WO2019234153A1 - Implantierbares, vaskuläres unterstützungssystem - Google Patents

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WO2019234153A1
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pressure
pressure sensor
fluid
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Ingo STOTZ
Thomas Alexander SCHLEBUSCH
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Kardion Gmbh
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Definitions

  • the present invention relates to an implantable vascular support system, a method for determining at least one of a flow rate of a fluid flowing through an implanted vascular support system, and a use of two pressure sensors of an implantable vascular support system ,
  • the invention finds particular application in (fully) implanted Left Heart Support Systems (LVAD).
  • LVAD Left Heart Support Systems
  • Implanted left heart assist systems exist mainly in two variants. On the one hand there are (percutaneous) minimally invasive left heart support systems. The second variant is under the thorax opening invasively implanted left heart support systems. The first variant delivers blood directly from the left ventricle into the aorta because the (percutaneous) minimally invasive left ventricular assist system is positioned centrally in the aortic valve. The second variant promotes blood from the left ventricle via a bypass tube into the aorta.
  • the task of a cardiac support system is the promotion of blood.
  • the so-called heart-time volume (CO, usually expressed in liters per minute) has a high clinical relevance.
  • the heart-time volume relates here to the total volume flow of blood (from a ventricle), in particular from the left ventricle to the aorta.
  • the effort to use this parameter as a measured value during the operation of a cardiac support system is correspondingly common.
  • a delivery means such as a pump of the support system
  • a certain volume flow passes through the physiological pathway through the aortic valve into the aorta.
  • the heart-time volume or the total volume flow (QHZV) from the ventricle to the aorta is therefore usually the sum of the pump volume flow (Q p ) and the aortic valve volume flow
  • An established method for determining the heart-time volume (QHZV) in the clinical setting is the use of dilution methods, all of which rely on a transcutaneously inserted catheter and therefore can only provide heart-time-volume measurement data during cardiac surgery.
  • the pump flow (Q p) of the support system can be detected by suitable components.
  • the aortic valve volume flow (Q a ) approaches zero or becomes negligibly small, so that approximately Q p * HZV or the pump volume flow (Q p ) is considered to approximate the heart-time volume (QHZV ) can be used.
  • An established method for measuring the pump volume flow (Q p ) is the correlation between the operating parameters of the support system, in particular the electrical power consumption, possibly supplemented by other physiological parameters such as blood pressure.
  • the object of the invention is to optimize an implantable, vascular support system, in particular with regard to the arrangement and the use of sensors.
  • implantable, vascular support system comprising: a fluid channel which passes through the support system and can be flowed through,
  • a first pressure sensor arranged and arranged for detecting at least one static pressure or a total pressure in the region of the support system
  • a second pressure sensor arranged and arranged for detecting at least one static pressure or a total pressure in the region of the fluid channel.
  • the solution proposed here advantageously permits the calculation of the pump volume flow with the aid of pressure sensors integrated in the support system, in particular in the inlet cannula of the support system.
  • pressure sensors for example, with ultrasound sensors is the low price, small footprint and the simple evaluation method.
  • the vascular support system is preferably a cardiac support system, more preferably a ventricular assist system. Regularly, the support system serves to aid in the delivery of blood in the bloodstream of a human, and possibly patient.
  • the support system may be at least partially disposed in a blood vessel.
  • the blood vessel is, for example, the aorta, in particular in the case of a left heart support system, or the common trunk (trunk pulmonalis) in the two pulmonary arteries, in particular in a right heart support system.
  • the support system is preferably arranged at the exit of the left ventricle of the heart or the left ventricle. Particularly preferably, the support system is arranged in aortic valve position.
  • the support system is preferably a left ventricular cardiac assist device (LVAD) or percutaneous, minimally invasive left-heart support system.
  • LVAD left ventricular cardiac assist device
  • the support system is set up or suitable for being able to be arranged at least partially in a ventricle, preferably the left ventricle of a heart and / or an aorta, in particular in the aortic valve position.
  • the support system is fully implantable.
  • the means required for detection, in particular the pressure sensors are located completely in the body of the patient and remain there.
  • the support system can also be designed in several parts or with a plurality of components which can be arranged at a distance from one another, so that, for example, the pressure sensors and a processing unit (measuring unit) can be separated from one another by a cable.
  • the processing unit arranged separately from the pressure sensors can likewise be implanted or arranged outside the patient's body. In any case, it is not absolutely necessary for a processing unit to be arranged in the body of the patient as well.
  • the support system may be implanted such that a processing unit (of the support system) is placed on the skin of the patient or outside the patient's body and a connection is made to the pressure sensors disposed in the body.
  • fully implanted means in particular that the means required for the detection (here the pressure sensors) are located completely in the body of the patient and remain there. This advantageously makes it possible to detect the pump volume flow outside of a heart operation and / or to be able to estimate the heart-time volume even outside of a heart operation.
  • the support system comprises a tube (or a cannula), in particular inlet tube or inlet cannula, a flow machine, such as a pump and / or an electric motor.
  • the electric motor is a regular part of the turbomachine.
  • the (feed ) Tube or the (inflow) cannula is preferably arranged so that it can lead in the implanted state fluid from a (left) ventricle of a heart to the turbomachine.
  • the support system is preferably elongate and / or tubular.
  • the tube (or the cannula) and the turbomachine are arranged in the region of opposite ends of the support system.
  • the tube preferably forms or surrounds the fluid channel.
  • a first pressure sensor is arranged in the region of an outside of the support system.
  • the first pressure sensor is arranged in or on an outer side of a supply cannula of the support system, which forms or surrounds the fluid channel.
  • a first pressure sensor is arranged in or on a channel inner surface of the fluid channel.
  • the fluid channel is preferably formed or surrounded by an inlet cannula of the support system.
  • a second pressure sensor is arranged in or on a channel inner surface of the fluid channel.
  • the first pressure sensor and the second pressure sensor are preferably arranged at a distance from one another in or on a channel inner surface of the fluid channel.
  • a first pressure sensor in the region of a first flow-through channel cross-section and a second pressure sensor in the region of a second through-flow channel cross-section, which differs from the first through-flow channel cross-section are arranged.
  • At least the first pressure sensor or the second pressure sensor is designed as a MEMS pressure sensor.
  • MEMS stands for microelectromechanical system.
