NL1032272C2

NL1032272C2 - Werkwijze en inrichting voor het bepalen van het debiet in een bloedvat.

Info

Publication number: NL1032272C2
Application number: NL1032272A
Authority: NL
Inventors: Gheorghe Aurel Marie Pop
Original assignee: Martil Instr B V
Priority date: 2005-09-15
Filing date: 2006-08-03
Publication date: 2007-05-16
Also published as: CA2622277A1; ATE422328T1; US20090209872A1; DE602006005172D1; BRPI0616062A2; EA200800826A1; EA011969B1; NL1032272A1; WO2007032665A2; WO2007032665A3; AU2006291620B2; EP1933701B1; AU2006291620A1; JP2009508569A; EP1933701A2

Description

7 ,

WERKWIJZE EN INRICHTING VOOR HET BEPALEN VAN HET DEBIET IN EEN BLOEDVAT

5 De uitvinding betreft een werkwijze voor het bepalen van het debiet in een bloedvat.

Het is bekend om het debiet in een bloedvat te bepalen door middel van Doppler metingen in samenhang met echografie. Een andere bekende methode is een meting in het 10 hart middels thermodilutie via een Swan-Ganz katheter.

De bekende methodes zijn of omslachtig en belastend voor de patiënt, of tamelijk onnauwkeurig. De uitvinding beoogt derhalve een werkwijze van de genoemde soort te verschaffen, waarmee een meting van het debiet in een bloedvat nauwkeurig en 15 efficiënt te doen is.

Dit doel wordt bereikt met de werkwijze, zoals gekenmerkt in conclusie 1.

De in het bloedvat gemeten impedantie heeft een nauwkeurig bepaalbare relatie met de viscositeit van het bloed, 20 die afhankelijk is van de momentane afschuifsnelheid. Bij een bepaalde stroomsnelheidsverdeling over de doorsnede van het bloedvat is de afschuifsnelheidsverdeling eveneens bepaald.

Wanneer op een bepaalde plek, bijvoorbeeld centraal in het bloedvat de gemiddelde afschuifsnelheid wordt bepaald 25 door de impedantie te meten, kan aan de hand van het stromingspatroon bepaald worden wat de gemiddelde stroomsnelheid en derhalve het debiet in het bloedvat is, wanneer ook de doorsnede bekend is.

Bij een constante temperatuur wordt de viscositeit 30 van bloed door een aantal factoren bepaald, waaronder de stroomsnelheid en meer in het bijzonder de afschuifsnelheid.

1032272

' I

2

Dit zijn belangrijke factoren omdat bloed een niet-Newtoniaanse j vloeistof is, hetgeen betekent dat de viscositeit ervan varieert met verschillende afschuifsnelheden. Bij lagere afschuifsnelheden neemt de bloedviscositeit scherp toe, omdat 5 de rode bloedcellen de neiging hebben om zich te groeperen ("rouleaux formatie"). Bij toenemende afschuifsnelheden valt de rouleaux formatie uit elkaar en hebben de rode bloedcellen de neiging om in de stromingsrichting achter elkaar te bewegen, waarbij de viscositeit afneemt en tenslotte vrijwel constant 10 wordt.

Naast de stromingsomstandigheden is bepalend voor de bloedviscositeit en dus voor de impedantie, de hematocrietwaarde. Bij hogere hematocrietwaarden neemt de neiging van de rode bloedcellen om zich te groeperen toe, omdat 15 er meer cellen aanwezig zijn en de afstand tussen deze afneemt.

Bij toenemende hematocrietwaarden neemt de viscositeit dus toe.

Bij een vaste afschuifsnelheid zal de hematocriet 90% van de bloedviscositeit bepalen. Een andere factor die van belang is, is de "lijm" tussen de rode bloedcellen tijdens de groepering, 20 die wordt gevormd door bepaalde macro moleculen, waarvan fibrinogeen de belangrijkste is. Bij een vaste afschuifsnelheid en hematocrietwaarde zal de fibrinogeen 5% van de viscositeit bepalen.

