DE2953112C2

DE2953112C2 - Gerät zum Messen des extravaskulären Lungenwassers

Info

Publication number: DE2953112C2
Application number: DE2953112A
Authority: DE
Inventors: Virgil B. Santa Barbara Calif. Elings
Original assignee: American Hospital Supply Corp
Current assignee: American Hospital Supply Corp
Priority date: 1978-09-06
Filing date: 1979-09-05
Publication date: 1984-10-11
Also published as: WO1980000530A1; EP0015294B1; SE423862B; SE8003397L; GB2041761B; EP0060546A2; GB2108850B; DE2953112A1; GB2041761A; GB2108850A; EP0060546A3; EP0015294A4; EP0015294A1

Description

Die Erfindung bezieht sich auf ein Gerät zum Messen des extravaskulären Lungenwassers gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruches 1. Ein derartiges Gerät ist aus der Zeitschrift »Circulation Research« Vol. 37. August 1975. Nr. 2. S. 137-145 und der Zeitschrift »Journal of Applied Physiology«, Vol.39, November 1975, Nr. 5, S. 843+ 845 bekannt.

Allgemein ist die Bestimmung von extravaskulärem oder interstitieliem Wasser in den Lungen bei der Diagnose und Behandlung von Krankheiten des Atmungsapparates von großer Bedeutung. Die Ansammlung von interstitieliem Wasser in den Lungen wird allgemein als Lungenödem bezeichnet

Beim oben genannten Stand der Technik wird die sogenannte Doppel-Indikator-Aufiösungstechnik verwendet, bei dem in oder nahe des rechten Atrium bzw. die Vena cava zwei Indikatorstoffe injiziert werden und dann die Konzentration der beiden Indikatoren als Funktion der Zeit in einer Körperarterie, üblicherweise der Aorta gemessen werden. Einer der Indikatoren, der als intervaskulärcr Indikator bezeichnet wird, löst sich nur im Blut auf. kann jedoch Blutgefäße nicht durchdringen und sich daher nicht mit Stoffen außerhalb der Blutgefäße mischen. Üblicherweise werden hierfür Indikatoren aus großen Molekülen, wie z. B. Eiweiß verwendet, die radioaktiv ode^r mit einem Farbstoff, wie z.B. Indozyaningrün, markiert werden. Diese markierten Moleküle sind zu groß, um die Blutgefäßwär.de zu durchdringen. Folglich ini die Konzentration des intravaskulären Indikators für die Bestimmung des Herzzeitvolumens, d.h. Volumen des Blutstromes pro Zeiteinheit repräsentativ.

Der andere Indikator wird als extravaskulärer Indikator bezeichnet, da er aus den Blutgefäßen heraus diffundieren und sich mit dem Lungenwasser, das die Blutgefä-Be in der Lunge umgibt, mischen kann. Bisher benutzte extravaskuläre Indikatoren bestehen aus kleinen Molekülen, die mit einem radioaktiven Isotop (beispielsweise mit Tritium behandeltem Wasser) oder mit Wärme bzw. Hitze markiert wurden.

Der zeitliche Verlauf der Konzentration des Indikators wird als Lösungskurvc bzw. Dilutionskurvc bezeichnet, bei Verwendung eines thermischen Indikators (Wiirme bzw. Hitze) als »Thermodilutionskurve«.

Die erhaltenen Dilutionskurven zeigen einen Verlauf 'Fig. 1), bei dem die Konzentration anfänglich bis zu :inem Spitzenwert ansteigt und dann exponentiell abfällt, [m Bereich des abfallenden Astes steigt die Kurve wieder an, da der Indikator durch den Körper hindurch rezirkuliert und erneut an der »Meßstelle« erscheint, wenn auch in geringerer Konzentration.

