DE60110281T2

DE60110281T2 - Auslösung einer Flussmessung

Info

Publication number: DE60110281T2
Application number: DE60110281T
Authority: DE
Inventors: Leif Smith; Sauli Tulkki
Original assignee: Radi Medical Systems AB
Current assignee: St Jude Medical Systems AB
Priority date: 2000-01-31
Filing date: 2001-01-31
Publication date: 2006-02-16
Anticipated expiration: 2021-02-01
Also published as: ATE293916T1; DE60110281D1; EP1125548A1; JP4766755B2; JP2001245862A; WO2001054576A1; US20020043113A1; EP1125548B1; US6672172B2; ES2240389T3

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft die Messung des Durchflusses in einem Blutgefäß durch Thermodilution. Insbesondere betrifft die Erfindung eine verbesserte Vorrichtung zum Auslösen einer solchen Messung, um die Messungen zu verbessern.
Stand der Technik
Einrichtungen und Verfahren zur Durchflussmessung sind in der US-Seriennummer 09/073,061 und 09/117,416 offenbart, alle angemeldet von Radi Medical Systems AB in Schweden.
Insbesondere betrifft 09/073,061 ein Verfahren für Durchflussmessungen durch Thermodilution, wobei die Zeitmessungen durch einen Druckimpuls ausgelöst werden, welcher als Ergebnis der Injektion einer Bolusdosis einer Salzlösung erfasst wird. Die darin beschriebene allgemeine Theorie trifft auf die vorliegende Erfindung vollständig zu.
Nichtsdestoweniger wird die Diskussion darin nun wiederholt, um das Verständnis zu erleichtern.
Die Anwendung des Thermodilutionsprinzips in dem Koronarsinus wurde von Ganz eingeführt (Ganz et al., "Measurement of coronary sinus blood flow by continuous thermodilution in man, Circulation 44: 181–195, 1971). Ein kleiner Katheter wird tief in den Koronarsinus hineingebracht, und kalte Salzlösung wird an seiner Spitze ausgegeben. Theoretisch kann der Durchfluss aus den Veränderungen in der Bluttemperatur, aufgezeichnet von einem Thermistor nahe dem Auslass des Koronarsinus, berechnet werden. Ein Vorteil dieses Verfahrens ist, dass nur die rechte Herzkatheterisierung erforderlich ist.
Das Prinzip der Thermodilution bringt das Injizieren einer bekannten Menge abgekühlter Flüssigkeit, beispielsweise physiologischer Salzlösung, in einem Blutgefäß mit sich. Nach dem Injizieren wird die Temperatur mit einem an der Spitze eines Führungsdrahts angebrachten Temperatursensor, welcher Draht in das Blutgefäß eingebracht ist, kontinuierlich aufgezeichnet. Eine Temperaturveränderung aufgrund der kalten Flüssigkeit, die an der Messstelle, d.h. an der Stelle des Sensors, vorbeiläuft, wird eine Funktion des Durchflusses sein.
Es gibt verschiedene Verfahren, um das Temperatursignal für diagnostische Zwecke zu bewerten. Entweder kann man versuchen, den Volumenstrom zu berechnen, oder man kann eine relative Messung verwenden, wo der Durchfluss in einem "Ruhezustand" mit einem "Arbeitszustand" verglichen wird, der durch Medikamente induziert wird.
Der letztgenannte ist der einfachere Weg und kann ausgeführt werden durch Messen der Breite des Temperaturveränderungsprofils auf halber Höhe in den beiden dargestellten Situationen und Bilden eines Verhältnisses zwischen diesen Größen.
Ein anderer Weg, ein Verhältnis zu erzielen, wäre, die Übergangszeit von der Injizierung, bis die kalte Flüssigkeit den Sensor passiert, in dem Ruhezustand bzw. dem Arbeitszustand zu messen.