  • a method for determining at least one flow velocity or a fluid volume flow of a fluid flowing through an implanted vascular support system comprising the following steps: a) detecting at least one static pressure or one total pressure in the region of the support system by means of a b) detecting at least one static pressure or a total pressure in the region of a fluid channel passing through the support system and permeable by means of a second pressure sensor, c) determining at least the flow velocity or the flow velocity
  • the fluid volume flow relates in particular to a fluid volume flow which flows through the support system itself, for example through a (inlet) tube or a (inlet) cannula of the support system.
  • the fluid volume flow is the volume flow of the fluid flowing through the fluid channel.
  • the flow velocity is, in particular, the flow velocity of the fluid flowing through the fluid channel.
  • This fluid volume flow is usually the so-called pump volume flow (Q p ), which only quantifies the flow through the support system itself. If this value is known in addition to the total volume or time-volume (QHZV), the so-called degree of support can be calculated from the ratio of Q p to QHZV (ie Q P / QHZV).
  • the ascertained flow speed can be multiplied, for example, by a flow-through cross section of the support system, in particular a flow-through tube or cannula cross section.
  • the fluid volume flow can be determined, for example, based on the pressure equation for incompressible fluids according to Bernoulli. This equation is:
  • t denotes the total pressure p
  • p static pressure
  • p the fluid density
  • v the flow velocity.
  • the equation thus means that the total pressure p t is composed of a static component and a kinetic component. For a flow with small, ie negligible, friction losses, this total pressure is constant and it is therefore possible to calculate a speed difference of the flow by measuring the pressure at two positions. If the flow-through cross-sectional area A is still known at these positions, then the volumetric flow can be determined with the known fluid density p by means of the equation of continuity for incompressible fluids.
  • the flow rate can also be determined based on the pressure equation for incompressible fluids according to Bernoulli.
  • the first pressure sensor determines a static pressure
  • the second pressure sensor determines a total pressure. Since the pressure sensors are both integrated in or on the support system, it can be assumed that the static pressure measured by means of the first pressure sensor is also representative of the static pressure at the second pressure sensor. Then the flow velocity v can be determined to:
  • the static pressure p with the first pressure sensor and the total pressure p t with the second pressure sensor are advantageously measured.
  • step a) a static pressure is detected.
  • a static pressure is detected in step a) and in step b).
  • step b) a total pressure in the region of the fluid channel is detected.
  • a static pressure and in step b) a total pressure are detected.
  • the flow velocity v can be determined comparatively easily.
  • at least one static pressure or a total pressure is detected in the region of or in a first (known) flow-through channel cross section (s) of the support system, in particular of the fluid channel by means of the first pressure sensor.
  • at least one static pressure or a total pressure is detected in the region of or in a second (known) channel cross section (s) of the support system, in particular of the fluid channel by means of the first pressure sensor.
  • a flow cross-section of the fluid between steps a) and b) is changed.
  • a flow cross-sectional widening or a flow cross-sectional taper takes place between the first pressure sensor and the second pressure sensor.
  • 1 a a percutaneous, minimally invasive left heart assist system
  • FIG. 2 shows an implanted, vascular support system
  • FIG. 5 shows a sequence of a method presented here in a regular operating sequence.
  • the vascular support system is preferably a ventricular and / or cardiac support system.
  • Two particularly advantageous forms of lens assist systems are aortic-placed systems, such as one illustrated in FIG. 1a, and apically-placed systems, such as one illustrated in FIG. 1b.
  • FIGS. 1a and 1b Implanted left heart assist systems (LVAD) exist mainly in two embodiments, as shown in FIGS. 1a and 1b.
  • 1 a shows a (percutaneous) minimally invasive left heart support system 10
  • FIG. 1 b shows a left heart support system 10 implanted invasively under the thorax opening.
  • the variant according to FIG. 1 a conveys blood directly from the left ventricle 21 through the atrium 24 into the aorta 22, since the (percutaneous) minimally invasive left ventricular assist system 10 is positioned centrally in the aortic valve.
  • the variant according to FIG. 1 b conveys the blood from the left ventricle 21 via a bypass tube 33 into the aorta 22.
  • the Flerz time volume or the total volume flow (QHZV) from the ventricle 21 to the aorta 22 is therefore usually the sum of the pump volume flow (Q p ) and the aortic valve volume flow (Q a ).
  • FIG. 2 schematically shows an implanted vascular support system 10.
  • the support system 10 is here implanted in a lobe 20.
  • the reference numerals are used uniformly, so that reference may be made to the above embodiments.
  • FIG. 2 shows a surface 20 by way of example with a minimally invasive lens support system (VAD pump) 10.
  • VAD minimally invasive lens support system
  • the VAD is positioned centrally in the aortic valves 23 between the ventricle 21 and aorta 22 and delivers a volume of blood flow 31 from the ventricle 21 into the aorta 22 to support the pacing time-volume 32 of the patient.
  • FIG. 3 schematically shows the support system 10 according to FIG. 2 in a detailed view.
  • the reference numerals are used uniformly, so that reference may be made to the above statements.
  • FIG. 3 schematically shows an implantable vascular support system 10 comprising: a fluid channel 13 which passes through the support system 10 and can be flowed through,
  • a first pressure sensor 18a or 18b arranged and arranged for detecting at least one static pressure or a total pressure in the region of the support system 10,
  • a second pressure sensor 17 arranged and arranged for detecting at least one static pressure or a total pressure in the region of the fluid channel 13.
  • the support system 10 comprises by way of example a tip 1 1, which may contain sensors (for example temperature, pressure), an inlet cage with openings 12 for the aspiration of a liquid (here: blood) Inlet cannula 13 for supplying the blood to a pump element (not shown) in an apertured impeller cage 14, from which the blood can emerge from the inlet cannula 13 again.
  • a drive (electric motor) 15 and an electrical supply cable 16 are examples of a drive (electric motor) 15 and an electrical supply cable 16.
  • the blood volume flow 31 is to be measured here by the inflow cannula 13 of the support system 10, which is also referred to as the so-called pump volume flow (formula symbol Q p ).
  • the pump volume flow formula symbol Q p
  • the first pressure sensor 18a is on the outside of the support system or the VAD pump 10, preferably in a region with negligible flow velocity, eg outside on the tip 11, on the outside of a constriction 19 or on the outside of the inlet cannula 13, positio ned.
  • the positioning of the first pressure sensor 18b differs as shown in FIG.
  • the first pressure sensor 18b is seated within the inlet cannula 13 at a position with a known flow cross-section , In other words, this means in particular that in configuration B, the first pressure sensor 18b is arranged in or on a channel inner surface of the fluid channel 13.
