JP7405449B2 - 植込まれた血管補助システムを流れる流体の流速を決定する方法およびシステム - Google Patents

Description

本発明は、植込まれた血管補助システムを流れる流体の流速を決定する方法およびシステムに関する。本発明はまた、前述の方法を実施するための植込み可能な血管補助システムに関する。本発明は、詳細には、（完全に）植込まれた左心室補助装置（ＬＶＡＤ）で使用され得る。

超音波体積流センサを心臓補助システムに組み込み、それを用いて、補助システム自体を通る流体体積流を定量化する、いわゆるポンプ体積流を決定することが公知である。超音波体積流センサは、パルスドップラー測定および／またはパルス波ドップラー（ＰＷＤ）法を実施することができる。上記方法は、一つの超音波振動子素子のみを必要とし、超音波素子から観察窓の距離を正確に選択することを可能にする。既知のＰＷＤシステムでは、超音波パルスは、定義されたパルス繰返し速度（ＰＲＦ）で放射される。パルス繰返し速度は、ナイキスト定理に違反しないように、最大発生ドップラー周波数シフトの二倍を超える必要がある。この条件が満たされない場合、エイリアシング、すなわち、記録された周波数スペクトルの曖昧さが発生する。

心臓補助システム（ＶＡＤ）の測定セットアップの幾何学的設計により、測定範囲または観察窓が超音波振動子から非常に離れている場合があるため、振動子から測定範囲へそして振動子にもどる超音波パルスの信号通過時間が無視できない場合がある。ＰＷＤ法を使用する場合、新しい超音波パルスは、前の超音波パルスが有意なエコーを提供しなくなったときにのみ放射され得るか、または放射されるべきである（少なくとも理論上）ため、信号通過時間は、可能な最大パルス繰返し速度を制限する。心臓補助システムで広く行われている一般的な高流速および超音波素子からの観察窓の距離の幾何学的境界条件により、典型的にナイキストサンプリング定理の違反があり、その結果、スペクトルに曖昧さが生じる。

ＰＷＤ法を使用しない超音波センサを備えた心臓補助システムは通常、二つの超音波振動子を含むため、記載した通過時間の問題が発生する可能性があるが、適切に実装された場合、他の方法で解決できる。しかしながら、ＰＷＤ法を使用する超音波センサを備えた心臓補助システムは、特に中～高流速の場合、記載される効果の影響を受けやすい。エイリアシングが発生しないような方法で定義されたパルス繰返し速度を選択する要求は、現在最先端である。

本発明の目的は、植込まれた血管補助システムを流れる流体の少なくとも一つのフローパラメータ、特に植込まれた血管補助システムを流れる血流パラメータを、確実かつ正確に決定することができる方法を特定し、システムを提供することである。

本目的は、請求項１に記載の方法、ならびに請求項１０および１１に記載のシステムによって達成される。本発明の有利な実施形態は、特許請求の範囲の従属請求項に記載される。

請求項１によると、少なくとも一つのフローパラメータ、特に植込まれた血管補助システムを流れる流体の流速を決定する方法が本明細書で提案され、
ａ）流体の流速を推定することと、
ｂ）補助システム内の観察窓内に、補助システムの超音波センサを使用してパルスドップラー測定を実施することであって、観察窓が、ステップａ）で推定される流速を使用して決定される観察窓速度で変位する、パルスドップラー測定を実施することと、
ｃ）パルスドップラー測定の少なくとも一つの測定結果、またはパルスドップラー測定の測定結果および観察窓速度を使用して、流体の少なくとも一つのフローパラメータを決定することと、を行うステップを含む。

血管補助システムは、好ましくは心臓補助システム、特に好ましくは心室補助システムである。補助システムは、通常、ヒト、例えば、患者の循環系、における血液の搬送を補助するために使用される。補助システムは、血管内に少なくとも部分的に配置され得る。血管は、例えば、特に左心室補助システムの場合には大動脈であり、または、特に右心室補助システムの場合には、二つの肺動脈への共通幹（肺動脈幹）である。補助システムは、心臓の左心室出口または左心室に配置されることが好ましい。補助システムは、特に大動脈弁位置に配置されることが好ましい。

本方法は、心臓の心室から、特に心臓の（左）心室から（完全に）植込まれた（左）心室（心臓）補助システムの領域内の大動脈に向かって心臓の心室からの流体の流速および／または流体体積流を決定することに寄与し得る。上記流体は通常、血液である。流速は、通常、流体流れ、特に血流の一次速度成分である。流速は、補助システム、特に、補助システムのチャネルを流れる、流体流れまたは流体体積流量で決定される。本方法は有利には、特に植込まれた補助システム自体によって、血流の流速および／または流体体積流を、外科手術シナリオの外側であっても高品質で決定することを可能にする。

本明細書で提案する解決策は、特に、医療用パルス波ドップラーシステムでのエイリアシング効果（または「スペクトルラッピング」）を補正するのに役立つ。本明細書に提示される方法はさらに、血流中に発生し、周波数領域へと変換される様々な血流速度を表すドップラースペクトルのピークのスペクトル拡大の減少に有利にも寄与することができる。本方法は、特に、植込まれた血管補助システムを流れる流体を測定する際に、エイリアシング効果を除去し、移動散乱体からの信号のスペクトル幅を減少させ、および／または静止散乱体からの信号を広げる役割を果たす。

本明細書に提示される解決策の中心的態様は、特に、血液のおよその流速でＰＷＤ測定セットアップの観察窓を変位させることで見ることができ、その結果生じる血液と観察窓の変位速度との間の速度差を、選択されたパルス繰返し速度（ＰＲＦ）で明白に測定できる範囲で表示することができる。この速度差から生じるドップラー周波数は、有利に、曖昧さなく決定することができる。

これは特に、以下の特に有利な効果（少なくともかなりの程度）を達成するのに役立つ：
・エイリアシングは、特にドップラー周波数の曖昧さを無くすことによって除去される。
・移動散乱体によって引き起こされるドップラースペクトルの周波数ピークは、狭くなっている。これは振幅を増加させ、バックグラウンドノイズに対して（より良く）見えるようにする。これはまた、測定システムの解像度を増加させる。
・静止散乱体によって引き起こされるドップラースペクトルの周波数ピークは、広くなっている。これにより、振幅が減少し、信号エネルギーがスペクトル内で不鮮明にされる。

エイリアシング効果の排除に加えて、この文脈で強調される効果は、特に、移動散乱体からのドップラー信号が狭くなることである。言い換えれば、これはまた、観察窓速度と流速との間の測定された相対ドップラーシフトの「スペクトル拡大」（主周波数成分）の減少として説明できる。観察窓を特に流れの方向に変位させることは、観察窓内の散乱体の滞留時間を増加させ、それによって、スペクトル内の対応する流速のドップラー周波数成分のスペクトル幅を減少させる。

