DE60320150T2

DE60320150T2 - System zur Messung des Blutflusses mittels Thermodilution

Info

Publication number: DE60320150T2
Application number: DE60320150T
Authority: DE
Inventors: Nikolai M. 14850 Krivitski; Victor V. Ithaca Kislukhin
Original assignee: Transonic Systems Inc
Current assignee: Transonic Systems Inc
Priority date: 2002-02-20
Filing date: 2003-02-20
Publication date: 2009-05-20
Anticipated expiration: 2023-02-21
Also published as: DE60320150D1; US8133185B2; EP1738685A3; US20030158491A1; EP1645226A3; US20120165689A1; US6623436B2; EP1645226B1; EP1738685B1; EP1738685A2; US20040054293A1; ATE390885T1; EP1645226A2; EP1338244A1; ATE462352T1; DE60331975D1

Description

Gebiet der Erfindung
Die vorliegende Erfindung betrifft die Blutflussmessung mittels Thermodilutionsmessung, und insbesondere betrifft sie die Kompensation einer durch ein Injektat hervorgerufenen Wärmewirkung auf einen thermischen Sensor in einem retrograden Katheter.
Hintergrund der Erfindung
In nativen arteriovenösen (AV-)Fisteln ist eine Stenose oftmals an dem arteriellen Abschnitt des vaskulären Zugangs oder des AV-Shunts gelegen. Die Existenz einer Stenose in dem vaskulären Zugang erfordert typischerweise einen Eingriff, um einen ausreichenden Durchfluss wieder herzustellen, oder um wenigstens die Okklusionsrate zu reduzieren. Ein typisches Eingriffsverfahren ist die Angioplastie.
Der Zweck der eingreifenden Verfahren, wie etwa der Angioplastie, liegt darin, den Durchfluss durch das Gefäß wiederherzustellen. Deshalb müssen die den Eingriff durchführenden Radiologen und Kardiologen die Wirksamkeit des Verfahrens zur Wiederherstellung des Durchflusses messen können.
In dem angioplastischen Verfahren wird ein den Eingriff durchführender Radiologe eine Hülle (Einführungsinstrument) für den Angioplastie-Ballonkatheter einführen, der der Stenosestelle zugekehrt wird und somit dem Blutfluss in dem Gefäß, wie etwa einem AV-Shunt, zugekehrt ist. Vom Standpunkt des Verfahrens aus ist es praktisch, das gleiche Einführungsinstrument (Hülle) auch für die Durchflussmessung zu verwenden. Dieses Verfahren wird den Thermodilutionskatheter so positionieren, dass er dem Blutfluss zugekehrt ist, und die Position, die zu dem Durchfluss gekehrt ist, wird als "retrograde" Position bezeichnet. Auch in klinischen Situationen, wie etwa bei der Angioplastie von Extremitäten, ist es vorteilhaft, die Stenosestelle von einer strömungsabwärtigen Kanüleneinführungsstelle aus zu erreichen. In all diesen Situationen wird der Thermodilutionskatheter dem Fluss zugekehrt sein und sich somit in einer retrograden Position befinden. Dennoch bleibt eine Notwendigkeit bestehen, die Blutflussrate zu bestimmen.
Eine andere Situation bezieht sich auf das endovaskuläre Verfahren der Platzierung von transjugulären intrahepatischen portosystemischen Shunts (TIPS). Während des TIPS-Verfahrens wird ein spezieller Shunt geschaffen, um die Pfortader mit der Lebervene zu verbinden. Das TIPS-Verfahren wird für gewöhnlich durchgeführt, um die portale Hypertonie zu verringern. Aber der Betrag an Blut, der von dem Shunt aufgenommen wird, ist unbekannt. Wenn der Betrag an Blutfluss durch den Shunt zu hoch ist, dann ist der Betrag an Blut, der durch die Leber strömt, um gefiltert zu werden, zu klein, was bei dem Patienten zu Schäden führen kann. Alternativ dazu wird dann, wenn der Betrag an Blut, der durch den Shunt strömt und somit von der Leber geshuntet wird, klein ist, die Wirksamkeit des Verfahrens verringert. Es besteht ein Bedarf daran, dass der Blutfluss bestimmt werden kann, damit eine richtige Behandlung verordnet werden kann.
Im Augenblick werden Blutflussmessungen nicht während des Eingriffs, sondern später unter Verwendung von Farb-Doppler-Messungen der Leitungsgeschwindigkeit durchgeführt, stellen aber keine Blutflussmessung in ml/min bereit.
Darüber hinaus ist aus der WO 01/52728 A1 bekannt, dass einige Thermodilutionssysteme im Allgemeinen bestimmte klinische Beschränkungen aufweisen, da die Temperatur eines Katheters das Temperaturprofil des thermisch modulierten Blutes beeinflussen und die Durchflussberechnungen verschlechtern kann.
Nichtsdestoweniger existiert im Stand der Technik keine praktische, relativ schnelle und kostengünstige Lösung für die Bestimmung des relevanten Durchflusses in diesen beispielhaften Verfahren. Deshalb besteht ein Bedarf daran, den Blutfluss unter Verwendung eines Katheters zu messen, der in das Gefäß in der retrograden Richtung eingeführt ist. Es ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, kostengünstige Durchfluss-Messverfahren und -Messvorrichtungen für solche Messungen bereitzustellen, die die Probleme (und Designbeschränkungen) des retrograden Thermodilutionskatheters lösen.
Zusammenfassung der Erfindung
Die vorliegende Erfindung ist allgemein auf die Bestimmung der Blutflussraten und im Besonderen auf Indikatordilutionstechniken ausgerichtet, wobei ein Signal in das Blut strömungsaufwärts eingeführt wird und ein strömungsabwärtiges Dilutionssignal mit einem Sensor gemessen wird. Von den Indikatordilutionsverfahren ist die Thermodilution in der vorliegenden Offenbarung anwendbar. In Thermodilutionsmessungen wird ein Injektat (das eine andere Temperatur als der zu bestimmende Blutfluss aufweist) an einer strömungsaufwärtigen Stelle eingeführt, und ein thermischer Sensor (oder thermischer Dilutionssensor) überwacht das Durchfließen des Injektats an einer strömungsabwärtigen Stelle.
In einer Anzahl von Konfigurationen wird ein Thermodilutionskatheter verwendet, wobei der Katheter ein Injektatlumen zum Einführen des Injektats in den relevanten Blutstrom und einen thermischen Dilutionssensor zum Überwachen eines strömungsabwärtigen Durchfließens des Injektats in dem Blutstrom aufweist. Der Katheter kann auch einen thermischen Injektatsensor zum Bereitstellen eines Signals umfassen, das einer Injektattemperatur vor der Einführung des Injektats in den Blutstrom entspricht.
Als eine Folge der Wärmeübertragung, wie etwa der Wärmeleitung oder Wärmestrahlung im Innern des Katheters, wird der thermische Dilutionssensor in dem retrograden Katheter Temperaturänderungen oder -wirkungen, sowohl durch das Injektat (Indikator), das durch den Katheter strömt, als auch durch das verdünnte Blut, das an dem Katheter vorbei strömt, registrieren. In diesem Fall vergrößert die innere Abkühlung des thermischen Dilutionssensor fälschlicherweise die Fläche unter der sich ergebenden Verdünnungskurve und verringert somit die Genauigkeit der Messung.
Die vorliegende Erfindung sorgt auch für die Messung des Blutflusses während des TIPS-Verfahrens, wobei die Messungen praktischerweise von einem retrograden Katheter durchgeführt werden können, der zum Beispiel durch die Jugularvene, durch die Hohlvene und durch die Lebervene eingeführt wurde.
Die Messungen können vor dem Eingriff nach dem Shunt-Aufbau in dem Shunt und in der Pfortader (portakavaler Shunt) durchgeführt werden. In diesem Fall kann der retrograde Katheter durch die Lebervene, durch den Shunt und in die Pfortader eingeführt werden. Der Vorteil einer Blutflussmessung während des Eingriffs liegt in der Fähigkeit, den Shunt-Durchfluss ändern zu können, wenn der Shunt-Durchfluss nicht angemessen ist.
Die vorliegenden Konfigurationen sind auf die Verbesserung der Genauigkeit der Blutflussmessung bei Thermodilutionsmessungen in einem retrograden Katheter durch Berücksichtigung des Vorhandenseins des inneren Abkühlungseffekts ausgerichtet. Die vorliegenden Konfigurationen umfassen (i) die Vorkalibrierung der wärmeleitenden Eigenschaften des Katheters, um K_i durch einen beabsichtigten Bereich von Betriebsbedingungen zu bestimmen, wobei die Kalibrierungsdaten verwendet werden, um Wärmemessungen einzustellen; (ii) eine Vielzahl von Injektionen unterschiedlicher Volumen oder unterschiedlicher zeitlicher Länge, aus denen ein Abkühlungseffekt an dem thermischen Dilutionssensor von der Innenseite des Katheters aus bestimmt werden kann und/oder eine Injektattemperatur berechnet werden kann; (iii) eine Vielzahl von thermischen Sensoren, wobei die Größe des inneren Abkühlungseffekts an dem thermischen Dilutionssensor von einem zusätzlichen thermischen Sensor gemessen und ausgeglichen wird; (iv) eine Vielzahl von vorkalibrierten thermischen Sensoren, um gleichzeitig die Notwendigkeit der Messung der Injektattemperatur und des inneren Abkühlungseffekts zu beseitigen; (v) Erschaffen einer speziellen Konstruktion des retrograden Katheters, um die Wärmeisolierung des Injektatlumens gegenüber dem thermischen Dilutionssensor zu steigern oder zu maximieren; oder (vi) das Verwenden jeglicher Kombination von i–v.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
1 ist eine Querschnittsansicht eines Indikatordilutionskatheters, der in ein Gefäß in der strömungsabwärtigen Richtung des Blutflusses eingeführt ist und gekrümmt ist, um den Sensorkontakt mit der Gefäßwand zu reduzieren.
2 ist eine Querschnittsansicht eines Indikatordilutionskatheters, der in das Gefäß in der strömungsaufwärtigen Richtung eingeführt ist und somit dem Blutfluss zugekehrt ist.
3 ist eine graphische Darstellung der Beziehung zwischen der Zeit und der Bluttemperatur von dem thermischen Dilutionssensor und der Messung der Injektionszeit.
4 ist eine graphische Darstellung der Beziehung zwischen der Zeit und der Temperatur von dem Injektionstemperaturfühler und der Messung der Injektionszeit, wenn ein solcher Injektionstemperaturfühler in einem Abschnitt des Katheters angeordnet ist, der in Kontakt mit dem Blutstrom steht.
5 ist eine graphische Darstellung der Beziehung zwischen der Zeit und der Temperatur von dem Injektionstemperaturfühler und der Messung der Injektionszeit, wenn ein solcher Injektionstemperaturfühler außerhalb des Blutstroms und des Körpers des Patienten angeordnet ist.
6 ist eine graphische Darstellung einer Thermodilutionskurve von dem Katheter, der so eingeführt ist, dass er dem Blutfluss zugekehrt (retrograd) ist.
7 ist eine graphische Darstellung der Beziehung zwischen der inneren Abkühlung (K_i, ΔT_i) und der Geschwindigkeit der Injektion.
8 ist eine graphische Darstellung der Beziehung zwischen der inneren Abkühlung (K_i, ΔT_i) und der Blutgeschwindigkeit.
9a ist eine graphische Darstellung einer Verdünnungskurve, wobei die Fläche S_c als ein Rechteck S_c1 approximiert ist.
9b ist eine graphische Darstellung einer Verdünnungskurve, wobei die Fläche S_c durch ΔT_i und die Form der Verdünnungskurve (Sc₂) approximiert ist.
9c ist eine graphische Darstellung einer Verdünnungskurve, wobei die Fläche S_c durch die Fläche S_c3 unter der Kurve approximiert ist, die die gleiche Form (ähnlich) wie die Verdünnungskurve aufweist, aber proportional kleiner ist und ihr Maximum bei ΔT_i aufweist.
9d ist eine graphische Darstellung einer Verdünnungskurve mit einer kontinuierlichen Infusion, bei der der gemessene Temperaturversatz H_m ist.
10 ist eine Querschnittsansicht eines Thermodilutionskatheters, der ein Zwei-Sensor-Kompensationssystem aufweist, bei dem ein distaler thermischer Sensor einer reduzierten Temperatureinwirkung einer außenseitigen Verdünnung [ohne einen toten Raum] ausgesetzt ist.
11 ist eine Querschnittsansicht eines Thermodilutionskatheters, der ein Zwei-Sensor-Kompensationssystem mit einem distalen Sensor ohne Einwirkung einer außenseitigen Verdünnung (mit einem toten Raum) aufweist.
12 ist eine Querschnittsansicht eines Thermodilutionskatheters mit einem Zwei-Sensor-Kompensationssystem mit einer unterschiedlichen Einwirkung einer äußeren und inneren Abkühlung auf die thermischen Sensoren.
13a ist eine Querschnittsansicht eines Thermodilutionskatheters, bei dem der thermische Sensor von einem Injektatkanal und einer Injektionsöffnung beabstandet ist.
13b ist eine Querschnittsansicht entlang der Linien 13b-13b der 13a.
14a ist eine Querschnittsansicht eines Thermodilutionskatheters, bei dem der Luftspalt zwischen dem thermischen Dilutionssensor und dem Injek tatkanal eingeschlossen ist und der thermische Injektatsensor im Innern des Luftspaltkanals angeordnet ist.
14b ist eine Querschnittsansicht entlang der Linien 14b-14b von 14a.