  • another (second) pressure sensor 17 is used, which is arranged in or on a channel inner surface of the fluid channel (13).
  • the second pressure sensor 17 is shown in FIG. 3 as an example in the inlet cannula 13 and preferably in an annular constriction 19 with the known flow cross section A2.
  • FIG. 3 also shows that a first pressure sensor 18b in or on a channel inner surface of the fluid channel 13 in the region of a first flow-through channel cross section and a second pressure sensor 17 in or on the channel inner surface of the fluid channel 13 in the region of a second flow-through channel cross-section A2, which differs from the first through-flow channel cross-section, are arranged.
  • the pressure measured by the pressure sensors 17 and 18a, b now depends on the prevailing flow velocity there. For a known fluid of known density p, this is followed by a friction-free flow or a flow which has negligible losses between the pressure sensors: for configuration A with the known cross-sectional area A 2 at the position of the second pressure sensor 17:
  • the two pressure sensors 17 and 18a, b should preferably be positioned close to one another, since the resulting distortions can be minimized as a result of pressure losses occurring.
  • the first pressure sensor 18a, b and the second pressure sensor 17 are designed here as a MEMS pressure sensor.
  • FIG. 4 shows schematically an illustration of a flow-through fluid idan channel. Based on the illustration of FIG. 4, an equation for determining the fluid volume flow is derived below. This equation is based on the pressure equation for incompressible fluids according to Bernoulli. This equation is:
  • a volume flow Q can be determined as a quotient of mass flow to density:
  • Fig. 5 shows schematically a flow of a method presented here in a regular operation. The method is used to determine at least one flow velocity or a fluid volume flow of a fluid flowing through an implanted vascular support system.
  • the illustrated sequence of method steps a), b) and c) with the blocks 110, 120 and 130 is merely exemplary. In particular, steps a) and b) can also be carried out at least partially in parallel or even simultaneously.
  • at least one static pressure or one total pressure is detected in the region of the support system by means of a first pressure sensor.
  • At least one static pressure or a total pressure is detected in the region of a fluid channel which passes through the support system and can be flowed through by means of a second pressure sensor.
  • a determination is made at least the flow velocity or the fluid volume flow using the pressures detected in steps a) and b).
  • a (MEMS) pressure sensor is very small.

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein implantierbares, vaskuläres Unterstützungssystem (10), umfassend: - einen durch das Unterstützungssystem (10) hindurchführenden und durchströmbaren Fluidkanal (13), - einen ersten Drucksensor (18a,b), angeordnet und eingerichtet zum Erfassen zumindest eines statischen Drucks oder eines Totaldrucks im Bereich des Unterstützungssystems (10), - einen zweiten Drucksensor (17), angeordnet und eingerichtet zum Erfassen zumindest eines statischen Drucks oder eines Totaldrucks im Bereich des Fluidkanals (13).

Description

Implantierbares, vaskuläres Unterstützungssystem Beschreibung Die Erfindung betrifft ein implantierbares, vaskuläres Unterstützungssystem, ein Verfahren zur Bestimmung zumindest einer Strömungsgeschwindigkeit o- der eines Fluid-Volumenstroms eines durch ein implantiertes, vaskuläres Un- terstützungssystem strömenden Fluids sowie eine Verwendung von zwei Drucksensoren eines implantierbaren, vaskulären Unterstützungssystems. Die Erfindung findet insbesondere Anwendung bei (voll-)implantierten Links- herz-Unterstützungssystemen (LVAD).
Implantierte Linksherz-Unterstützungssysteme (LVAD) existieren hauptsäch- lich in zwei Ausführungsvarianten. Einerseits gibt es (perkutane) minimalinva- sive Linksherz-Unterstützungssysteme. Die zweite Variante sind unter der Brustkorböffnung invasiv implantierte Linksherz-Unterstützungssysteme. Die erste Variante fördert Blut direkt aus dem linken Ventrikel in die Aorta, da das (perkutane) minimalinvasive Linksherz-Unterstützungssystem mittig in der Aortenklappe positioniert ist. Die zweite Variante fördert das Blut aus dem lin- ken Ventrikel über einen Bypass-Schlauch in die Aorta.
Die Aufgabe eines kardialen Unterstützungssystems ist die Förderung von Blut. Hierbei hat das sog. Herz-Zeit-Volumen (HZV, üblicherweise angegeben in Liter pro Minute) eine hohe klinische Relevanz. Das Herz-Zeit-Volumen be- trifft hierbei mit anderen Worten den Gesamtvolumenstrom an Blut (aus einem Ventrikel), insbesondere vom linken Ventrikel hin zur Aorta. Entsprechend ein- gängig ist das Bestreben, diesen Parameter als Messwert während des Be- triebs eines kardialen Unterstützungssystems zu erheben. Je nach Unterstützungsgrad, der den Anteil des durch ein Fördermittel wie etwa eine Pumpe des Unterstützungssystems geförderten Volumenstroms zum Gesamtvolumenstrom an Blut vom Ventrikel hin zur Aorta beschreibt, gelangt ein gewisser Volumenstrom über den physiologischen Weg durch die Aortenklappe in die Aorta. Das Herz-Zeit-Volumen bzw. der Gesamtvolumen- strom (QHZV) vom Ventrikel hin zur Aorta ist demnach üblicherweise die Summe aus Pumpenvolumenstrom (Qp) und Aortenklappen-Volumenstrom
(Qa).
Ein etabliertes Verfahren zur Bestimmung des Herz-Zeit-Volumens (QHZV) im klinischen Umfeld ist die Verwendung von Dilutionsverfahren, die jedoch alle auf einen transkutan eingeführten Katheter setzen und daher nur während ei- ner Herzoperation Herz-Zeit-Volumen-Messdaten liefern können. Während die Erfassung des Herz-Zeit-Volumens durch ein Unterstützungssystem schwer umzusetzen ist, kann der Pumpenvolumenstrom (Qp) durch geeignete Komponenten des Unterstützungssystems erfasst werden. Für hohe Unter- stützungsgrade geht der Aortenklappen-Volumenstrom (Qa) gegen Null bzw. wird vernachlässigbar gering, sodass annähernd Qp * HZV gilt bzw. der Pum- penvolumenstrom (Qp) als Annäherung für das Herz-Zeit-Volumen (QHZV) ver- wendet werden kann. Ein etabliertes Verfahren zur Messung des Pumpenvo- lumenstroms (Qp) ist die Korrelation aus den Betriebsparametern des Unter- stützungssystems, vor allem der elektrischen Leistungsaufnahme, eventuell ergänzt um weitere physiologische Parameter wie den Blutdruck.