Das erstgenannte Verfahren, d.h. das Ausnutzen des Volumenstromparameters als solchem, erfordert die Integration des Temperaturprofils über der Zeit gemäß den nun folgenden Gleichungen:
wobei
V das Volumen der injizierten Flüssigkeit,
T_r,m die gemessene Temperatur im Ruhezustand,
T_r,l die Temperatur der eingespritzten Flüssigkeit im Ruhezustand,
T₀ die Temperatur des Blutes, d.h. 37°C, T_w,m, die gemessene Temperatur im Arbeitszustand,
T_w,l die Temperatur der eingespritzten Flüssigkeit im Arbeitszustand, und
Q der Volumenstrom ist.
Diese Größen können dann direkt für die Bewertung des Zustands der Koronargefäße und des Myokards des Patienten verwendet werden oder ins Verhältnis gesetzt werden, wie zuvor erwähnt, um ein sogenanntes CFR zu erhalten: CRF = Q_work/Q_rest.
Das letztgenannte Verfahren, d.h. die Bestimmung der Übergangszeit, erfordert eine akkurate Zeitmessung im Hinblick auf die relativ geringen Abstände, die hier in Frage stehen, nämlich ungefähr 10 cm oder weniger von der Injizierung bis zur Messstelle.
Um beispielsweise eine korrekte Messung zu erzielen, muss die Zeit mit einiger Genauigkeit gemessen werden. Die Verwendung einer einfachen Stoppuhr, welche ein gängiges Mittel zum Zeitmessen ist, ist viel zu ungenau, um verlässliche Übergangszeiten zu erzielen.
Der Durchfluss F kann wie folgt erhalten werden, wobei es sich um eine Ableitung für eine ähnliche Technik handelt, nämlich die Indikator-Dilutionstechnik. Diese basiert auf einer schnell injizierten Menge einer Art von Indikator, dessen Konzentration gemessen wird.
Es sei angenommen, dass der Durchfluss durch ein verzweigtes Gefäßbett hindurch konstant gleich F ist und dass eine bestimmte bekannte Menge M eines Indikators in dieses Bett hinein an der Stelle A injiziert wird (siehe 7). Nach einiger Zeit werden die ersten Partikel des Indikators an der Messstelle B ankommen. Die Konzentration des Indikators bei B, bezeichnet als c(t), wird für einige Zeit zunehmen, eine Spitze erreichen und wieder abnehmen. Die graphische Darstellung der Indikatorkonzentration als Funktion der Zeit wird als Indikator-Dilutionskurve bezeichnet.
M sei eine große Anzahl Indikatorpartikel (oder Moleküle). Die Anzahl der Partikel, die die Stelle B während des Zeitintervalls Δt, d.h. zwischen t_i und t_i+1, passieren, ist gleich der Anzahl von Partikeln pro Zeiteinheit multipliziert mit der Länge des Zeitintervalls, in anderen Worten c(t_i)·F·Δt (8).
Weil alle Partikel an der Stelle B zwischen t = 0 und t = ∞ vorbeikommen, heißt dies:
oder
und es ist der letzte Ausdruck, welcher in den meisten Verfahren verwendet wird, um den systemischen Durchfluss zu berechnen, wie oben angesprochen. Wichtige Merkmale dieses Ansatzes sind, dass die Menge M des eingespritzten Indikators bekannt sein sollte, wohingegen kein Wissen über das Volumen der Gefäßabteilung notwendig sind.