特に、同じ効果は、例えば、周囲の組織における静止散乱体での逆効果を有する。観察窓内の滞留時間が短いほど、スペクトル内のエネルギーの不鮮明化が生じ、これらの反射の干渉波が低下する。

ステップａ）では、流体の流速が推定される。言い換えれば、これは、特に、ステップａ）で、ステップｃ）で決定される（例えば、計算される）流速が、最初に（およそ）推定されることを意味する。この推定は、有利には、補助システムの超音波センサを使用した、以前に実行された超音波測定（例えば、固定観察窓で）に基づく。しかし、これは一例にすぎない。推定はまた、例えば、経験値に基づいても、例えば、患者の年齢および／または患者の疾患の重症度に基づいてもよい。対応する経験値は、例えば、補助システムの制御装置によってアクセスできるテーブルに格納され得る。また、特に高レベルの補助の場合、流速は、補助システムのフローマシンの電子性能に基づいて推定されることも定められ得る。

ステップｂ）では、パルスドップラー測定は、補助システム内部の観察窓内の補助システムの超音波センサを使用して実施され、観察窓は、ステップａ）で推定される流速を使用して決定される観察窓速度で変位する。超音波センサは、例えば、超音波振動子であってもよい。好ましくは、単一の（一つのみ）超音波センサが提供される。超音波センサはさらに、有利にピエゾ素子で形成される単一の（一つのみ）超音波素子を含むことが好ましい。

観察窓は有利に（常に）、補助システムのチャネル内（特に、流れが可能な限り均一であるもの）に配置される。超音波センサの一次放射方向は、典型的には、補助システムおよび観察窓のチャネルを（中央を通ってまたは中央を）通過する。超音波センサの一次放射方向は、特に補助システムのチャネル内に向く。観察窓は、好ましくは、この領域（チャネル）を可能な限り半径方向に中心に通過する。観察窓は、通常、超音波センサの一次放射方向に沿って、および流体の流れ方向に沿って観察窓速度で変位する。観察窓速度は、ステップａ）で推定される流速の関数として特に決定される。観察窓は、特に、以前に決定された（推定された）、流体（血液）のおよその流速で変位する。

ステップｃ）では、流体の少なくとも一つのフローパラメータは、パルスドップラー測定の測定結果ならびに／またはパルスドップラー測定の測定結果および観察窓速度を使用して決定される。フローパラメータは、好ましくは、流速および／または流体体積流である。流体が流れることができる断面（例えば、チャネルの断面）および流れ輪郭が分かっている場合、流体体積流は、流速から直接決定することができる。格納されたキャリブレーションデータは、必要に応じてこの目的に使用される。このキャリブレーションデータは、各中央流速に適用可能な流れ輪郭を想定して、中央流速から平均流速を推定することを可能にし、次いで、上記平均流速に断面を乗じることによって体積流を計算する。必要であれば、流れ輪郭の寄与は、体積流の最終補正を介しても計算できる。

流速および／または流体体積流の代替的に、または追加的に、フローパラメータは、例えば、（血液）粘度および／またはヘマトクリット値であってもよい。これは特に、ドップラースペクトル（本明細書に提示される解決策に従って改善される）が、流速測定とは別にさらに処理または使用されうることを示すことを意図したものである。例えば、ドップラースペクトル（本明細書に提示される解決策に従って改善される）は、例えば、血液粘度および／またはヘマトクリット値を推定するための、さらなる重要パラメータおよび／またはシステムパラメータを決定するためのさらなる信号処理方法の入力データセットとして使用され得る。

パルスドップラー測定の測定結果は、例えば、ピークとして利用可能であり得る。例えば、キャリブレーションによって、速度、粘度および／またはヘマトクリット値の特定の値などのフローパラメータの特定の値を、スペクトルの特定のピークに割り当てることができる。これにより、格納されたキャリブレーションデータとの比較による、言及されたパラメータの例示的かつ特に有利な決定が可能となる。

一つの有利な構成によれば、ステップｃ）で、流体の流速は、パルスドップラー測定値の測定結果および観察窓速度を使用して決定されることが提案されている。有利なことに、ステップｃ）では、流体の流速（血流速度）と観察窓速度（観察窓の変位速度）との間の速度差のドップラースペクトルが計算される。さらに好ましくは、速度差のドップラースペクトルの主周波数成分（例えば、期待される周波数分布の単純な周波数ピークまたはテンプレートマッチング）は、ステップｃ）で決定される。

特に、ステップｂ）では、新しい超音波パルスは、直前に放射された超音波パルスのエコー（所望の観察窓の距離から超音波素子まで）が受信された時にのみ放射される。新しい超音波パルスは、好ましくは、直前に放射された超音波パルスのすべての（有意な）エコーが受信されたときにのみ放射される。

一つの有利な構成によれば、ステップａ）では、推定は、補助システムのフローマシンの少なくとも一つの動作パラメータに基づいて実施されることが提案されている。言い換えれば、これは、特に、ステップａ）で、流速が、補助システムのフローマシンの少なくとも一つの動作パラメータに基づいて、またはそれの関数として有利に推定されることを意味する。フローマシンのモータ特性マップに基づいて、ポンプ流れの大まかな推定が、駆動部の回転速度（のみ）から、またはフローマシンにわたる差圧および回転速度に基づいて可能であるという事実を特に有利な様式で使用することができる。

フローマシンの動作パラメータは、好ましくは、少なくとも回転速度、電流、出力、または圧力である。動作パラメータは、好ましくは、フローマシンの、例えば、駆動部（例えば、電気モータ）および／またはフローマシンのパドルホイールの回転速度（または回転数）である。患者の血液のおよその粘度は、通常既知である。少なくとも一つの動作パラメータはさらに、好ましくは、フローマシンの回転速度およびフローマシンにわたる差圧を含む。動作パラメータは、流体の推定流速を決定する（推定する）ために使用されることが好ましい。特性マップは、例えば、少なくとも一つの動作パラメータの関数として推定流速が格納される特性マップを使用して、これを実行することができる。

代替的に、または追加的に、補助システムの超音波センサを使用した超音波測定を、ステップａ）で実施することができる。上記超音波測定は、パルスドップラー測定ではないことが好ましい。むしろ、例えば、二つの超音波センサを使用した超音波測定を実施することができ、それによって、該センサは、例えば、補助システムでこの目的のために提供され得る。

一つの有利な構成によれば、観察窓速度は、（相対）ドップラーシフト（流速と観察窓速度との間の）が曖昧さなく表示され得る範囲に変換されるように決定されることが提案される。言い換えれば、観察窓は、血流と観察窓速度との間の相対ドップラーシフトを、曖昧さなく、特に選択された超音波周波数およびＰＲＦと共に表示することができる範囲に変換する速度で移動されるとも言える。

