使用第一脉冲多普勒测量和第二脉冲多普勒测量的测量结果来确定流速。通常，测量结果是模棱两可的。这种模糊性具体可由普遍存在的违反奈奎斯特采样定理来解释。尤其由于超声传感器与观察窗口或辅助系统中的测量范围之间存在相对长的信号传输时间，导致违背Nyquist采样定理，并且在脉冲多普勒测量的情况下，通常直到接收到先前刚发射的超声波脉冲的回声才发射新的超声脉冲。
可以例如以这样的方式确定流速：首先基于第一脉冲多普勒测量检测第一多普勒频谱，并且基于第二脉冲多普勒测量检测第二多普勒频谱。换句话说，这特别意指首先对每个PRF测量进行(相应的)多普勒频谱的计算。例如，也可以确定第一多普勒频谱的第一主频率分量和第二多普勒频谱的第二主频率分量。换句话说，这特别意指进行(相应的)多普勒谱的主频率分量的确定(例如，预期频率分布的单频率峰值或所称的“模板匹配”)。
举例来说，方程系统可以基于第一主频率分量和第二主频率分量来建立。方程系统可以例如通过建立和求解所得线性Diophantine(丢番图)方程(例如，可通过Bezout系数求解)来求解。实际或唯一的多普勒频率可从此解确定。此(唯一)多普勒频率可用于以通常方式计算流速。
根据一个有利的实施例，提出了在两个步骤a)和b)中的至少一个中，仅在已经接收到先前刚发射的超声脉冲的回声之后才发射新的超声脉冲。在两个步骤a)和b)中，优选仅在已经接收到先前刚发射的超声脉冲的回声之后才发射新的超声脉冲。优选地，直到接收到先前刚发射的超声脉冲的所有(显著)回声才发射新的超声脉冲。
根据一个有利的实施例，提出了脉冲多普勒测量的最大脉冲重复率可以较小和/或可以小于出现的最大多普勒频移的两倍。脉冲多普勒测量的最大脉冲重复率优选地小于出现的或预期的最大多普勒频移。如果最大脉冲重复率小于出现的最大多普勒频移的两倍，则原则上将不可避免地违背Nyquist采样定理。然而，可能需要违背Nyquist采样定理以便能够在血管辅助系统中进行PWD方法。
根据一个有利的实施例，提出了在步骤c)中使用脉冲多普勒测量的检测的多普勒频谱的主频率分量(特别是多普勒峰值对频谱的贡献)与此多普勒测量应用的脉冲重复率之间的相关性。(相应的)多普勒频谱的主要频率分量基本上是所测量的流速特有的频率分量。主频率分量特别地是多普勒频谱中的(局部)最大值、(局部)振幅或(次)峰值(特别地，此处“在多普勒频谱中”是“在多普勒对频谱贡献中”的缩写形式；这意在阐明峰值并不意味着频谱中的(更大)载波线)。在步骤c)中，优选地使用所检测的脉冲多普勒测量的多普勒频谱与此多普勒测量应用的脉冲重复率之间的相关性。此外，在每种情况下，优选针对此相关性使用或设置第一脉冲多普勒测量周期和第二脉冲多普勒测量周期。
根据一个有利的实施例，提出了在步骤c)中求解线性方程系统，其中根据第一脉冲多普勒测量和第二脉冲多普勒测量的主频率分量示出多普勒频移。多普勒频移也可以被称为多普勒频率(公式符号df或Δf)。在线性方程系统中，多普勒频移优选地用作主频率分量和第一脉冲多普勒测量和第二脉冲多普勒测量的(不同)脉冲重复率的函数。方程系统中的方程数目通常对应于已进行的多普勒测量的数目。线性方程系统优选地特别包括两个线性方程。在此情况下，第一线性方程优选地根据第一多普勒频谱的主频率分量和/或第一脉冲重复率得出多普勒频移。第二线性方程优选地根据第二多普勒频谱的主频率分量和/或第二脉冲重复率得出多普勒频移。
根据另外的有利实施例，提出了基于线性方程系统建立线性Diophantine方程。线性Diophantine方程是形式为a1x1+a2x2+a3x3+……+anxn+c＝0的方程，其中，ai为整数系数，其中，在这种情况下，特别是所关注的解是整数。线性表示变量xi不会在大于一的幂中出现。线性Diophantine方程可以例如以这样的方式建立，使得两个线性方程在多普勒频移之后解析且随后列成等式。