De bloedviscositeit speelt een belangrijke rol bij 25 het optreden van trombose en is de belangrijkste factor in de microcirculatoire bloedvoorziening van elk orgaan. De evaluatie van de bloedviscositeit en de meting daarvan is derhalve op cardiovasculair gebied gunstig ter voorkoming van trombose en embolie, terwijl in de intensive care omstandigheden de 30 bloedvoorziening van kritische organen verbeterd kan worden en * t 3 de perifere weerstand kan worden verminderd. Aangezien verder een versterkte groepering van rode bloedcellen optreedt bij een ontsteking, is gebleken dat hyperviscositeit een indicator is van ontstekingsactiviteit.

5 In het kader van de viscositeitsbepaling van bloed door of met behulp van impedantiemetingen, is het nu volgens de uitvinding mogelijk om met dezelfde impedantiemeting debiet te meten, hetgeen nuttig gebruikt kan worden voor het bepalen van bijvoorbeeld de pompfunktie ("cardiac output") van het hart.

10 Een gunstige verdere ontwikkeling van de werkwijze volgens de uitvinding is gekenmerkt in conclusie 2. Hoewel de viscositeit en de impedantie van het bloed afhankelijk zijn van de afschuifsnelheid, treedt bij een variatie van de afschuifsnelheid een zekere vertraging op in het instellen van 15 de overeenkomstige variatie van de viscositeit en impedantie.

Dit wordt veroorzaakt doordat de rouleaux formatie en het uiteenvallen daarvan enige tijd vergt. Door deze vertraging zal in een niet-laminaire stroming of in een laminaire stroming die . zich kort na een niet-laminaire stroming instelt, de 20 viscositeit behoorlijk gelijkmatig zijn. De invloed van de stroomsnelheidsverdeling is hierdoor minder significant en er is sprake van een bruikbare relatie tussen de viscositeit en de impedantie enerzijds en de gemiddelde stromingssnelheid anderzijds.

25 Met de werkwijze volgens conclusie 2 wordt hiervan gebruik gemaakt. Door de relatie tussen de gemiddelde stromingssnelheid en de impedantie te bepalen en gebruiken, wordt de werkwijze volgens de uitvinding eenvoudiger.

Indien het inderdaad gewenst is de pompfunktie van 30 het hart te bepalen, dat wil zeggen de hoeveelheid bloed die I , 4 het hart per tijdseenheid kan verpompen, wordt bij voorkeur de maatregel van conclusie 3 toegepast.

Om de impedantie van het bloed op een betrouwbare wijze te kunnen meten, wordt de maatregel van conclusie 4 5 toegepast.

Aangezien de stroomsnelheid en dus de afschuifsnelheid varieert tijdens de hartcyclus, wordt bij voorkeur de maatregel van conclusie 5 toegepast. Door telkens de meting in dezelfde periode van het ECG uit te voeren, wordt 10 een goed vergelijkbare meetwaarde verkregen.

Teneinde de kwaliteit van de meetwaarde verder te verbeteren, wordt bij voorkeur de maatregel van conclusie 6 toegepast. Hierdoor worden incidentele verschillen in stroomsnelheid en dus in impedantie vereffend over het aantal 15 hartcycli.

De Gebleken is dat de meting in het rechter atrium vindt bij voorkeur plaats in een periode dat het atrium goed gedilateerd is, waardoor de interferentie van het elektrische veld rond de katheter met de wand van het rechter atrium klein 20 is. Een geschikte periode is daarom het einde van de systole. Bij voorkeur vindt de meting op geschikte wijze plaats kan vinden gedurende de diastole. Er treedt dan een rustige stroming op, die goed reproduceerbaar is.

Zoals eerder opgemerkt, zijn nog andere parameters 25 van belang voor de absolute waarde van de viscositeit en dus van de impedantie. Voor een volledige bepaling van de stroomsnelheid met behulp van de werkwijze volgens de uitvinding, dienen deze parameters dus tevoren worden vastgesteld. Een gunstige werkwijze daarvoor is gekenmerkt in 30 conclusie 8.