Bei der bekannten Doppel-Lösungstechnik wird eine »mittlere Zeit« (T) nach folgender Gleichung ermittelt:

j c(t) tdi
7— 2-

ί ί(/) dl

wobei c(/) die Konzentration der Lösungskurve in der körperarterie ist. Diese mittlere Zeit (J) multipliziert mit dem Herzzeitvolumen, d. h. dem durch das Herz (und die Lungen) fließenden Blutvolumen pro Zeiteinheit ergibt einen Meßwert des Volumens eines Stoffes, ir.it dem sich der Indikator zwischen dem Injektions- und dem V.-:ßpunkt gemischt hat. Das Herzzeitvolumen wird in der englischen Literatur auch als »cardialer output« bezeichnet. Für den intervaskulären Indikator ergibt sich somit im Ergebnis ein Meßwert des Blutvolumens zwischen dem Injektions- und dem Meßpunkt. Für den extravaskulären Indikator ergibt sich als Meßwert das Blutvolumen zusätzlich dem Volumen des extravaskulären Wassers in den Lungen. Die Differenz der errechneten Volumina für die beiden Indikatoren ergibt dann das Volumen des extravaskulären Wassers.

Die bekannte Verwendung von Hitze bzw. Wärme als extravaskulären Indikator hat den wesentlichen Vorteil, daß die Diffusionskonstante von Hitze ca. lOOmal größer ist als die von kleinen Molekülen, wie z.B. mit Tritium behandeltem Wasser. Ein weiterer Vorteil des thermischen Indikators liegt darin, daß seine Konzentrationsmessung eine Temperaturmessung ist, die ohne Blutentnahme durchgeführt werden kann.

Indikatoren, wie z. B. grüner Farbstoff oder radioaktiv markierte Moleküle fordern statt dessen, daß dem Pitienten während der Messung laufend Blut entnommen wird und die Konzentration in Einrichtungen außerhalb des menschlichen Körpers gemessen werden muß. Hierfür müssen teilweise bis zu 30ecm Blut entnommen werden und anschließend dem Patienten mittels Infusion wieder zurückgegeben werden. Dies ist kompliziert und gefährlich (Infektionsgefahr) im Vergleich zu einer thermischen Messung, die in situ durchgeführt werden kann.

Aus der DE-AS 25 09 616 und der US-PS 4105 022 ist es für die Bestimmung des Herzzeitvolumens bekannt, einen thermischen Indikator zu verwenden, der in die Vena cava bzw. das rechte Atrium eingespritzt wird. Die Temperatur des Indikators an der Injcktionsstellc und in der Lungenarterie wurde von zwei Temperaturfühlern gemessen, wobei dann aus der Temperaturdifferenz in Abhängigkeit von der Zeit das Herzzeitvolumen bestimmt wurde. Über die Bestimmung des extravaskulären Lungenwassers ist in diesen beiden Druckschriften nichts erwähnt.

Gleiches gilt auch für die US-PSen 4015593. 3726269 und 3987788, die jeweils zur Bestimmung des cardialen Outputs die Thermodilutionskurvc auswerten.

Aufgabe der Erfindung ist es, das gattungsbildende Gerät dahingehend zu verbessern, daß dar extravaskuläre Lungenwasser in situ. d.h. o,ine Blutentnahme, schnell und einfach bestimmt werden kann.

Diese Aufgabe wird durch die im Kennzeichenteil des Patentanspruches \ angegebenen Merkmale gelöst.

Die wesentliche Erkenntnis der vorliegenden Erfindung liegt also darin, daß für die Bestimmung des Volumens des extravaskulären Lungenwassers, die zwangsläufig eine Bestimmung des Herzzeitvolumens verlangt, nur ein einziger, nämlich thermischer Indikator verwendet werden kann, ohne daß hierdurch Meßfehler durch wechselseitige Beeinflussungen der einzelnen zu κι bestimmenden Meßgrößen auftreten. Die Erfindung kommt somit zu dem überraschenden Ergebnis, daß nicht mehr zwei separate Indikatoren, nämlich ein extravaskulärer und ein iniervaskulärer Indikator verwendet werden müssen, sondern ein einziger thermischer Indikator ausreicht.

Vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen der Erfindung sind den Unteransprüchen zu entnehmen.