根据另一个有利的实施例，提出了使用Bezout系数或穷尽法求解线性Diophantine方程。特别是，可以通过求解方程n1 PRF1+n2 PRF2＝ggT(PRF1,PRF2)来确定所称的Bezout系数。所述方程特别示出，两个整数，例如PRF1和PRF2的最大公约数ggT可以示出为整数系数n1和n2的线性组合。尤其使用以这种方式确定的Bezout系数，以求解已建立的Diophantine方程。穷尽法还可被称为所称的“强力”方法。此方法描述了一种基于尝试所有可能(或至少许多可能)情况的求解方法。
根据一个有利的实施例，提出了使用流速来确定通过辅助系统的流体体积流量。换句话说，所述流体体积流量特别涉及(仅)流过辅助系统本身，例如流过辅助系统的(入口)套管的流体的流体体积流量。此流体体积流量通常是所称的泵体积流量(Qp)，其仅量化通过辅助系统本身的流量。如果除了总体积流量或心脏-时间体积(QHZV)之外，该值已知，那么可从Qp与QHZV的比率(即Qp/QHZV)计算所称的辅助水平。为了确定流体体积流量，确定的流速可以例如乘以流体可以流过的辅助系统的横截面积，特别是流体可流过的套管的横截面积。
根据另一方面，提出了一种可植入血管辅助系统，其包括：
-超声传感器，所述超声传感器设计成以不同脉冲重复率进行脉冲多普勒测量，
-处理单元，所述处理单元设计成使用以不同脉冲重复率的脉冲多普勒测量的测量结果来确定流过所述辅助系统的流体的流速。
所述辅助系统优选地是左心室辅助系统(LVAD)或经皮微创左心脏辅助系统。此外，所述辅助系统优选地是完全可植入的。换句话说，这具体是指检测所需的装置，具体地说是超声传感器，完全位于患者体内并保持在体内。所述辅助系统还可由可以布置在距离彼此一距离的多个部分或多个部件构成，使得例如超声传感器和处理单元(测量单元)可以布置成以便通过电缆彼此分开。在多部分实施例中，与超声传感器分开布置的处理单元也可植入或甚至设置在患者身体外部。在任何情况下，处理单元也不绝对需要被布置在患者的身体内。例如，辅助系统可被植入，使得处理单元布置在患者的皮肤上或患者的身体外部，并且与布置在身体内的超声传感器建立连接。辅助系统特别优选地设计成和/或适合使得其可以至少部分地布置在一个心室中，优选心脏的左心室和/或主动脉中，特别是在主动脉瓣位置中。
而且，所述辅助系统优选地包括：套管，具体地说是入口套管；连续流动机，例如泵；和/或电动机。在这种情况下，电动机通常是连续流动机的部件。(入口)套管优选地设计成使得在植入状态下，其可以将流体从心脏的(左)心室引导到连续流动机。优选地，辅助系统以细长和/或管状方式形成。套管和连续流动机布置在辅助系统的相对端的区域中。
具体地说，恰好且仅提供了一个超声传感器。超声传感器优选地具有恰好且仅一个超声换能器元件。尤其是如果使用PWD方法，这对于多普勒测量是足够的。
辅助系统有利地设计成执行本文提出的方法。
根据另一方面，提出了使用以不同脉冲重复率的脉冲多普勒测量来校正植入式血管辅助系统的超声传感器的模糊测量结果。优选地，本文提出的至少一种方法或本文提出的辅助系统用于校正超声传感器的模糊测量结果。
结合所述方法解释的细节、特征和有利的实施例也可相应地出现在本文呈现的辅助系统和/或用法中，反之亦然。就此而言，完全参考所述解释，以便以更精确的细节表征特征。
下面将参考附图更详细地解释本文呈现的解决方案及其技术环境。应当指出，本发明不受所示出示例性实施例的限制。具体地说，除非另外明确陈述，否则还可能提取附图中解释的情况的部分方面，并且将所述部分方面与来自其它附图和/或本说明书的其它部件和/或见解相结合。附图以示意形式示出了以下：
图1是植入心脏中的血管辅助系统，
图2是图1的辅助系统，
图3是在正常操作模式中的本文呈现的方法的序列，
图4是示例性多普勒频谱，以及