Da diese Verfahren auf statistischen Annahmen und dem zugrunde liegenden Pumpen-Kennfeld des verwendeten Unterstützungssystems basieren, können die korrelierten Qp fehlerbehaftet sein. Eine Steigerung der Messqualität des Parameters Qp ist daher wünschenswert.
Ausgehend hiervon liegt der Erfindung die Aufgabe zugrunde, ein implantier- bares, vaskuläres Unterstützungssystem insbesondere auch hinsichtlich der Anordnung und des Einsatzes von Sensoren zu optimieren.
Hier vorgeschlagen wird gemäß Anspruch 1 implantierbares, vaskuläres Un- terstützungssystem, umfassend: einen durch das Unterstützungssystem hindurchführenden und durch- strömbaren Fluidkanal,
einen ersten Drucksensor, angeordnet und eingerichtet zum Er- fassen zumindest eines statischen Drucks oder eines Totaldrucks im Bereich des Unterstützungssystems,
einen zweiten Drucksensor, angeordnet und eingerichtet zum Er- fassen zumindest eines statischen Drucks oder eines Totaldrucks im Bereich des Fluidkanals.
Dier hier vorgeschlagenen Lösung erlaubt in vorteilhafter Weise die Berech- nung des Pumpenvolumenstroms mit Hilfe von in dem Unterstützungssystem, insbesondere in der Einlaufkanüle des Unterstützungssystems integrierter Drucksensoren. Besonders vorteilhaft an der Ausführung mittels Drucksenso- ren ist im Vergleich beispielsweise mit Ultraschall-Sensorik der geringe Preis, geringe Platzbedarf und das einfache Auswerteverfahren.
Das vaskuläre Unterstützungssystem ist bevorzugt ein kardiales Unterstüt- zungssystem, besonders bevorzugt ein ventrikuläres Unterstützungssystem. Regelmäßig dient das Unterstützungssystem zur Unterstützung der Förderung von Blut im Blutkreislauf eines Menschen, ggf. Patienten. Das Unterstützungs- system kann zumindest teilweise in einem Blutgefäß angeordnet sein. Bei dem Blutgefäß handelt es sich beispielsweise um die Aorta, insbesondere bei ei- nem Linksherz-Unterstützungssystem, oder um den gemeinsamen Stamm (Truncus pulmonalis) in die beiden Lungenarterien, insbesondere bei einem Rechtsherz-Unterstützungssystem. Das Unterstützungssystem ist bevorzugt am Ausgang des linken Ventrikels des Herzens bzw. der linken Herzkammer angeordnet. Besonders bevorzugt ist das Unterstützungssystem in Aorten- klappenposition angeordnet.
Bei dem Unterstützungssystem handelt es sich vorzugsweise um ein links ventrikuläres Herzunterstützungssystem (LVAD) bzw. ein perkutanes, minimalinvasives Linksherz-Unterstützungssystem. Besonders bevorzugt ist das Unterstützungssystem so eingerichtet bzw. dazu geeignet, dass es zumin- dest teilweise in einem Ventrikel, bevorzugt dem linken Ventrikel eines Her- zens und/oder einer Aorta, insbesondere in Aortenklappenposition angeordnet werden kann.
Weiterhin bevorzugt ist das Unterstützungssystem voll-implantierbar. Das be- deutet mit anderen Worten insbesondere, dass die zur Erfassung erforderli- chen Mittel, insbesondere die Drucksensoren, sich vollständig im Körper des Patienten befinden und dort verbleiben. Das Unterstützungssystem kann auch mehrteilig bzw. mit mehreren, beabstandet voneinander anordenbaren Kom- ponenten ausgeführt sein, sodass beispielsweise die Drucksensoren und eine Verarbeitungseinheit (Messeinheit) durch ein Kabel separiert voneinander an- geordnet sein können. Bei der mehrteiligen Ausführung kann die separat von den Drucksensoren angeordnete Verarbeitungseinheit ebenfalls implantiert o- der aber außerhalb des Körpers des Patienten angeordnet werden. Es ist je- denfalls nicht zwingend erforderlich, dass auch eine Verarbeitungseinheit im Körper des Patienten angeordnet wird. Beispielsweise kann das Unterstüt- zungssystem so implantiert werden, dass eine Verarbeitungseinheit (des Un- terstützungssystems) auf der Haut des Patienten bzw. außerhalb des Körpers des Patienten angeordnet wird und eine Verbindung zu den im Körper ange- ordneten Drucksensoren hergestellt wird. Voll-implantiert bedeutet hierbei so- mit insbesondere, dass die für die Erfassung erforderlichen Mittel (hier die Drucksensoren) sich vollständig im Körper des Patienten befinden und dort verbleiben. Dies ermöglicht in vorteilhafter Weise, den Pumpenvolumenstrom auch außerhalb einer Herzoperation erfassen zu können und/oder das Herz- Zeit-Volumen auch außerhalb einer Herzoperation abschätzen zu können.
Weiterhin bevorzugt umfasst das Unterstützungssystem ein Rohr (bzw. eine Kanüle), insbesondere Zulaufrohr bzw. Zulaufkanüle, eine Strömungsma- schine, wie etwa eine Pumpe und/oder einen Elektromotor. Der Elektromotor ist dabei regelmäßig ein Bestandteil der Strömungsmaschine. Das (Zulauf- )Rohr bzw. die (Zulauf-)Kanüle ist vorzugsweise so eingerichtet, dass sie im implantierten Zustand Fluid aus einem (linken) Ventrikel eines Herzens hin zu der Strömungsmaschine führen kann. Das Unterstützungssystem ist vorzugs- weise länglich und/oder schlauchartig gebildet. Bevorzugt sind das Rohr (bzw. die Kanüle) und die Strömungsmaschine im Bereich einander gegenüberlie- gender Enden des Unterstützungssystems angeordnet. Das Rohr bildet bzw. umgibt vorzugsweise den Fluidkanal.
Nach einer vorteilhaften Ausgestaltung wird vorgeschlagen, dass ein erster Drucksensor im Bereich einer Außenseite des Unterstützungssystems ange- ordnet ist. Bevorzugt ist der erste Drucksensor in oder an einer Außenseite eine Zulaufkanüle des Unterstützungssystems angeordnet, die den Fluidkanal bildet bzw. umgibt.