15a ist eine Querschnittsansicht eines Thermodilutionskatheters, bei dem sich beide thermischen Sensoren in einem Lumen befinden, mit einem Luftspalt zwischen dem thermischen Dilutionssensor und dem Injektatlumen und einem geschlossenen Luftspalt (Wärmeleiter) zwischen dem thermischen Injektatsensor und dem Injektatlumen.
15b ist eine Querschnittsansicht entlang der Linien 15b-15b von 15a.
16 ist eine Querschnittsansicht eines Thermodilutionskatheters, bei dem der thermische Injektatsensor in wenigstens einem des Verteilers, des Seitenarms der Injektion, der Seitenarme der Injektion oder des Katheters platziert ist, so dass der thermische Sensor von dem Katheter getrennt werden kann.
17 ist eine Querschnittsansicht eines Thermodilutionskatheters mit der Verengung an der Spitze des Injektatlumens, wie etwa eine Führungsdrahtöffnung in einem Führungsdrahtlumen.
Ausführliche Beschreibung der bevorzugten Ausführungsbeispiele
Unter Bezugnahme auf die 1 und 2 ist der vorliegende Indikatordilutionskatheter 10 betriebsmäßig in einem arteriovenösen (AV-)Shunt 12 angeordnet gezeigt. Der AV-Shunt 12 weist einen Blutfluss auf, der durch die Richtung der Pfeile gezeigt ist, der Katheter 10 umfasst einen länglichen Körper 20, der einen extravaskulären Abschnitt 22 und einen intravaskulären Abschnitt 24 aufweist. Der extravaskuläre Abschnitt 22 ist derjenige Abschnitt oder das Stück des Körpers 20, der/das nicht betriebsmäßig in dem AV-Shunt 12 angebracht ist, um in Kontakt mit dem Blutfluss in dem Shunt zu kommen. Der intravaskuläre Abschnitt 24 ist derjenige Abschnitt oder das Stück des Körpers 20, der/das betriebsmäßig innerhalb des AV-Shunts 12 angeordnet ist und in Kontakt mit dem Blutfluss in dem Shunt kommt. Der Körper 20 umfasst ein proximales Ende, ein distales Ende 28, ein Indikator-(Injektat)-Lumen 32, eine Injektionsöffnung oder Injektionsöffnungen 34 und einen Dilutionssensor 36 zum Erfassen des Durchfließens des injizierten Indikators in dem Blutfluss in dem AV-Shunt 12. Das heißt, der Dilutionssensor misst eine Temperatur des verdünnten Blutflusses, die sich aus der Einführung des Injektats in den Blutfluss ergibt. Typischerweise ist der Katheter 10 betriebsmäßig mit einem Kontroller verbunden oder kann mit diesem verbunden werden. Der Kontroller kann eine dedizierte Einheit sein, die Hardware und Software umfasst.
Während des Betriebs strömt der Indikator entlang dem Katheter 10 durch das Injektatlumen 32, um in den Blutfluss des AV-Shunts 12 durch die Injektionsöffnung 34 eingeführt zu werden. Der Dilutionssensor 36 ist typischerweise mit dem Kontroller über eine Leitung oder einen Draht verbunden, die/der sich entlang des Katheters 10 erstreckt.
Für den Dilutionssensor 36 im Innern des Blutstroms ist es wichtig, den Kontakt mit der AV-Shunt-Wand oder die Einwirkung auf die AV-Shunt-Wand zu vermeiden. Um die Wahrscheinlichkeit zu verringern, dass der Dilutionssensor 36 die Wand berührt, kann eine spezielle Krümmung des Katheters 10 verwendet werden, wie sie in 1 zu sehen ist. Diese Krümmung wird so ausgewählt, dass sie das Potential für einen Kontakt zwischen dem Dilutionssensor 36 und der AV-Shunt-Wand reduziert. Ein Stück des intravaskulä ren Abschnitts 24 des Körpers 20 und typischerweise ein Stück proximal zu dem distalen Ende 28 des Körpers umfasst ein schräges Abstandsprofil 44. Das Abstandsprofil 44 weist eine Längsachse S-S auf, die nicht kollinear und nicht parallel zu der Längsachse IP eines benachbarten Teilabschnitts des intravaskulären Abschnitts 24 ist. Das heißt, die Längsachse des Abstandsprofils 44 schneidet die Längsachse des benachbarten Teilabschnitts des intravaskulären Abschnitts 24.
Da die bevorzugte Konfiguration des Katheters 10 auf die Thermodilution ausgerichtet ist, ist der Dilutionssensor 36 ein thermischer Sensor wie etwa ein Thermistor. Vorzugsweise weist der Dilutionssensor 36 ein Volumen auf, das so klein wie möglich ist, damit die Querschnittsfläche des Katheters 10 effektiv minimiert werden kann. Aber es ist selbstverständlich, dass der thermische Sensor 36 jeder Sensor sein kann, der eine Temperatur messen kann, wie zum Beispiel ein Thermistor, Thermoelement, elektrischer Impedanzsensor (die elektrische Impedanz des Blutes ändert sich mit der Temperaturänderung), Ultraschallgeschwindigkeitssensor (die Ultraschallgeschwindigkeit des Blutes ändert sich mit der Temperatur), Blutdichtesensor und analoge Vorrichtungen, wobei aber keine Beschränkung auf diese besteht. Tatsächlich kann jeder Parameter des Blutes, der sich mit der Temperatur ändert, verwendet werden, um Thermodilutionsmessungen zu erhalten.
Aber die vorliegende Erfindung ist speziell auf diejenigen thermischen Sensoren anwendbar, die eine Leistung aufweisen, die temperaturabhängig ist; das heißt, auf diejenigen Sensoren, die durch induzierte Temperaturschwankungen infolge dessen, dass sie einem gekühlten oder erwärmten Injektat (Indikator) ausgesetzt werden, das durch den Katheter strömt, beeinflusst werden. Temperatursensoren sind für die vorliegende Erfindung geeignet, da die Temperatur des Sensors (und folglich die aufgezeichnete Temperatur) durch das Abkühlen oder Erwärmen ausgehend von dem Injektat vor der Einführung des Injektats in den zu messenden Fluss beeinflusst werden kann.
Die Dilutionssensoren 36 erfassen einen Blutparameter und vor allem Schwankungen eines Blutparameters. Zum Beispiel können die Dilutionssensoren 36 elektrische Impedanzsensoren oder optische Sensoren sein, wobei die speziellen Sensoren von den Blutcharakteristiken von Interesse abhängig sind. Ultraschallgeschwindigkeitssensoren sowie auch Temperatursensoren und optische Dichtesensoren, Dichtesensoren oder elektrische Impedanzsensoren können verwendet werden, um Änderungen in Blutparametern zu erfassen. Die Betriebsparameter des speziellen Systems werden im Wesentlichen die spezifischen Designcharakteristiken des Dilutionssensors 36 diktieren, wie etwa der spezielle Schallgeschwindigkeitssensor. Wenn eine Vielzahl von Dilutionssensoren 36 verwendet wird, können die Sensoren identische Bauteile sein. Ultraschallsensoren messen die Schallgeschwindigkeitsverdünnung, während das Indikatormaterial durch den Blutstrom an dem Sensor vorbei befördert wird, und Änderungen in der Schallgeschwindigkeit werden aufgezeichnet, um eine Berechnung von verschiedenen Blutparameter zuzulassen. Der Zeitpunkt, an dem das Indikatormaterial (Injektat) den Sensor 36 nach der Injektion erreicht, die Fläche unter der aufgezeichneten Kurve, die die Änderungen in der Schallgeschwindigkeit an dem Sensor darstellt, und die Amplitude der Messungen stellen alle zusammen Informationen bereit, die den Blutfluss betreffen.
Der Indikator umfasst, ist aber nicht beschränkt auf irgendwelche der bekannten Indikatoren, die einen Temperaturgradientenindikator wie etwa einen Bolus einer kontinuierlichen Injektion einschließen.
Vorzugsweise ist der Indikator durch die Injektionsöffnung 34 injizierbar und ist somit ein Injektat. Der injizierte (oder eingeführte) Indikator, das Injektat, bildet somit einen Indikatorbolus.
Der injizierte Indikator, eine Flüssigkeit, kann eine Lösung sein, die für den Patienten, das Blut des Patienten, irgendwelche Blutkomponenten, einschließlich des Bluts, vorzugsweise nicht schädlich ist oder irgendeinen Schaden für diese minimiert, und die mit dem Material des Systems, einschließlich des Materials des AV-Shunts, nicht reaktiv ist. Ein bevorzugter Indikator ist eine Lösung, wie etwa eine isotone Kochsalzlösung und Dextrose (Glukose). Aber es ist selbstverständlich, dass jede einer Vielfalt von Lösungen verwendet werden kann. Außerdem soll der Begriff Lösung so verstanden werden, dass er Einkomponenteninjektionen umfasst. Für Thermodilutionsmessungen weist das Injektat eine andere Temperatur als der Blutfluss auf, in den das Injektat eingeführt wird.
Die vorliegende Analyse wird im Hinblick auf einen Indikator, wie etwa ein Injektat, mit einer reduzierten Temperatur dargelegt. Das heißt, der Indikator weist eine Temperatur auf, die unter der Temperatur des zu messenden Blutflusses liegt. Aber es ist selbstverständlich, dass ein Indikator mit einer erhöhten Temperatur verwendet werden kann; das heißt, mit einer Temperatur, die über der Temperatur des zu messenden Blutflusses liegt.
Die vorliegende Erfindung sorgt für die Bestimmung einer volumetrischen Durchflussrate ("Durchflussrate") in einem AV-Shunt 12. Die volumetrische Durchflussrate ist ein Maß des Volumens an Flüssigkeit, das durch eine Querschnittsfläche der Leitung pro Zeiteinheit strömt, und kann in Einheiten wie etwa Millimeter pro Minute (ml/min) oder Liter pro Minute (l/min) ausgedrückt werden. Ein Flüssigkeitsstrom, der eine Durchflussrate aufweist, weist auch eine Strömungsgeschwindigkeit auf, die Distanz, die in einer gegebenen Zeit zurückgelegt wird, wie etwa Millimeter pro Sekunde (mm/s). So wird es für die Flüssigkeit, die in einem AV-Shunt fließt, eine Durchflussrate (volumetrische Durchflussrate) geben, die eine Strömungsgeschwindigkeit aufweist.
Die Blutflussrate (Q) kann mittels Thermodilution unter Verwendung eines Indikators gemessen werden, der eine andere Temperatur als das Blut aufweist (typischerweise durch eine Injektion eines flüssigen Indikators (Injektat)), wobei die Blutflussrate Q durch die folgende Formel dargestellt werden kann:
wobei T_b die Bluttemperatur in dem Gefäß vor der Injektion ist; T_i die Temperatur des Injektats vor dessen Eintreten in den Blutstrom ist; V [ml] das Volumen des injizierten Indikators (Injektat) ist; S [Temp·Zeit] die Fläche unter der Temperatur-/Zeit-Verdünnungskurve ist, die sich aus dem Vermischen des injizierten Indikators (Injektat) und des Blutes ergibt; und k ein Koeffizient in Bezug auf die Wärmekapazität des Blutes und des injizierten Indikators (Injektat) ist. Typischerweise wird k als 1,08 angenommen.
Für kontinuierliche Injektionen in der Gleichung 1 ist V [ml/Zeit] die Geschwindigkeit (Rate) der kontinuierlichen Injektion, S[Temp] ist die Temperaturänderung des Blutes bedingt durch das Vermischen mit dem Indikator, wobei der Indikator kälter/wärmer als das Blut sein kann.
Ein Hauptunterschied zwischen den klassischen Dilutionsmessungen des Herzzeitvolumens und den Messungen der Blutflussrate in AV-Shunts 12, bei denen der Indikator eingeführt wird und eine entsprechende Messung innerhalb eines gegebenen Teilstücks des AV-Shunts durchgeführt wird, ist das Fehlen einer Mischkammer wie etwa das Herz. Das heißt, bei klassischen Dilutionsmessungen des Herzzeitvolumens fließen das Blut und der Indikator durch das Herz, das den Indikator (thermische Änderung) mit dem Blut ausreichend vermischt, um zuverlässige Messungen bereitzustellen.
Aber wenn das Blut und der Indikator nicht durch eine Mischkammer wie etwa das Herz wandern, dann muß das Design des Messsystems für ein ausreichendes Vermischen des Indikators mit dem Blut innerhalb des Raumes zwischen der Indikatoreinführung (Injektion) und der Stelle der sich ergebenden Dilutionsmessung sorgen.
Die Angemessenheit des Vermischens kann beurteilt werden, indem die Ergebnisse der Dilutionsmessung mit einer genaueren Methode, wie etwa der volumetrischen, zeitlich gesteuerten Erhebung des Durchflusses auf dem Prüfstand, verglichen werden. Wenn andere Fehlerquellen kontrolliert werden, kann die Diskrepanz zwischen den Messergebnissen inadäquaten Vermischungsbedingungen zugeschrieben werden.
Ob das Vermischen ausreichend ist, hängt von den Erfordernissen der klinischen Benutzer und dem dynamischen Bereich der gemessenen Parameter ab. Zum Beispiel beträgt bei einem angioplastischen Wiederherstellungsverfahren in AV-Unterarm-Shunts ein durchschnittlicher Anstieg des Blutflusses nach dem Angioplastieverfahren etwa 300–400 ml/min von 400–600 ml/min auf 700–1000 ml/min. Ein Messverfahren würde solche prozeduralen Durchflussveränderungen zuverlässig anzeigen, wenn seine absoluten Fehler der Durchflussmessung kleiner als der größere von 60–100 ml/min oder 10% ist.
Es gibt zwei unterschiedliche Ausrichtungen für die Katheterplatzierung in dem AV-Shunt 12. Der AV-Shunt 12 weist normalerweise eine einzige Flussrichtung auf, wobei das Blut von der arteriellen (strömungsaufwärtigen) Seite zu der venösen (strömungsabwärtigen) Seite fließt. Deshalb gibt der Begriff strömungsabwärtig an, dass etwas mit dem Fluss gerichtet ist, und der Begriff strömungsaufwärtig gibt an, dass etwas gegen den Fluss gerichtet ist.