Im folgenden wird die Erfindung anhand eines Ausführungsbeispiels im Zusammenhang mit der Zeichnung :ii ausführlich erläutert. Es zeigt:

Fig. ! eine typische Lösungskurve eines Indikators; Fig. 2 die Anordnung von Kathetern bei Anwendung des Gerätes nach der Erfindung;

F i g. 3 Thermodilutionskurven, die bei Anwendung des :? Gerätes nach der Erfindung (gemäß Anordnung der F i g. 2) gemessen wurden;

Fig. 4 eine Thermodilutionskurve mit driftender Bezugslinie;

Fig. 5 ein Blockschaltbild des Gerätes nach einem jii ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung;

Fig. 6 ein Blockschaltbild des Gerätes nach Anspruch 5 bei Einsatz mit zwei Indikatoren gemäß dem Stand der Technik; und

F i g. 7 ein Blockschaltbild eines weiteren Ausführungs-.15 bcispiels des Gerätes der Erfindung.

Fig. 1 zeigt eine typische Lösungs- bzw. Dilutionskurvc der Konzentration des Indikators in Abhängigkeit von der Zeit. Diese Kurve steigt von einem Anfangswert auf eine Spitzenkonzentration an und hat dann einen expo· •»η nentieilen Abfall gemäß der Beziehung β~Ί,τ. Die Kurve fällt bis ?■: einem Punkt ab, wo der Indikator durch den Körper zurückgelaufen ist und einen erneuten Anstieg der Konzentration verursacht. Ohne solche Rezirkulation würde die Konzentration gemäß der gestrichelt ciargestellten Linie verlaufen. Die in Fig. 1 gezeigte Oilutionskurve ist qualitativ für praktisch alle Indikatoren gleich. Aus dem abfallenden Ast dieser Kurve kann die Zeitkonstante τ bestimmt werden oder eine mittlere Zeit (/) gemäß der in der Beschreibungseinleitung angegebenen 5Ii Beziehung. Beide Größen τ bzw. Tsollen hier als »charakteristische Zeiten« bezeichnet werden.

Fig. 2 zeigt schematisch das kardiovaskuläre System einschließlich des rechten Herzens 10, des linken Herzens 12 und der Lungen 14. Ein erster Katheter 16 kann in eine Vene 18, durch das rechte Herz 10 hindurch und in die Lungenarteric 20 eingesetzt werden. Ein zweittv Kaiheter 22 kann in eine Körperarterie 24 eingesetzt und dort positioniert werden, wobei die Körpetarterie distal zum linken Herzen liegt.

Ni Beide Katheter 16 und 22 besitzen an oder in der Nähe ihrer Enden temperaturempfindliche Einrichtungen, wie z. B. Thermistoren 26 und 28, mit denen die ßiu'.teinperatur gemessen wird. Die Thermistoren 26 und 28 überwachen einzeln die Temperatur und erlauben eine Erfassung ι.? der Thermodilutionskurven gemäß Fig. 3.

Der Katheter 16 besitzt eine seitliche Injektiorssöfinung 30. die in Längsrichtung des Katheters vor dem Thermistor 26 angeordnet ist. Diese Injektionsöffnung 30 liegt

nahe dem rechten Herzen 10. Über sie wird der thermische Indikator injiziert, beispielsweise 10ecm einer kalten 5%igen Dextroselösung. Derartige Katheter als solche sind bereits bekannt und werden als > >Swan-üanz.-Katheter« bezeichnet.

Fig. 3 zeigt die von den Thermistoren 26 und 28 ermittelten Thermodilutionskurven. Die erste Kurve 50 stellt die Thermodilutionskurve in der Lungenartcric dar, während die zweite Kurve 52 die Thermodilutionskurve in der Körperarterie ist. Beide Kurven 50 und 52 entsprechen qualitativ der Kurve gemäß Fig. 1. Bei der Erfindung werden aus den beiden Kurven 50 und 52 die charakteristischen Zeiten ermittelt, dann mit dem Herzzeitvolumen multipliziert, wobei die Differenz zwischen den beiden Produkten das Volumen des cxtravaskulären Lungenwassers (EVLW) oder des sogenannten cxtravaskulären thermischen Volumens (EVTV) ist.