観察窓速度は、流体の（推定または決定される）流速と、特に選択されたパルス繰返し速度（ＰＲＦ）で明確に測定できる範囲で表示された観察窓速度との間に速度差または相対速度があるような方法で決定されることが好ましい。この文脈において、この速度差または相対速度から生じるドップラー周波数は、曖昧さなく決定され得ることが定められていることが特に好ましい。

一つの有利な構成によれば、観察窓速度は、ステップａ）で推定される流速に実質的に対応することが提案されている。本明細書での用語「実質的に」は、１０％以下の偏差を含む。これは、流体の流速と観察窓速度との間の速度差または相対速度を、可能な限り低く設定することに有利に寄与し、これは概して、可能な限り曖昧ではないドップラー周波数スペクトルの表示に有利な効果を有する。観察窓速度がステップａ）で推定される流速に対応する場合、特に好ましい。

一つの有利な構成によれば、観察窓を変位させるために、超音波パルスの放射と超音波パルスから超音波パルスまでの測定時間間隔（の開始時間）との間の時間間隔を変更することが提案されている。特に、観察窓を変位させるために、および／または観察窓速度を設定するために、超音波パルスの放射時間と、超音波パルスから（直ちに）次の超音波パルスまでの測定時間間隔の開始時間との間の時間間隔が、変更され、特に延長または短縮される。

観察窓（測定領域）の位置は、通常、時間間隔を介して指定または設定することができる（流体中の音速が既知である場合）。超音波測定では、散乱体（例えば、血球）からの反射は、超音波パルスの放射の直後に（時間的に）通常振動子の前で直接受信される。次に、波面がさらに進むと、より遠い領域からの反射が受信される。

パルスドップラー法では、受信した信号は、典型的には、超音波パルスの放射時間から時間的に離間した特定の時間間隔でのみ処理される。言い換えれば、これは、特に、開始時間および終了時間を有する測定時間間隔の開始時間が、超音波パルスの放射の時間から時間的に離間しており、この測定時間間隔で受信された放射された超音波パルスの反射のみが評価されることを意味する。

超音波センサに対する観察窓の空間距離、特に超音波振動子の振動子平面は、放射時間と測定時間間隔の開始時間との間の時間間隔の選択を介して選択または設定することができる。超音波振動子のメインビーム方向に沿った観察窓の空間的範囲は、時間間隔（測定時間間隔の開始時間と終了時間との間の時間間隔）の長さを介して選択または設定することができる。

パルスドップラー測定は、通常、多数の個々の超音波パルス、すなわち、周波数ＰＲＦ（パルス繰返し周波数）を有する迅速な一連の放射時間および受信時間からなる。この文脈では、ＰＲＦは特に、放射パルスから放射パルスまでの持続時間である。放射時間とパルスからパルスまでの測定時間間隔の開始時間との間の時間間隔を変更すると、移動観察窓が生じる。

この文脈において、観察窓速度は、例えば、以下のように設定され得る。超音波パルスの放射の開始時間が、時点ｔ_ｏで発生し、観察の開始時間（受信機において）は、時間ｎ・ｔ_{ｂｅｏ，ｓｔａｒｔ}（式中、ｎは自然数である）で発生し、血液中の音速ｃ_０が既知である場合、超音波振動子と観察窓の開始との間の距離ｓ_ｎは、
である。

前述の距離が、ここで「サンプリング速度」１／ＰＲＦ（二つのパルスの間を通過する時間）に関連する場合、観察窓は、次の速度ｖ_{ｂｅｏ，ｓｔａｒｔ}で超音波振動子から離れる方に移動する。

一つの有利な構成によれば、観察窓速度およびサンプリング速度（評価ユニット（測定ユニット）あるいは制御および／または処理装置の）は、互いに適合されることが提案されている。これは、有利なことに、信号対雑音比（ＳＮＲ）の改善に寄与し得る。この文脈において、サンプリング速度は、特に、受信した信号または反射および受信した超音波パルスの評価に寄与する。この文脈において、観察窓速度およびサンプリング速度が、以下の方程式に従って互いに適合される場合、これは特に有利である。

ここでｖ_Ｇａｔｅは、観察窓速度を記述し、ｎは任意の整数であり、ＰＲＦはパルス繰返し速度であり、ｃ_０は流体中の音速であり、ｆ_Ｓはサンプリング速度である。

一つの有利な構成によれば、観察窓速度は、パルスドップラー測定の測定結果および静止散乱体（スペクトル中）によって引き起こされるドップラーシフトが互いに離間するように決定されることが提案されている。これは有利には、求めるドップラー周波数シフトが、例えば大動脈壁などの静止散乱体によって引き起こされるドップラースペクトルの周波数ピークによって被覆されることを防ぐことを可能にする。観察窓速度は、パルスドップラー測定の測定結果および静止散乱体によって引き起こされるドップラーシフトが、スペクトル内の互いの上に表示されず、および／または分離され得るような方法で決定されることが好ましい。

本明細書で説明する方法（観察窓を変位させる）では、例えば大動脈壁など、非移動散乱体によって引き起こされる反射はもはや表示されず、特に０Ｈｚのドップラー周波数では表示されず、代わりに、結果として生じるドップラー周波数を有する観察窓速度に従ってシフトされる。これは、ドップラースペクトルにおける望ましくない被覆または重ね合わせをもたらし得、これは有利には、特に観察窓速度のわずかな変化によって回避され得る。

一つの有利な構成によれば、ステップｃ）で、流体の流速は、観察窓速度およびパルスドップラー測定に基づいて決定される相対速度を加算することによって決定されることが提案されている。この文脈において、流体の実際の流速は、既知の観察窓速度および測定値によって決定される相対速度を加算することによって決定されることが好ましい。

さらなる態様によれば、本明細書で提案された方法を実施するように構成された植込み可能な血管補助システムが提案されている。補助システムは、好ましくは、（電子）制御および／または処理装置（測定ユニット）を含み、これは、本明細書で提案された方法を実施するように構成される。

補助システムは、好ましくは、左心室心臓補助システム（ＬＶＡＤ）または経皮的で低侵襲性の左心補助システムである。さらに、本システムは、完全に埋め込み可能であることが好ましい。言い換えれば、これは具体的には、決定に必要な手段、特に超音波センサが患者の体内に完全に位置してそこに留まっていることを意味する。補助システムはまた、複数の部品で設計されてもよく、または互いに離間して配置され得る複数の構成要素を備えてもよく、それにより、例えば、超音波センサならびに上記超音波センサに接続され得る補助システムの制御および／または処理装置（測定ユニット）は、ケーブルによって互いに分離されて配置され得る。マルチパート設計では、超音波センサから分離されて配置された制御および／または処理装置は、同様に患者の身体の外側に植込みまたは配置され得る。いずれにしても、制御および／または処理電子機器を患者の体内に配置することは必ずしも必要ではない。例えば、制御および／または処理装置が患者の皮膚上または患者の身体の外側に配置され、身体内に配置された超音波センサへの接続が確立されるように、補助システムを植込むことができる。補助システムは、少なくとも部分的に心室に、好ましくは心臓の左心室および／または大動脈に、特に、大動脈弁位置に配置されるように構成され、および／または適することが特に好ましい。

