ES2926029T3 - Método para determinar la velocidad de circulación de un fluido que fluye a través de un sistema de soporte vascular implantable y sistema de soporte vascular implantable - Google Patents

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Abstract

La invención se refiere a un método para determinar la velocidad de flujo de un fluido que circula a través de un sistema de soporte vascular implantado (1), que comprende los siguientes pasos: a) realizar una primera medición Doppler pulsado con una primera tasa de repetición de pulsos mediante un ultrasonido sensor (2) del sistema de soporte (1), b) realizar una segunda medición de Doppler pulsado con una segunda tasa de repetición de pulsos por medio del sensor ultrasónico (2) del sistema de soporte (1), donde la segunda tasa de repetición de pulsos difiere de la tasa de repetición del primer pulso, c) determinar la velocidad del flujo usando los resultados de medición de la primera medición Doppler pulsada y la segunda medición Doppler pulsada. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN
Método para determinar la velocidad de circulación de un fluido que fluye a través de un sistema de soporte vascular implantable y sistema de soporte vascular implantable
La invención se refiere a un método para determinar la velocidad de circulación de un fluido que fluye a través de un sistema de soporte vascular implantado, un sistema de soporte vascular implantable y un uso de mediciones Doppler pulsadas con diferentes frecuencias de repetición de pulsos. La invención tiene una aplicación particular a los dispositivos de soporte del ventrículo izquierdo (totalmente) implantados (LVAD por sus siglas en inglés).
Se conoce la integración de sensores de ultrasonido de flujo volumétrico en los sistemas de soporte cardíaco con el fin de utilizarlos para detectar el llamado flujo volumétrico de la bomba, que cuantifica el flujo volumétrico del fluido a través del propio sistema de soporte. Los sensores de ultrasonido de flujo volumétrico pueden realizar mediciones Doppler pulsadas o utilizar el método Doppler de onda pulsada (PWD por sus siglas en inglés). Para ello solo se necesita un elemento transductor de ultrasonidos y se puede seleccionar con precisión la distancia de la ventana de observación con respecto al elemento de ultrasonidos. En los sistemas PWD conocidos, los pulsos ultrasónicos se emiten a una frecuencia de repetición de pulsos (PRF por sus siglas en inglés) fija. La frecuencia de repetición de pulsos debe superar el doble del desplazamiento máximo de la frecuencia Doppler para no violar el teorema de Nyquist. Si no se cumple esta condición, se produce solapamiento (Aliasing), es decir, ambigüedades en el espectro de frecuencias registrado.
Debido al diseño geométrico de la configuración de medición en los dispositivos de soporte ventricular (DAV por sus siglas en inglés), el área de medición o la ventana de observación puede estar tan alejada del transductor de ultrasonidos que no se puede despreciar el tiempo de propagación de la señal del pulso ultrasónicos desde el transductor hasta el área de medición y de vuelta al transductor. Dado que en el método de PWD un nuevo pulso ultrasónicos solo puede o debe emitirse (al menos en teoría) cuando el anterior ya no proporciona ningún eco significativo, el tiempo de propagación de la señal limita la frecuencia máxima de repetición de pulsos posible. Con las elevadas velocidades de flujo habitualmente que prevalecen en los sistemas de soporte cardíaco y las condiciones límite geométricas para la distancia de la ventana de observación del elemento de ultrasonido, suele producirse una violación del teorema de muestreo de Nyquist, lo que da lugar a solapamiento (Aliasing) en el espectro.
Los sistemas de soporte cardíaco con sensores de ultrasonido que no utilizan el método de PWD suelen estar equipados con dos transductores de ultrasonido, por lo que puede producirse el problema de tiempo de ejecución descrito, pero puede resolverse de otro modo si se implementa adecuadamente. Sin embargo, los sistemas de soporte cardíaco con sensores de ultrasonido que utilizan el método de PWD son susceptibles al efecto descrito, especialmente para velocidades de flujo medias y altas. El estado actual de la técnica consiste en seleccionar la frecuencia de repetición de pulsos fija de manera que no se produzca el solapamiento.
La patente de los Estados Unidos núm. US 2008/0133006 A1 describe una bomba de sangre que tiene un sensor de ultrasonido montado en una superficie de contacto con la sangre de la bomba. El sensor de ultrasonido mide la velocidad de la sangre y comunica la información a un controlador de la bomba de sangre, en donde el sensor de ultrasonido está diseñado para medir la velocidad de la sangre en una cánula de entrada conectada a la bomba de sangre.
La patente de los Estados Unidos núm. US 2008/0210016 A1 describe la determinación de un espectro de velocidad radial sin solapamiento de la materia en movimiento utilizando ondas ultrasónicas pulsadas.
Un objetivo de la invención es proporcionar un método mejorado para determinar una velocidad de circulación de un fluido que fluye a través de un sistema de soporte vascular implantado, y proporcionar un sistema de soporte vascular implantable mejorado en el que se pueda determinar una velocidad de circulación de un fluido que fluye a través de este.
En particular, es un objetivo de la invención proporcionar un método para determinar la velocidad de circulación de un fluido y un sistema de soporte vascular implantable mejorado que contemple la determinación de la velocidad de circulación de un fluido que fluye a través de este, en el que con solo un transductor ultrasónico, la determinación de la velocidad de circulación en las velocidades de circulación que prevalecen en un sistema de soporte cardíaco es posible incluso con un gran tiempo de propagación de la señal de un pulso ultrasónico desde el transductor ultrasónico hasta el área de medición y de vuelta.
Este objetivo se logra mediante el método reivindicado en la reivindicación 1 y el sistema de soporte vascular implantable de acuerdo con la reivindicación 7.
Las modalidades ventajosas de la invención se describen en las reivindicaciones dependientes.