Das Berechnen des Volumens ist komplexer. Zu diesem Zweck wird die Funktion h(t) eingeführt, welche die Fraktion des Indikators ist, welche pro Zeiteinheit an einer Messstelle zur Zeit t vorbeikommt. In anderen Worten ist h(t) die Verteilungsfunktion von Übergangszeiten der Indikatorpartikel. Wenn angenommen wird, dass der Durchfluss des Indikators repräsentativ für den Durchfluss des gesamten Fluids (komplette Durchmischung) ist, ist h(t) auch die Verteilungsfunktion von Übergangszeiten aller Fluidpartikel. Es sei angenommen, dass das gesamte Volumen des Fluids aus einer sehr großen Anzahl von Volumenelementen dV_i besteht, welche so definiert sind, dass dV_i alle Fluidpartikel beinhaltet, die in dem System zum Zeitpunkt t = 0 vorhanden sind, mit Übergangszeiten zwischen t_i und t_i+1. Die Fraktion der Fluidpartikel, die Zeiten zwischen t_i und t_i+1 erfordern, um an der Messstelle vorbeizulaufen, ist durch Definition h(t_i)·Δt, und weil die Geschwindigkeit, mit welcher die Fluidpartikel an der Messstelle vorbeilaufen, gleich F ist, ist die Geschwindigkeit, mit welcher die Partikel, die dV_i ausmachen, an der Messstelle vorbeilaufen, gleich F·h(t_i)·Δt. Das gesamte Volumen von dV_i ist gleich der Zeit t_i, die erforderlich ist, damit alle Partikelsegmente in dV_i an der Messstelle vorbeilaufen, multipliziert mit der Geschwindigkeit, mit der sie starten. In anderen Worten gilt: dVi = ti·F·h(ti)·Δt,und durch Integration:
Das Integral in der obigen Gleichung repräsentiert die mittlere Übergangszeit T_mn, welche die durchschnittliche Zeit ist, die ein Partikel benötigt, um von einer Einspritzstelle zu einer Messstelle zu gelangen. Daher gilt: V = F·Tmn oder F = V/Tmn; Tmn = V/F,was die fundamentale Tatsache wiedergibt, dass der Durchfluss gleich dem Volumen durch die mittlere Übergangszeit ist.
Die mittlere Übergangszeit (T_mn) kann nun aus der Indikator- oder der Thermodilutionskurve einfach wie folgt berechnet werden. Wenn das schraffierte Rechteck in 8 betrachtet wird, kann deutlich werden, dass die Anzahl von Indikatorpartikeln, die zwischen t_i und t_i+1 vorbeilaufen, gleich der Anzahl von Partikeln c(t_i)·F ist, die pro Zeiteinheit vorbeilaufen, multipliziert mit der Länge des Zeitintervalls Δt, in anderen Worten c(t_i)·F·Δt. Daher ist die gesamte (aufaddierte) Übergangszeit all dieser Indikatorpartikel zusammen gleich t_i·c(t_i)·F·Δt. Die gesamte Übergangszeit aller Indikatorpartikel zusammen ist durch Integration f0 ∞t·c(t)·F·dt (3.8)und die mittlere Übergangszeit der Integratorpartikel kann durch Teilen der Gleichung 3.8 durch die gesamte Anzahl der Partikel M erhalten werden, was folgendes ergibt:
Durch Substitution der Gleichung 3.3 in 3.10 wird T_mn erhalten:
Die Gleichung 3.11 beschreibt, wie die mittlere Übergangszeit T_mn aus der Indikator-Dilutionskurve c(t) berechnet werden kann. Weil in der Bewertung der myokardialen Perfusion unter Verwendung eines Kontrastmittels als Indikator die Menge des injizierten Kontrastmittels unbekannt ist und sich aufgrund der notwendigen Leckage des Kontrastmittels in die Aorta hinein verändert, und aufgrund der unbekannten und sich verändernden Verteilung des Kontrastmittels über die verschiedenen Zweige des Gefäßarterienbaumes, ist die Verwendung von T_mn vorteilhaft, weil kein Wissen über die Menge des injizierten Indikators notwendig ist.
Obwohl die oben erfolgte Ableitung für die erwähnte Indikator-Dilutionstechnik erfolgt ist, ist das Ergebnis das gleiche für die Thermodilution, weil die gleiche Verteilungsfunktion verwendet werden kann, und der Fachmann wird die Gleichungen einfach entsprechend anpassen können.