補助システムは、特に（入口）管または（入口）カニューレ、ならびにポンプおよび／または電気モータなどのフローマシンで形成されることが好ましく、チャネルを備えることがさらに好ましい。電気モータは、フローマシンの通常の構成要素である。チャネルは、植込まれた状態で、流体を心臓の（左）心室からフローマシンに誘導することができるように、好ましくは構成される。補助システムは、好ましくは細長く、かつ／またはホース様であるのが好ましい。チャネルおよびフローマシンは、補助システムの反対側に配置された端部の領域内に提供されることが好ましい。

特に、正確にまたはただ一つの超音波センサが提供される。超音波センサは、正確にまたはただ一つの超音波振動子素子を備えることが好ましい。これは、ＰＷＤ法が使用される場合、ドップラー測定に特に十分である。

植込み可能な血管補助システムを備え、植込み可能な血管補助システムを流れる流体の少なくとも一つのフローパラメータを決定するための制御および／または処理装置を備える、請求項１１に記載のシステムは、
ａ）流体の流速を推定するための装置と、
ｂ）補助システム内部の観察窓内の超音波センサを使用してパルスドップラー測定を実施するための装置であって、観察窓が、ステップａ）で推定された流速を使用して決定される観察窓速度で変位する、装置と、
ｃ）パルスドップラー測定の少なくとも一つの測定結果、またはパルスドップラー測定の測定結果および観察窓速度を使用して、流体の少なくとも一つのフローパラメータを決定するための装置と、を含む。

流体の少なくとも一つのフローパラメータを決定するための装置は、パルスドップラー測定の測定結果および観察窓速度を使用して、流体の流速を決定するように設計され得る。

流体の流速を推定するための装置は、特に、補助システムのフローマシンの動作パラメータに基づいて、流体の流速を推定するように設計され得る。

パルスドップラー測定を実施するための装置の観察窓の観察窓速度が、ドップラーシフトを曖昧さなく表示され得る範囲に変換するように設計される場合に有利である。

特に、観察窓速度が、流体の流速を推定するための装置において推定される流速に実質的に対応する場合に有利である。

パルスドップラー測定を実施するための装置は、特に、超音波パルスの放射と、超音波パルスから超音波パルスまでの測定時間間隔との間の時間間隔を変更することによって、観察窓を変位するように設計され得る。

植込まれた血管補助システムを流れる流体の観察窓速度およびサンプリング速度は、特に互いに適合され得る。

システムの一つの有利な実施形態は、パルスドップラー測定の測定結果および静止散乱体によって引き起こされるドップラーシフトが互いに離間するように、決定される観察窓速度を提供する。

特に、人体内に植込まれ得る血管補助システムを流れる流体の少なくとも一つのフローパラメータを決定するためのシステムでは、流体の少なくとも一つのフローパラメータを決定するための装置は、観察窓速度およびパルスドップラー測定に基づいて決定される相対速度を加算することによって、流体の流速を決定するように設計されることが定められ得る。

本方法に関連して論じた詳細、特徴および有利な構成もまた、それに応じて、本明細書に提示される補助システムから生じさせることができ、その逆もまた可能である。この点に関して、特徴のより詳細な特徴づけについて、その記述を完全に参照する。

本明細書で提示する解決策とその技術環境については、図を参照して以下で詳しく説明する。本発明は、示される設計例によって制限されることを意図するものではないことに留意されたい。特に、別段の明示的な記載がない限り、図で説明される事実の部分的な態様を抽出し、それらを他の構成要素および／もしくは他の図ならびに／または本説明からの洞察と組み合わせることも可能である。図が概略的に示されている。

図１は、心臓に植込まれた血管補助システムである。 図２は、心臓に植込まれた血管補助システムのさらなる図である。 図３は、本明細書で提示された一連の方法である。 図４は、例示的なドップラー周波数スペクトルである。 図５は、さらなる例示的なドップラー周波数スペクトルである。 図６は、本明細書で提案された補助システムの詳細図である。 図７ａ、７ｂは、例示的なドップラー周波数スペクトルである。 図８ａ、８ｂは、さらなる例示的なドップラー周波数スペクトルである。 図８ｃは、さらなる例示的なドップラー周波数スペクトルである。 図９ａ、９ｂは、さらなる例示的なドップラー周波数スペクトルである。 図１０は、植込み可能な血管補助システムと、植込み可能な血管補助システムを流れる流体の少なくとも一つのフローパラメータを決定するための制御および／または処理装置とを備えるシステムである。

図１は、心臓２０に植込まれた血管補助システム１０を概略的に示す。補助システム１０は、血液を（左）心室２１から大動脈２２に搬送するのを助けることによって、心臓２０を補助する。この目的のために、補助システム１０は、図１によって例示されるように、大動脈弁２３内に固定される。１００％の補助のレベルでは、補助システム１０（ＬＶＡＤ）は、血液流体積流全体を搬送する。補助レベルは、心室２１から大動脈２２への血液の総体積流に対する、補助システム１０のポンプなどの搬送手段によって、補助システム１０を通って搬送される体積流の割合を記述する。

したがって、１００％の補助レベルでは、心室２１からの総流体体積流３２と補助システム１０を通る流体体積流３１は同一である。大動脈弁またはバイパス体積流（ここに図示せず、記号Ｑａ）は、結果としてゼロとなる。総流体体積流３２は、（総）心拍出量（ＣＯ、記号Ｑ_ＣＯ）として記述されてもよい。流体体積流３１はまた、補助システム１０自体を通る流れのみを定量化する、いわゆるポンプ体積流（記号Ｑｐ）とも呼ぶことができる。したがって、補助のレベルは、Ｑｐ／Ｑ_ＣＯの比率から計算することができる。

例として、図１による補助システム１０は、大動脈弁位置にある心臓補助システムである。心臓補助システム１０は、心臓２０内に配置される。血液は心室２１から引き出され、大動脈２２内に送達される。心臓補助システム１０（ポンプ部分）の動作は、血流３１を生成する。

図１に示すタイプの補助システム１０では、血液は、大動脈弁２３を通って（心臓）補助システム１０のカニューレ様セクションまたはチャネル２００の内部で搬送され、大動脈２２の領域に再び排出される。補助システム１０（心室２１内に突出する）の先端は、超音波振動子の組込みに特に好適であるのが好ましく、その結果、血液が超音波振動子から離れて（心臓）補助システム１０のカニューレ様セクションまたはチャネル２００へと流れる。

図２は、心臓２０内のさらなる植込まれた血管補助システム１０を概略的に示す。例として、図２による補助システム１０は、心尖位置にある心臓補助システムである。参照符号は一貫して使用されるため、図１に関する先行する記述は、完全に参照されることができる。