En la presente descripción, de acuerdo con la reivindicación 1, se describe un método para determinar una velocidad de circulación v de un fluido que fluye a través de un sistema de soporte vascular implantado, que comprende: a) realizar una primera medición Doppler pulsada a una primera frecuencia de repetición de pulsos PRF1 mediante un sensor de ultrasonido del sistema de soporte,
b) realizar una segunda medición Doppler pulsada con una segunda frecuencia de repetición de pulsos PRF2 > PRF1 mediante el sensor de ultrasonido del sistema de soporte, en donde la segunda frecuencia de repetición de pulsos es diferente de la primera frecuencia de repetición de pulsos, y
utilizando los resultados de la primera medición Doppler pulsada y de la segunda medición Doppler pulsada, en donde para los números enteros n-i , n2 y una componente principal f de la primera medición Doppler pulsada y una componente principal f2 de la segunda medición Doppler pulsada, la siguiente ecuación lineal diofantina
nx ■ PRF1 - n2 ■ PRF2 = A - f 2
para la siguiente condición límite
Figure imgf000003_0001
se resuelve bajo la hipótesis:
-\a\ < rij < |a|
y
- \ b \ < n 2 < \b\,
en donde
prf7
a :=
2 ■ggT(.PRF1,PRF2)
y
b := PRF1
2-ggT(PRF1,PRF2y
y en donde f0 es la frecuencia de transmisión de ultrasonidos del sensor de ultrasonidos y c0 es la velocidad del sonido en el fluido.
El sistema de soporte vascular es preferentemente un sistema de soporte cardíaco, más preferentemente un sistema de soporte ventricular. Por lo general, el sistema de soporte se utiliza para apoyar la entrega de la sangre en el torrente sanguíneo de un humano, posiblemente un paciente. El sistema de soporte puede estar dispuesto, al menos parcialmente, en un vaso sanguíneo. El vaso sanguíneo es, por ejemplo, la aorta, especialmente en un sistema de soporte cardíaco del ventrículo izquierdo, o el tronco común (truncus pulmonalis) en las dos arterias pulmonares, especialmente en un sistema de soporte cardíaco del ventrículo derecho. El sistema de soporte se encuentra preferentemente en la salida del ventrículo izquierdo del corazón o del ventrículo izquierdo. De manera particularmente preferida, el sistema de soporte está dispuesto en la posición de la válvula aórtica.
La solución propuesta en la presente descripción contribuye especialmente a la compensación de los efectos de solapamiento en un sistema médico Doppler de ondas pulsadas. El método puede contribuir a la determinación de una velocidad de circulación de fluido y/o un flujo volumétrico de fluido desde un ventrículo de un corazón, en particular desde un ventrículo (izquierdo) de un corazón hacia la aorta en el área de un sistema de soporte ventricular (izquierdo) (totalmente) implantado. Por lo general, el fluido es sangre. La velocidad de circulación se determina en un flujo de fluido o volumen de fluido que pasa a través del sistema de soporte, en particular a través de una cánula (de entrada) del sistema de soporte. El método permite, ventajosamente, determinar con alta calidad la velocidad de circulación y/o el volumen del flujo sanguíneo, incluso fuera del escenario del quirófano, en particular por medio del propio sistema de soporte implantado.
En la solución propuesta en la presente descripción, se puede utilizar de forma especialmente ventajosa una correlación entre el pico (principal) medido en el espectro de frecuencia Doppler y la frecuencia de repetición de pulsos (PRF) aplicada. Si una medición se realiza varias veces con diferentes PRF, los máximos determinables del correspondiente ciclo de medición con PRF cambiada se encuentran en una posición diferente del espectro de frecuencias. Al variar los valores de la PRF, se puede establecer ventajosamente un sistema de ecuaciones, con cuya ayuda se pueden eliminar los solapamientos y determinar soluciones inequívocas. Esto permite calcular la componente principal de la velocidad de un flujo sanguíneo de forma especialmente ventajosa a pesar del llamado "envoltorio del espectro" o solapamiento.
En la etapa a) se realiza una primera medición Doppler pulsada a una primera frecuencia de repetición de pulsos prf1 mediante un sensor de ultrasonido del sistema de soporte, En particular, se utiliza el método Doppler de onda pulsada (PWD por sus siglas en inglés) para realizar la medición Doppler pulsada. En particular, en la etapa a) se ejecuta un primer ciclo de medición de pWd .
En la etapa b), se realiza una segunda medición Doppler de onda pulsada con una segunda frecuencia de repetición de pulsos (segunda PRF o PRF2 ) mediante el sensor de ultrasonidos del sistema de soporte. La segunda frecuencia de repetición de pulsos es diferente de la primera frecuencia de repetición de pulsos. Por ejemplo, la segunda frecuencia de repetición de pulsos es mayor o menor que la primera frecuencia de repetición de pulsos. En otras palabras, esto significa en particular que la primera frecuencia de repetición de pulsos y la segunda frecuencia de repetición de pulsos son frecuencias de repetición de pulsos diferentes entre sí. En particular, en la etapa b) se realiza un segundo ciclo de medición de PWD. Además, preferentemente, en las etapas a) y b), se repite un ciclo de medición de PWD con diferentes valores fijos de PRF, por ejemplo, 20 kHz y 25 kHz.