1 I

5

De bepaling van hematocriet en van het fibrinogeengehalte zijn algemene bekende meetmethoden. Deze kunnen onafhankelijk van de impedantiemeting worden uitgevoerd. De waarden variëren normaal slechts geleidelijk. Alleen bij 5 acute situaties zoals hevige bloedingen (hematocriet) of ernstige infecties (fibrinogeen) zullen deze sneller variëren. De metingen kunnen dus normaal gesproken enige tijd eerder of later dan de impedantiemeting in het bloedvat uitgevoerd worden.

10 In plaats van het afzonderlijk bepalen van het hematocriet en fibrinogeengehalte is het ook zinvol mogelijk de werkwijze van conclusie 9 en bij voorkeur conclusie 10 toe te passen. Hierdoor wordt in feite de specifieke relatie van het betreffende bloed, tussen de afschuifsnelheid respectievelijk 15 de stromingssnelheid en de impedantie gemeten, waarbij de invloed van het hematocriet en fibrinogeen inherent in de bepaling wordt meegenomen.

Een andere geschikte uitvoeringsvorm van de werkwij ze volgens de uitvinding, is gekenmerkt in conclusie 11. Hierbij i 20 wordt de stroming in het betreffende bloedvat als het ware gesimuleerd, waardoor er voor de werkelijke omstandigheden een relatie tussen impedantie en stromingssnelheid wordt verkregen. Er hoeft dan slechts nog rekening gehouden te worden met de schaalgrootte om direct het debiet te kunnen bepalen.

25 Een geschikte methode om de grootte van de bloedvatdoorsnede te bepalen, is echografie. Daarmee is met een behoorlijke nauwkeurigheid dit soort afmetingen vast te stellen.

Gebleken is dat door toepassing van de maatregel van 30 conclusie 13 een voldoende nauwkeurigheid voor de bepaling van ! 6 het debiet kan worden bereikt. Dit in het bijzonder in combinatie met de maatregelen van de conclusies 5-7.

De uitvinding betreft en verschaft eveneens een inrichting voor het bepalen van het debiet van een bloedvat, 5 zoals gekenmerkt in conclusie 14. De rekenmiddelen kunnen daarbij zodanig zijn uitgevoerd dat uit de gemeten impedantiewaarde een stroomsnelheid respectievelijk debietwaarde wordt berekend. Hiervoor dienen uiteraard eerst andere parameters, zoals de hematocriet en fibrinogeenwaarde 10 alsmede de doorsnede of diameter van het bloedvat in de inrichting te worden ingevoerd.

Een verdere ontwikkeling is gekenmerkt in conclusie 16. Met deze aanvulling kan een waarde worden bepaald met behulp waarvan de impedantiewaarde omgerekend kan worden naar 15 het debiet.

De uitvinding zal verder worden toegelicht in de volgende beschrijving aan de hand van de bij gevoegde figuren.

Figuur 1 toont het elektrisch bloedmodel in connectie met excitatie en meetelektroden.

20 Figuur 2 toont een schema van een voorkeursuitvoeringsvorm van de inrichting volgens de uitvinding.

Figuur 3 toont gedeeltelijk schematisch een met de werkwijze en inrichting volgens de uitvinding toe te passen 25 catheter.

Figuur 4 is een doorsnede volgens streep IV in figuur 3.

Figuur 5 is een aanzicht volgens pijl V in figuur 3.

Figuur 6 toont schematisch een inrichting voor het in 30 vitro bepalen van voor de onderhavige uitvinding wezenlijke I , 7 bloedgegevens.

Figuur 7 toont een grafiek van met de inrichting van figuur 6 verkregen meetresultaten.

Figuur 1 toont het vereenvoudigde electrische drie-5 elementenmodel van bloed. Tussen de electroden A en D wordt een excitatie wisselspanning opgewekt en de meting wordt uitgevoerd tussen de electroden B en C.