Zunächst Es; ii'.i Bestimmung des exiravaskulären Lungenwassers mittels der mittleren Zeit /" beschrieben. Diese mittlere Zeit ist bei einer Thermodilutionskurve gemäß Fig. 3 definiert als:

j It(DtIi

J C(DcIi

wobei c(i) die Konzentration des Indikators, ι die laufende Zeit und r₀ die Zeit, zu der die Kurve beginnt, ist. In Fig. 3 beginnt die Kurve für die Lungenarteric bei /o = fi und die Kurve für die Körperarterie bei t„ = /;.

Eine Einflußgröße bei der Thermodilutions-Methode ist die Injektionsgeschwindigkeit des Indikators, die den ansteigenden Ast und auch den Spitzenwert der Thermodilutionskurve verändert. Für fehlerfreie Messungen muß dieser Einfluß eliminiert werden.

Im loigenden speziellen Beispiel gibt die miiiicfe Zeit der Körperarterien-Kurve multipliziert mit dem Herazeitvolumen folgendes:

Tsa * Fi = Volumen des Blutes in dem rechten Herzen + Volumen des Blutes in den Lungen + thermisches Volumen des interstitiellen Wassers in den Lungen + Volumen des Blutes im linken Herzen + /. wobei /der Ausdruck ist. der von der Injektionsgeschwindigkeit abhängt und wobei das thermische Volumen

= Volumen χ

volumenspczifische Hitze von Wasser
volumenspezifischc Hitze von Blut

Die mittlere Zeit der Lungenarterien-Dilutionskurve multipliziert mit dem Herzzeitvolumen ergibt folgenden Ausdruck:

Ϊρλ * Ft = Volumen des Blutes im rechten Herzen +· /. Die Differenz zwischen den beiden Produkten ergibt eir.en Wert des Lungenwassers gemäß folgender Beschreibung:

Maß des Lungenwassers= 7_X.₄ * Fi I₁-_A * F\ = Volumen des Blutes in den Lungen + thermisches Volumen des interstitiellen Wassers in den Lungen + Volumen des Blutes im linken Herzen.
Da das Herzzeitvolumen bzw. der cardiale Output auf verschiedene Weise bestimmt werden kann, wurden in der obigen Gleichung die Bezeichnungen F\ und Fz verwendet. Beispielsweise kann F₁ aus der Thermodilutionskurve der Lungenarterie und Fi aus der Thermodilutionskurve der Körperarterie bestimmt werden. Fi und Fi können jedoch auch aus einer einzigen Messung bestimmt wcr-Wic sich aus der obigen Gleichung für das Maß des Lungenwassers ergibt, kürzt sich die Größe / heraus, so daß der liinfluß der Injektionsgeschwindigkeit eliminiert ist

.< Die andere charakteristische Zeit ist die Zeitkonstante τ des exponcnliellen Abfalls der Thermodilutionskurve. Diese gehorcht vor Auftreten des rezirkulierten Indikators der Gleichung <·'■', wobei in Übereinstimmung mit der üblichen Nomenklatur die Größe τ als Zeitkonstante

in der e-Funktion bezeichnet wird. Nach gängiger Theorie bestimmt sich das Volumen Keiner Kammer, durch die ein Indikator gelaufen ist, durch die Beziehung

Γ = τ * Ζ·'.

Aus der Thermodilutionskurvc der Lungenarterie ergibt sich somit das Volumen des Blutes im rechten Herzen aus der Größe r/..i*r"i. Läuft der Indikator durch mehrere Kammern hindurch, so gibt die gängige Theorie an, daß der abfallende Teil der Kurve die Summe der exponentiellcn Abfälle ist. wobei der langsamste Abfall durch die größte Kammer verursacht wird. Für die Dilutionskurve, die in der Körperarterie gemessen wird,

^ wird der Abfall der Gesamtkurve durch die größte Kammer, d. h. also hier die Lungen, bestimmt und damit durch das Blulvolumen und das Wasservolumen in den Lungen. Folglich ergibt sich bei Messung in der Körperarterie folgende Beziehung:

·,„ ^rv< ^x Fi = Volumen des Blutes in den Lungen + thermisches Volum;n des Wasser* in den Lungen.
Die Differenz der Produkte aus den Messungen in Lungen- und Körperarterie ergibt einen Wert für das Lungenwasser wie folgt:

" Wert des Lungenwassers =(,|Xf_!-t_Mxfr thermisches Volumen des Wassers in den Lungen+ (Volumen des Blutes in den Lungen- Volumen des Blutes im rechten Herzen).

Experimentell erhaltene Meßwerte zeigen, daß dieser -κι Wert des Lungenwassers bei Verwendung der Zeitkonstanten typischerweise bis 10% größer ist als das tatsächliche thermische Volumen des Lungenwassers, jedoch auch, daß er Änderungen des thermischen Volumens des Lungenwassers für eine bestimmte Person sehr genau J⁵ wiedergibt.

Der zweite Ausdruck in obiger Gleichung für den Wert des Lungenwassers ist relativ klein und für jede Person konstant.

Weiterhin wurde gefunden, daß der Einfluß der Injektionsgeschwindigkeit auf die Zeitkonstante der Di' ttionskurven sehr klein ist und daß die Differenz der Zeitkonstanten von der Injektionsgeschwindigkeit unabhängig ist. Somit ist der Wert des Lungenwassers gemäß obiger Gleichung für jede Injektion bei einer bestimmten Person ?* reproduzierbar. Auch hat sich gezeigt, daß die Verwendung der Zeitkonstanten bei der Bestimmung des Lungenwassers zu recht genauen Ergebnissen führt und insbesondere Änderungen des Lungenwassers sehr genau angezeigt werden.

«ι Auch bei Verwendung der Zeitkonstanten kann das Herzzeitvolumen auf verschiedene Weise bestimmt werden. Bevorzugt wird es aus dem Reziprokwert des Zeitintegrals der Dilutionskurve der Fig. 3 bestimmt. Allerdings sind Thermodilutionskurven empfindlich auf ft·« eine Drift der Grundlinie.

Fig. 4 zeigt eine Thermodilutionskurve 60 mit einer solchen Temperaturdrift der Grundlinie. Diese Temperaturdrift kann durch Temperaturänderungen des Patien-

lcn oder durch elektronische Drift der MeIl- unil Atiswerteeinrichtung hervorgerufen werden. In Ii μ. 4 ist speziell ein Heispiel der Messung in der Körperarlerie dargestellt. Da der Spitzenwert eier Kurve bei etwa 'U C liegt, boeinllussen selbst geringe Temperaturänderungen die Dilutionskurve beträchtlich. Das Geral nach der Erfindung seizt für die Ermittlung der charakteristischen Zeil eine stabil? Grundlinie voraus. Fällt stall dessen die Grundlinie ab - wie gestrichelt dargestellt . so erscheint der abfallende Ast der Dilutionskurve schneller abfallend als bei stabiler Grundlinie. Die mittlere Zeit wäre dann kürzer als tatsächlich. Hieraus würde sich dann ein zu kleiner Wert für das Lungenwasser ergeben. Gleiches gilt, wenn für die Berechnung die Zeitkonstante des abfallenden Astes verwendet wird.

Ermittelt man den cardialen Outpul als Reziprokwert des Integrals der Dilutionskurve, so wird der Reziprokwert fälschlicherweise zu groß erscheinen.

in dem speziellen Beispiel der Fig. 4 hai die Gruridliniendrift auf die charakteristische Zeit und den cardialen Output einen entgegengesetzten Effekt. Die eine Größe ist fälschlicherweise zu klein, während die andere fälschlicherweise zu groß ist. Bei der Produktbildung der beiden Größen haben die beiden Effekte die Tendenz, sich gegenseitig zu kompensieren. Demnach ist bei der vorliegenden Berechnungsmethode die Grundliniendrift nur von untergeordneter Bedeutung.