También se pueden realizar otras mediciones Doppler (pulsadas), por ejemplo una tercera, cuarta y/o quinta medición Doppler. En consecuencia, para estos se pueden aplicar las circunstancias explicadas en relación con la primera y segunda mediciones Doppler pulsadas. En particular, todas estas mediciones Doppler pulsadas tienen frecuencias de repetición de pulsos diferentes entre sí. Si se llevan a cabo otras mediciones Doppler, estas pueden incluirse (si es necesario, según se requiera) en la determinación de la etapa c). En otras palabras, esto significa en particular que la determinación de la velocidad de circulación también puede llevarse a cabo utilizando los resultados de las mediciones de la primera medición Doppler pulsada, la segunda medición Doppler pulsada y otras mediciones Doppler pulsadas (si están disponibles). Sin embargo, se prefiere que el número de mediciones Doppler sea lo suficientemente grande como para que se pueda determinar una velocidad de circulación inequívoca por medio del método, lo cual se puede lograr de manera particularmente ventajosa con solo dos mediciones Doppler.
Un ciclo de medición de PWD comprende, en particular, una secuencia de un número (definido) de pulsos ultrasónicos emitidos sucesivamente. Las mediciones Doppler de las etapas a) y b) realizadas con diferentes PRF se llevan a cabo básicamente con respecto al mismo flujo de fluido, por ejemplo en la misma ventana de observación o en el mismo rango de medición. En otras palabras, esto significa en particular que la primera medición Doppler pulsada y la segunda medición Doppler pulsada tienen lugar dentro de la misma ventana de observación o rango de medición. Además, es ventajoso que las dos mediciones Doppler pulsadas se sucedan directamente en el tiempo o que no haya un intervalo de tiempo significativo entre las dos mediciones.
En la etapa c), se determina la velocidad de circulación utilizando los resultados de la primera medición Doppler pulsada y de la segunda medición Doppler pulsada. Los resultados de las mediciones suelen ser ambiguos. Esta ambigüedad se puede explicar, en particular, por la violación del teorema de muestreo de Nyquist que suele presentarse. Esta violación del teorema de muestreo de Nyquist se debe, en particular, al hecho de que hay tiempos de propagación de la señal comparativamente largos en el sistema de soporte entre el sensor de ultrasonido y la ventana de observación o el rango de medición, y en el caso de las mediciones Doppler pulsadas un nuevo pulso ultrasónico generalmente solo se transmite cuando se ha recibido un eco de un pulso ultrasónico transmitido inmediatamente antes.
La velocidad de circulación se puede determinar, por ejemplo, de manera que primero se registre un primer espectro de frecuencia Doppler sobre la base de la primera medición Doppler pulsada y un segundo espectro de frecuencia Doppler sobre la base de la segunda medición Doppler pulsada. En otras palabras, esto significa en particular que el espectro de frecuencia Doppler (correspondiente) se calcula primero para cada medición de PRF. Además, por ejemplo, se puede determinar un primer componente de frecuencia principal del primer espectro de frecuencia Doppler y un segundo componente de frecuencia principal del segundo espectro de frecuencia Doppler. En otras palabras, esto significa en particular que se determina la componente de frecuencia principal del espectro Doppler (correspondiente) (por ejemplo, un solo pico de frecuencia o una llamada "coincidencia de plantilla" de la distribución de frecuencia esperada).
A partir de la primera componente de frecuencia principal y de la segunda componente de frecuencia principal, se puede establecer un sistema de ecuaciones como ejemplo. El sistema de ecuaciones puede resolverse, por ejemplo, estableciendo y resolviendo una ecuación lineal diofantina resultante (por ejemplo, resoluble por coeficientes de Bezout). A partir de esta solución, se puede determinar la frecuencia Doppler real o única. Mediante esta frecuencia Doppler (única) se puede calcular la velocidad de circulación de forma conocida.
De acuerdo con una modalidad ventajosa, se propone que en al menos una de las dos etapas a) y b) se transmita un nuevo pulso ultrasónico solo cuando se haya recibido el eco de un pulso ultrasónico transmitido inmediatamente antes. Preferentemente, tanto en la etapa a) como en la b), solo se transmite un nuevo pulso ultrasónico cuando se ha recibido el eco de un pulso ultrasónico transmitido inmediatamente antes. De manera particularmente preferida, un nuevo pulso ultrasónico solo se transmite cuando se han recibido todos los ecos (significativos) de un pulso ultrasónico transmitido inmediatamente antes.
De acuerdo con una modalidad ventajosa, se propone que la PRF 1 o la PRF 2 sea inferior al doble de un desplazamiento Doppler máximo. Preferentemente, la frecuencia máxima de repetición de pulsos de las mediciones Doppler pulsadas es menor que el máximo desplazamiento Doppler que se produce o se espera. Si la frecuencia máxima de repetición de pulsos es inferior al doble del desplazamiento Doppler máximo que se produce, tiene lugar en principio una violación del teorema de muestreo de Nyquist. Sin embargo, esta violación puede ser necesaria para llevar a cabo un método de PWD en un sistema de soporte vascular.
De acuerdo con una modalidad ventajosa, se propone que en la etapa c) se utilice una correlación entre un componente de frecuencia principal detectado del espectro de frecuencias Doppler (especialmente un pico en el aporte Doppler al espectro de frecuencias) de una medición Doppler pulsada y la frecuencia de repetición de pulsos aplicada para esta medición Doppler. La componente de frecuencia principal del espectro de frecuencia Doppler (correspondiente) es básicamente la componente de frecuencia característica de la velocidad de circulación medida. La componente de frecuencia principal es, en particular, un máximo (local), una desviación (local) o un pico (lateral) en el espectro de frecuencia Doppler ("en el espectro de frecuencia Doppler" significa en la presente descripción, en particular, una forma abreviada de "en el aporte Doppler al espectro de frecuencia"; con ello se aclara que con el pico no se refiere a la línea portadora (siempre mayor) en el espectro). Preferentemente, en la etapa c) se utiliza una correlación entre un pico detectado en el espectro de frecuencia Doppler de una medición Doppler pulsada y la frecuencia de repetición de pulsos aplicada para esta medición Doppler. Además, se prefiere que el primer y el segundo ciclo de medición Doppler pulsado se utilicen o se configuren para esta correlación.