Het vereenvoudigde electrisch model omvat de plasmaweerstand Rp en de celmembraan capaciteit Cm. Het is 10 bekend dat in het bijzonder Cm een sterke correlatie heeft met de bloedviscositeit.

Voor het meten van de impedantie van bloed wordt bij voorkeur een catheter gebruikt, zoals schematisch uitwendig getoond in de figuren 3-5. De catheter 10 omvat een 15 basislichaam 11, waarin, zoals figuur 4 toont, bij dit uitvoeringsvoorbeeld vier lumina 12 zijn gevormd. Deze lumina staan aan het proximale einde 14 van de catheter 10 in verbinding met aansluitingsorganen 15, zodat het mogelijk is via deze lumina gewenste stoffen toe te voeren naar het distale 20 einde al waar deze via de openingen 15 het distale einde van de catheter kunnen verlaten en in de bloedbaan gebracht kunnen worden.

De catheter is zodanig gevormd dat deze met zijn distale einde 13 goed in het rechter atrium van het hart 25 gepositioneerd kan worden.

Zoals meer in detail in figuur 5 wordt getoond, is het distale einde 13 van de catheter 10 voorzien van vier electroden A-D, die elk verbonden zijn met een connector 16 aan het proximale einde van de catheter 10.

30 Figuur 2 toont schematisch de inrichting volgens de

I I

8 uitvinding, waarmee de impedantie van het bloed kan worden gemeten en het debiet in het bloedvat waar de meting plaatsvindt, kan worden berekend.

Schematisch is in figuur 2 aangegeven de catheter 10, 5 omvattende de vier electroden A-D en de vier verbindingsleidingen, die naar de, in figuur 2 niet specifiek getoonde, connector 16 leiden.

Deze leidingen, die zich door het basislichaam 11 van de catheter uitstrekken, zijn drie triaxiale leidingen 17 en 10 een coaxiale leiding 18. Bij dit uitvoeringsvoorbeeld is in het distale einde van de catheter nog een thermistor 19 opgenomen, waarmee een temperatuurmeting kan worden uitgevoerd.

De inrichting van figuur 2 werkt als volgt.

In een directe digitale synthesizer (DDS) 20 worden 15 bij dit voorkeursuitvoeringsvoorbeeld vijf afzonderlijke frequenties van 20kHz, 200 kHz, 400 kHz, 600 kHz en 1,2 MHz opeenvolgend in de tijd gegeneerd. Dit excitatiesignaal wordt in het filter 21 gefilterd, in 22 gebufferd en via de klampweerstand 23 aan de hoogpotentiaal electrode A toegevoerd.

20 De lage potentiaal electrode D is via een niet getoonde ontkoppelingscondensator met aarde verbonden.

In elk van de verbindingen, die de electroden A-D met de elektronica verbindt, is een parasitaire capaciteit van enige tientallen pF meetbaar. Teneinde fase en 25 versterkingsfouten te vermijden, wordt derhalve actieve j afscherming 24 toegepast. Bovendien voorkomt een derde geaarde | afscherming de emissie of het binnendringen van ongewenste j signalen.

Rp en Cm worden op op zichzelf bekende wijze berekend 30 uit de impedantiewaarden bij 20, 600 en 1200 kHz.

I , 9

Het meetsignaal en het excitatiesignaal worden via logaritmische versterkingsdetectoren 27 respectievelijk 28 toegevoerd aan enerzijds een fasedetector 29 en anderzijds een versterkingsdetector 30. In het signaalcircuit is nog een 5 filter 26 opgenomen.

Het fasesignaal wordt toegevoerd via leiding 33 aan de AD converter 31 van een microcomputer 32 evenals het versterkingssignaal dat via de leiding 34 aan de AD converter 31 wordt toegevoerd.

10 Het signaal van de thermistor 19 wordt eveneens aan de AD converter van de microcomputer 32 toegevoerd via leiding 35. Via leiding 37 wordt aan de AD converter 31 een via filter 36 toegevoerd meetsignaal toegevoerd, dat het ECG signaal representeert.