Die Druckimpuls-Auslösung der Zeitmessungen gemäß dem Stand der Technik hat, obwohl sie das Verfahren beträchtlich verbessert, einige Nachteile. Im allgemeinen ist die Empfindlichkeit in der Druckmessung eventuell nicht adäquat, denn die Größe des Impulses ist recht gering, und daher kann die Genauigkeit negativ beeinflusst werden.
Ein Katheter, wie er beansprucht ist, ist bekannt aus WO 01/52728, wobei es sich um Stand der Technik nach Art. 54 (3) EPÜ handelt.
Zusammenfassung der Erfindung
Es besteht daher eine Notwendigkeit für eine verbesserte Auslösung der Messung.
Die Erfinder haben realisiert, dass ein früheres Problem, das in Verbindung mit der Thermodilution erkannt wurde, vorteilhaft zum Zwecke der Auslösung verwendet werden kann: wenn nämlich eine Bolus-Dosis kalter Salzlösung in einen Katheter hinein injiziert wird, wo ein Draht, der die Sensoreinheit und elektrische Leitungen für die Signalübermittlung trägt, vorhanden ist, wird der Leiterwiderstand sofort durch die kalte Salzlösung durch eine Veränderung in der Resistivität (dem spezifischen Widerstand) beeinflusst werden. Dies ist ein Problem insofern, als die Veränderung kompensiert werden muss, um ein korrektes Ausgangssignal zu erhalten.
Diese Kompensation kann aber gemacht werden, und sie ist einer der in unserer anhängigen schwedischen Anmeldung 9901962-2, entsprechend der US Provisional 60/136,401, diskutierten Punkte.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird daher die Veränderung der Resistivität als Widerstandsvariationskurve aufgezeichnet, und verschiedene Teile der aufgezeichneten Kurve oder die gesamte Kurve können/kann mathematisch bearbeitet werden, um als ein Ergebnis einen Startpunkt für die Bestimmung für eine Übergangszeit der eingespritzten Flüssigkeit zu ergeben. Auf diese Art und Weise wird die Genauigkeit bei der Zeitmessung signifikant verbessert.
Das Verfahren der Durchflussbestimmung ist insofern vorteilhaft, als es unabhängig ist von

– der eingespritzten Menge der Bolus-Flüssigkeit und
– der Temperatur der eingespritzten Flüssigkeit, solange erfassbare Signale erhalten werden.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen
1 ist ein Überblick, welcher ein System zeigt, in welchem das neue Verfahren ausgeführt wird,
2a–c sind Graphen, die die Resistivitätsprofile der elektrischen Leiter während der Messung veranschaulichen,
3 ist ein Graph, der Messungen an einem Patienten während einer Hyperämie zeigt,
4 ist ein Graph, der Messungen an einem Patienten während einer Ruheperiode zeigt,
5 ist ein Graph, der die Beziehung zwischen Messdaten von Patienten gemäß der Erfindung und gemäß einem Bezugsverfahren zeigt,
6 ist ein Graph, der die Beziehung zwischen einem anderen Satz von Patientendaten gemäß der Erfindung und einem Bezugsverfahren zeigt,
7 veranschaulicht eine Indikator-Dilutionskurve, die in einem Gefäßnetzwerk erhalten wird,
8 veranschaulicht die Berechnung eines Durchflusses in einer Indikator-Dilution, und
9 veranschaulicht die Ableitung des Massenmittelpunkts.
Ausführliche Beschreibung der Erfindung
In 1 ist ein System offenbart, das für die Implementierung der vorliegenden Erfindung geeignet ist. Das System weist einen hohlen Führungskatheter auf, der in den Körper eines Patienten hineingebracht werden kann, dessen distales Ende als ein Auslass für Flüssigkeit dient, die dort hindurchgeleitet wird. Der Katheter befindet sich an einer Stelle in dem Bereich in dem Arteriensystem, wo der Durchfluss bestimmt werden soll. Innerhalb des Katheters ist ein Draht eingebracht, dessen distales Ende eine Sensoreinheit mit einem Temperatursensor und optional einem Drucksensor trägt. Andere zusätzliche Sensoren sind auch denkbar, beispielsweise pH-Sensoren, ionenselektive Sensoren, etc.. Der Draht ist nach jenseits des distalen Endes des Katheters so verlängert, dass sich die Sensoreinheit in einem relativ geringen Abstand, beispielsweise 10 cm, von dem Auslass des Katheters befindet.