1. Unter Bezugnahme auf 1 ist ein Katheter 10 in der Richtung des Blutflusses platziert und zeigt strömungsabwärts. In diesem Fall tritt der inji zierte Indikator in den Blutfluss von einem Punkt entlang des Katheters 10 oder strömungsaufwärts von dem Katheter ein, und die Dilutionstemperaturänderung kann von dem Dilutionssensor 36 bei oder nahe bei dem distalen Ende 28 des Katheters 10 aufgezeichnet werden.
2. Unter Bezugnahme auf 2 ist der Katheter 10 dem Blutfluss zugekehrt platziert und zeigt strömungsaufwärts (die retrograde Position oder Konfiguration). In diesem Fall wird der Indikator dann, wenn der injizierte Indikator in den Blutfluss des AV-Shunts über den gleichen Katheter eingeführt wird, frühestens an dem Dilutionssensor 36 vorbeifließen, wenn der Indikator entlang dem Indikatorlumen 32 strömt.

Zur Verbesserung der Genauigkeit der Messungen von Blutflussraten mittels Thermodilution sollten die folgenden Probleme, die mit Besonderheiten der Thermodilutions-Blutflussmessung innerhalb des AV-Shunts 12 verbunden sind, angesprochen werden:

(i) Das Unterstützen von Vermischungsbedingungen; und
(ii) Das Reduzieren von Messfehlern, die sich aus der Einführung eines Indikators ergeben.