15 De microcomputer 32 voert de eerder aangegeven berekening van de Rp en Q,, uit.

Rp toont een hoge correlatie met hematocriet en in de handel verkrijgbare medische instrumenten voor een directe hematocrietmeting werken volgens deze methode voor het bepalen 20 van deze Rp.

Zoals eerder opgemerkt heeft een hoge correlatie met de bloedviscositeit.

Om nu uit de gemeten Cm het debiet te kunnen bepalen in het bloedvat waarin wordt gemeten, wordt eerst de relatie 25 bepaald tussen de afschuifsnelheid, die zoals eerder opgemerkt mede bepalend is voor de viscositeit en dus de Cm, bij wisselende hematocriet en fibrinogeen gehaltes.

Een geschikte benadering is om net zoals voor Newtoniaanse vloeistoffen de gemiddelde afschuifsnelheid in een bloedvat 30 gelijk te stellen aan vier maal de gemiddelde i

1 I

10 stromingssnelheid, gedeeld door de radius van het bloedvat.

Een andere mogelijkheid is om een inrichting te gebruiken zoals al voorbeeld weergegeven in figuur 6. Deze inrichting 40 omvat als basis elementen een meetvat 41 met een 5 ingang 45 en een uitgang 46, die met elkaar zijn verbonden via een leiding 42. In deze leiding 42 is opgenomen een pomp 43 en een warmtewisselaar 44.

De resultaten van uitgevoerde in-vitro metingen hebben geleid tot de volgende formules, die de samenhang geven 10 tussen waarmee de gemiddelde flow snelheid, bepaald kan worden gegeven de hematocriet, het fibrinogeen gehalte en de viscositeit (welke laatste wordt weergegeven door de Cm).

Gebleken is dat een nauw verband bestaat tussen de Ohmse weerstaand en de hematocriet, waardoor deze formule ook 15 geschreven kan worden als:

Cm = 0,235 exp [-3,244 flow] + 0,0292 fib + 0,0011 Rp

De actuele fibrinogeen waarde kan worden vervangen door een 20 constante die gelijk is aan de gemiddelde waarde van fib, hetgeen leidt tot de volgende formule: C» = 0,224 exp [-4,035 flow] + 0,00146 Rp + 0,073 25 Deze formules worden op verder voor een vakman op het gebied voor de hand liggende wijze gebruikt om de microcomputer te programmeren, zodat deze uit de gemeten en eventueel de de ingevoerde fibrinogeen en hematocriet waarde RpP de stroomsnelheid kan berekenen. Daarbij kan in plaats van het 30 invoeren van de fibrinogeenwaarde uitgegaan worden van de 11 gemiddelde fibrinogeenwaarde of kan de gemeten Rp in plaats van het invoeren van de hematocriet waarde worden gebruikt.

Het meetvat 41 en de leiding 42 wordt met bloed gevuld. In de warmtewisselaar 44 wordt het circulerende bloed 5 op een constante temperatuur van 37'C gehouden.

Het meetvat 41 is zodanig gevormd dat op de ingang 45 een gelijkmatig divergerend instroomstuk 47 aansluit, dat uitkomt op een meetkamer 48. Door de dimensionering van de diffusor 47 op geschikte wijze te kiezen in samenhang met de 10 stroomsnelheid van het bloed, kan op deze wijze worden verzekerd dat in de meetkamer 48 een laminaire stroming op zal treden. Bij een laminaire stroming is de stroomsnelheidsverdeling geheel bekend en zijn derhalve eveneens de afschuifsnelheid en stroomsnelheid in elk punt van 15 de doorsnede van de meetkamer 48 bekend.

In de meetkamer 48 is centraal het distale einde van een katheter 49 gepositioneerd, die in principe overeenkomt met de katheter, zoals getoond in figuur 3. De electroden 50 daarvan zijn op de eerder beschreven wijze verbonden met een 20 inrichting 9, die overeenkomt met de inrichting van figuur 2.