En la etapa c) se resuelve un sistema de ecuaciones lineales en el que se representa un desplazamiento Doppler en función de las componentes de frecuencia principales de la primera medición Doppler pulsada y de la segunda medición Doppler pulsada. El desplazamiento Doppler también puede denominarse frecuencia Doppler (símbolos de fórmula df o Af). Preferentemente, el desplazamiento Doppler se representa en el sistema de ecuaciones lineales como una función de las componentes de frecuencia principales y de las frecuencias de repetición de pulsos (diferentes) de la primera medición Doppler pulsada y de la segunda medición Doppler pulsada. El número de ecuaciones del sistema de ecuaciones suele corresponder al número de mediciones Doppler realizadas. De manera particularmente preferida, el sistema de ecuaciones lineales comprende dos ecuaciones lineales. La primera ecuación lineal indica así el desplazamiento Doppler preferentemente en función de la componente de frecuencia principal del primer espectro de frecuencia Doppler y/o de la primera frecuencia de repetición de pulsos. La segunda ecuación lineal da preferentemente el desplazamiento Doppler en función de la componente de frecuencia principal del segundo espectro de frecuencia Doppler y/o de la segunda frecuencia de repetición de pulsos.
A partir del sistema de ecuaciones lineales se establece una ecuación lineal diofantina. Una ecuación lineal diofantina es una ecuación de la forma ai xi a2x2 a3x3 ...+ anxn c = 0 con coeficientes enteros ai, en la que solo interesan las soluciones enteras en particular. Lineal significa que las variables xi no aparecen en potencias mayores que uno. La ecuación lineal diofantina puede establecerse, por ejemplo, de forma que las dos ecuaciones lineales ejemplares se resuelvan de acuerdo con el desplazamiento Doppler y se equiparen.
De acuerdo con otra modalidad ventajosa, se propone que la ecuación lineal diofantina se resuelva utilizando los coeficientes de Bezout o un método de agotamiento. En particular, los llamados coeficientes de Bezout se pueden obtener resolviendo la ecuación ni PRFi n2-PRF2 = ggT(PRFi , PRF2). En particular, establece que el máximo común divisor ggT de dos números enteros como por ejemplo PRF i y PRF 2 puede representarse como una combinación lineal de coeficientes enteros ni y n2. Los coeficientes de Bezout así determinados se utilizan en particular para resolver la ecuación diofantina planteada. El método de agotamiento también puede llamarse método de "fuerza bruta". Esto describe un método de solución basado en probar todos los casos posibles (o al menos muchos posibles).
De acuerdo con una modalidad ventajosa, se propone que a través del sistema de soporte se determine un flujo volumétrico de fluido utilizando la velocidad de circulación. En otras palabras, esto se refiere en particular a un flujo volumétrico de fluido que fluye (solo) a través del propio sistema de soporte, por ejemplo a través de una cánula (de entrada) del sistema de soporte. Este flujo volumétrico de fluido suele ser el llamado flujo volumétrico de la bomba (Qp), que solo cuantifica el flujo a través del propio sistema de soporte. Si se conoce este valor además del flujo volumétrico total o el corazón-tiempo-volumen (Qhzv) el llamado grado de soporte puede calcularse a partir de la relación entre Qp y Qhzv (es decir, Qp/Qhzv). Para determinar el flujo volumétrico del fluido, la velocidad de circulación determinada se puede multiplicar, por ejemplo, por una sección transversal del sistema de soporte por el que puede fluir, en particular una sección transversal de la cánula por la que puede fluir.
De acuerdo con otro aspecto, se propone un sistema de soporte vascular implantable que comprende un sensor de ultrasonido y una unidad de procesamiento, en donde
• el sensor de ultrasonidos está dispuesto para realizar mediciones Doppler pulsadas con diferentes frecuencias de repetición de pulsos p RFi < PRF 2 y
• la unidad de procesamiento sirve para determinar una velocidad de circulación de un fluido que fluye a través del sistema de soporte utilizando los resultados de las mediciones Doppler pulsadas con diferentes frecuencias de repetición de pulsos,
• la velocidad de circulación se determina utilizando los resultados de la primera medición Doppler pulsada y de la segunda medición Doppler pulsada, en donde para los números enteros ni, n2 y una componente principal fi de la primera medición Doppler pulsada y una componente principal f2 de la segunda medición Doppler pulsada, la siguiente ecuación lineal diofantina
nx ■ PRF-l - n 2 ■ PRF 2 = A - f 2
para la siguiente condición límite
a ■ P R F 1 ■ cQ
v <
2f0
se resuelve bajo la hipótesis:
Figure imgf000006_0001
en donde
PRF2
------ -— -------- - b j PRF
a ; = - ■ - ------- - — x
1 ------- -
2■ggT(PRFllPRF2) y 2 ■ggnPRFllPRF2y
y en donde fo es la frecuencia de transmisión de ultrasonidos del sensor de ultrasonidos y co es la velocidad del sonido en el fluido.
Preferentemente, el sistema de soporte es un dispositivo de soporte del ventrículo izquierdo (LVAD) o un dispositivo de soporte del ventrículo izquierdo percutáneo mínimamente invasivo. Además, se prefiere que sea totalmente implantable. En otras palabras, esto significa en particular que los medios requeridos para la detección, en particular el sensor de ultrasonido, están ubicados completamente en el cuerpo del paciente y permanecen allí. El sistema de soporte también puede diseñarse en varias partes o con varios componentes que pueden disponerse separados entre sí, de modo que, por ejemplo, el sensor de ultrasonidos y la unidad de procesamiento (unidad de medición) se pueden disponer separados entre sí por un cable. En el diseño de varias partes, la unidad de procesamiento, que se dispone por separado del sensor de ultrasonidos, también se puede implantar o disponer fuera del cuerpo del paciente. En cualquier caso, no es obligatorio que la unidad de procesamiento se coloque también dentro del cuerpo del paciente. Por ejemplo, el sistema de soporte se puede implantar de manera que la unidad de procesamiento esté dispuesta en la piel del paciente o fuera del cuerpo del paciente y se establezca una conexión con el sensor de ultrasonidos dispuesto en el cuerpo. De manera particularmente preferida, el sistema de soporte está dispuesto o es adecuado para estar dispuesto al menos parcialmente en un ventrículo, preferentemente el ventrículo izquierdo de un corazón y/o una aorta, en particular en posición de la válvula aórtica.