图5是另一示例性多普勒频谱。
图1以示意形式显示了植入心脏6中的血管(此处为心室)辅助系统1。辅助系统1通过帮助将血液从(左)心室7输送到主动脉8中来辅助心脏6工作。为此目的，辅助系统1锚定在主动脉瓣9中，如图1中以举例方式示出。在100％的辅助水平，辅助系统1(LVAD)输送完整的血液体积流量。辅助水平描述了通过诸如辅助系统1的泵的递送装置或通过辅助系统1输送的体积流量与从心室7到主动脉8的血液的总体积流量的比例。
因此，在100％的辅助水平，来自心室7的总流体体积流量10、从心脏瓣膜进入心室7的体积流量11和通过辅助系统1的流体体积流量5是相同的。在这种情况下，得出主动脉瓣体积流量或旁路体积流量12(公式符号：Qa)为零。总流体体积流量10也可描述为(总)心脏-时间体积(HZV，公式符号：QHZV)。流体体积流量5也可称为所称的泵体积流量(公式符号：Qp)，其仅量化通过辅助系统1本身的流量。因此，可以从比率Qp/QHZV计算辅助水平。
在辅助水平较低且心室收缩强劲的更健康心脏的情况下，心脏6继续在一定程度上发挥其作用，使得在心脏收缩期间(心脏肌肉收缩并由于心室7体积减小，将血液推出到主动脉8中)，由心脏瓣膜或主动脉瓣9产生脉动体积流动分量12(旁路)。同时，辅助系统1中的压差，特别是通常设置在辅助系统1中的泵(此处未示出)中的压差下降，使得辅助系统1在心脏收缩期间相应地还输送增加量的流体体积流量5。
图2以示意形式示出图1中的辅助系统1。辅助系统1包括：超声传感器2，该超声传感器设计成以不同脉冲重复率进行脉冲多普勒测量；以及处理单元3，该处理单元设计成使用以不同脉冲重复率的脉冲多普勒测量的测量结果来确定流过辅助系统1的流体(此处：血液)的流速。
另外，图2还举例示出了超声传感器2可集成在辅助系统1的套管13的尖端中。超声传感器2有助于确定流过辅助系统1的流体的流速(量和至少一个方向)或流体体积流量5，也称为泵体积流量(Qp)。为此目的，超声传感器2设计成在套管13内部的流体中进行脉冲多普勒测量。流体可以通过一个或多个入口开口15(从心室7)进入套管13的内部，并且通过一个或多个出口开口16离开(进入主动脉8中)。为了辅助流体通过辅助系统1流动，特别是通过套管13流动，辅助系统1在此包括连续流动机17。连续流动机17通常以泵的方式形成。此外，超声传感器2的观察窗或测量范围18也作为实例在图2中示出。
图3以示意形式示出了在正常操作模式中的本文呈现的方法的序列。该方法用于确定流过植入式血管辅助系统1的流体的流速(参见图1，2)。具有方框110、120和130的所示过程步骤a)、b)和c)的序列仅出于说明性目的示出。在框110中，借助于辅助系统1的超声传感器2以第一脉冲重复率进行第一脉冲多普勒测量。在方框120中，借助于辅助系统1的超声传感器2以第二脉冲重复率进行第二脉冲多普勒测量，在此情况下，第二脉冲重复率与第一脉冲重复率不同。在方框130中，使用第一脉冲多普勒测量和第二脉冲多普勒测量的测量结果来确定流速。
对于方法的示例性表示，假设以下参数：
·直径入口区域或测量范围，例如5mm，
·待测量的最大血流，例如，Q＝91/min(升/分钟)，
·得到的最大血液流速：v血液，最大＝7.64m/s，
·血液中的声速，例如，c血液＝1,540m/s，
·超声频率，例如，f0＝6MHz，
·超声元件距观察窗口的起点的距离，例如，25mm，
·每个发射的超声PWD脉冲的超声振动周期的数目，例如10个，
·所得的脉冲长度(以距离)：1脉冲＝c0 x 10/f0＝2.57mm，
·所得最大传播距离超声脉冲：d＝55.13mm。
上述数据给出直接在发射方向上(流动方向对应于主发射方向；＝0)测量的以下(预期)最大多普勒频移：
Figure BDA0002913898030000081