Het bloed kan in de inrichting 40 met een variabele snelheid circuleren, doordat de pomp 43 met verschillende snelheden aangedreven kan worden met behulp van een regelinrichting 51.

25 Door nu de capaciteit te meten bij wisselende snelheden, worden relaties gevonden, zoals schematisch in figuur 7 zijn weergegeven. Aangegeven is dat in een van belang zijnd gebied van stromingssnelheden een exponentieel nagenoeg lineair verband bestaat van de stroomsnelheid met de bepaalde 30 Cm. Dit blijkt ook uit de eerder gegeven formules.

12

De in figuur 7 weergegeven verschillende lijnen op verschillende hoogte geven aan dat met een wisselend fibrinogeen respectievelijk hematocriet gehalte het lineaire karakter van de relatie behouden blijft, doch dat de absolute 5 waarde varieert.

Met de viscositeitmeetinrichting 40 van figuur 6 kan in een aantal metingen de relatie worden bepaald tussen de stroomsnelheid en de Cm van het gemeten bloed, bij wisselende hematocriet en fibrinogeen gehaltes. Uit de stroomsnelheid, dat 10 wil zeggen in dit verband het door de inrichting 40 stromende aantal liters per minuut, kan de afschuifsnelheid ter plaatse van de meetelektrode 50 worden bepaald, zodat aldus de relatie tussen de gemiddelde afschuifsnelheid en de met wisselende fibrinogeen en hematocriet waarden vastgelegd kan worden.

15 Wanneer nu het debiet in een bloedvat bepaald moet worden, kan op geschikte wijze, bij voorkeur met de catheter 10 en de inrichting 9 de Cm gemeten worden in het betreffende bloedvat. De daarmee gevonden gemiddelde bloedstromingssnelheid kan worden gecombineerd met de doorsnede van het bloedvat, 20 waardoor het debiet berekend kan worden.

Indien het gewenst is het debiet van het hart te meten, kan het distale einde 13 van de catheter 10 op geschikte wijze in het rechter atrium van het hart worden gepositioneerd.

Het zal duidelijk zijn dat de stroomsnelheid en 25 derhalve de Cm sterk zal variëren tijdens de hartcyclus. Bij voorkeur wordt daarom het meetsignaal bemonsterd gedurende een bepaalde periode in de hartcyclus. Deze periode is bij voorkeur het einde van de systolede diastole. Dan treedt een rustige stroming op, waarin een goede representatieve meting is te 30 doen. De microcomputer 32 van de inrichting 9 kan zodanig 13 geprogrammeerd worden dat het meetsignaal aldus wordt bemonsterd in de gewenste periode van het ECG signaal dat, zoals eerder beschreven, via de leiding 37 aan de microcomputer 32 wordt toegevoerd. Het gemeten en bewerkte impedantiesignaal 5 kan in een geheugen van de microcomputer 32 worden opgeslagen voor latere bewerking of kan direct worden bewerkt indien tevoren de afmetingen, in het bijzonder de doorsnede van het bloedvat, waarin wordt gemeten, dus bijvoorbeeld het rechter atrium van het hart, is bepaald. Deze afmeting kan op geschikte 10 wijze met echografie worden bepaald. Dit is een op zichzelf bekende techniek.

Verder wordt een stroomsnelheidsverdeling over de doorsnede van het bloedvat gekozen. Bij een meting in het rechter atrium gedurende de diastole, kan een laminaire 15 stroomverdeling worden gekozen. Gebleken is dat de stroomsnelheidsverdeling gedurende de diastole in het rechter atrium met een voldoende nauwkeurigheid als laminair kan worden gezien.

De microcomputer 32 kan nu, nadat daarin de doorsnede 20 van het bloedvat is ingevoerd en de stroomsnelheidsverdeling en/of gemiddelde stroomsnelheid is ingeprogrammeerd, aan de hand van de eerder bepaalde relatie tussen de afschuifsnelheid en/of stroomsnelheid in het bloed en bij een bepaalde hematocriet en fibrinogeen waarde, het debiet berekenen en op 25 een geschikte wijze op een display tonen.