(i) Das Unterstützen von Vermischungsbedingungen
Verschiedene Mechanismen können implementiert werden, um die Vermischungsbedingungen innerhalb des AV-Shunts 12 zu verbessern:

(a) Vielzahl von Infektionsstellen. Um eine einheitliche Indikatorverteilung quer durch den Querschnitt des Stroms in dem AV-Shunt 12 zu schaffen, kann eine Vielzahl (zwei oder mehr) von Injektionsöffnungen 34 für die Indikatoreinführung verwendet werden. Diese Injektionsöffnungen 34 können auf der gleichen Ebene oder auf unterschiedlichen Ebenen innerhalb des Quer schnittsprofils oder quer durch das Querschnittsprofil des AV-Shunts angeordnet sein. Diese Injektionsöffnungen 34 können so angeordnet sein, dass die dem Fluss zugekehrt sind, mit dem Fluss ausgerichtet sind, oder eine Spiralform oder andere Formen, Standorte und Konfigurationen aufweisen. Es ist bevorzugt, dass der Indikator durch den Katheter 10 in einem einzigen Lumen oder Kanal 32 durchfließt, von dem aus der Indikator zu der Vielzahl von Injektionsöffnungen 34 verteilt wird. 1 veranschaulicht mehrere Konfigurationen von Anordnungen für die Injektionsöffnungen 34. Es versteht sich von selbst, dass eine einzige Anordnung von Injektionsöffnungen in einem Katheter verwendet werden würde und die mehreren Anordnungen in 1 lediglich veranschaulichenden Zwecken dienen. In 2 sind zwei Stellen der Injektionsöffnung 34 (eine einzelne Öffnung oder in gruppierter Form) gezeigt, wobei es sich wiederum von selbst versteht, dass in einem gegebenen Katheter 10 eine einzige Konfiguration verwendet wird. Insbesondere kann sich die Injektionsöffnung 34 an dem distalen Ende 28 oder proximal zu dem distalen Ende befinden.
(b) Vielzahl von Dilutionssensoren. Um die Genauigkeit der Messungen vor allem unter Bedingungen, in denen das gewünschte Vermischen schwierig zu erzielen sein kann, zu verbessern, kann eine Vielzahl von thermischen Dilutionssensoren 36 verwendet werden. Die Vielzahl von thermischen Dilutionssensoren 36 ist vor allem in Verbindung mit Kathetern anwendbar, die eine Öffnung, eine Vielzahl von Öffnungen oder eine volumenlose Indikatoreinführung wie etwa die Erwärmung oder die Abkühlung des Blutes aufweisen. Außerdem kann eine Vielzahl von Dilutionssensoren 36 verwendet werden, wenn der Indikator anstatt durch den Katheter, an dem die Dilutionssensoren angeordnet sind, durch eine separate Einführungsvorrichtung eingeführt wird. Des Weiteren kann entsprechend der graphischen Darstellung von 5 und wie in den 1 und 2 zu sehen ist, ein Sensor 36a außerhalb des AV-Shunts 12 angeordnet sein, um die Messung des Durchfließens des Indikators durch den Shunt bereitzustellen. Die Durchflussrate Q_c kann aus den einzelnen Dilutionssensormessungen Q1, Q2, Q3, ... zum Beispiel wie folgt berechnet werden. Wenn die Sensoren um einen Kreis oder Ring herum angeordnet sind, kann eine einfache Mittelwertbildung durchgeführt werden:
wobei n die Anzahl an Sensoren ist. Alternativ dazu kann die Fläche unter der Verdünnungskurve, die mit jedem Sensor verbunden ist, summiert und zur Bestimmung des Durchflusses gemittelt werden. Als eine weitere Verfeinerung könnte man alle individuellen Sensorablesungen auswerten und eine verwerfen, wenn ihre Messung anzeigt, dass der Sensor unmittelbar an der Gefäßwand positioniert ist.
(c) Turbulente Einführung des Indikators in den Blutfluss in dem AV-Shunt. Die kinetische Energie, die in den anfänglichen Blutfluss Q durch den injizierten Indikator eingeführt wird, kann die Vermischungsbedingungen verbessern, indem sie eine Turbulenz in dem Blutfluss erzeugt. Dies kann dadurch erreicht werden, dass die Öffnung(en) 34 in dem Katheter 10, von der/denen aus der Indikator den Katheter verlässt und in den Blutstrom eintritt, ausreichend klein gemacht wird/werden, so dass der Indikator in den Fluss mit einer höheren Geschwindigkeit als der vorliegenden Blutgeschwindigkeit "hineinschießt". Die Turbulenz kann gesteigert werden, indem diese Löcher abgewinkelt werden, so dass der Injektionsstrahl gegen die Richtung des Blutflusses in dem AV-Shunt 12 gerichtet ist. Die Turbulenz kann durch die Verwendung einer Vielzahl von Löchern, die um den Umfang des Katheters herum, wie etwa entlang einem Ring, beabstandet sind, verbessert werden. Aber für die einschießende Einführung sind die Injektionsöffnungen 34 größenmäßig so bemessen, das sie wenigstens im Wesentlichen eine Hämolyse in dem AV-Shunt 12 ausschließen.
(d) Verwendung eines wärmeleitenden Bandes. Das Platzieren eines wärmeleitenden Bandes 48 um den Katheter herum an der Stelle des Indikatordilutionssensors 36 und in engem thermischen Kontakt mit dem Sensor. Ein solches Band, das typischerweise aus Metall aufgebaut ist, wird gewährleisten, dass der Dilutionssensor 36 die Temperaturen einer größeren Querschnittfläche des Blutflusses mitteln wird und auf diese Weise Schwankungen in der Bluttemperatur, die sich aus einem unzureichenden Vermischen ergeben, gegeneinander versetzen wird. Da das Abfühlen um den vollen Umfang des Katheters 10 herum durchgeführt werden wird, wird ein solches Band 48 auch den Verlust der Messgenauigkeit reduzieren, der sich ergibt, wenn ein nicht mit einem Band versehender Indikatordilutionssensor unmittelbar an der Wand des AV-Shunts 12 positioniert ist.

Der Abstand zwischen der Injektionsöffnung 34 und dem thermischen Dilutionssensor 36 wird vorzugsweise so ausgewählt, dass ein ausreichendes Vermischen des eingeführten Indikators und des Blutes bereitgestellt wird. Für den Katheter 10, der dem Fluss zugekehrt ist, liegt der Abstand zwischen der Öffnung 34 und dem Sensor 36 bei etwa 2 bis 4 cm. Für den Katheter 10, der mit dem Fluss ausgerichtet ist, liegt der Abstand zwischen der Injektionsöffnung 34 und dem Sensor 36 bei etwa 3 bis 6 cm.
(ii) Das Reduzieren von Messfehlern, die sich aus der Einführung eines Indikators ergeben.
Die Einführung eines Volumens an Indikator bei einer Durchflussrate Q_i kann die anfängliche Durchflussrate Q ändern. Die Wirkung von Q_i hängt von den speziellen Eigenschaften des hämodynamischen Widerstands des AV-Shunts 12 ab.
In arteriellen Umgebungen befindet sich der Hauptwiderstand gegenüber dem Durchfluss strömungsabwärts, wo der strömungsabwärtige Widerstand den strömungsaufwärtigen Widerstand gut um das 20- bis 100-fache übersteigen kann. So ändert der injizierte Fluss nicht den anfänglichen Fluss an dem Standort des Sensors. Während des Injektionszeitraums wird das arterielle Einströmen in die Messstelle in Reaktion auf die eingeführte Injektion vorübergehend reduziert werden. In diesem Fall wird die aufgezeichnete Verdünnungskurve die anfängliche Blutflussrate repräsentieren, und die gemessene Blutflussrate Q_m wird nahe bei dem anfänglichen Blutfluss liegen: Qm = Q (Gleichung 3)
In den venösen Umgebungen befindet sich der Hauptströmungswiderstand strömungsaufwärts von der Messstelle, wo der Strömungswiderstand den strömungsabwärtigen Strömungswiderstand um das 20- bis 100-fache übersteigen kann. In dieser Situation wird die Verdünnungsmessung Q_m die Summe aus dem anfänglichen Fluss und dem injizierten Fluss darstellen: Qm = Q + Qi. (Gleichung 4)
In AV-Shunt-Systemen 12 ist die Lage und die Verteilung der Widerstände unbekannt. Das heißt, der Widerstand gegenüber der Strömung kann sich strömungsabwärts befinden, in welchem Fall das Volumen des eingeführten Indikators effektiv nicht zu sehen sein wird. Alternativ dazu kann sich der Widerstand gegenüber der Strömung in dem AV-Shunt 12 strömungsauwärts befinden, in welchem Fall der gemessene Fluss wenigstens einen Teil der Durchflussrate des eingeführten Indikators einschließen wird. In dem AV-Shunt 12 werden die Strömungswiderstände von Faktoren, wie etwa einer anfänglichen chirurgischen anatomischen Konstruktion des Shunts, den Stenosestellen und der Platzierung des Katheters, abhängen. Somit ist die Beziehung der gemessenen Durchflussrate Q_m in AV-Shunts zu der anfängli chen Blutflussrate anders als in der arteriellen und venösen Umgebung unbekannt. Die gemessene Durchflussrate Q_m wird in Abhängigkeit von der Verteilung von Widerständen in Bezug auf den Platz der Injektion irgendwo zwischen dem anfänglichen Durchfluss Q und dem anfänglichen Durchfluss plus dem Injektionsfluss Q + Q_i liegen. Der Bereich der Ungenauigkeit hängt direkt von der Injektionsdurchflussrate Q_i ab. Deshalb kann, obwohl eine größere Q_i für die Verbesserung der Vermischungsbedingungen wünschenswert ist, die relativ große Q_i auf Grund der unbekannten Wirkung von Q_i auf die anfängliche Durchflussrate zu einer weniger genauen Durchflussmessung führen. Die beste Durchflussrate Q_i ist ein Kompromiss: nicht zu groß, nicht zu klein. Zur Minimierung des Fehlers, der daraus resultiert, dass die Injektionsdurchflussrate Q_i zu groß oder zu klein ist, kann das Folgende eingesetzt werden:

1. Berechnen der Durchflussrate Q_c auf der Grundlage der Injektionsdurchflussrate Q_i und der Informationen der Messbedingungen, wie etwa des Typs des AV-Shunts, der Verteilung der Widerstände und des Wertes von Q_m selber.
2. Begrenzen der Fähigkeit des Bedieners, den Indikator zu schnell einführen zu können, während immer noch eine ausreichende Ausstoßgeschwindigkeit bereitgestellt wird, um das Vermischen zu verbessern.
3. Zurückweisen des Ergebnisses der Durchflussmessung Q_m, wenn die Durchflussrate der Injektion Q_i zu hoch oder zu niedrig ist.
4. Verwenden von zwei Injektionsdurchflussraten, um eine weitere Verbesserung bei der Shunt-Durchflussmessungsgenauigkeit zu erzielen und um die Stelle der hämodynamisch signifikanten Stenose in dem AV-Shunt zu offenbaren.