図２に示すタイプの補助システム１０では、血液はカニューレ様セクションまたはチャネル２００を通って引き込まれ、心臓２０の外側のバイパス１９を通って大動脈２２に戻る。この場合、（心臓）補助システム１０のポンプハウジングにおける超音波振動子の組込みは、心室２１の方向に血液中に引き込むカニューレ様セクション２００から見ることが最も適している。言い換えれば、これは特に、超音波振動子が補助システム１０内に配置され、チャネル２００に向かっておよび心室２１に向かって配向されることを意味する。この場合、血流は超音波振動子に向かって流れる。ここで提案する方法は、測定窓の移動方向のみを調整する必要があるため（例えば、コンピュータプログラムで）、図１および図２の両方の変形例と等しく良好に機能する。

図３は、植込み可能な血管補助システムを流れる流体の少なくとも一つのフローパラメータを決定するため、システム内の本明細書に提示される一連の方法を概略的に示す。

方法は、植込まれた血管補助システムを流れる流体の流速を決定するために使用される。ブロック１１０、１２０、および１３０を有する図示の一連の方法のステップａ）、ｂ）、およびｃ）は、単なる例であり、通常の動作配列の結果であり得る。ブロック１１０では、流体の流速が推定される。ブロック１２０では、パルスドップラー測定は、補助システム内部の観察窓内の補助システムの超音波センサを使用して実施され、それによって、観察窓は、ステップａ）で推定される流速を使用して決定される観察窓速度で変位する。ブロック１３０では、流体の少なくとも一つのフローパラメータは、パルスドップラー測定の少なくとも一つの測定結果、ならびに／またはパルスドップラー測定の測定結果および観察窓速度を使用して決定される。

方法の例示的な図では、
・直径入口または測定領域は、例えば、５ｍｍであること、
・測定される最大血流は、例えば、Ｑ＝９ｌ／分であること、
・結果としての最大血流速度は、ｖ_{Ｂｌｕｔ，ｍａｘ}＝７．６４ｍ／ｓであること、
・血液中の音速は、例えば、ｃ_Ｂｌｕｔ＝１，５４０ｍ／ｓであること、
・超音波周波数は、例えば、ｆ_０＝６ＭＨｚであること、
・超音波素子の表示窓の始点までの距離は、例えば、２５ｍｍであること、
・発信された超音波ＰＷＤパルス当たりの超音波振動サイクル数は、例えば、１０であること、
・超音波パルスによって生成される波形パケットの結果としての長さ（距離）は、Ｉ_{Ｂｕｒｓｔ}＝ｃ_０×１０／ｆ_０＝２．５７ｍｍであること、
・結果として生じる超音波パルスの最大伝播距離は、ｄ＝５５．１３ｍｍであること、などのパラメータが推定される。

放射の方向への直接的な測定のため（流れ方向は一次放射方向に対応する、α＝０）、これらの仕様は以下の（予想）最大ドップラーシフトをもたらす。

測定は、パルスドップラー測定として実施されるべきであり、新しい超音波パルスは、直前に放射された超音波パルスのすべての有意なエコーが減衰するときのみ放射される。これに使用されるパルス繰返し速度（ＰＲＦ）の選択は、以下で説明される。

（ナイキスト）サンプリング定理を考慮すると（ただし、ここで考慮する必要はないか、または流体と観察窓との間の相対速度のみが記録される必要があるため、観察窓が変位するまでは条件をみたすほどにならない）、実値解析における５９．５３ｋＨｚの最大ドップラー周波数は、以下の最小パルス繰返し速度または最小パルス繰返し周波数が、
設定される必要があるであろうことを意味する。

しかしながら、ここでの焦点である植込まれた血管補助システムの場合、以下の最大パルス繰返し速度ＰＲＦ_ｍａｘは、補助システムの幾何学的考察（超音波パルスの最大伝播距離）または幾何学的境界条件、ならびに関連する全ての信号構成要素の結果として生じる通過時間に由来する。

したがって、ここでのパルスドップラー測定（すなわち、焦点である補助システム用）の最大パルス繰返し速度は、最大発生ドップラーシフトの二倍未満である。

これらの境界条件は、サンプリング定理の違反をもたらし、結果として、以下のセクションで説明するように、評価または方法（観察窓を変位させる）によって修正できる測定結果の曖昧さをもたらす。

しかしながら、第一に、これらの境界条件で発生する問題を説明するために、結果として生じる曖昧さを図４および５に図示する（これは有利には、本明細書に提示される方法によって回避することができる）。図４は、例示的なドップラー周波数スペクトル４０を概略的に示す。図４は、３ｌ／分の体積流でのドップラーシフトおよび約２５ｋＨｚのパルス繰返し速度を示す。主周波数成分４１（ピーク）は、約０Ｈｚでキャリア周波数未満である。図５は、さらなる例示的なドップラー周波数スペクトル４０を概略的に示す。図５は、３ｌ／分の体積流でのドップラーシフトおよび約２０ｋＨｚのパルス繰返し速度を示す。主周波数成分４１（ピーク）は約＋８ｋＨｚである。これは特に、異なる周波数が、異なるＰＲＦおよび同一の体積流で出力されることを示しており、結果として、ポンプによって設定された体積流は、本明細書に記述される本発明の使用なしには明白に決定することができない。２０ｋＨｚのＰＲＦで、例えば、ピークは、約８ＫＨｚの周波数で３ｌ／分であり、これは特に、０．７７ｍ／ｓの速度または０．９ｌ／分の体積流量に対応する。しかし、この例では、実際の体積流（測定予定）は３ｌ／分である。これらの測定はまた、８ＭＨｚの超音波周波数で実施された。

ここで提案する解決策の意味での例示的な方法であって、それぞれの曖昧な測定結果が有利に回避され得る例示的な方法を、以下のセクションに記載する。

この目的のために、観察窓は、流体（ここでは血液）の推定流速を使用して決定される観察窓速度で変位することが提案されている。これにより、有利なことに、ドップラーシフトを、選択された超音波周波数およびＰＲＦを使用して曖昧さなく表示することができる範囲に変換することができる。観察窓の変位に関連して、血流速度の径方向断面が超音波素子への軸方向伸長の特定の範囲（数センチメートル）にわたって変化しない場合、特に有利である。記載の方法は、例えば、図１の実施例として示される大動脈弁位置のシステム、または例えば、図２の実施例として示されるように、また、尖端に配置されたシステムにおいて、異なるタイプの心臓補助システムにおいて使用することができる。

超音波ベースのポンプ体積流測定は、通常、補助システムに組み込まれる一つ以上の超音波振動子、および随意に空間的にオフセットされる（電子）制御および／または処理装置に基づいており、これはまた、測定ユニットと呼ばれてもよい。空間的にオフセットされる制御および／または処理装置は、植込まれて配置され、経皮リードによって体外接続されて配置されてもよい。植込み可能な血管補助システムと共に、次いで、植込み可能な血管補助システムを流れる流体の少なくとも一つのフローパラメータを決定するためのシステムを形成する。