Nach einer vorteilhaften Ausgestaltung wird vorgeschlagen, dass ein erster Drucksensor in oder an einer Kanalinnenoberfläche des Fluidkanals angeord- net ist. Der Fluidkanal wird vorzugsweise von einer Zulaufkanüle des Unter- stützungssystems gebildet bzw. umgeben.
Nach einer vorteilhaften Ausgestaltung wird vorgeschlagen, dass ein zweiter Drucksensor in oder an einer Kanalinnenoberfläche des Fluidkanals angeord- net ist. Vorzugsweise sind der erste Drucksensor und der zweite Drucksensor beabstandet zueinander in oder an einer Kanalinnenoberfläche des Fluidka- nals angeordnet.
Nach einer vorteilhaften Ausgestaltung wird vorgeschlagen, dass ein erster Drucksensor im Bereich eines ersten durchströmbaren Kanalquerschnitts und ein zweiter Drucksensor im Bereich eines zweiten durchströmbaren Kanal- querschnitts, der sich von dem ersten durchströmbaren Kanalquerschnitt un- terscheidet, angeordnet sind. Vorzugsweise sind ein erster Drucksensor in o- der an einer Kanalinnenoberfläche des Fluidkanals im Bereich eines bzw. in einem ersten (bekannten) durchströmbaren Kanalquerschnitt(s) und ein zweiter Drucksensor in oder an der Kanalinnenoberfläche des Fluidkanals im Bereich eines bzw. in einem zweiten (bekannten) durchströmbaren Kanalquer- schnitt(s), der sich von dem ersten durchströmbaren Kanalquerschnitt unter- scheidet, angeordnet.
Nach einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung wird vorgeschlagen, dass zu- mindest der erste Drucksensor oder der zweite Drucksensor als MEMS- Drucksensor ausgeführt ist. MEMS steht hierbei für MikroElektroMechani- sches System (engl.: microelectromechanical System).
Nach einem weiteren Aspekt wird ein Verfahren zur Bestimmung zumindest einer Strömungsgeschwindigkeit oder eines Fluid-Volumenstroms eines durch ein implantiertes, vaskuläres Unterstützungssystem strömenden Fluids vorge- schlagen, umfassend folgende Schritte: a) Erfassen zumindest eines statischen Drucks oder eines Totaldrucks im Bereich des Unterstützungssystems mittels eines ersten Drucksensors, b) Erfassen zumindest eines statischen Drucks oder eines Totaldrucks im Bereich eines durch das Unterstützungssystem hindurchführenden und durchströmbaren Fluidkanals mittels eines zweiten Drucksensors, c) Ermitteln zumindest der Strömungsgeschwindigkeit oder des
Fluid-Volumenstroms unter Verwendung der in den Schritten a) und b) erfassten Drücke.
Der Fluid-Volumenstrom betrifft mit anderen Worten insbesondere einen Fluid- Volumenstrom der (nur) durch das Unterstützungssystems selbst, beispiels- weise durch ein (Zulauf-)Rohr bzw. eine (Zulauf-)Kanüle des Unterstützungs- systems hindurch fließt. Weiterhin bevorzugt handelt es sich bei dem Fluid- Volumenstrom um den Volumenstrom des durch den Fluidkanal strömenden Fluids. Dementsprechend handelt es sich bei der Strömungsgeschwindigkeit insbesondere um die Strömungsgeschwindigkeit des durch den Fluidkanal strömenden Fluids. Bei diesem Fluid-Volumenstrom handelt es sich üblicherweise um den sog. Pumpenvolumenstrom (Qp), der nur den Fluss durch das Unterstützungssys- tem selbst quantifiziert. Ist dieser Wert zusätzlich zu dem Gesamtvolumen- ström bzw. Flerz-Zeit-Volumen (QHZV) bekannt, so kann aus dem Verhältnis von Qp zu QHZV (d.h. QP/QHZV) der sogenannte Unterstützungsgrad berechnet werden. Zur Bestimmung des Fluid-Volumenstroms kann die ermittelte Strö- mungsgeschwindigkeit beispielsweise mit einem durchströmbaren Quer- schnitt des Unterstützungssystems, insbesondere einem durchströmbaren Rohr- bzw. Kanülen-Querschnitt multipliziert werden.
In Schritt c) kann der Fluid-Volumenstrom beispielsweise basierend auf der Druckgleichung für inkompressible Fluide nach Bernoulli bestimmt werden. Diese Gleichung lautet:
Pt
= konst.
Figure imgf000008_0001
« konst.
In obiger Gleichung bezeichnet pt den Totaldruck, p den statischen Druck, p die Fluiddichte und v die Strömungsgeschwindigkeit. Die Gleichung besagt also, dass sich der Totaldruck pt aus einem statischen Anteil und einem kine- matischen Teil zusammensetzt. Für eine Strömung mit kleinen, d.h. vernach- lässigbaren Reibungsverlusten ist dieser Totaldruck konstant und es kann also durch Druckmessung an zwei Positionen eine Geschwindigkeitsdifferenz der Strömung berechnet werden. Ist an diesen Positionen weiterhin jeweils die durchströmte Querschnittsfläche A bekannt, so kann mit der bekannten Fluiddichte p mittels der Kontinuitäts- gleichung für inkompressible Fluide der Volumenstrom bestimmt werden. Die entsprechende Gleichung für den Fluid-Volumenstrom Q lautet:
Figure imgf000009_0001
ln Schritt c) kann die Strömungsgeschwindigkeit beispielsweise ebenfalls ba- sierend auf der Druckgleichung für inkompressible Fluide nach Bernoulli be- stimmt werden. In diesem Zusammenhang ist es besonders vorteilhaft, wenn der erste Drucksensor einen statischen Druck und der zweite Drucksensor ei- nen Totaldruck bestimmt. Da die Drucksensoren beide in bzw. an dem Unter- stützungssystem integriert sind, kann davon ausgegangen werden, dass der mittels des ersten Drucksensors gemessene statische Druck auch für den sta- tischen Druck am zweiten Drucksensor repräsentativ ist. Dann kann die Strö- mungsgeschwindigkeit v bestimmt werden zu:
Figure imgf000009_0002
Hierzu wird in vorteilhafter Weise der statische Druck p mit dem ersten Druck- sensor und der Totaldruck pt mit dem zweiten Drucksensor gemessen.