Betrachtet man die Thermodilutionskurve der Lungenarterie, so ist dort der Einfluß einer Grundliniendrift kleiner, da die Lungenarterienkurve eine größere Amplitude aufweist und eine kürzere Dauer als die Kurve der Körperarterie.

Nach einem Ausführungsbeispiel der Erfindung wird der Einfluß der Grundliniendrift dadurch verringert, daß das Herzzeitvolumen bzw. curdiale Output aus beiden Kurven berechnet wird gemäß folgender Beziehung: Wert des L'jp.gep.'.vassers = F2 ^v charakteristische Zeit der Kurve der Körperarterie - F\ χ charakteristische Zeit der Kurve der Lungenarterie, wobei Fi der cardiale Output gemäß der Thermodilutionskurve der Körperarterie und Fi der cardiale Output der Thermodilutionskurve der Lungenarterie ist.

In einem etwas einfacheren Ausführungsbeispiel wird der cardiale Output lediglich von der Thermodilutionskurve der Körperarterie ermittelt gemäß folgender Beziehung:

Lungenwasser = (charakteristischer Zeit der Kurve der Körperarterie - charakteristische Zeit der Kurve der Lungenarterie) χ Fluß, berechnet aus der Kurve der Körperarterie.

Ein weiterer Fehlereinfluß liegt darin, daß ein Teil der Wärme an die Luft in den Lungen abgegeben wird und folglich nicht als Teil der Thermodilutionskurve der Körperarterie erfaßt wird. Dies hat zwei Effekte zur Folge: 1. Ist die Fläche unter der Thermodilutionskurve wiederum verringert, was zu einem fälschlicherweise zu hohen cardialen Output führt und 2. werden ebenfalls die charakteristischen Zeiten verkürzt. Auch hier haben diese beiden Effekte jedoch bei der Produktbildung die Tendenz, sich gegenseitig zu kompensieren. Verwendet man für die Bestimmung des cardialen Output die Thermodilutionskurve der Körperarterie, ist der Einfluß von Hitzeverlusten in der Luft der Lunge relativ gering.

Die Fig. 5, 6 und 7 zeigen Blockschaltbilder von Geräten zur Ermittlung des cxtravaskulären Lungenwassers. Bei den Fig. 5 und 7 wird nach der Erfindung lediglich ein thermischer Indikator verwendet, während Fig. 6 zeigt, daß die Auswerteeinrichtung des Gerätes nach der Erfindung auch bei der Doppelindikator-Meihodc, die niehl (iegcnstand der Erfindung ist, angewandt werden kann.

In Fig. 5 tritl an den Thermistoren 26 und 28 eine ■> Widerstandsänderung auf. entsprechend den Temperaluränderungen in den Lungen- und Körperarterien. Die Widerstandsiinderungen werden als Eingangssignale für Analog/Digital-Wandler 100 und 102 verwendet. Ein Digitalrechner 104, beispielsweise ein Mikroprozessor, ίο enthält innerhalb der gestrichelten Linien versciiiedene Komponenten, wobei der Digitalrechner die gewünschten Rechnungen durchführt. Die tatsächlichen Widerstandsänderungen der Thermistoren 26 und 28 werden durch die Analog/Digital-Wandler 100 und 102 in digitale Signale umgewandelt, die von dem Digitalrechner 104 verarbeitet werden. Wie in dem Blockschaltbild der Fig. 5 dargestellt, beinhalten die einzelnen Teile des Digitalrechners Bausteine, die die Zeitkonstanten des cxponcr.iicücr. Abfalles der Diluticnskurver. in den Lun- :o gen- und Körperarterien berechnen. Es sei darauf hingewiesen, daß jegliche charakteristische Zeit der Kurve verwendet werden kann und daß im Einzelfall der Digitalrechner eine Berechnung der mittleren Zeit der Lösungskurve anstelle der Abfallzeit durchführt. zs Der Digitalrechner 104 führt in den Baugruppen 106 und 108 eine Berechnung der Zeitkonstanten durch. Die Baugruppe 106 berechnet hierbei die Zeitkonstante des exponentiellen Abfalls der Thermodilutionskurve der Lungenarterie, während die Baugruppe 108 die entspre-M chende Berechnung für die Körperarterie durchführt. Die Baugruppe 110 bildet die Differenz zwischen diesen beiden Zeitkonstanten.