Además, preferentemente, el sistema de soporte comprende una cánula, en particular una cánula de entrada, una máquina de flujo, como una bomba y/o un motor eléctrico. Por lo general, el motor eléctrico es un componente de la máquina de flujo. La cánula (de entrada) se configura preferentemente de forma que, en el estado implantado, pueda guiar el fluido desde un ventrículo (izquierdo) de un corazón hasta la máquina de flujo. El sistema de soporte es preferentemente de forma alargada y/o tubular. Preferentemente, la cánula y la máquina de flujo se disponen en el área de los extremos opuestos del sistema de soporte.
En particular, se prevé exactamente o solo un sensor de ultrasonido. De preferencia, el sensor de ultrasonidos tiene exactamente uno o solo un elemento transductor de ultrasonidos. Esto es especialmente suficiente para una medición Doppler si se utiliza el método de PWD.
Ventajosamente, el sistema de soporte está dispuesto para llevar a cabo el método propuesto en la presente descripción.
De acuerdo con otro aspecto, se propone el uso de mediciones Doppler pulsadas con diferentes frecuencias de repetición de pulsos para corregir un resultado de medición ambiguo de un sensor de ultrasonido de un sistema de soporte vascular implantado. Preferentemente, al menos un método o sistema de soporte propuesto en la presente descripción se utiliza para corregir un resultado de medición ambiguo del sensor de ultrasonidos.
En consecuencia, los detalles, características y modalidades ventajosas que se discuten en relación con el método también pueden ocurrir con el sistema de soporte y/o el uso divulgado en este documento, y viceversa. A este respecto, se remite íntegramente a las explicaciones allí contenidas para la caracterización más detallada de las características.
La solución presentada en la presente descripción y su entorno técnico se explican más detalladamente a continuación tomando como referencia las figuras. Cabe señalar que la invención no pretende estar limitada por las modalidades mostradas. En particular, a menos que se muestre explícitamente lo contrario, también es posible extraer aspectos parciales de los hechos explicados en las figuras y combinarlos con otros componentes y/o conclusiones de otras figuras y/o de la presente descripción. Se muestra esquemáticamente:
En la Figura 1,un sistema de soporte vascular implantado en un corazón,
En la Figura 2, el sistema de soporte de la Figura 1,
En la Figura 3 una secuencia de un método presentado en la presente descripción durante una secuencia de funcionamiento regular,
En la Figura 4, un ejemplo de espectro de frecuencia Doppler, y
En la Figura 5 otro ejemplo de espectro de frecuencia Doppler.
La Figura 1 muestra de forma esquemática un sistema de soporte 1 vascular (en la presente descripción: ventricular) implantado en un corazón 6. El sistema de soporte 1 apoya al corazón 6 ayudando a llevar la sangre desde el ventrículo (izquierdo) 7 hasta la aorta 8. Para ello, el sistema de soporte 1 se ancla en la válvula aórtica 9, tal y como ilustra la Figura 1 a modo de ejemplo. Con un nivel de soporte del 100 %, el sistema de soporte 1 (LVAD) transporta todo el flujo volumétrico sanguíneo. El grado de soporte describe la proporción del flujo volumétrico transportado por un medio de transporte como una bomba del sistema de soporte 1 o a través del sistema de soporte 1 con respecto al flujo volumétrico total de sangre del ventrículo 7 hasta la aorta 8.
Por tanto, en un nivel de soporte del 100 %, el flujo volumétrico total de fluido 10 desde el ventrículo 7, el flujo volumétrico de la válvula cardíaca 11 hacia el ventrículo 7 y el flujo volumétrico de fluido 5 a través del sistema de soporte 1 son idénticos. Por consiguiente, el flujo volumétrico de la válvula aórtica o del bypass 12 (símbolo de la fórmula: Qa ). El flujo volumétrico total de fluido 10 también se puede describir como corazón-tiempo-volumen (total) (HZV, símbolo de la fórmula: Qhzv). El flujo volumétrico de fluido 5 también se puede describir como el llamado flujo volumétrico de la bomba (símbolo de fórmula: Qp) que solo cuantifica el flujo a través del propio sistema de soporte 1. Así, el grado de soporte puede calcularse a partir de la relación Qp/Qhzv.
Con grados de soporte más bajos y corazones más sanos con una fuerte contracción ventricular, el corazón 6 sigue cumpliendo su función hasta cierto punto, de modo que durante la sístole (el músculo cardíaco se contrae y desplaza la sangre hacia la aorta 8 debido a la disminución del volumen del ventrículo 7) se produce un flujo volumétrico pulsátil 12 (bypass) a través de la válvula cardíaca o aórtica 9. Al mismo tiempo, la diferencia de presión a través del sistema de soporte 1 disminuye, en particular a través de la bomba normalmente provista (no mostrada en la presente descripción) del sistema de soporte 1, de modo que, en consecuencia, el sistema de soporte 1 también suministra un mayor flujo volumétrico de fluido 5 durante la sístole.