Alternativ kann der Draht wie oben eingebracht werden und in einer geeigneten Position positioniert werden, und dann wird ein zweiter Katheter innerhalb des Führungskatheters über den Draht hinübergeführt, und das distale Ende des zweiten Katheters wird in dem Arteriensystem positioniert, wo der Durchfluss bestimmt werden soll. Der erste Katheter wird daher nur zur Führung verwendet. Dieser alternative Ansatz kann verwendet werden, wenn der Gefäßbaum recht komplex ist mit vielen engen Blutgefäßen, so dass es schwierig werden kann, einen Katheter ohne die Hilfe des Drahtes zu positionieren.
Der Führungskatheter (oder der zweite Katheter in der Alternative) ist an dem proximalen Ende mit einem Einlass für Salzlösung versehen. Vorzugsweise ist ein Luer-Verschluss vorgesehen, damit eine Spritze einfach angeschlossen werden kann. Die Sensoreinheit ist mit einer Steuerungseinheit für die Bearbeitung der Signale von der Sensoreinheit gekoppelt, welche Signale über elektrische Leiter übermittelt werden, die entlang des Drahtes verlaufen.
Das Verfahren wird nun etwas genauer mit Bezug auf die Zeichnungen beschrieben.
Wenn der oben erwähnte Katheter geeignet positioniert worden ist, wird er aufgrund der vorherrschenden Druckdifferenz zwischen dem Inneren des Körpers und der umgebenden Atmosphäre mit Blut gefüllt. Das heißt, der Druck innerhalb des Gefäßes ist geringfügig höher als der atmosphärische Druck außerhalb des Körpers, P_body – P_outside > 0. Wenn der Draht, der den Sensor trägt, eingebracht worden ist und sich der Sensor geeignet an der Messstelle befindet, füllt der Bediener eine Spritze mit einer geeigneten Menge kalter Salzlösung, bei ungefähr 20°C. Das Volumen, das die Spritze ausgeben soll, ist vorzugsweise gleich dem Volumen innerhalb des Katheters von dem Einlasspunkt bis zum Auslass plus der Bolus-Dosis, die in den Blutstrom hineingebracht werden soll. Das Volumen eines Katheters beträgt normalerweise ungefähr 3 ml, und eine geeignete Bolus-Dosis könnte beispielsweise 1–3 ml betragen, obwohl die exakten Volumina natürlich von Fall zu Fall unterschiedlich sein werden.
Der Sensor wird über die elektrischen Leiter mit einer Erfassungseinheit verbunden, welche die Fähigkeit hat, zwischen der Messung des Kabelwiderstands und der Erfassung des Signals von dem Sensor umzuschalten.
Der Benutzer verbindet die Spritze mit der Einlassöffnung und beginnt mit dem Einspritzen der kalten Salzlösung mit einer relativ geringen Geschwindigkeit, so dass die Zeit zum Füllen des Führungskatheters bis zum Auslass normalerweise 1–15, vorzugsweise 10–15 Sekunden dauern wird, obwohl sich diese von Fall zu Fall auch wesentlich außerhalb dieses Intervalls verändern kann. Das Volumen des Katheters ist bekannt, und wenn der Bediener ein Volumen entsprechend dem Kathetervolumen während der erwähnten Zeit ausgebracht hat, wird er die letzte Dosis schneller ausgeben, vielleicht während 0,5 Sekunden, obwohl diese Zeit nicht besonders kritisch ist.