1. Berechnen von Q_c durch Anpassung des gemessenen Wertes von Q_m
In einer gut ausgebildeten nativen Fistel mit hohem Durchfluss befindet sich der Hauptströmungswiderstand (zwischen 50% und 100%) an der arteriellen Anastomose. Dies bedeutet, dass der Strömungswiderstand strömungsabwärts von der Injektion bei 0 bis 50% des gesamten Strömungswiderstands liegt. Für diesen Fall wird der Durchflussmessungsfehler dadurch reduziert, dass ein Durchflussberechnungsalgorithmus verwendet wird, der 75% des Strömungswiderstands strömungsaufwärts von dem Punkt der Indikatoreinführung und 25% strömungsabwärts davon platziert. Der berechnete Durchfluss Q_c wird dann folgendermaßen sein: Qc = Qm – 0,75Qi (Gleichung 5)
In diesem Fall wird der mögliche Fehler, der durch den Injektionsfluss eingeführt wird, kleiner als 25% von Q_i sein.
In den meisten gut funktionierenden künstlichen Unterarmtransplantaten liegt der Blutfluss in dem Bereich von 1000–1600 ml/min. Die Literatur schlägt wieder vor, dass der Hauptströmungswiderstand (zwischen 50% und 100%) strömungsaufwärts von dem Katheter liegt (arterielle Anastomose, Versorgungsarterie). Deshalb kann die Gleichung 5 verwendet werden.
Deshalb kann dann, wenn die Indikatorverdünnungsmessung des Shunt-Durchflusses 1100–1200 ml/min oder mehr beträgt, die Durchflussmessvorrichtung oder der Kontroller so konfiguriert werden, dass sie/er automatisch die Gleichung 5 verwendet.
Andererseits entwickeln sich durchflussbegrenzende Stenosen in künstlichen Transplantaten im Allgemeinen in der venösen Ausflussseite des AV-Shunts. Deshalb kann dann, wenn das Angiogramm offenbart, dass dies der Fall ist, ein anderer Messalgorithmus für solche spezifischen Fälle verwendet werden. Wenn man annimmt, dass sich wenigstens 50% des Strömungswider standes nun auf der venösen Seite befinden, dann könnte der Algorithmus nun der Folgende sein: Qc = Qm – 0,25Qi (Gleichung 6)
In diesem Fall wird der mögliche Fehler, der von dem Injektionsfluss eingeführt wird, wieder weniger als 25% von Q_i betragen.
In dem allgemeinen Fall, wenn die Verteilung von hämodynamischen Widerständen unbekannt ist, kann man den Einfluss des Injektionsflusses auf die Durchflussablesung, die dem Bediener berichtet wird, durch die Verwendung der folgenden Gleichung zur Berechnung des anfänglichen Durchflusses Q_c minimieren:
In diesem Fall wird der Fehler aus dem injizierten Fluss kleiner als 50% von Q_i sein.
Der Wert von Q_i kann zum Beispiel als ein Verhältnis des bekannten injizierten Indikatorvolumens (V) und der Zeit der Injektion (t) berechnet werden:
wobei die Injektionszeit t aus der Temperaturkurve eines thermischen Sensors ermittelt werden kann. Zum Beispiel kann die Zeit t von der Indikatorverdünnungskurve, von der Breite dieser Kurve auf ihrer halben Höhe (3) oder von dem Zeitraum zwischen dem Beginn der Bolusregistrierung bis zu dem Augenblick des Beginns des Abfallens abgeleitet werden. Alternativ dazu kann die Zeit t aus der Kurve von dem thermischen Injektionssensor durch den Zeitraum zwischen dem Beginn des Bolus bis zu dem Beginn des Abfallens abgeleitet werden (4 und 5). Alternativ dazu kann dann, wenn eine dedizierte Indikatiorinjektionspumpe verwendet wird, der Wert der Injektionszeit aus der Pumpeneinstellung ermittelt werden.
2. Begrenzen der Fähigkeit des Bedieners, den Indikator zu schnell einführen zu können
In der Praxis ist es wichtig, die Fähigkeit des Bedieners, den Indikator zu schnell einführen zu können, wodurch große Durchflussänderungen eingeführt werden, einzuschränken. Zum Beispiel injizieren in [Ganz 1964] die Autoren 5 ml einer Kochsalzlösung in 0,3–0,5 Sekunden, was zu einer injizierten Durchflussrate von Qi = 600–1000 ml/min führt. Diese injizierte Durchflussrate ist in AV-Shunt-Durchflussmessungen inakzeptabel, weil die injizierte Durchflussrate den tatsächlichen Durchfluss in dem Shunt übersteigen kann, wodurch ein großer Fehler eingeführt wird. So ist die Geschwindigkeit der Indikatorinjektion ein Kompromiss zwischen der Notwendigkeit, ein ausreichendes Vermischen zu erzielen (je höher der Injektionsfluss, desto besser stehen die Chancen für ein ausreichendes Vermischen), und der Notwendigkeit, die Durchflussrate der Indikatorinjektion zu begrenzen, weil sonst auf Grund der unbekannten Verteilung von Widerständen Fehler zunehmen.
Zur Begrenzung der Fähigkeit, eine Injektion zu schnell durchführen zu können, kann das Indikatorlumen 32 und/oder die Injektionsöffnung(en) 34 so ausgelegt sein, dass sie ausreichend klein sind, um den Widerstand gegenüber dem Durchfluss zu erhöhen. Das heißt, der Strömungswiderstand des Indikators durch das Indikatorlumen oder die Injektionsöffnungen wird so ausgewählt, dass die Injektionsrate begrenzt wird.
Zum Beispiel kann das Indikatorlumen oder der Strömungspfad des Indikators einen gewundenen Strömungspfad 52 umfassen, der einen ausreichenden Widerstand gegenüber dem Durchfluss bereitstellt, um eine Injektionsdurchflussrate von mehr als 200 ml/min auszuschließen. In einer bevorzugten Konfiguration liegt die Injektionsrate zwischen etwa 60 ml/min und 200 ml/min. Der Widerstand wird so ausgewählt, dass er die gewünschte Durchflussrate für oder innerhalb von vorbekannte(n) Normaldrücke(n) bei dem Indikator bereitstellt. Auch kann der Indikator durch eine zellulare Struktur 54 strömen, um den gewünschten Strömungswiderstand zu erzeugen. Es wird auch in Betracht gezogen, dass die Injektionsöffnung(en) 34 größenmäßig so ausgelegt werden kann/können, dass wenigstens ein Teil des Strömungswiderstands geschaffen wird, um das obere Ende der Indikatorinjektions-Durchflussrate zu begrenzen. In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel können die Injektionsöffnungen 34 des Katheters 10 so bemessen sein, dass sie dieser Funktion dienen.
Als eine Alternative können Strömungsbegrenzungen in einer automatisierten Pumpe programmiert werden, die gesteuerte Indikatorinjektionen bereitstellt. Diese Pumpe kann so programmiert werden, dass sie Messungen wiederholt, wenn die Pumpenrate auf der Basis der gemessenen Rate des Shunt-Flusses untauglich ist, und kann solche Messungen bei einer optimaleren Rate des Pumpenstroms wiederholen.
3. Zurückweisen des Ergebnisses der Durchflussmessung, wenn die Injektionsdurchflussrate zu hoch oder zu niedrig ist
Das Zurückweisen der Durchflussmessung, wenn die Durchflussrate des eingeführten Indikators zu klein oder zu groß ist, kann erzielt werden, indem der Kontroller betriebsmäßig mit dem Sensor 36 gekoppelt wird. Der Kontroller kann eine Software zum Bestimmen der Länge der Zeit der Indikatorinjektion enthalten, und kann später die gemessene Durchflussrate zurückweisen, wenn die Indikatordurchflussrate zu groß oder zu klein war. Der Kontroller kann so konfiguriert sein, dass er eine Indikatorinjektionsrate schätzt oder dass er auf eine absolute Zeit t der Injektion baut. Wenn die 10 ml Injektionszeit t zum Beispiel kürzer als 2 Sekunden ist (Qi > 300 ml/min), dann kann der Kontroller die sich ergebende gemessene Durchflussrate zurückweisen. Darüber hinaus kann der Kontroller dann, wenn die Injektionszeit t länger als 10 Sekunden ist (Qi < 60 ml/min), die sich ergebende Messung zurückweisen, da das gewünschte Vermischen eventuell nicht erreicht worden ist. Ein solcher Kontroller kann so strukturiert sein, dass er Fehlerwarnmeldungen für den Bediener bereitstellt.
Das Fenster der Injektionszeiten, die von dem Kontroller akzeptiert werden, kann so ausgewählt werden, dass automatisch die AV-Shunt-Durchflussablesung berücksichtigt wird. Wenn die Indikatorverdünnungsablesung zum Beispiel 2000 ml/min wäre, dann kann eine Injektionsdurchflussrate von 300 ml/min immer noch akzeptabel sein. Wenn die Indikatorverdünnungsablesung nur 400 ml/min betragen würden, könnte die gleiche Injektionsrate von 300 ml/min unakzeptable Messtoleranzen verursachen und eine Warnmeldung für den Bediener könnte ausgegeben werden, um die Messung bei einer langsameren Injektionsrate erneut auszuführen.
4. Verwenden von zwei Injektionsdurchflussraten.
Zwei aufeinanderfolgende Indikatordilutionsmessungen, die bei unterschiedlichen Injektionsdurchflussraten durchgeführt werden, können ausgeführt werden, um die AV-Shunt-Durchflussmessungsgenauigkeit weiter zu steigern und/oder um Kenntnis dahingehend zu erwerben, ob sich die durchflussbegrenzende Stenose in dem Shunt auf der arteriellen oder auf der venösen Seite des Shunts befindet.
Analog zu den Gleichungen 5–8 werden zwei Injektionen mit unterschiedlichen Injektionsdurchflussraten Q_i1 und Q_i2 zwei gemessene Durchflussraten Q_m1 und Q_m2 erzeugen: Q = Qm1 – pQi1 (Gleichung 9) Q = Qm2 – pQi2 (Gleichung 10)wobei p der Teil des Injektionsflusses ist, der zu dem anfänglichen Fluss addiert wird und von dem gemessenen Fluss subtrahiert werden sollte.
Die Gleichungen 9 und 10 können für die zwei Unbekannten p und den anfänglichen Shunt-Durchfluss Q gelöst werden:
Für eine genaue Messung von p und Q unter Verwendung der Gleichungen 11 und 12 sollte der Unterschied zwischen den beiden Injektionsraten (Q_i2–Q_i1) so groß wie möglich sein. Das heißt, wenn sich Q_i2 und Q_i1 einander annähern, wird der Zähler zu groß und führt somit einen nicht akzeptablen Betrag an Fehler in die Berechnung ein.
Beide Indikatoreinführungen oder eine von ihnen können bzw. kann von dem gleichen Katheter, an dem der/die Dilutionssensor(en) angeordnet ist/sind, oder durch einen anderen Katheter oder durch die Einfuhrvorrichtung oder durch eine Nadel ausgeführt werden. Injektionen mit unterschiedlichen Raten können auch von der dedizierten Pumpe durchgeführt werden. In einem Ausführungsbeispiel kann eine langsame Injektion durch den Katheter durchge führt werden, wobei der Durchfluss beschränkt ist, eine schnelle Injektion kann durch die Einfuhrvorrichtung dieses Katheters (die "Hülle") durchgeführt werden. Man kann auch einen Katheter mit zwei separaten Kanälen (Lumen) mit unterschiedlichen Widerständen bezüglich einer Injektion bei einer unterschiedlichen Durchflussrate verwenden. Alternativ dazu kann man einen Katheter mit einem einzigen Injektionslumen verwenden, wobei die Injektion in dieses Lumen über ein strömungsbeschränkendes Ventil mit wenigstens zwei Positionen stattfindet.
In Fällen, in denen es undurchführbar ist, bei zwei Durchflussraten zu injizieren, die ausreichend unterschiedlich sind, um genaue Werte für Q und p in den Gleichungen 11 und 12 hervorzubringen, kann die Zwei-Injektions-Methode immer noch verwendet werden, um einen gewissen Teil des Einflusses der Injektionsdurchflussrate auf die Messung zu eliminieren und dadurch die Messgenauigkeit zu verbessern. In diesem Fall würde man die Gleichung 12 verwenden, um eine grobe Schätzung des Wertes p zu bekommen. Wenn p gut unterhalb von 50% ist, dann kann man daraus schlussfolgern, dass sich der Hauptströmungswiderstand in dem Shunt strömungsabwärts von der/den Injektionsöffnung(en) befindet. Deshalb ist die Verwendung der Gleichung 6 angezeigt, um den Shunt-Durchfluss Q_c; zu berechnen, man sollte dann Q_c unter Verwendung der Indikatordilutionsmessung berechnen, die bei der niedrigeren Injektionsdurchflussrate durchgeführt wurde. Wenn man umgekehrt herausfindet, dass p beträchtlich größer als 50% ist, dann befindet sich der Hauptströmungswiderstand wahrscheinlich in dem Shunt strömungsaufwärts von der/den injektionsöffnung(en). In diesem Fall ist die Verwendung der Gleichung 5 für die Berechnung von Q_c angezeigt (wobei wiederum die Indikatordilutionsmessung verwendet wird, die bei der niedrigeren Injektionsdurchflussrate ausgeführt worden ist). Wenn man herausfindet, dass p nahe bei 50% liegt, dann wird eine Zwischenberichtigung des Injektionsdurchflusses (Q_c = Q_m – 0,5Q_i) in geeigneter Weise durchgeführt. In allen diesen Fällen wird der Fehler, der in die Messung von Q von dem Injektionsdurchfluss herrührend eingeführt wird, auf 25% des Injektionsdurchflusses reduziert.