Bij deze geprogrammeerde berekening wordt uiteraard ermee rekening gehouden dat de meting gedurende een bepaalde periode van het ECG heeft plaats gevonden. Aan de hand van het ECG en de bekende hartwerking kan een correctiefactor worden 30 vastgesteld voor een omrekening naar het totale debiet

* I

14 gedurende een hartcyclus, ofwel kan volstaan worden met het meetresultaat ten gevolge van de meting gedurende de bepaalde periode van het ECG, wanneer gedurende deze periode ten minste het grootste gedeelte van de stroming heeft plaats gehad.

5 Eventueel kan volstaan worden met het weergeven van een trend van de cardiac output.

Volgens een verdere ontwikkeling van de uitvinding kunnen de voorafgaande bepaling van fibrinogeen en hematocriet vervallen. Daarbij wordt gebruik gemaakt van een inrichting die 10 in principe overeenkomt met die van figuur 6. Van de persoon van wie het debiet in een bepaald bloedvat, bijvoorbeeld het rechter atrium, gemeten moet worden, wordt een kleine hoeveelheid bloed afgenomen. Dit bloed wordt in een inrichting als die van figuur 6 gebracht en rond gepompt. Deze inrichting 15 zal daarbij zo klein zijn uitgevoerd dat met een relatief kleine hoeveelheid bloed kan worden volstaan.

Eerst wordt de impedantie gemeten in het bloedvat, op de eerder beschreven wijze. Vervolgens wordt het bloed in de inrichting volgens figuur 6 met een zodanige snelheid 20 gecirculeerd, door de pomp te regelen, dat eenzelfde impedantie wordt gemeten in de meetkamer. Met de stroomsnelheid waarbij deze impedantie optreedt, kan vervolgens de stroomsnelheid en het debiet in het bloedvat worden berekend, waarbij de vorm factoren en dergelijke, zoals hierboven aangegeven, in 25 aanmerking worden genomen.

j 1032272 ^____ _j

Claims

1. Werkwijze voor het bepalen van het debiet in een 5 bloedvat omvattende het bepalen van de relatie tussen de gemiddelde afschuifsnelheid en de impedantie van stromend bloed, het in een doorsnede van het bloedvat meten van de impedantie in het bloed, 10 het uit deze relatie en de gemeten impedantie bepalen van de gemiddelde afschuifsnelheid, het bepalen van de grootte van de doorsnede van het bloedvat, het kiezen van een theoretische relatieve 15 stroomsnelheidsverdeling over de bloedvatdoorsnede, het aan de hand van de afschuifsnelheid en de relatieve stroomsnelheidsverdeling bepalen van de gemiddelde stroomsnelheid en het uit de bepaalde gemiddelde stroomsnelheid en de 20 doorsnede bepalen van het debiet.

1 κ J. —/

2. Werkwijze volgens conclusie 1, waarbij de stappen a, c, e en f worden benaderd door het bepalen van de relatie tussen de gemiddelde stroomsnelheid en de impedantie van stromend bloed en het uit deze relatie en de gemeten impedantie 25 bepalen van de gemiddelde stroomsnelheid.

3. Werkwijze volgens conclusie 1 of 2, waarbij het bloedvat het rechter atrium van een hart is en het bepaalde debiet dat van het hart is.

4. Werkwijze volgens conclusie 3, waarbij de 30 impedantiemeting uitgevoerd wordt met een tot in het rechter 1032272 atrium ingebrachte catheter.

5. Werkwijze volgens één van de voorgaande conclusies, waarbij de impedantiemeting uitgevoerd wordt in een bepaalde periode van het ECG.

6. Werkwijze volgens conclusie 5, waarbij de impedantie meting gedurende een aantal hartcycli, telkens in de bepaalde periode van het ECG wordt uitgevoerd en het gemiddelde van het aantal metingen wordt gebruikt voor het bepalen van de impedantie.