図１および図２の記載された実施形態は、特に、超音波振動子のメインビーム方向に沿って観察窓（測定領域または測定窓）を位置付けることができるように、パルスドップラー測定方法（パルス波ドップラー）を必要とする。制御および／または処理装置ならびに／あるいは測定ユニットのタスクは、一つ以上の超音波振動子によって放射される適切な超音波パルスを生成し、受信した散乱超音波エネルギー（反射、エコー）を受信および増幅し、受信した信号を処理してドップラー周波数スペクトルを計算することである。

血液中の十分に既知の音速を考慮すると、観察窓の位置の選択は、通常、時間間隔を介して行われる。超音波パルスの放射後、散乱体（例えば、血球）からの反射は、振動子の前で直ちに受信される。次に、波面がさらに進むと、より遠い領域からの反射が受信される。パルスドップラー法では、受信した信号は、超音波パルスの放射時間から時間的に離間した特定の時間間隔でのみ処理される。

超音波振動子の振動子平面に対する観察窓の空間距離は、時間間隔の選択を介して選択または設定することができる。超音波振動子のメインビーム方向に沿った観察窓の空間的範囲は、時間間隔の長さを介して選択または設定することができる。

パルスドップラー測定は、通常、多数の個々の超音波パルス、すなわち、周波数ＰＲＦ（パルス繰返し周波数）を有する迅速な一連の放射時間および受信時間からなる。この文脈では、ＰＲＦは特に、放射パルスから放射パルスまでの持続時間である。放射とパルスからパルスまでの測定時間間隔との間の時間間隔を変化させることは、移動観察窓をもたらす。言い換えれば、これはまた、観察窓を変位させるために、超音波パルスの放射と測定時間間隔の開始点との間の時間間隔を、超音波パルスから超音波パルスまで変更する必要があることを意味する。

図６は、ここで提案した補助システム１０の詳細図を概略的に示す。図６の図は、ここで提案する方法を使用できる心臓補助システム１０の構造の一例に関する。

ここでの超音波素子１８は、超音波センサ１８を表し、血流速度の方向に放射する。補助システム１０の入口ケージ１２（開口部を備える）の領域では、流入血液３１は、一定の流れ輪郭をまだ示さない。しかしながら、領域２０２および２０４の下流のさらなる進路では、径方向の流れ輪郭はほぼ一定である。したがって、観察窓２０１は、有利に、観察窓速度ｖ_Ｇａｔｅでこの領域内で変位することができる。図１および図２に示す実施形態では、領域２０２および２０４は、例えば、チャネル２００内に配置することができる。

例えば、以下の方程式の数７（４）に示されるように、超音波センサ１８のピエゾ素子から離れるｖ_Ｂｌｕｔ＝３ｍ／ｓの流速が、２５ｋＨｚのＰＲＦおよびｆ_０＝４ＭＨｚの超音波周波数の固定観察窓で測定される場合、－１５．５８ｋＨｚのドップラーシフトが生じる。２５ｋＨｚの所与のＰＲＦ、ならびに正および負の速度の評価では、このドップラーシフトは、ドップラースペクトルの負の部分にはもはや表示することができなくなり、したがって、スペクトルの正の周波数領域において９．４２ｋＨｚとして表示される。

しかしながら、（ここに提案されたように）観察窓２０１が、例えば、超音波センサ１８のピエゾ素子から離れる、ｖ_Ｇａｔｅ＝１．７５ｍ／ｓの変位速度で移動される場合、例えば、変換される結果として生じる（または相対）流速が低減され、ここでは、例えば、３ｍ／ｓ―１．７５ｍ／ｓ＝１．２５ｍ／ｓに低減される。２５ｋＨｚのＰＲＦでは、－６．４９ｋＨｚの結果として生じるドップラーシフトを、曖昧さなくドップラースペクトルに表示することができる（以下の方程式の数７（７）を参照）。

これは、ドップラーシフトが曖昧さなく表示され得る範囲に変換されるように、観察窓速度をどのように決定することができるか、および観察窓速度を決定することができる一例である。

補助システムを通る血液の流速の以前に実行された推定は、特に、ここでの観察窓速度の対応する決定の基礎である。この推定は、有利には、補助システム１０の超音波センサ１８を使用した、以前に実行された超音波測定（例えば、固定観察窓で）に基づく。しかし、これは一例にすぎない。推定はまた、例えば、経験値に基づいても、例えば、患者の年齢および／または患者の疾患の重症度に基づいてもよい。

図７は、例示的なドップラー周波数スペクトルを概略的に示す。示されるドップラー周波数スペクトルは、例えば、本明細書に提示される方法の使用から生じ得る。

図７は、直径６ｍｍを有する、焦点のないピエゾ素子を有する、超音波周波数４ＭＨｚおよび２５ｋＨｚのＰＲＦにおける３ｍ／ｓの血流速度でのドップラースペクトルを示す。図７ａは、ピエゾ素子から２５ｍｍの固定距離の観察窓を有する測定のエイリアス表示の（曖昧さを伴う）ドップラースペクトルを示す。対照的に、図７ｂは、ピエゾ素子から変位速度（観察窓速度）１．７５ｍ／ｓで、観察窓が１５ｍｍから２５ｍｍにシフトした、非エイリアス表示（明確な）ドップラースペクトルを示す。

図７に示すドップラースペクトルの各々に、二つの偏向またはピークがさらに見られ得る。すなわち、大動脈壁（非移動散乱体）によって引き起こされるドップラーシフトから生じるピーク４２、および移動散乱体（例えば、血球）上の反射によって引き起こされるピーク４３である。図７および図８では、実線はフーリエ変換の結果を記述し、破線はいわゆるウェルチ法の結果を記述する。

図７は、ここで説明する方法によってエイリアシングを防ぐ方法を示す。図７ｂはさらに、スペクトルの右側の観察窓を変位させることによって、０Ｈｚを超える第二のピーク４２をいかにして結果として生じるかを示す。このピーク４２（例えば、非移動散乱体大動脈壁のドップラーシフトを記述する）は、観察窓と、例えば大動脈壁などの静止組織との相対移動から生じ、観察窓のドップラー周波数または観察窓速度に影響を与えるドップラー周波数を示す。

図７ｂはまた、二つのピークのピーク幅（図７ａのピーク幅と比較して）が、観察窓の移動によって変化することを示す。大動脈壁の静止組織上の反射によって引き起こされるピーク４２は、広がる。対照的に、血流速度で移動する散乱体（血球など）によって引き起こされるピーク４３は、狭くなる。