Die Messung von p in der obigen Ausführungsform ergibt weitere Informationen, die dem Radiologen dabei helfen, geeignete Korrekturverfahren auszuwählen. Wie oben offenbart worden ist, zeigt der Wert von p, ob die den Durchfluss begrenzende Stenose strömungsaufwärts oder strömungsabwärts von der Durchflussmessstelle des Katheters liegt. Deshalb informiert er den Radiologen davon, auf welcher Seite des Shunts er/sie das den Durchfluss wieder herstellende Verfahren durchführen soll. Bei einem kleinen Wert von p und einem geringen Shunt-Durchfluss befindet sich die hämodynamisch signifikante Stenose auf der venösen Seite des Shunts; bei einem hohen Wert von p und einem kleinen Shunt-Durchfluss befindet sich diese an dem arteriellen Ende.
Obwohl die hier offenbarte Familie von Erfindungen hauptsächlich auf der Basis eines Thermodilutionskatheters beschrieben wird, können der Gedanke der Erfindung und die Gleichungen 2–12 für jeden Dilutionskatheter verwendet werden. Ferner muß die Anwendung nicht nur auf AV-Shunts beschränkt sein, sondern kann in jedem Gefäß, jeder Leitung oder jedem Kanal eingesetzt werden, bei denen der Betrag an Strömungswiderstand und/oder die Stelle des Strömungswiderstands in dem Strömungspfad (relativ zu der Injektionsstelle) unbekannt ist. Die Durchflussmessung Q_m kann unter Verwendung jedes Indikatordilutionsverfahrens durchgeführt werden, ohne dass von dem Gedanken der vorliegenden Erfindung abgewichen wird. Die Messung oder Bestimmung des Injektionsdurchflusses Q_i kann aus jeder Verdünnungskurve wie (3), aus der Messung des Signals eines Injektionssensors; aus einer dedizierten Indikatorinjektionspumpen-Einstellung, oder einfach durch das Teilen des Volumen des Indikators, wie dies auf der Injektionsspritze angegeben ist, durch die Injektionszeit, wie sie von der Stoppuhr gemessen wird, oder durch irgendein anderes Verfahren, das auf dem Fach gebiet bekannt ist, berechnet werden. Der berechnete Durchfluss Q_c kann aus einem Durchfluss bestimmt werden, der durch irgendein auf dem Fachgebiet bekanntes Verfahren gemessen worden ist, und der exakte Berichtigungsfaktor, der für Q_i in einer solchen Berechnung verwendet wird, kann zwischen 0 bis 100% variieren und kann verwendet werden, ohne dass von dem Gedanken der vorliegenden Erfindung abgewichen wird. Das heißt, Q_m kann durch irgendeine Methodologie, Formel oder Ableitung bestimmt werden, woraufhin die vorliegende Erfindung der Bestimmung von Q_c durchgeführt werden kann, indem der gemessene Durchfluss Q_m modifiziert wird. Es ist auch selbstverständlich, dass die Verdünnungsmessungen perkutan ausgeführt werden können. Das heißt, die Sensoren 36a können sich außerhalb des Gefäßes oder Shunts 12 befinden, um den Indikator in dem Durchfluss im Innern des Shunts zu messen, wobei der sich ergebende gemessene Durchfluss durch die vorliegenden Formeln und Konzepte modifiziert werden kann. Deshalb können die Sensoren 36, 36a optische, elektrische, Impedanz-, Ultraschall- oder andere Sensoren sein, die Messungen des Indikators im Innern des Shunts 12 perkutan bereitstellen können.
Wenn die Thermodilutionsmessungen mit dem Katheter durchgeführt werden, der dem Blutfluss zugekehrt ist (in der retrograden Position), wie dies in 2 zu sehen ist, wird der injizierte Indikator (Injektat) den thermischen Dilutionssensor 36 durch die Katheterwände hindurch abkühlen, während er in dem Katheter zu dem distalen Teil (Spitzenteil) des Katheters 10 strömt. Auf diese Weise wird dann, wenn das verdünnte gekühlte Blut den thermischen Dilutionssensor 36 berührt, der thermische Dilutionssensor bereits bis zu einem gewissen Grad durch das interne Durchfließen des Indikators gekühlt sein, und das Signal von dem thermischen Dilutionssensor wird auf diese Weise sowohl von der Abkühlungsenergie von der Innenseite des Katheters 10 aus als auch von der Abkühlungsenergie von dem verdünnten außenseitigen Blutfluss (der Blutfluss in dem Gefäß) beeinflusst werden. Der Dilutionssensor ist derjenige Sensor, der die Temperatur des verdünnten Blutflusses in der Leitung misst.
Das Abkühlen des thermischen Dilutionssensors, das sich daraus ergibt, dass der Indikator (Injektat) durch das Injektionslumen (Injektatlumen) 32 fließt, wird im Folgenden manchmal als die "innere Abkühlung" und der "innere Abkühlungseffekt" bezeichnet. Der innere Abkühlungseffekt kann einen beträchtlichen Fehler durch einen unerwünschten Anstieg der Fläche unter der Verdünnungskurve einführen, die in der Blutflussmessung zu sehen ist (6, Fläche S_c).
Das Injektat erzeugt somit einen Messungsversatz (oder Signalversatz) in dem Dilutionssensor. Das heißt, der Dilutionssensor würde bei Nichtvorhandensein des Injektats, das durch den Katheter (vor der Einführung) in den Blutstrom fließt, eine andere Messung oder ein anderes Signal bereitstellen. Typischerweise ist dieser Messungsversatz eine Änderung in der Temperatur des Dilutionssensors, die sich daraus ergibt, dass der Dilutionssensor dem Injektat in dem Katheter wärmemäßig ausgesetzt ist.
Die Blutflussrate (Q_f), die durch den retrograden Thermodilutionskatheter (der dem Blutfluss zugekehrt ist) gemessen wird, wird wie folgt sein:
wobei S_m die gesamte Fläche unter der Verdünnungskurve ist; S_c der Teil der Fläche unter der Verdünnungskurve ist, der sich auf den inneren Abkühlungseffekt bezieht, Q_i* Einstellungen für den Injektionsdurchfluss Q_i sind. Der Q_i*-Berichtigungsterm kann in den Fällen weggelassen werden, bei denen er ein vernachlässigbarer Teil von Q_f ist, und dieser Term wird in spätere Gleichungen, die hier von der Gleichung 13 abgeleitet werden, nicht aufge nommen. Nichtsdestotrotz sollten diese späteren Gleichungen in Fällen, in denen eine zusätzliche Messungsgenauigkeit erwünscht ist, so gelesen werden, als ob sie den Berichtigungsterm Q_i* enthalten würden.
Die Theorie und die Experimente zeigen, dass der innere Abkühlungseffekt, der die Temperaturänderung ΔT_i des Dilutionssensors 36 erzeugt (siehe auch die Fläche S_c in 6), praktischerweise durch einen Wärmeübertragungskoeffizienten K_i charakterisiert werden kann. Der Wärmeübertragungskoeffizient K_i charakterisiert die Beziehung des gemessenen Temperaturunterschieds zwischen dem Blut und dem Injektat (injizierten Indikator) und der Temperaturänderung ΔT_i des Dilutionssensors:
wobei K_i von der Geometrie, den Materialeigenschaften des Katheters, der Durchflussrate der Injektatinjektion und der Blutflussgeschwindigkeit in dem Gefäß abhängt; T_b die Temperatur des Blutflusses ist, T_i die Temperatur des Injektats ist; und ΔT_i die Änderung in der Dilutionssensortemperatur ist, die sich aus der inneren Abkühlung durch das Injektat ergibt.
Man hat entdeckt, dass der Wert von K_i bei einem konstanten Temperaturunterschied (T_b – T_i) von der Geschwindigkeit der Indikatorinjektion abhängig ist (7). Man hat festgestellt, dass K_i für einen speziellen 6-French-Katheter praktisch unabhängig von der Injektionsgeschwindigkeit wird (Teil II in 7), wenn die Durchflussrate der Indikatorinjektion 30–40 ml/min überschritten hat. Es ist selbstverständlich, dass in anderen Katheterkonstruktionen der Wert des Durchflusses, bei dem K_i unabhängig von der Injektionsrate wird, anders sein kann.
Die Vorkalibrierung eines bestimmten Katheters oder einer bestimmten Kathetermachart, um den Effekt des injektatinduzierten Temperaturversatzes eines Temperaturdilutionssensors zu minimieren, kann durch unterschiedliche Koeffizienten und unterschiedliche Verfahren erzielt werden, wobei andere Gleichungen abgeleitet werden können, die Gleichungen einschließen, die den dargelegten Gleichungen entsprechen.
Zum Beispiel ist die Beziehung der 7 und 8 veranschaulichend und andere Beziehungen sind möglich. Auf diese Weise kann der Kalibrierungskoeffizient auf der Grundlage des ermittelten Blutflusses (Geschwindigkeit) ausgewählt werden, und folglich kann für einen hohen Blutfluss ein kleinerer K_i ausgewählt werden, und für einen niedrigeren Blutfluss kann ein größerer K_i ausgewählt werden. In ähnlicher Weise kann eine Injektionsrate, die gemessen (oder aus einer Injektionskurve oder einer Verdünnungskurve bestimmt) wird, die Basis eines entsprechenden Koeffizienten sein. Es ist selbstverständlich, dass der Kalibrierungskoeffizient in Reaktion auf die Blutflussrate oder die Injektionsrate des Injektats angepasst werden kann. Das heißt, ein anfänglicher Kalibrierungskoeffizient kann bestimmt oder ermittelt werden, wobei der anfängliche Kalibrierungskoeffizient in Reaktion auf eine Rückkopplung von den tatsächlichen Durchfluss- oder Injektionsbedingungen modifiziert werden kann. Wenn die Blutflussrate zum Beispiel geringer als erwartet ist, dann kann der Kalibrierungskoeffizient erhöht werden. Umgekehrt kann dann, wenn die Blutflussrate größer als erwartet ist, der Kalibrierungskoeffizient entsprechend verkleinert werden. Diese Anpassungen des Kalibrierungskoeffizienten in Reaktion auf eine Rückkopplung von dem tatsächlichen System erlauben eine weitere Steigerung bei der Genauigkeit der Messungen.
Bei einem konstanten Temperaturunterschied (T_b – T_i) stellt man fest, dass der Wert von K_i von der Blutflussgeschwindigkeit abhängig ist (8). Für den speziellen 6-French-Kathetertyp wird der Wert von K_i bei 25–30 m/sec praktisch unabhängig von der Blutgeschwindigkeit (Teil II der Kurve).
Es ist selbstverständlich, dass bei anderen Katheterkonstruktionen der Wert der Blutflussgeschwindigkeit dann, wenn Messungen von der Injektionsgeschwindigkeit unabhängig werden, anders sein kann.
Die Form der Kurve, die die Fläche unter der Verdünnungskurve S_c bildet (6), ist für Bolusinjektionen unbekannt. Sie kann durch verschiedene Approximationen (9a, 9b, 9c) auf der Basis von gemessenen Verdünnungskurvenparametern und einem vorkalibrierten Wert von ΔT_i ausgedrückt werden. Für effektive kontinuierliche Injektionen ist die sich ergebende Verdünnungskurve in 9d gezeigt.
Für eine rechteckige Approximation (9a) kann der Wert für S_c folgendermaßen ausgedrückt werden: Sc1 = ΔTi × t Gleichung 15awobei t die Dauer der Injektion ist (zum Beispiel die Zeitbreite der Kurve auf der halben Höhe (3)).
Aus der Gleichung 14a und der Gleichung 15a ergibt sich Folgendes: Sc1 = Ki × (Tb – Ti) × t Gleichung 15b
Der Wert K_i kann für jeden speziellen Katheter für verschiedene Injektionsdurchflussraten und für verschiedene Blutflussgeschwindigkeiten in dem zu messenden Blutfluss vorkalibriert werden. Wie aus der 7 und 8 ersichtlich ist, kann der eigentliche Wert von K_i dann in der Gleichung 15b während der tatsächlichen Blutflussmessungen auf der Basis der tatsächlichen beobachteten unterschiedlichen Flussbedingungen ersetzt werden.
Die zweite mögliche Approximation von S_c ist die Fläche S_c2 (9b), die von ΔT_i und der tatsächlichen Form der Verdünnungskurve begrenzt wird.
Die dritte mögliche Approximation von S_c ist die Fläche S_c3 (9c), die eine ähnliche Form wie die tatsächliche Verdünnungskurve aufweist, proportional aber kleiner ist, wobei ihr Maximum bei ΔT_i liegt:
wobei Am das Maximum der tatsächlichen gemessenen Verdünnungskurve ist (9c).
In einer weiteren Verfeinerung könnte man mathematisch die berechneten Werte von S_c1, S_c2 und S_c3 kombinieren, um einen tatsächlichen Wert von S_c zu erzeugen, der eine optimale Blutflussmessungsgenauigkeit bereitstellt. Zum Beispiel kann der tatsächliche Wert von S_c als ein Mittelwert von S_c3 und S_c2 betrachtet werden:
Es ist selbstverständlich, dass andere Approximationen und andere Kombinationen der oben präsentierten Approximationen sowie andere verwendet werden können, um S_c für die Verwendung in Gleichung 13 zu ermitteln.
Unter Bezugnahme auf 9d wird auch erkannt, dass die Einführung des Injektats effektiv kontinuierlich sein kann, woraufhin der Unterschied in den Flächen unter den Kurven erhalten werden kann, indem die gemessene Temperatur subtrahiert wird.
In dem Fall der kontinuierlichen Infusion des Indikators kann die Gleichung 13 folgendermaßen umgeschrieben werden:
wobei p die Rate der Indikatorinfusion in ml/min ist; H_m die gesamte Temperaturänderung ist; ΔT_i der Teil der Änderung ist, der sich auf den inneren Abkühlungseffekt bezieht (9d), Q_i* Einstellungen für den Injektionsdurchfluss Q_i sind.
Die obigen und andere theoretische und experimentelle Beobachtungen zeigen, dass die nachfolgenden primären Wege verwendet werden können, um die Blutflussmessungsgenauigkeit des retrograden Katheters in Gegenwart des inneren Abkühlungseffekts zu verbessern:

1. Vorkalibrierung der wärmeleitenden Eigenschaften des Katheters, um K_i durch den Bereich von Benutzerbedingungen zu bestimmen, und Verwendung dieser Daten zur Anpassung von aufgezeichneten Signalen von den thermischen Sensoren;
2. Eine Vielzahl von Injektionen unterschiedlicher Volumen oder unterschiedlicher Zeitlängen, aus denen der innere Abkühlungseffekt an dem thermischen Dilutionssensor und/oder die Injektattemperatur berechnet werden können;
3. Eine Vielzahl von thermischen Sensoren, wobei die Größenordnung des inneren Abkühlungseffekts an dem thermischen Dilutionssensor von einem zusätzlichen thermischen Sensor gemessen und ausgeglichen wird;
4. Eine Vielzahl von vorkalibrierten thermischen Sensoren, die verwendet wird, um gleichzeitig die Notwendigkeit für die Messung der Injektattemperatur und des Effekts der inneren Abkühlung zu eliminieren.
5. Erschaffen einer speziellen Konstruktion des Katheters, die die Wärmeisolierung des Injektatlumens gegenüber dem thermischen Dilutionssensor verbessern oder maximieren wird;
6. Irgendeine Kombination aus dem Obigen.

1. Vorkalibrierung der wärmeleitenden Eigenschaften des Katheters, um K_i über den Bereich von Benutzerbedingungen zu bestimmen, und Verwendung dieser Daten zur Anpassung von aufgezeichneten Signalen von dem Dilutionssensor.
Wie aus 7 und 8 ersichtlich wird, können die Temperaturänderungen, die durch die innere Abkühlung bedingt sind, für eine bestimmte Katheterkonstruktion durch Prüfstanduntersuchungen bestimmt werden. Aus diesen kann dann der Wert von K_i als eine Funktion der Injektatdurchflussrate und der Blutflussgeschwindigkeit bestimmt werden. Die experimentell bestimmten Werte von K_i werden mit der Gleichung 13 verwendet, um S_c zu ermitteln und auf diese Weise den inneren Abkühlungseffekt bzw. Fehler auszugleichen. Die Werte, die sich auf 7 und 8 beziehen, können einfach dadurch bestimmt werden, dass der Katheter in einem Prüfstandmodell des AV-Shunt platziert wird, der dem Blutfluss nicht zugekehrt ist, sondern mit dem Fluss angeordnet ist. In diesem Fall wird der injizierte Indikator (Injektat) (wie etwa eine Kochsalzlösung) den Dilutionssensor 36 von der Innenseite her vor dem Austreten durch die Öffnungen abkühlen, und wird dann von dem Katheter weg gespült werden, so dass das Signal, das von dem Dilutionssensor 36 aufgezeichnet wird, nur auf den inneren Abkühlungseffekt bezogen sein wird, der die Flächenkurve mit der Fläche S_c erzeugt. Die Beziehung von 7 und 8 wird erhalten werden, indem die Geschwindigkeit der Injektionen und die Durchflussrate in dem AV-Shunt-Modell geändert werden.
Die Gleichung für die Messung des Blutflusses unter Verwendung eines solchen vorkalibrierten Sensors für zum Beispiel eine rechteckige Approximation (9a und Gleichung 15b) wird sich aus der Gleichung 13 ergeben:
In diesem Ausdruck sind k und K_i aus der Vorkalibrierung bekannt; T_b, T_i, S_m und t werden von der Verdünnungskurve und dem Injektatsensor gemessen, und V ist das vorbestimmte Volumen der Injektion. Der Wert von Q_f kann auf diese Weise bestimmt werden.
2. Eine Vielzahl von Injektionen unterschiedlicher Volumen oder unterschiedlicher Zeitlängen, aus denen der innere Abkühlungseffekt an dem thermischen Dilutionssensor und/oder die Injektattemperatur berechnet werden können.
Die Fläche unter der gemessenen Indikatorverdünnungskurve S_m wird wiederum als aus zwei Teilen bestehend (S_m = S_dil + S_c) betrachtet (siehe 6). Der erste Teil (S_dil) wird durch die tatsächliche Blutverdünnung erzeugt und ist für den gleichen Blutfluss proportional zu dem Volumen der Injektion. Der zweite Teil, S_c, ist proportional zu ΔT_i und der Länge der Injektion, aber nicht zu dem Volumen der Injektion (Injektat) (siehe 7).
Für zwei Injektionen unterschiedlicher Volumen V₁ und V₂, die zu unterschiedlichen Zeiten stattfinden, ergibt die Gleichung 17 zum Beispiel für die rechteckige Approximation, Gleichung 15b):