所述测量应作为脉冲多普勒测量进行，其中直到先前刚发射的超声脉冲的回声已经衰减才发射新的超声脉冲。下文解释用于此目的的脉冲重复率(PRF)的选择。
考虑Nyquist(奈奎斯特)采样定理(然而，并不一定是，并且在此处呈现的解决方案中没有考虑)，最大多普勒频率59.53kHz将意味着最小脉冲重复率或最小脉冲重复频率
PRF最小＝2·df＝119.06kHz. (2)
将必须被观察。
然而，在本发明关注的植入式血管辅助系统中，以下最大脉冲重复率PRF-最大-由几何考虑因素(超声脉冲的最大传播距离)或辅助系统中的几何边界条件以及所有相关信号分量的产生的传输时间计算：
Figure BDA0002913898030000082
因此，此处脉冲多普勒测量(即对于本发明关注的辅助系统)的最大脉冲重复率小于发生的最大多普勒频移的两倍。
这些边界条件导致违背采样定理，并且因此导致测量结果的模糊性，所述模糊性可以通过评估校正，如下面的部分中所描述的。
然而，为了说明由这些边界条件引起的问题，这种情况中发生的模糊性在图4和图5中示出(所述模糊性可以用此处呈现的解决方案解决)。图4以示意形式示出了示例性多普勒频谱4。图4示出了以大约25kHz的脉冲重复率的多普勒频移。主频率分量19(峰值)在大约0Hz的载波频率以下。图5以示意形式示出了另一示例性多普勒频移频谱4。图5示出了以大约20kHz的脉冲重复率的多普勒频移。主频率分量19(峰值)在大约+8kHz处。
在以下部分，在本文所提出的解决方案的上下文中描述了模糊测量结果的示例性评估。
包括以不同PRF(相对于相同流体流，例如在相同观察窗口中)的两个测量周期(连续发射的确定数目的超声脉冲的序列)。实际多普勒频移可以示出为所得的心脏频率分量19(在此为峰值f1和f2)的函数：
df＝f1+n1·PRF1 (4)
df＝f2+n2·PRF2 (5)
这通过举例说明了可以建立线性方程系统的方式，其中多普勒频移df显示为第一脉冲多普勒测量和第二脉冲多普勒测量的主频率分量19(此处为峰值f1和f2)的函数。另外，这通过举例说明了检测的多普勒频谱的主频率分量19(此处为多普勒频谱中的峰值)、脉冲多普勒测量和此多普勒测量应用的脉冲重复率之间的相关性。
通过在多普勒频移df之后解析两个方程并且随后列成等式，获得以下Diophantine方程：
n1·PRF1-n2·PRF2＝f2-f1 (6)
这举例说明了基于线性方程系统建立线性Diophantine方程的方式。
以血液中的声速c血液、超声传输频率f0、血液的流速v血液和整数脉冲重复率，可以找到此方程的单值解。
-|a|≤n1≤|a|其中
Figure BDA0002913898030000091
-|b|≤n2≤|b|其中
Figure BDA0002913898030000092
Figure BDA0002913898030000093
其中PRF1＜PRF2 (9)
在此情况下，运算符ggT表示最大公约数。在这些范围内，可以例如借助于Bezout系数或穷尽(强力)方法获得此方程。
通过举例借助于值v＝8m/s、f0＝4MHz、PRF1＝11kHz和PRF2＝19kHz，示出了此过程。在这些值处，在f1＝-2442Hz，f2＝3558Hz处检测所得峰值。所得Diophantine方程为：
n1·11-n2·19＝6 (10)
本案中最大公约数为1，Bezout系数为7和4。这得出了以下可能的解：
n1＝6·7+m·19＝4+m·19 (11)
n2＝6·4+m·11＝2+m·11 (12)
这举例说明了可以如何使用Bezout系数求解线性Diophantine方程。
因为只针对m＝0确定唯一解，所以仅考虑这一点。它可用于确定现在不再模糊的多普勒频移的频率。两个方程得出相同的结果。
df＝f1+n1·PRF1 (13)