Nach einer vorteilhaften Ausgestaltung wird vorgeschlagen, dass in Schritt a) ein statischer Druck erfasst wird. Bevorzugt werden in Schritt a) und in Schritt b) jeweils ein statischer Druck erfasst.
Nach einer vorteilhaften Ausgestaltung wird vorgeschlagen, dass in Schritt b) ein Totaldruck im Bereich des Fluidkanals erfasst wird. Vorzugsweise werden in Schritt a) ein statischer Druck und in Schritt b) ein Totaldruck erfasst. In diesem Fall kann in Schritt c) nach der vorstehend angeführten Gleichung die Strömungsgeschwindigkeit v vergleichsweise einfach ermittelt werden. Vorzugsweise erfolgt in Schritt a) ein Erfassen zumindest eines statischen Drucks oder eines Totaldrucks im Bereich eines bzw. in einem ersten (bekann- ten) durchströmbaren Kanalquerschnitt(s) des Unterstützungssystems, insbe- sondere des Fluidkanals mittels des ersten Drucksensors. Weiterhin bevorzugt erfolgt in Schritt b) ein Erfassen zumindest eines statischen Drucks oder eines Totaldrucks im Bereich eines bzw. in einem zweiten (bekannten) durchström- baren Kanalquerschnitt(s) des Unterstützungssystems, insbesondere des Flu- idkanals mittels des ersten Drucksensors.
Nach einer vorteilhaften Ausgestaltung wird vorgeschlagen, dass ein Strö- mungsquerschnitt des Fluids zwischen den Schritten a) und b) verändert wird. Bevorzugt erfolgt zwischen dem ersten Drucksensor und dem zweiten Druck- sensor eine Strömungsquerschnittserweiterung oder eine Strömungsquer- schnittsverjüngung.
Nach einem weiteren Aspekt wird eine Verwendung von zwei Drucksensoren eines implantierbaren, vaskulären Unterstützungssystems zum Bestimmen zumindest einer Strömungsgeschwindigkeit oder eines Fluid-Volumenstroms eines durch das Unterstützungssystem strömenden Fluids vorgeschlagen.
Die im Zusammenhang mit dem Unterstützungssystem erörterten Details, Merkmale und vorteilhaften Ausgestaltungen können entsprechend auch bei dem hier vorgestellten Verfahren und/oder der Verwendung auftreten und um- gekehrt. Insoweit wird auf die dortigen Ausführungen zur näheren Charakteri- sierung der Merkmale vollumfänglich Bezug genommen.
Die hier vorgestellte Lösung sowie deren technisches Umfeld werden nachfol- gend anhand der Figuren näher erläutert. Es ist darauf hinzuweisen, dass die Erfindung durch die gezeigten Ausführungsbeispiele nicht beschränkt werden soll. Insbesondere ist es, soweit nicht explizit anders dargestellt, auch möglich, Teilaspekte der in den Figuren erläuterten Sachverhalte zu extrahieren und mit anderen Bestandteilen und/oder Erkenntnissen aus anderen Figuren und/oder der vorliegenden Beschreibung zu kombinieren. Es zeigen schema- tisch:
Fig. 1 a: ein perkutanes, minimalinvasives Linksherz-Unterstützungssys- tem,
Fig. 1 b: ein unter der Brustkorböffnung invasiv implantiertes Linksherz-
Unterstützungssystem,
Fig. 2: ein implantiertes, vaskuläres Unterstützungssystem,
Fig. 3: das Unterstützungssystem gemäß Fig. 2 in einer Detailansicht,
Fig. 4: eine Veranschaulichung eines durchströmbaren Fluidkanals, und
Fig. 5: einen Ablauf eines hier vorgestellten Verfahrens bei einem regulären Betriebsablauf.
Das vaskuläre Unterstützungssystem ist bevorzugt ein ventrikuläres und/oder kardiales Unterstützungssystem bzw. ein Flerzunterstützungssystem. Zwei be- sonders vorteilhafte Formen von Flerzunterstützungssystemen sind in der Aorta platzierte Systeme, wie eines in Fig. 1 a veranschaulicht ist, und apikal platzierte Systeme, wie eines in Fig. 1 b veranschaulicht ist.
Das Unterstützungssystem 10 wird nachfolgend beispielhaft an einem Links- herz-Unterstützungssystem (LVAD) beschreiben. Implantierte Linksherz-Un- terstützungssysteme (LVAD) existieren hauptsächlich in zwei Ausführungsva- rianten, wie sie in den Fig. 1 a und 1 b gezeigt sind. Fig. 1 a zeigt ein (perkuta- nes) minimalinvasives Linksherz-Unterstützungssystem 10, während Fig. 1 b ein unter der Brustkorböffnung invasiv implantiertes Linksherz-Unterstüt- zungssystem 10 zeigt. Die Variante nach Fig. 1 a fördert Blut direkt aus dem linken Ventrikel 21 durch den Vorhof 24 in die Aorta 22, da das (perkutane) minimalinvasive Linksherz-Unterstützungssystem 10 mittig in der Aorten- klappe positioniert ist. Die Variante nach Fig. 1 b fördert das Blut aus dem lin ken Ventrikel 21 über einen Bypass-Schlauch 33 in die Aorta 22.
Je nach Unterstützungsgrad, der den Anteil des durch ein Fördermittel wie etwa eine Pumpe des Unterstützungssystems geförderten Volumenstroms zum Gesamtvolumenstrom an Blut vom Ventrikel 21 hin zur Aorta 22 be- schreibt, gelangt ein gewisser Volumenstrom über den physiologischen Weg durch die Aortenklappe in die Aorta 22. Das Flerz-zeit-Volumen bzw. der Ge- samtvolumenstrom (QHZV) vom Ventrikel 21 hin zur Aorta 22 ist demnach übli cherweise die Summe aus Pumpenvolumenstrom (Qp) und Aortenklappen-Vo- lumenstrom (Qa).
QHZV - QP - Qa
Fig. 2 zeigt schematisch ein implantiertes, vaskuläres Unterstützungssystem 10. Das Unterstützungssystem 10 ist hier in einem Flerz 20 implantiert. Die Bezugszeichen werden einheitlich verwendet, sodass auf die obigen Ausfüh- rungen Bezug genommen werden kann.