Die Erfassungseinheit arbeitet gemäß dem Verfahren, das in der zuvor erwähnten US Provisional 60/136,401 offenbart ist. Die Kompensation, die dort offenbart ist, basiert auf einem Umschalten zwischen Messungen des Sensorsignals und des Widerstands der Leiter, um so eine Kompensation von Veränderungen in dem Leiterwiderstand zu ermöglichen. Wenn der Bediener mit dem Einspritzen der kalten Salzlösung beginnt, wird sich natürlich die Resistivität der elektrischen Leiter sofort verändern, aber dies wird so kompensiert werden, dass die Erfassungseinheit immer eine Auslesung einer konstanten Temperatur innerhalb des Blutgefäßes an der Stelle liefern wird, wo sich der Sensor befindet.
Für die Zwecke der Erfindung wird die Veränderung in dem Widerstand der Leiter nicht während der anfänglichen Phase des Befüllens des Katheters mit Salzlösung aufgezeichnet, sondern unmittelbar vor dem oder an dem Zeitpunkt, zu dem der Bediener die letzte Bolus-Dosis in den Katheter injiziert, wird die Aufzeichnung des Leitersignals initiiert werden und überwacht werden, und auch das Sensorsignal wird gleichzeitig aufgezeichnet werden und überwacht werden. Aufgrund der schnellen Einspritzung des letzten Volumensegments der kalten Salzlösung (am Punkt t_start in 2a; der Bolus endet bei t_stop), wird sich die Kabelresistivität abrupt verändern, da es mehr kalte Flüssigkeit während eines kürzeren Zeitraums erfahren wird, und dies wird sich als Abfall in dem Auslesesignal niederschlagen, wie in 2a dargestellt. Der Sensor, der sich in einem relativ kurzen Abstand von dem Katheterauslass befindet, vielleicht bei ungefähr 10 cm, obwohl dieser Abstand nicht kritisch ist, wird der kälteren Bolus-Dosis von Salzlösung unterzogen, kurz nachdem diese aus dem Auslass des Katheters ausgestoßen worden ist, und zwar in der Größenordnung von einem Bruchteil einer Sekunde bis zu einigen wenigen Sekunden. Ein Sensorsignal ist schematisch in 2b dargestellt, und dieses Signal wird aufgezeichnet und als Basis zum Bestimmen des Startpunkts der Zeitmessung verwendet.
Wenn angenommen werden kann, dass die tatsächliche Einspritzung der Bolus-Dosis in den Blutstrom hinein die Messung des Durchflusses an der Messstelle nicht beeinflussen wird, dann kann eine Berechnung, wie sie unter dem Hintergrund der Erfindung dargestellt worden ist, auf der Basis des Sensorsignals ausgeführt werden, d.h. durch numerische Integration oder durch Anpassen des gesamten Signals von dem Sensorelement an eine mathematische Funktion, beispielsweise Log Normal, Gamma, und anschließendes Verwenden dieser Funktion, um der Punkt c in 2d zu berechnen, wobei c der Massenmittelpunkt der Kurve ist, die von dem Sensorsignal definiert wird. Auch eine Kombination der numerischen Integration und der Kurvenanpassung kann verwendet werden. In dem letzteren Fall wird die Kurvenanpassung in dem Bereich der Kurve ausgeführt, der sich der Grundlinie nähert, nach dem Abschneidepunkt D (siehe 2c).
Natürlich muss aber auch der Startpunkt für die Integration bestimmt werden, beispielsweise t = 0. Dieser Zeitpunkt kann auf verschiedene Arten und Weisen unter Verwendung der aufgezeichneten Widerstands-Veränderungskurve bestimmt werden.
Eine Art und Weise besteht darin, den Beginn der Verminderung der Resistivität aufzuzeichnen. Hier kann die Ableitung der Kurve berechnet werden, und wenn die Ableitung einen vorbestimmten Wert überschreitet, wird die Zeitmessung ausgelöst.