La Figura 2 muestra esquemáticamente el sistema de soporte 1 de la Figura 1. El sistema de soporte 1 comprende un sensor de ultrasonido 2, configurado para realizar mediciones Doppler pulsadas a diferentes velocidades de repetición de pulsos, y una unidad de procesamiento 3, configurada para determinar una velocidad de circulación de un fluido (en la presente descripción: sangre) que fluye a través del sistema de soporte 1 utilizando los resultados de las mediciones Doppler pulsadas a diferentes velocidades de repetición de pulsos.
La Figura 2 ilustra además, a modo de ejemplo, que el sensor de ultrasonido 2 puede estar integrado en la punta de una cánula 13 del sistema de soporte 1. El sensor de ultrasonido 2 contribuye a la determinación de la velocidad de circulación (magnitud y al menos una dirección) de un fluido que fluye a través del sistema de soporte 1 o del flujo volumétrico del fluido 5, que también se denomina flujo volumétrico de la bomba (Qp). Para ello, el sensor de ultrasonido 2 está dispuesto en el fluido dentro de la cánula 13 para realizar mediciones Doppler pulsadas. El fluido puede entrar en el interior de la cánula 13 a través de uno o más orificios de entrada 15 (desde el ventrículo 7) y salir a través de uno o más orificios de salida 16 (hacia la aorta 8). Para apoyar el flujo de fluido a través del sistema de soporte 1, en particular a través de la cánula 13, el sistema de soporte 1 comprende en la presente descripción un compresor 17. Por lo general, el compresor 17 tiene forma de bomba. Además, en la Figura 2 también se muestra, a modo de ejemplo, una ventana de observación o un rango de medición 18 del sensor de ultrasonido 2.
La Figura 3 muestra de forma esquemática una secuencia del método presentado en la presente descripción durante una secuencia de funcionamiento regular. El método se utiliza para determinar la velocidad de circulación de un fluido que fluye a través de un sistema de soporte vascular implantado 1 (ver Figuras 1, 2). La secuencia de las etapas del método a), b) y c) mostrada con los bloques 110, 120 y 130 es solo a modo de ejemplo. En el bloque 110, un sensor de ultrasonido 2 del sistema de soporte 1 realiza una primera medición Doppler pulsada a una primera frecuencia de repetición de pulsos. En el bloque 120, el sensor de ultrasonido 2 del sistema de soporte 1 realiza una segunda medición Doppler pulsada con una segunda frecuencia de repetición de pulsos, en donde la segunda frecuencia de repetición de pulsos es diferente de la primera frecuencia de repetición de pulsos. En el bloque 130, se determina la velocidad de circulación utilizando los resultados de la primera medición Doppler pulsada y de la segunda medición Doppler pulsada.
Para una representación ilustrativa del método, se asumen los siguientes parámetros:
• Diámetro de entrada o área de medición, por ejemplo, 5 mm,
• Flujo sanguíneo máximo a medir, por ejemplo, Q = 9 l/min,
• Velocidad máxima resultante de circulación sanguínea: vSangre,máx = 7,64 m/s,
• Velocidad del sonido en la sangre, por ejemplo, cSangre = 1540 m/s,
• Frecuencia de ultrasonidos, por ejemplo, f0 = 6 MHz,
• Distancia entre el elemento ultrasónico y el comienzo de la ventana de visualización, por ejemplo, 25 mm, • Número de ciclos de oscilación ultrasónica por pulso ultrasónico PWD emitido, por ejemplo, 10,
• Longitud de la ráfaga resultante (en distancia): IRáfaga = c0 x 10/f0 = 2,57 mm,
• Distancia máxima de propagación de la ráfaga ultrasónica resultante: d = 55,13 mm.
A partir de esta información, se obtiene el siguiente desplazamiento Doppler máximo (esperado) para una medición directamente en la dirección de la radiación (la dirección del flujo corresponde a la dirección principal de la radiación; a = 0):
Figure imgf000008_0001
La medición debe realizarse como una medición Doppler pulsada, en la que solo se emite un nuevo pulso ultrasónico cuando el eco de un pulso ultrasónico emitido inmediatamente antes ha decaído. A continuación se explica la elección de la frecuencia de repetición de pulsos (PRF) que se debe utilizar para ello.
Teniendo en cuenta el teorema de muestreo (Nyquist) (que, sin embargo, no tiene que ser considerado ni se considera en la solución presentada en la presente descripción), una frecuencia Doppler máxima de 59,53 kHz significaría que una tasa de repetición de pulsos mínima o una frecuencia de repetición de pulsos mínima PRFmiíl - 2 ■<!]' - W X m - I h , (2)
se debería mantener.
Sin embargo, en el caso de los sistemas de soporte vascular implantados que nos ocupan, la siguiente frecuencia máxima de repetición de pulsos PRF-máx resulta de la consideración geométrica (distancia máxima de propagación del pulso ultrasónico) o de las condiciones límite geométricas en el sistema de soporte y del tiempo de propagación resultante de todas las componentes relevantes de la señal:
Figure imgf000008_0002
Por lo tanto, la frecuencia máxima de repetición de pulsos de las mediciones Doppler pulsadas en la presente descripción (o para los sistemas de soporte en cuestión) es menos de dos veces el desplazamiento Doppler máximo que se produce.
Estas condiciones límite conducen a una violación del teorema del muestreo y, en consecuencia, a una ambigüedad de los resultados de las mediciones, que puede subsanarse mediante una evaluación como la que se describe en las secciones siguientes.