図８は、他の例示的なドップラー周波数スペクトルを概略的に示す。示されるドップラー周波数スペクトルは、例えば、本明細書に提示される方法の使用から生じ得る。

図７に見られる信号対雑音比（ＳＮＲ）の劣化は、観察窓速度と受信信号のサンプリング速度との間のミスマッチの結果であり、観察窓にジッタを引き起こす。ジッタを低減し、それによってスペクトル内のＳＮＲを改善することは、例えば、サンプリング周波数を観察窓速度に適合させ、受信した信号を再サンプリングし、および／またはオーバーサンプリングすることによって達成することができる。

以下の方程式の数８（１０）は、観察窓の観察窓速度およびサンプリング速度が、特に有利な様式で互いに適合され得る方法を示す。図８は、ＳＮＲを改善する前述の可能性を示す。

方程式の数８（１０）は、血中の所与の音速ｃ_０、所与のＰＲＦ、および所与のサンプリング速度ｆｓにおけるＳＮＲを最大化するために、観察窓速度が、特に有利な様式でどのように選択され得るかを示す。

これは、観察窓速度およびサンプリング速度を互いに適合させることができる例、および該当する場合には、その方法の例である。

図８－１の８ａ、８ｂ、および図８－２の８ｃはそれぞれ、直径４ｍｍ、超音波周波数８ＭＨｚ、およびＰＲＦ４０ｋＨｚの非焦点ピエゾ素子を使用するときに、３ｍ／ｓの流速で、本明細書に記載された方法を使用した後のドップラースペクトルを示す。結果を図８－１の８ａ、８ｂおよび図８－２の８ｃに示す各測定では、観察窓は、ピエゾ素子から１５ｍｍの距離から３０ｍｍの距離に移動する。

図８－１の図８ａおよび８ｂでは、観察窓は、１．７５ｍ／ｓの（観察窓）速度で移動した。２０ＭＨｚのサンプリング速度を図８ａに使用し、１００ＭＨｚのサンプリング速度を図８ｂに使用した。図８－２の８ｃは、２０ＭＨｚの適合サンプリング速度および１．５４ｍ／ｓの観察窓の変位速度を有するＳＮＲを示す。

本明細書に記述する方法を使用する場合、有利には、別の目的、すなわち、高い血流速度における求める周波数ピークのスペクトル拡大の低減を達成することが可能である。この追加効果は、通常、本明細書に記載される方法に従って機能しない評価方法（固定観察窓で）を使用する場合には達成できない。血液の流速によって引き起こされるドップラースペクトルにおけるこれらのより狭い周波数ピークに基づいて、一次速度成分の決定（推定）の精度を著しく改善することができる。

ｖ_Ｇａｔｅで観察窓を変位させると、血液中の移動散乱体（血球など）のおよその推定流速は、｜ｖ_Ｂｌｕｔ－ｖ_Ｇａｔｅ｜＜ｖ_Ｂｌｕｔのすべての移動散乱体について観察窓内の滞留時間を延長する。これは有利には、Ｎは、散乱体が観察窓内にある間のサンプル数に対応する後続のフーリエ変換における積分ゲインのため、のＳＮＲ（振幅）の改善をもたらし得る。
静止散乱体、例えば、｜ｖ_Ｂｌｕｔ－ｖ_Ｇａｔｅ｜＜ｖ_Ｂｌｕｔの条件を満たさない大動脈壁については、散乱体は、従来の評価のように、観察期間全体の間に観察窓内で移動しなくなる。ここで説明する方法を使用することで、この持続時間は、特に血液の流速または観察窓速度の関数として、大幅に短縮される。これは、言い換えれば、以下のようにも説明できる。静止窓および“一つの”静止散乱体の場合、波列全体がそれに反映される。結果として、観察期間が、波列のパルス持続時間以下になるように選択される場合、パルスの一部分は、観察期間全体の間にそれに反映される。観察窓（時間領域）におけるこの長い滞留時間は、スペクトル（周波数領域）の狭帯域ピークを生成する。窓を移動させることで、滞留時間が短縮され、スペクトルのピークはより広帯域になる。図７に示すように、（既知の方法と比較して）積分ゲインの結果としての減少は、静止散乱体（もはや０Ｈｚではない）によって引き起こされる周波数ピークの拡大、およびスペクトル内の信号エネルギーの不鮮明化につながる。

本明細書に記述する方法のさらなる特別な利点は、観察窓（観察窓速度）の変位速度が、特定の限界内で自由に選択され得ることである。例えば、以下のドップラーシフトを経験する、ｖ_Ｇａｔｅで観察された静止散乱体が、
血流によって引き起こされる求めるドップラーシフトと同じ周波数領域にある場合（二つではなく、スペクトル内で一つのピークのみが検出される）、観察窓の変位速度を有利にわずかに変更することができ、そのため、求める周波数ピークは、静止散乱体によって引き起こされる著しく強い周波数ピークによってもはや被覆されない。この効果を図９に概略的に示す。スペクトル拡大の減少は、この概略図では考慮されない。

図９は、他の例示的なドップラー周波数スペクトルを概略的に示す。示されるドップラー周波数スペクトルは、例えば、本明細書に提示される方法の使用から生じ得る。

観察窓の変位速度ｖ_Ｇａｔｅをわずかに変化させることによって、静止散乱体によって引き起こされる周波数ピークによる血流速度によって引き起こされる、求める周波数ピークの被覆を除去することができる。

図９ａでは、流速４４の求めるドップラー周波数が被覆されている。図９ｂでは、流速４４の求めるドップラー周波数はもはや被覆されていない。観察窓（観察窓速度）の変位速度をわずかに変更して、これを実行した。これは、パルスドップラー測定の測定結果と、静止散乱体によって引き起こされるドップラーシフトとが互いに離間するように、観察窓速度が決定され得ることの例であり、および該当する場合にはその方法の例である。

本明細書に特に提示される解決策により、以下の利点のうちの一つ以上が可能になる。
・ＰＷＤベースの流速、または体積流測定は、測定窓と超音波振動子との間に大きな距離があっても可能となる。
・補助システム（ＶＡＤ）の幾何学的境界条件による、ドップラーシフトの幾何学的に引き起こされた曖昧さの解決。
・スペクトル拡大の減少。
・ドップラー周波数推定の精度の向上。
・流速のより正確な決定。
・求めるドップラー周波数シフトが、例えば大動脈壁などの静止散乱体によって引き起こされるドップラースペクトルの周波数ピークによって被覆されることを防止すること。

図１０に示すシステム４５は、植込み可能な血管補助システム１０を備え、植込み可能な血管補助システム１０を流れる流体３１の少なくとも一つのフローパラメータを決定するための制御および／または処理装置４６を含む。制御および／または処理装置４６は、経皮リードによって植込み可能な血管補助システム１０に接続され、体外に配置され得る。制御および／または処理装置４６はまた、原則として、人体に植込まれるように設計され得ることに留意されたい。

制御および／または処理装置４６には、流体３１の流速を推定するための装置４８がある。制御および処理装置４６は、図６に示す超音波センサ１８を使用して、補助システム１０内の図６に示す観察窓２０１内にパルスドップラー測定を実施するための装置５０を備え、それによって、観察窓２０１は、推定流速を使用して決定される観察窓速度で変位する。