Eine andere Art und Weise ist, den Spitzenwert als Startpunkt für die Zeitmessung zu verwenden. Auch hier wird die Ableitung, oder vorzugsweise die zweite Ableitung, berechnet und die Veränderung im Vorzeichen erfasst.
Ein weiterer nützlicher Punkt ist, den Mittelwert dieser beiden Werte zu verwenden, beispielsweise (t_start – t_stop)/2.
In einer alternativen Ausführungsform kann die gleiche Auslösung der Zeitmessung verwendet werden (mit Auslösen meinen wir zum Zwecke dieser Erfindung die Bestimmung eines Startpunkts für die Zeitmessung oder in anderen Worten die Bestimmung von t = 0 für die Zwecke der Integration).
In dieser alternativen Ausführungsform wird nur der ansteigende Teil des Sensorsignals (bezeichnet mit B') verwendet werden. Zu diesem Zweck wird der erwähnte Teil B' der Sensorsignalkurve vollständig oder teilweise an eine mathematische Funktion angepasst werden, beispielsweise e^–t/τ, wobei es sich um eine Exponentialfunktion handelt. Die einfachste Art und Weise, dies zu tun, ist, den Logarithmus der Messdaten in diesem Teil zu nehmen und diesen gegen die Zeit aufzutragen. Aus der Steigung des linearen Bereichs dieser Auftragung kann die Zeitkonstante τ der Exponentialfunktion bestimmt werden. Der Punkt auf diesem Kurvenbereich B' von 2b entsprechend dem Punkt auf der Zeitachse bei t_min,sensor + τ wird der Massenmittelpunkt der Exponentialkurve sein, wobei es sich um den Punkt handelt, bis zu welchem T_mn von t = 0 aus berechnet werden wird. Streng mathematisch sollte 0,7τ für die Identifizierung des Massenmittelpunkts verwendet werden, aber für die Zwecke dieser Anmeldung ist auch die Annäherung mit τ adäquat. τ kann durch Anpassen des Sensorelementsignals von dem Punkt P_s in 2c bis zu einem Punkt D, wobei D der Abschneidepunkt ist, beispielsweise 10% des Spitzenwerts (bei P_s), berechnet werden.
Wenn wir annehmen, dass t = 0 gleich dem Punkt zwischen t_start und t_stop sein soll, beispielsweise (t_stop – t_start)/2, dann wird die gesamte mittlere Übergangszeit T_mn insgesamt folgendes ergeben: Tmn = (tstop – tstart)/2 + tmin,sensor – tstop + τ
Die Elemente dieser Summe sind in 2c als t₁, t₂ bzw. t₃ dargestellt, und daher gilt Tmn = t1 + t2 + t3,wobei τ oder 0,7τ als t₃ verwendet werden kann, wie oben angegeben.
Von den oben beschriebenen möglichen Ansätzen für die Bestimmung von T_mn ist das in Verbindung mit 2d diskutierte verfahren in einem mathematischen Sinne das korrekteste. Die anfängliche Flanke wird aber sehr leicht durch das Injizieren beeinflusst, und daher kann die Kurvenanpassung eventuell inkorrekt werden.
Das andere Verfahren (2c), bei welchem nur der Bereich nach der Spitze an eine Kurve angepasst wird, ist von der Injizierung unabhängiger, weil die Injizierung beendet ist, bevor irgendwelche Berechnungen an der Kurve vorgenommen werden.
In den 3 und 4 sind Messdaten an einem Patienten für einen hyperämischen Zustand bzw. einen Ruhezustand dargestellt. Wie in diesen Figuren deutlich wird, besteht ein Unterschied in der Zeit zwischen dem Minimum des Kabelsignals und dem Minimum des Temperatursensor-Antwortsignals für die beiden Fälle, wo in dem hyperämischen Zustand der Abstand kürzer ist, d.h. der Durchfluss höher ist, als in dem Ruhezustand. Es ist auch deutlich sichtbar, dass die Zeitkonstante für den ansteigenden Bereich für den Ruhezustand langsamer ist als unter Hyperämie.