Sin embargo, para ilustrar el problema que surge con estas condiciones límite, en las Figuras 4 y 5 se ilustra la ambigüedad que se produce (que puede resolverse con la solución que se presenta en la presente descripción). La Figura 4 muestra de forma esquemática un ejemplo espectro de frecuencia Doppler 4. La Figura 4 muestra un desplazamiento Doppler con una frecuencia de repetición de pulsos de aproximadamente 25 kHz. La componente principal de la frecuencia 19 (pico) está por debajo de la frecuencia portadora en aproximadamente 0 Hz. La Figura 5 muestra esquemáticamente otro ejemplo de espectro de frecuencia Doppler 4. La Figura 5 muestra un desplazamiento Doppler con una frecuencia de repetición de pulsos de aproximadamente 20 kHz. La componente principal de la frecuencia 19 (pico) se encuentra a unos 8 kHz.
En las siguientes secciones se describe un ejemplo de evaluación de los resultados de las mediciones ambiguas en términos de la solución en la presente descripción propuesta.
Se registran dos ciclos de medición (secuencia de un número definido de pulsos ultrasónicos emitidos sucesivamente) a diferentes PRF (con respecto al mismo flujo de fluido, aproximadamente en la misma ventana de observación). El desplazamiento Doppler real se puede representar como una función de las componentes de frecuencia principales resultantes 19, en la presente descripción los picos f y f2 :
,lf - f: - w, ■ V M \ (5)
Esto ejemplifica cómo se puede establecer un sistema de ecuaciones lineales en el que el desplazamiento Doppler df se representa como una función de las componentes de frecuencia principales 19, en la presente descripción los picos f1 y f2 , de la primera medición Doppler pulsada y la segunda medición Doppler pulsada. Además, esto ilustra a modo de ejemplo una correlación entre una componente de frecuencia principal detectada 19 del espectro de frecuencia Doppler, en la presente descripción un pico en el espectro de frecuencia Doppler, de una medición Doppler pulsada y la frecuencia de repetición de pulsos aplicada para esta medición Doppler.
Resolviendo ambas ecuaciones para el desplazamiento Doppler df y luego igualándolas, se obtiene la siguiente ecuación diofantina:
Esto ejemplifica cómo se puede plantear una ecuación lineal diofantina a partir del sistema de ecuaciones lineales. Con la velocidad del sonido en la sangre cSangre, la frecuencia de transmisión de ultrasonidos fü, la velocidad de circulación de la sangre vSangre y toda una frecuencia de repetición de pulsos, se puede encontrar una solución uno a uno para esta ecuación.
Figure imgf000009_0001
El operador ggT representa el máximo común divisor. Dentro de estos rangos, esta ecuación se puede resolver, por ejemplo, con la ayuda de los coeficientes de Bezout o con un enfoque de agotamiento (fuerza bruta).
Como ejemplo, este procedimiento se ilustra con los valores v = 8 m/s, fü = 4 MHz, PRF1 = 11 kHz y PRF 2 = 19 kHz. Con estos valores, los picos resultantes se detectan en f1 = -2442 Hz y f2 = 3558 Hz. La ecuación diofantina resultante es:
El máximo común divisor para este caso es 1 y los coeficientes de Bezout son 7 y 4. Esto da las siguientes soluciones posibles:
m = 6-7 -f m ■ 19 - 4 m ■ I!) ai)
ñ2— tí * 4 r tn -11 — z-v m (12)
Ello ejemplifica cómo se puede resolver la ecuación lineal diofantina utilizando los coeficientes de Bezout.
Dado que solo se puede determinar una solución inequívoca para m = ü, solo se considera esta. A partir de esto, se puede determinar la frecuencia, ahora ya no ambigua,
del desplazamiento Doppler. Ambas ecuaciones dan el mismo resultado.
tij - /, I //, ■ / ’/?/■’; (13)
= - 21127/: - J ■ ] J [ m i l : = 41558Hz (14)
4/- - ,/> I />> • PUF-; (15)
= :í5oís H ; - 2 • I ? M H M) / / = n r>r,.K/ / ( 1 6 )
La velocidad de circulación del fluido que fluye a través del sistema de soporte 1 (en este caso: la sangre) se puede calcular sobre esta base a través del cambio de frecuencia debido al efecto Doppler:
Figure imgf000010_0001
En donde df es el desplazamiento de frecuencia Doppler resultante (único), fü la frecuencia del pulso ultrasónico emitido, v la velocidad de circulación del medio (buscada en la presente descripción), c la velocidad del sonido en el medio y a el ángulo entre la trayectoria del sonido del ultrasonido y la dirección principal del flujo.
En un sistema de soporte (cardíaco), se busca v, por lo general se conocen a, fü y c (al menos aproximadamente). La ambigüedad que suele producirse en estos sistemas de soporte (cardíaco), tal y como se ha comentado anteriormente, se puede compensar de forma especialmente ventajosa mediante la solución que se propone en la presente descripción. A partir de la velocidad de circulación determinada, se puede determinar el flujo volumétrico de fluido a través del sistema de soporte utilizando las condiciones límite geométricas (conocidas) en el sistema de soporte (sección transversal conocida del área de medición u observación a través de la cual puede pasar el flujo). Este flujo volumétrico de fluido puede contribuir, al menos aproximadamente, a la detección del volumen de sangre realmente suministrado por un sistema de soporte (cardíaco). El conocimiento del volumen sanguíneo realmente suministrado por un sistema de soporte cardíaco o un sistema de soporte cardíaco es de gran importancia médica, en particular para regular el sistema de soporte (implantado).
La solución presentada en la presente descripción permite, en particular, una o varias de las siguientes ventajas: • La medición de la velocidad de circulación o del flujo volumétrico mediante Doppler pulsado o PWD es posible incluso con una gran distancia entre la ventana de medición y el transductor de ultrasonidos.
• Resolución de la ambigüedad inducida geométricamente del desplazamiento Doppler debido a las condiciones límite geométricas en el sistema de soporte.