＝-2442Hz+4·11000Hz＝41558Hz (14)
df＝f2+n2·PRF2 (15)
＝3558Hz+2·19000Hz＝41558Hz (16)
可通过由于多普勒效应的频移在此基础上计算流过辅助系统1的流体(此处为血液)的流速：
Figure BDA0002913898030000101
其中df为所得(唯一)多普勒频移；f0为发射的超声脉冲的频率；v为介质的流速(在此求解)；c为介质中的声速；以及α为超声声音路径与主流动方向之间的角度。
在(心室)辅助系统中，求解v，并且，f0和c通常是已知的(至少大约已知)。可以通过本文提出的解决方案以特别有利的方式补偿在如上文所论述的此类(心室)辅助系统中通常发生的模糊性。基于所确定的流速，可使用辅助系统中的(已知)几何边界条件(测量范围的已知横截面或流体可流动通过的观察区)来确定通过辅助系统的流体体积流量。所述流体体积流量可以至少大约帮助检测通过(心脏)辅助系统实际输送的血液体积。对实际上由心室辅助系统或心脏辅助系统泵送的血液体积的这种了解在医学上非常重要，特别是对于控制(植入式)辅助系统。
本文呈现的解决方案可以得到以下优点中的一个或多个，具体是：
·即使测量窗口与超声换能器之间有较大距离，也可以进行脉冲多普勒测量或基于PWD的流速测量或体积流量测量。
·基于辅助系统中的几何边界条件，解决几何引起的多普勒频移的模糊性。

Claims (11)

1.用于确定流过植入式血管辅助系统(1)的流体的流速的方法，所述方法包括以下步骤：
a)借助于所述辅助系统(1)的超声传感器(2)以第一脉冲重复率进行第一脉冲多普勒测量，
b)借助于所述辅助系统(1)的超声传感器(2)以第二脉冲重复率进行第二脉冲多普勒测量，其中所述第二脉冲重复率不同于所述第一脉冲重复率，
c)使用所述第一脉冲多普勒测量和所述第二脉冲多普勒测量的测量结果确定流速。
2.根据权利要求1所述的方法，其中在两个步骤a)和b)中的至少一个中，仅在接收到先前刚发射的超声脉冲的回声之后才发射新的超声脉冲。
3.根据权利要求1或2所述的方法，其中所述脉冲多普勒测量的最大脉冲重复率可小于出现的最大多普勒频移的两倍。
4.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中在步骤c)中，使用脉冲多普勒测量的检测的多普勒频谱(4)的主频率分量(14)与此多普勒测量应用的脉冲重复率之间的相关性。
5.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中在步骤c)中，求解线性方程系统，其中根据所述第一脉冲多普勒测量和所述第二脉冲多普勒测量的主频率分量(14)显示多普勒频移。
6.根据权利要求5所述的方法，其中基于所述线性方程系统来建立线性Diophantine方程。
7.根据权利要求6所述的方法，其中使用Bezout系数或穷尽法求解所述线性Diophantine方程。
8.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中使用所述流速来确定通过所述辅助系统(1)的流体体积流量(5)。
9.可植入血管辅助系统(1)，包括：
-超声传感器(2)，所述超声传感器设计成以不同脉冲重复率进行脉冲多普勒测量，
-处理单元(3)，所述处理单元设计成使用以不同脉冲重复率的脉冲多普勒测量的测量结果来确定流过所述辅助系统(1)的流体的流速。
10.根据权利要求9所述的辅助系统，所述辅助系统设计成执行根据权利要求1至8中任一项所述的方法。
11.以不同脉冲重复率的脉冲多普勒测量的使用，用于校正植入式血管辅助系统(1)的超声传感器(2)的模糊测量结果。
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