Das CFR wird berechnet als CFR = T_mn,rest/T_mn,hyper.
Schließlich ist in den 5 und 6 das Verfahren gemäß der Erfindung qualitativ gegen ein Bezugsverfahren bewertet worden, welches eine Bestimmung des CFR durch eine Dopplertechnik ist. In diesem Fall sollte aber berücksichtigt werden, dass auch die Dopplertechnik ihre Grenzen hat und nicht vollständig akkurat ist.
Wie schon zuvor in dieser Anmeldung offenbart, kann das CFR erhalten werden durch Messen der mittleren Übergangszeit T_mn für eine Bolus-Dosis kalter Flüssigkeit durch Verwenden der Antwortkurve von den Leiterwiderstandsmessungen bzw. einem Temperatursensor.
Für die Berechnung von T_mn wird die Zeitkonstante τ eine Exponentialfunktion e^–t/τ berechnet.
Es wurde von den Erfindern auch festgestellt, dass τ selbst mit dem Durchfluss in einem Koronargefäß in Verbindung steht, und daher kann auch τ selbst bestimmt werden, um einen Wert für das CFR zu bestimmen, nämlich als CFR = τrest/τhyper,wobei τ_rest die Zeitkonstante der Temperatursensorantwort in einem Ruhezustand ist und τ_hyper die Zeitkonstante der Temperatursensorantwort in einem hyperämischen Zustand.
Berechnung des Massenmittelpunkts für eine mono-exponentielle Kurve
(Siehe 9)
In diesem Fall befindet sich der Massenmittelpunkt an der Stelle x. Der Massenmittelpunkt wird dort gefunden, wo der Flächenbereich A₁ gleich dem Flächenbereich A₂ ist.
und A1 = A2 => –τe–x/τ + τ = τe–x/τ => 2τe–x/τ = τ => 2e–x/τ = 1 => e–x/τ = 1/2 => –x/τ = ln(1/2) => x = –τln(1/2) ≅ 0.7τ

Claims

Vorrichtung zum Ausführen von Thermodilutions-Messungen in Blutgefäßen, mit einem in dem Körper eines Patienten einbringbaren hohlen Katheter, dessen distales Ende als Auslass für eine dort hindurchlaufende Flüssigkeit funktioniert, und zwar an einem Punkt in einem Bereich in dem Arteriensystem, wo es gewünscht wird, den Durchfluss zu kennen, einem in den Katheter einbringbaren Draht, und einer Sensoreinheit mit einem Temperatursensor und optional einem Drucksensor, angeordnet am distalen Ende des Drahts, so dass sie jenseits des distalen Endes des Katheters positionierbar ist, wobei die Sensoreinheit über entlang dieses Drahts verlaufende elektrische Leitungen mit einer Steuerungseinheit koppelbar ist, dadurch gekennzeichnet, dass die besagte Steuerungseinheit ausgestaltet ist für i) das Verarbeiten von Signalen von der Sensoreinheit, wobei die Steuerungseinheit außerdem die Fähigkeit hat, zwischen der Messung des Kabelwiderstands und der Erfassung des Signals von dem Sensor umzuschalten, und ii) das Aufzeichnen einer Widerstandsvariationskurve für den Kabelwiderstand, dadurch verursacht, dass das Kabel der Flüssigkeit ausgesetzt wird, wobei die Widerstandsvariationskurve zum Berechnen eines Startpunkts für die Zeitmessung verwendbar ist.
Vorrichtung nach Anspruch 1, bei welcher der Draht sich nach jenseits des distalen Endes des Katheters so erstreckt, dass die Sensoreinheit sich in einem relativ kleinen Abstand, beispielsweise 10 cm, von dem Katheterauslass befindet.
Vorrichtung nach Anspruch 1, weiter mit zusätzlichen Sensoren, wie beispielsweise pH-Sensoren, Ionenselektiven Sensoren.