Claims (7)

REIVINDICACIONES
1. Método para determinar una velocidad de circulación v de un fluido que fluye a través de un sistema de soporte vascular implantado (1), que comprende:
a) realizar una primera medición Doppler pulsada a una primera frecuencia de repetición de pulsos PRF 1 mediante un sensor de ultrasonido (2) del sistema de soporte (1),
caracterizado por
b) realizar una segunda medición Doppler pulsada con una segunda frecuencia de repetición de pulsos PRF 2 > PRF1 mediante el sensor de ultrasonido (2) del sistema de soporte (1), en donde la segunda frecuencia de repetición de pulsos es diferente de la primera frecuencia de repetición de pulsos, y
determinar la velocidad de circulación utilizando los resultados de la primera medición Doppler pulsada y de la segunda medición Doppler pulsada, en donde para los números enteros n1, n2 y una componente principal f1 de la primera medición Doppler pulsada y una componente principal f2 de la segunda medición Doppler pulsada, la siguiente ecuación lineal diofantina
r i j ■ PRFt - n 2 ■ PRF 2 = f± - f 2
para la siguiente condición límite
Figure imgf000011_0001
se resuelve bajo la hipótesis:
- \a \ < nL < \a\
y
-\b\ < n 2 < \b\,
en donde
a ■= 2'ggT(PRF1,PRF2)
y en donde /0 es la frecuencia de transmisión de ultrasonidos del sensor de ultrasonidos (2) y C0 es la velocidad del sonido en el fluido.
2. Método de acuerdo con la reivindicación 1, caracterizado porque en una de las dos etapas a) y b) se transmite un nuevo pulso ultrasónico solo después de que se haya recibido el eco de un pulso ultrasónico transmitido inmediatamente antes.
3. Método de acuerdo con la reivindicación 1 o 2, caracterizado porque la PRF 1 o la PRF 2 es menor que el doble de un desplazamiento Doppler máximo.
4. Método de acuerdo con una de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque en la etapa c) se utiliza una correlación entre una componente de frecuencia principal detectada (14) del espectro de frecuencia Doppler (4) de una medición Doppler pulsada y la frecuencia de repetición de pulsos aplicada para esta medición Doppler.
5. Método de acuerdo con una de las reivindicaciones 1 a 4, caracterizado porque la ecuación lineal diofantina se resuelve utilizando coeficientes de Bezout o un método de agotamiento.
6. Método para determinar un flujo de fluido a través de un sistema de soporte vascular implantado (1), en el que en un método de acuerdo con una de las reivindicaciones 1 a 5, se determina la velocidad de circulación v del fluido en el sistema de soporte y a partir de ella se determina un flujo volumétrico de fluido a través del sistema de soporte (1).
7. Sistema de soporte vascular implantable (1) que comprende un sensor de ultrasonido (2) y una unidad de procesamiento (3),
caracterizado porque
el sensor de ultrasonidos (2) se dispone para realizar mediciones Doppler pulsadas con diferentes frecuencias de repetición de pulsos PRFi < PRF 2 y
la unidad de procesamiento (3) sirve para determinar una velocidad de circulación de un fluido que fluye a través del sistema de soporte (1) utilizando los resultados de las mediciones Doppler pulsadas con diferentes frecuencias de repetición de pulsos, en donde
la velocidad de circulación se determina utilizando los resultados de la primera medición Doppler pulsada y de la segunda medición Doppler pulsada, en donde para los números enteros n1, n2 y una componente principal f de la primera medición Doppler pulsada y una componente principal f2 de la segunda medición Doppler pulsada, la siguiente ecuación lineal diofantina
n-L ■ PRF-l - n 2 ■ PRF 2 = f 1 - f 2
para la siguiente condición límite
a ■ PRF1 ■ c0
v <
2/o
se resuelve bajo la hipótesis:
— \a\ < % < |a|
y
-\b\ < n2 < | b\,
en donde
PRF2
a := 2'ggT(PRFllPRF2)
y
PRF-i
b := 2,ggT{PRFllPRF2y
y en donde f0 es la frecuencia de transmisión de ultrasonidos del sensor de ultrasonidos (2) y c0 es la velocidad del sonido en el fluido.
Sistema de soporte de acuerdo con la reivindicación 7, caracterizado porque la ecuación lineal diofantina se resuelve utilizando coeficientes de Bezout o un método de agotamiento.
Sistema de soporte de acuerdo con la reivindicación 7 o la reivindicación 8, caracterizado porque la unidad de procesamiento (3) está adaptada para proporcionar un flujo de fluido calculado a partir de la velocidad de circulación.
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* Cited by examiner, † Cited by third party
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Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB9604665D0 (en) * 1996-03-05 1996-05-01 Montec Int Ltd Flow measurement
DE10060275A1 (de) 2000-12-05 2002-06-13 Impella Cardiotech Ag Verfahren zum Kalibrieren eines Drucksensors oder eines Flussensors an einer Rotationspumpe
JP2005241546A (ja) * 2004-02-27 2005-09-08 Fuji Electric Systems Co Ltd ドップラー式超音波流量計、その演算処理装置、プログラム
US8062223B2 (en) 2005-01-25 2011-11-22 Ramot At Tel-Aviv University Ltd. Using pulsed-wave ultrasonography for determining an aliasing-free radial velocity spectrum of matter moving in a region
US7549964B2 (en) * 2006-05-04 2009-06-23 Viasys Healthcare, Inc. Multiple frequency doppler ultrasound probe
US20080133006A1 (en) * 2006-10-27 2008-06-05 Ventrassist Pty Ltd Blood Pump With An Ultrasonic Transducer
CN101711683A (zh) * 2009-10-30 2010-05-26 中国人民解放军第三军医大学第一附属医院 一种测量动脉血液流速的方法
CN107632167B (zh) * 2017-08-21 2019-12-06 天津大学 基于超声脉冲多普勒与电学多传感器的两相流流速测量方法

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