In Fig. 2 ist ein Flerz 20 beispielhaft mit einem minimalinvasiven Flerzunterstüt- zungssystem (VAD Pumpe) 10 gezeigt. Das VAD ist mittig in den Aortenklap- pen 23 zwischen Ventrikel 21 und Aorta 22 positioniert und fördert einen Blut volumenstrom 31 vom Ventrikel 21 in die Aorta 22 zur Unterstützung des Flerz- Zeit-Volumens 32 des Patienten.
Fig. 3 zeigt schematisch das Unterstützungssystem 10 gemäß Fig. 2 in einer Detailansicht. Die Bezugszeichen werden einheitlich verwendet, sodass auf die obigen Ausführungen Bezug genommen werden kann.
Fig. 3 zeigt schematisch ein implantierbares, vaskuläres Unterstützungssys- tem 10, umfassend: einen durch das Unterstützungssystem 10 hindurchführenden und durch- strömbaren Fluidkanal 13,
einen ersten Drucksensor 18a bzw. 18b, angeordnet und eingerichtet zum Erfassen zumindest eines statischen Drucks oder eines Totaldrucks im Bereich des Unterstützungssystems 10,
einen zweiten Drucksensor 17, angeordnet und eingerichtet zum Erfas- sen zumindest eines statischen Drucks oder eines Totaldrucks im Be- reich des Fluidkanals 13.
Darüber hinaus umfasst das Unterstützungssystem 10 gemäß der Darstellung nach Fig. 3 beispielhaft eine Spitze 1 1 , die Sensoren (beispielsweise Tempe- ratur, Druck) enthalten kann, einen Einlaufkäfig mit Öffnungen 12 zur Ansau- gung einer Flüssigkeit (hier: Blut), eine Zulaufkanüle 13 zur Zuführung des Blutes an ein Pumpenelement (nicht gezeigt) in einem mit Öffnung versehenen Laufradkäfig 14, aus dem das Blut wieder aus der Zulaufkanüle 13 austreten kann. Daran anschließend befindet sich hier beispielhaft ein Antrieb (Elektro- motor) 15 und ein elektrisches Zuleitungskabel 16.
Um eine Abschätzung des Herz-Zeit-Volumens treffen zu können soll hier der Blutvolumenstrom 31 durch die Zulaufkanüle 13 des Unterstützungssystems 10, der auch als sog. Pumpenvolumenstrom (Formelzeichen Qp) bezeichnet wird, gemessen werden. Dazu wird hier vorgeschlagen, zwei Drucksensoren 17 und 18a/18b in bzw. an dem Unterstützungssystem 10 zu integrieren.
In Konfiguration A ist der erste Drucksensor 18a außen auf dem Unterstüt- zungssystem bzw. der VAD-Pumpe 10, vorzugsweise in einem Bereich mit vernachlässigbarer Strömungsgeschwindigkeit, z.B. außen auf der Spitze 1 1 , außen auf einer Verengung 19 oder außen auf der Zulaufkanüle 13, positio niert. Dies bedeutet mit anderen Worten insbesondere, dass bei Konfiguration A der erste Drucksensor 18a im Bereich einer Außenseite des Unterstützungs- systems 10 angeordnet ist. In Konfiguration B unterscheidet sich die Positionierung des ersten Druck- sensors 18b wie in Fig. 4 dargestellt. Hierbei sitzt der erste Drucksensor 18b innerhalb der Zulaufkanüle 13 an einer Position mit bekanntem Strömungs- querschnitt
Figure imgf000014_0001
. Dies bedeutet mit anderen Worten insbesondere, dass bei Kon- figuration B der erste Drucksensor 18b in oder an einer Kanalinnenoberfläche des Fluidkanals 13 angeordnet ist.
In beiden Konfigurationen A und B wird ein weiterer (zweiter) Drucksensor 17 verwendet, der in oder an einer Kanalinnenoberfläche des Fluidkanals (13) angeordnet ist. Der zweite Drucksensor 17 ist in Fig. 3 beispielhaft in der Zu- laufkanüle 13 und vorzugsweise in einer ringförmigen Verengung 19 mit dem bekannten Strömungsquerschnitt A2 platziert.
Demnach zeigt Fig. 3 gemäß der Konfiguration B auch, dass ein erster Druck- sensor 18b in oder an einer Kanalinnenoberfläche des Fluidkanals 13 im Be- reich eines ersten durchströmbaren Kanalquerschnitts
Figure imgf000014_0002
und ein zweiter Drucksensor 17 in oder an der Kanalinnenoberfläche des Fluidkanals 13 im Bereich eines zweiten durchströmbaren Kanalquerschnitts A2, der sich von dem ersten durchströmbaren Kanalquerschnitt unterscheidet, angeordnet sind.
Der von den Drucksensoren 17 und 18a,b gemessene Druck hängt nunmehr von der dort vorherrschenden Strömungsgeschwindigkeit ab. Für ein bekann- tes Fluid mit bekannter Dichte p folgt hierbei für eine reibungsfreie Strömung bzw. eine Strömung, die zwischen den Drucksensoren vernachlässigbare Ver- luste aufweist: für Konfiguration A mit der bekannten Querschnittsfläche A2 an der Posi- tion des zweiten Drucksensors 17:
Figure imgf000014_0003
• für Konfiguration B mit den bekannten Querschnittsflächen Ai an der Po- sition des ersten Drucksensors 18a,b und A2 an der Position des zweiten Drucksensors 17:
Figure imgf000015_0001
Für beide Konfigurationen sollten die beiden Drucksensoren 17 und 18a,b vor- zugsweise dicht beieinander positioniert sein, da hierdurch auftretende Verfäl- schungen im Ergebnis durch auftretende Druckverluste minimiert werden kön- nen.
Beispielhaft sind hier der erste Drucksensor 18a, b und der zweite Drucksensor 17 als MEMS-Drucksensor ausgeführt.
Fig. 4 zeigt schematisch eine Veranschaulichung eines durchströmbaren Flu- idkanals. Anhand der Darstellung nach Fig. 4 wir nachstehend eine Gleichung zur Ermittlung des Fluid-Volumenstroms hergeleitet. Flierzu wird von der Druckgleichung für inkompressible Fluide nach Bernoulli ausgegangen. Diese Gleichung lautet:
Pt
= konst.
Figure imgf000015_0002
« konst.