Selbstverständlich können Nicht-Linearitäten der Thermistoren sowie Nullpunktsverschiebungen korri-.'5 giert werden. In Fig. 5 wird der cardiale Output in der Baugruppe 112 ermittelt, die dem Analog/Digital-Wandler 102 nachgeschaltet ist. Genauso wäre es möglich, die Baugruppe 112 dem Analog/Digital-Wandler 100 nachzuschalten.

■«ο In Fig. 7 ist beiden Analog/Digital-Wandlem jeweils eine Baugruppe 113 bzw. 112 zur Ermittlung des Reziprokwertes der Fläche der jeweiligen Thermodilutionskurve nachgeschaltet. Weiterhin ist beiden Baugruppen 112 und 113 jeweils ein Multiplizierer 114 und 115 nachgeschaltet, denen als weiterer Eingangswert die Menge des injizierten Stoffes eingegeben wird. Diese beiden M ultiplizierer 114 und 115 sind jeweils mit einem Eingang eines Multiplizierers 132 bzw. 117 verbunden, deren anderen Eingängen jeweils die charakteristische Zeit aus 5ii der Baugruppe 108 bzw. 106 zugeführt wird. Die Ausgänge dieser beiden Multiplizierer 132 und 117 sind mit den Eingängen eines Subtrahierers 134 verbunden, der die Differenz der zugeführten Produkte bildet. Das Ausgangssignal des Subtrahierers 134 stellt den Wert des extravaskulären Lungenwassers dar, der auf eine Anzeige 118 dem Benutzer angezeigt wird. Anstelle der in den Baugruppen 106 und 108 durchgeführten Berechnungen der Zeitkonstanten können natürlich auch die mittleren Zeiten ermittelt werden.

«ι Das Gerät der Fig. 6 ist im Prinzip gleich aufgebaut wie das Gerät der Fig. 5. Der Digitalrechner ist hier mit 124 bezeichnet. Zwei Baugruppen 108 und 126 ermitteln charakteristische Zeiten, hier die Zeitkonstanle von Eingangssignalen aus Analog/Digital-Wandlern 102 bzw. ftf 122. Die Ausgänge der Baugruppen 108 und 126 werden einem Subtrahierer 128 zugeführt, der die Differenz bildet. Der Ausgang des Analog/Digital-Wandlers 102 ist mit einer Baugruppe 112 verbunden, die den Reziprok-

wert der Fläche bildet, welcher in einem Multiplizierer 114 mit der Menge des injizierten Stoffes multipliziert wird. Der Ausgang des Multiplizierers i 14 ist mit einem Eingang eines Multiplizierers 130 verbunden, dessen anderer Eingang mit dem Ausgang des Subtrahierers 128 verbunden ist. Der Ausgang des Multiplizierer* 130 ist schließlich wieder mit einer Anzeige 118 verbunden. Im Unterschied zu dem Ausführungsbcispiel der Fig. 5 wird hie/ lediglich als Eingangswert für den Analog/Digital-Wandler 122 nicht der Wert einer Thermodilutionskurve, sondern die Konzentration eines grünen Farbstoffes eingegeber..

Hierzu 4 Blatt Zeichnungen

Claims

Patentansprüche:

1. Gerät zum Messen des extravaskulären Lungenwassers einer Person, mit einer Injektionseinrichtung, die Indikationsmittel in den Blutkreislauf der Person nahe dem rechten Herzen oder in das rechte Herz injiziert, mit einer ersten Meßeinrichtung, die eine erste Thermodilutionskurve an einer Stelle in der Lungenarterie erfaßt, mit einer nachgeschalteten Auswerteeinrichtung, die aus der ersten Thermodiluiionskurve eine erste charakteristische Größe ermittelt, mit einer zweiten Meßeinrichtung an einer Stelle in einer Körperarterie und mit einer weiteren Auswerteeinrichtung, die in Abhängigkeit von einer der Meßeinrichtungen das Herzzeitvolumen bestimmt, dadurch gekennzeichnet, daß sowohl zur Ermittlung des extravaskulären Lungenwassers als auch des HerzzeitvcLumens als Indikationsmittel ein einziger thermisches Indikator verwendet wird, daß die zweite Meßeinrichtung (22,28) zur Ermittlung einer zweiten Thermodilutionskurve (52) des Blutkreislaufes dient, daß die weitere Auswerteeinrichtung (102, 108) aus der zweiten Thermodilutionskurve (52) eine zweite charakteristische Größe (t_Sa) ermittelt, wobei die erste und zweite charakteristische Größe (τ_ΡΑ und τ_Λ·,) der ersten und der zweiten Thermodilutionskurve (50, 52) charakterissische Zeiten der Thermodilutionskurven sind, und daß Einrichtungen (128, 130, 114: UO, il4,116; 114 515.117,132.134) vorgesehen sind, die ein Maß des extravaskulären Lungenwassers als Produkt des Herzzeitvolumens (I) mal der Differenz der charakteristischen Zeiten (t_sa-^t-ha) der ersten und zweiten Thermodilutionskurven (50, 52) ermitteln.

2. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die charakteristischen Zeiten (τ_ΡΑ, r._S/)) der ersten und zweiten Thermodilutionskurve (50,52) die Zeitkonstanten des exponentiellen Abfalles dieser Kurven sind.

3. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die charakteristischen Zeiten der ersten und zweiten Thermodilutionskurve (50, 52) die mittleren Zeiten (t_SA, t_PA) dieser Kurven sind.

4. Gerät nach Anspruch I, dadurch gekennzeichnet, daß das Herzzeitvolumen (F) entsprechend dem reziproken Wert der Fläche unter der zweiten Thermodilutionskurve (52) ermittelt wird.

5. Gerät nach Anspruch 1. dadurch gekennzeichnet, daß die erste und zweite Meßeinrichtung zum Erfassen der ersten und zweiten Thermodilutionskurve (50, 52) Katheter (16, 22) enthalten, die in die Lungen- und Körperarterie einsetzbar sind, wobei jeder Katheter mindestens ein temperaturempfindliches Element (26, 28) enthält.

6. Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß zusätzlich Anzeigevorrichtungen (118) für das Maß des extravaskulären Lungenwassers vorgesehen sind.

7. Gerät nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß der in die Lungcnarterie (20) cinsetzbare Katheter (16) eine Injektionsöffnung (30) aufweist und daß er zusätzlich ein tcmperaturcmpfindliches Element (26) enthält.

8. (Jerä! nach Anspruch 5. dadurch gekennzeichnet, daß die tcmperaturempfindlichen Elemente Thermistoren (26, 28) enthalten, deren Widerstandswct sich in Abhängigkeil von der Temperatur des Blutstroms ändert.

9. Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtungen zur Ermittlung des Herzzeitvolumens auf die erste und zweite Thermodilutionskurve (50,52) ansprechen und daß die Einrichtungen (117,132,134) zur Berechnung des Maßes des extravaskulären Lungenwassers die Differenz zwischen den Produkten des aus der zweiten Thermodilutionskurve (52) ermittelten Her^eitvolumens (F2) mal der charakteristischen Zeit (τ_3Λ) für diese Kurve und dem Herzzeitvolumen (Fi), das aus der ersten Thermodilutionskurve (50) ermittelt wurde, mal der charakteristischen Zeit (i_w) für diese Kurve bilden.

10. Gerät nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß das Herzzeitvolumen [Fu Fz) entsprechend dem Reziprokwert der Fläche unter der entsprechenden Thermodilutionskurve ermittelt wird.

11. Gerät nach Anspruch 9 oder 10, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtungen (112) zur Hrrr.ittlurjg des Herzzeitvolumen auf die zweite Thermodilutionskurve (52) ansprechen.