7. Werkwijze volgens conclusie 6, waarbij de bepaalde periode, de diastole is.

8. Werkwijze volgens één van de voorgaande conclusies, waarbij het bepalen van de relatie tussen de gemiddelde afschuifsnelheid en de impedantie in stromend bloed 15 verder omvat het in vitro bepalen van voor de impedantie van bloed mede bepalende factoren, zoals het hematocriet en fibrinogeen gehalte.

9. Werkwijze volgens conclusie 1, waarbij het bepalen van de relatie tussen de afschuifsnelheid en de impedantie in 20 stromend bloed verder omvat het in vitro bepalen van de gemiddelde afschuifsnelheid waarbij de in het bloedvat gemeten impedantie zich voordoet.

10. Werkwijze volgens conclusie 1 en 2, waarbij het bepalen van de relatie tussen de gemiddelde stromingssnelheid 25 en de impedantie in stromend bloed verder omvat het in vitro bepalen van de gemiddelde stromingssnelheid waarbij de in het bloedvat gemeten impedantie zich voordoet.

11. Werkwijze volgens één van de voorgaande conclusies, waarbij de stappen a, c, f en g worden uitgevoerd 30 door het in een vat met een bepaalde doorsnede opwekken van een bloedstroom met de gekozen relatieve stroomsnelheidsverdeling het centraal in dit vat meten van de impedantie in relatie tot het debiet van de bloedstroom en uit het volgens deze relatie met de in het bloedvat gemeten impedantie overeenkomende 5 debiet, overeenkomstig de respectieve groottes van de doorsneden van het bloedvat en het vat bepalen van het debiet in het bloedvat.

12. Werkwijze volgens één van de voorgaande conclusies, waarbij de grootte van de bloedvatdoorsnede bepaald 10 word met echografie.

13. Werkwijze volgens één van de voorgaande conclusies, waarbij als theoretische relatieve stroomsnelheidsverdeling over de bloedvatdoorsnede gekozen wordt een relatieve stroomsnelheidsverdeling die een laminair 15 stromende Newtoniaanse vloeistof over een dergelijke doorsnede zou vertonen.

14. Inrichting voor het bepalen van het debiet van een bloedvat, omvattende middelen voor het in een doorsnede van een bloedvat meten 20 van de impedantie in het bloed, middelen voor het bepalen van de grootte van de bloedvatdoorsnede en verwerkingsmiddelen omvattende geheugenmiddelen met daarin opgeslagen een bepaalde 25 relatie tussen de afschuifsnelheid en de impedantie van stromend bloed en voor het opslaan van een theoretische relatieve stroomsnelheidsverdeling over de bloedvatdoorsnede en rekenmiddelen voor het uit de opgeslagen relatie en de gemeten impedantie bepalen van de afschuifsnelheid, voor het aan de 30 hand van de afschuifsnelheid en de opgeslagen relatieve stroomsnelheidsverdeling bepalen van de gemiddelde stroomsnelheid en voor het uit de bepaalde gemiddelde ! stroomsnelheid en de doorsnede bepalen van het debiet.

15. Inrichting volgens conclusie 14, waarbij in de 5 geheugenmiddelen een bepaalde relatie tussen de gemiddelde stromingssnelheid en de impedantie van stromend bloed is opgeslagen en de rekenmiddelen uit de opgeslagen relatie en de gemeten impedantie de gemiddelde stroomsnelheid en uit de bepaalde gemiddelde stroomsnelheid en de doorsnede het debiet 10 kunnen bepalen.

16. Inrichting volgens conclusie 14 of 15, verder omvattende een viscositeit meettoestel omvattende een stromingsbloedvat bepalende leiding, in de leiding opgenomen bewegingsmiddelen voor het met een instelbare stromingssnelheid 15 door de leiding laten stromen van een vloeistof, in de leiding gepositioneerde elektroden en met de elektroden verbonden impedantie meetmiddelen. 1032272