Durch Gleichsetzen des (konstanten) Totaldrucks an zwei Punkten 1 , 2 folgt:
Figure imgf000016_0001
Hieraus ergibt sich die Druckdifferenz Dr zu:
Figure imgf000016_0002
Der konstante Massenstrom ergibt sich zu: ifi = p v A = konst.
Durch Umstellung nach der Strömungsgeschwindigkeit v folgt: m
v = - -
P A Durch Einsetzen der Strömungsgeschwindigkeit v in die Gleichung für die Druckdifferenz Dr ergibt sich:
Figure imgf000016_0003
Nach einer Umstellung folgt hieraus:
Figure imgf000016_0004
Nach einer Umstellung folgt hieraus:
Figure imgf000017_0001
Ein Volumenstrom Q kann ermittelt werden als Quotient von Massenstrom zu Dichte:
Figure imgf000017_0002
Durch Einsetzen folgt als Gleichung zur Ermittlung des Fluid-Volumenstroms:
Figure imgf000017_0003
Konfiguration A beschreibt in obiger Herleitung den Grenzfall für vi geht gegen Null, was in obiger Gleichung Ai geht gegen unendlich entspricht. Fig. 5 zeigt schematisch einen Ablauf eines hier vorgestellten Verfahrens bei einem regulären Betriebsablauf. Das Verfahren dient zur Bestimmung zumin- dest einer Strömungsgeschwindigkeit oder eines Fluid-Volumenstroms eines durch ein implantiertes, vaskuläres Unterstützungssystem 10 strömenden Flu- ids. Die dargestellte Reihenfolge der Verfahrensschritte a), b) und c) mit den Blöcken 110, 120 und 130 ist lediglich beispielhaft. Insbesondere die Schritte a) und b) können auch zumindest teilweise parallel oder sogar gleichzeitig durchgeführt werden. In Block 110 erfolgt ein Erfassen zumindest eines stati schen Drucks oder eines Totaldrucks im Bereich des Unterstützungssystems mittels eines ersten Drucksensors. In Block 120 erfolgt ein Erfassen zumindest eines statischen Drucks oder eines Totaldrucks im Bereich eines durch das Unterstützungssystem hindurchführenden und durchströmbaren Fluidkanals mittels eines zweiten Drucksensors. In Block 130 erfolgt ein Ermitteln zumindest der Strömungsgeschwindigkeit oder des Fluid-Volumenstroms un- ter Verwendung der in den Schritten a) und b) erfassten Drücke.
Die hier vorgestellte Lösung ermöglicht insbesondere einen oder mehrere der nachfolgenden Vorteile:
• Kontinuierliche, genaue Messung von Qp durch System integrierten Fluss- sensor. Dadurch steht Qp als Regelparameter des Unterstützungssys- tems auch außerhalb des OP-Szenarios mit vergleichbarer Qualität wie bei Verwendung eines CCO (Continuous Cardiac Output) Thermodiluti- onskatheters zur Verfügung.
• Bei Verwendung von Drucksensoren, insbesondere MEMS- Drucksensoren, ist eine energieeffiziente Volumenstrommessung mög- lich.
• Im Vergleich beispielsweise mit Ultraschall-Wandlern ist ein (MEMS-) Drucksensor sehr klein.

Claims

Patentansprüche
1. Implantierbares, vaskuläres Unterstützungssystem (10), umfassend:
einen durch das Unterstützungssystem (10) hindurchführenden und durchströmbaren Fluidkanal (13),
einen ersten Drucksensor (18a,b), angeordnet und eingerichtet zum Erfassen zumindest eines statischen Drucks oder eines Total- drucks im Bereich des Unterstützungssystems (10),
einen zweiten Drucksensor (17), angeordnet und eingerichtet zum Erfassen zumindest eines statischen Drucks oder eines Totaldrucks im Bereich des Fluidkanals (13).
2. Unterstützungssystem nach Anspruch 1 , wobei der erste Drucksensor (18a) im Bereich einer Außenseite des Unterstützungssystems (10) an- geordnet ist.
3. Unterstützungssystem nach Anspruch 1 oder 2, wobei der erste Druck- sensor (18b) in oder an einer Kanalinnenoberfläche des Fluidkanals (13) angeordnet ist.
4. Unterstützungssystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wo- bei der zweite Drucksensor (17) in oder an einer Kanalinnenoberfläche des Fluidkanals (13) angeordnet ist.
5. Unterstützungssystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wo- bei der erste Drucksensor (18b) im Bereich eines ersten durchströmba- ren Kanalquerschnitts und der zweite Drucksensor (17) im Bereich eines zweiten durchströmbaren Kanalquerschnitts, der sich von dem ersten durchströmbaren Kanalquerschnitt unterscheidet, angeordnet sind.
6. Unterstützungssystem nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wo- bei zumindest der erste Drucksensor (18a,b) und/oder der zweite Druck- sensor (17) als MEMS-Drucksensor ausgeführt ist.
7. Verfahren zur Bestimmung zumindest einer Strömungsgeschwindigkeit oder eines Fluid-Volumenstroms (31 ) eines durch ein implantiertes, vas- kuläres Unterstützungssystem (10) strömenden Fluids, umfassend fol- gende Schritte:
a) Erfassen zumindest eines statischen Drucks oder eines Totaldrucks im Bereich des Unterstützungssystems (10) mittels eines ersten Drucksensors (18a,b),
b) Erfassen zumindest eines statischen Drucks oder eines Totaldrucks im Bereich eines durch das Unterstützungssystem (10) hindurch- führenden und durchströmbaren Fluidkanals (13) mittels eines zweiten Drucksensors (17),
c) Ermitteln zumindest der Strömungsgeschwindigkeit oder des Fluid- Volumenstroms (31 ) unter Verwendung der in den Schritten a) und b) erfassten Drücke.
8. Verfahren nach Anspruch 7, wobei in Schritt a) ein statischer Druck er- fasst wird.
9. Verfahren nach Anspruch 7 oder 8, wobei in Schritt b) ein Totaldruck im Bereich des Fluidkanals (13) erfasst wird.
10. Verfahren nach einem der Ansprüche 7 bis 9, wobei ein Strömungsquer- schnitt des Fluids zwischen den Schritten a) und b) verändert wird.
11. Verwendung von zwei Drucksensoren (17, 18) eines implantierbaren, va- skulären Unterstützungssystems (10) zum Bestimmen zumindest einer
Strömungsgeschwindigkeit oder eines Fluid-Volumenstroms (31 ) eines durch das Unterstützungssystem (10) strömenden Fluids.
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