パルスドップラー測定を実施するための装置５０は、超音波パルスの放射と超音波パルスから超音波パルスまでの測定時間間隔との間の時間間隔を変更することによって、観察窓２０１を変位するように設計される。

制御および処理装置４６は、パルスドップラー測定の少なくとも一つの測定結果、またはパルスドップラー測定の測定結果および観察窓速度を使用して、流体の少なくとも一つのフローパラメータを決定するための装置５２をさらに含む。流体の少なくとも一つのフローパラメータを決定するための装置５２は、観察窓速度とパルスドップラー測定に基づいて決定される相対速度とを加算することによって、パルスドップラー測定値の測定結果および観察窓速度を使用して流体の流速を決定するように設計される。

流体３１の流速を推定するための装置４８は、補助システム１０のフローマシンの動作パラメータに基づいて、流体３１の流速を推定するために使用される。

パルスドップラー測定を実施するための装置の観察窓２０１の観察窓速度は、ドップラーシフトを曖昧さなく表示することができる範囲に変換するように設計され、観察窓速度は、流体３１の流速を推定するために装置４８で推定される流速に実質的に対応する。

システムでは、植込まれた血管補助システム１０を流れる流体３１の観察窓速度およびサンプリング速度は、互いに適合される。観察窓速度は、パルスドップラー測定の測定結果と、静止散乱体によって引き起こされるドップラーシフトとが、互いに離間するように決定される。

（参照番号のリスト）
１０ 血管補助システム
１２ 入口ケージ
１８ 超音波センサ
１９ バイパス
２０ 心臓
２１ 左心室
２２ 大動脈
２３ 大動脈弁
３１ 流体体積流／血流
３２ 総流体体積流
４０ ドップラー周波数スペクトル
４１ 主周波数成分
４２ 非移動散乱体のドップラーシフトによるピーク
４３ 移動散乱体によるピーク
４４ 流速
４５ システム
４６ 制御および／または処理装置
４８ 流速を推定するための装置
５０ パルスドップラー測定を実施するための装置
５２ フローパラメータを決定するための装置
２００ チャネル
２０１ 観察窓

Claims (16)

1. 心臓補助システムにおける血液の少なくとも一つのフローパラメータを決定することによって前記心臓補助システムの動作を制御する方法であって、
   前記心臓補助システムのフローマシンの動作パラメータに基づいて前記血液の流速を推定するステップと、
   前記心臓補助システムの超音波センサーを使用してパルスドップラー測定を行い、少なくとも一つのドップラー測定結果を生成するステップと、
   前記超音波センサーが向けられる観察窓は、前記パルスドップラー測定中に、前記パルスドップラー測定を実行するための前記心臓補助システムのカニューレ状部分内にあり、
   前記観察窓は、推定された前記血液の流速に基づく観察窓速度で前記血液の流れの方向に変位し、
   少なくとも一つのドップラー測定結果に基づいて、前記血液の前記少なくとも一つのフローパラメータを決定するステップと、を含む方法。
2. 前記血液の前記少なくとも一つのフローパラメータを決定するステップは、前記少なくとも一つのドップラー測定結果と前記観察窓速度とに基づいて前記血液の前記流速を決定するステップを含む、請求項１に記載の方法。
3. ドップラーシフトが周波数スペクトル上に曖昧さなく表示され得る範囲に変換されるように前記観察窓速度を決定するステップをさらに含む、請求項１に記載の方法。
4. 前記観察窓速度は、推定された前記血液の流速に実質的に対応する、請求項１に記載の方法。
5. 超音波パルスの放射と測定のための時間間隔の開始時間との間の時間的な離間を変更することによって前記観察窓を変位させるステップをさらに含み、前記測定のための時間間隔において受信された、放射された前記超音波パルスの反射のみを使用して前記少なくとも一つのドップラー測定結果を生成する、請求項１に記載の方法。
6. 前記観察窓速度とサンプリング速度とが互いに相関している、請求項１に記載の方法。
7. 前記少なくとも一つのドップラー測定結果と静止散乱体によるドップラーシフトとが周波数スペクトル上で互いに離間するように前記観察窓速度を決定するステップをさらに含む、請求項１に記載の方法。
8. 前記血液の前記少なくとも一つのフローパラメータを決定するステップは、前記観察窓速度と前記少なくとも一つのドップラー測定結果に基づいて決定される相対速度とを加算することによって血液の前記流速を決定するステップを含む、請求項１に記載の方法。
9. 心臓補助システムであって、該心臓補助システムは、
   該心臓補助システムを通って流れる血液の少なくとも一つのフローパラメータを決定するように構成されているコントローラを含み、該コントローラは、
   前記心臓補助システムのフローマシンの動作パラメータに基づいて前記血液の流速を推定するように構成されている装置と、
   超音波センサーを使用してパルスドップラー測定を行い、少なくとも一つのドップラー測定結果を生成するように構成されている装置と、
   前記超音波センサーが向けられる観察窓は、前記パルスドップラー測定中に、前記パルスドップラー測定を実行するための前記心臓補助システムのカニューレ状部分内にあり、
   前記観察窓は、推定された前記血液の流速に基づく観察窓速度で前記血液の流れの方向に変位し、
   少なくとも一つのドップラー測定結果に基づいて、前記血液の少なくとも一つのフローパラメータを決定するように構成されている装置と、を含む心臓補助システム。
10. 前記血液の前記少なくとも一つのフローパラメータを決定するように構成されている前記装置は、少なくとも一つのドップラー測定結果と前記観察窓速度とに基づいて前記血液の流速を決定するように構成されている、請求項９に記載のシステム。
11. 前記観察窓の前記観察窓速度は、ドップラーシフトが周波数スペクトル上に曖昧さなく表示され得る範囲内にあるように選択されている、請求項９に記載のシステム。
12. 前記観察窓速度は、推定された前記血液の流速に実質的に対応する、請求項９に記載のシステム。
13. 前記パルスドップラー測定を行うように構成されている前記装置は、超音波パルスの放射と測定のための時間間隔の開始時間との間の時間的な離間を変更することによって前記観察窓を変位させるように構成されている、請求項９に記載のシステム。
14. 前記観察窓速度と前記心臓補助システムを流れる前記血液のサンプリング速度とが互いに相関している、請求項９に記載のシステム。
15. 前記パルスドップラー測定の前記測定結果と静止散乱体によるドップラーシフトとが周波数スペクトル上で互いに離間するように前記観察窓速度が決定されている、請求項９に記載のシステム。
16. 前記血液の前記少なくとも一つのフローパラメータを決定するように構成されている前記装置は、前記観察窓速度と前記パルスドップラー測定に基づいて決定される相対速度とを加算することによって前記血液の流速を決定するように構成されている、請求項９に記載のシステム。