wobei S_m1 und S_m2 die gemessenen Flächen unter den Verdünnungskurven jeweils von der ersten und der zweiten Injektion sind, und t1 und t2 jeweils die Länge der ersten und der zweiten Injektion sind.
In den Gleichungen 18a und 18b werden die Werte: S_m1, S_m2, t1, t2 und T_b aus den Verdünnungskurven gemessen, und die Werte: V₁, V₂, k und T_i sind bekannt. Auf diese Weise sorgt die Tatsache, dass es zwei Gleichungen mit zwei Unbekannten, Q_f und K_i, gibt, dafür, dass die Gleichungen gelöst werden können, um den Blutfluss Q_f mit einem Verfahren ohne Vorkalibrierung zu messen.
Alternativ dazu kann dann, wenn K_i aus den Vorkalibrierungen bekannt ist, aber die Injektionstemperatur T_i unbekannt ist (d. h., wenn eine Konfiguration ohne einen Injektattemperatursensor verwendet wird), Q_f wieder aus diesen gleichen Gleichungen berechnet werden.
3. Eine Vielzahl von thermischen Dilutionssensoren, wobei die Größenordnung des inneren Abkühlungseffekts des thermischen Dilutionssensors von einem zusätzlichen thermischen Sensor gemessen und ausgeglichen wird.
Die Basis dieser Ausführungsform liegt darin, dass der Katheter 10 so ausgelegt sein kann, dass er zwei oder mehr thermische Dilutionssensoren 36 aufweist, die sich in unterschiedlichen Bedingungen hinsichtlich des inneren Abkühlungseffekts und der äußeren Abkühlung des verdünnten Blutes befinden. Ablesungen aus diesen thermischen Sensoren können verglichen werden, um den Effekt der Inneren Abkühlung auf die Genauigkeit der Blutflussmessung auszugleichen oder zu minimieren. Zum Beispiel kann der Katheter 10 so ausgelegt sein, dass ein Sensor von sowohl der inneren Abküh lung als auch von der Blutverdünnungsabkühlung beeinflusst wird. Der zweite thermische Sensor wird vorherrschend nur von der inneren Abkühlung (10) ohne toten Raum oder mit totem Raum (11) beeinflusst.
In 10 strömt der Indikator (Injektat) an beiden thermischen Sensoren von der Innenseite des Katheter her vorbei, aber die abgewinkelten Öffnungen diktieren die Stelle, an der der Indikator in den Blutstrom strömungsabwärts von dem distalen thermischen Sensor 36b (d. h., dem Sensor, der sich nahe an der Katheterspitze befindet) eintritt, und so wird das Signal von dem distalen thermischen Sensor nur durch die innere Abkühlung beeinflusst. Wenn der Katheter 10 derart ausgelegt ist, dass der Wärmeleitwert von dem Injektatkanal für beide Sensoren der gleiche ist, dann kann der Blutfluss durch den Unterschied der Temperaturänderungen, die von den beiden Sensoren aufgezeichnet wurden, analog zu Gleichung 17 berechnet werden. Insbesondere ist:
wobei S_mp und S_d die Flächen unter den Verdünnungskurven von jeweils dem proximalen und distalen Sensor sind.
Es kann nützlich sein, den Katheter 10 so zu entwerfen, dass die Indikatorinjektion eine Turbulenz in den Kanal innerhalb des Katheters und/oder den gemessenen Blutfluss einführen wird. Diese Turbulenz wird eine Zirkulation in der toten Zone erzeugen (11), so dass der Indikator (Injektat) entlang der Messzone des distalen thermischen Sensors 36b fließen wird. Diese Turbulenz kann erzielt werden, indem der Winkel der Öffnungen der Katheterinjektionsbohrungen im Hinblick auf den Hauptkanal geändert wird, oder indem Diskontinuitäten innerhalb des Injektatlumens durch zum Beispiel die Erschaffung von spiralförmigen Rippen 35 darin eingeführt werden.
Ein alternativer Weg zur Kompensation ist in 12 repräsentiert. Hier ist der Katheter 10 mit zwei thermischen Dilutionssensoren 36c, 36d ausgestattet, die wie gezeigt positioniert sind. Das gesamte injizierte Volumen an Indikator (Injektat) V wird zwischen der distalen Injektionsöffnung mit der Öffnung (a × V) und der/den proximalen Öffnungen) mit der gesamten Öffnung V(1 – a) verteilt, wobei "a" der Prozentsatz oder der Teil des Indikators ist, der den Katheter durch die distale Injektionsöffnung verlässt.
Der distale thermische Dilutionssensor 36d wird von zwei Quellen gekühlt, nämlich erstens von der Innenseite heraus, während das Volumen (a × V) vorbeiströmt; und zweitens von dem Blut, das durch das Volumen a × V von der Außenseite des Katheters aus gekühlt wird, nachdem sich dieses mit Blut vermischt hat:
wobei S_md die gesamte Fläche unter der Verdünnungskurve des distalen thermischen Sensors ist. Der zweite Teil der Summe in dem Nenner steht mit der Fläche unter der Verdünnungskurve an dem distalen thermischen Dilutionssensor bedingt dadurch in Bezug, dass der Indikator durch das Lumen im Innern des Katheters strömt, wobei der Index "d" 'distaler Sensor' bedeutet.
Der proximale Dilutionssensor 36c wird ebenfalls von zwei Quellen gekühlt, nämlich erstens von der Innenseite her, während das Volumen (V) durchströmt; und zweitens durch das Blut, das von dem Volumen V von außerhalb des Katheters gekühlt wird, nachdem sich dieses mit Blut vermischt hat:
Aber diese beiden Effekte werden von dem gleichen gesamten injizierten Volumen V bewirkt.
wobei S_mp die gesamte Fläche unter der Verdünnungskurve des proximalen Sensor ist. Der zweite Teil der Summe in dem Nenner steht mit der Fläche unter der Verdünnungskurve an dem proximalen thermischen Dilutionssensor bedingt durch den Indikator in Bezug, der durch das Lumen im Innern des Katheters strömt; wobei der Index "p" für 'proximaler thermischer Sensor' steht.
Durch das Subtrahieren der Temperaturablesungen dieser beiden thermischen Sensoren und das Berücksichtigen, dass der innere Abkühlungseffekt an beiden Sensoren der gleiche ist, ergeben die Gleichungen 20 und 21:
Diese Ausführungsform bietet den Vorteil, dass K_i aus der Durchflussgleichung eliminiert ist; deshalb wird kein Vorkalibrierungswert K_i für beide thermische Sensoren bestimmt. In der Praxis sollte dann, wenn der innere Abkühlungseffekt für diese beiden Sensoren nicht der Gleiche ist (wodurch K_ip nicht gleich K_id ist), dieser Unterschied berücksichtigt werden, während man die Gleichung 21 aus der Gleichung 20 kombiniert.
4. Eine Vielzahl von vorkalibrierten thermischen Sensoren zur gleichzeitigen Eliminierung der Notwendigkeit für die Messung der Injektattemperatur und des Effekts der inneren Abkühlung.
Die Basis dieser Ausführungsform ist diejenige, dass zwei thermische Dilutionssensoren in einer Katheterkonstruktion verwendet werden, wobei die Sensoren eine unterschiedliche Ansprechempfindlichkeit gegenüber dem inneren Abkühlungseffekt von dem Injektat und der außenseitigen Blutverdünnungsabkühlung zeigen. Das Vergleichen der Daten von diesen thermischen Sensoren hilft bei der Eliminierung des Einflusses der Injektionstemperatur (Injektattemperatur) und des Effektes der inneren Abkühlung.
Die Gleichung 17 und die Gleichung 14 können für zwei thermische Sensoren "1" und "2" folgendermaßen umgeschrieben werden:
wobei S_m1 und S_m2 bekannte Flächen unter den Verdünnungskurven von dem ersten und dem zweiten Sensor sind; K_i1 und K_i2 jeweils vorkalibrierte Koeffizienten für den ersten und den zweiten thermischen Sensor sind (siehe Gleichung 21), (7). Das Lösen dieser Gleichungen für Q_f ergibt:
Wie aus der obigen Gleichung ersichtlich ist, eliminiert diese Ausführungsform die Notwendigkeit eines separaten thermischen Sensors für die Injektattemperaturmessung.
5. Erschaffen einer speziellen Konstruktion des Katheters, die die Wärmeisolierung des Injektatlumens gegenüber dem thermischen Dilutionssensor verbessern oder maximieren wird.
Ein anderer Weg zur Minimierung des Einflusses der Temperatur des injizierten Indikators (Injektat) liegt darin, das Injektionslumen (Injektatlumen) so weit wie möglich gegenüber dem thermischen Dilutionssensor 36 zu isolieren, wie dies in 13 zu sehen ist. Das heißt, der Katheter 10 wird so gebaut, dass er die Wärmeisolierung des thermischen Sensors gegenüber dem Injektat verbessert, das in dem Katheter fließt. Insbesondere kann der leitende Wärmepfad minimiert werden, indem ein Abstandshalterlumen oder ein Spalt 42 eines relativ hohen Widerstands gegenüber der Wärmeleitung zwischen dem Injektatlumen und dem thermischen Sensor 36 angeordnet wird. Die Konstruktion des Katheters 10 kann einen Wärmeisolierungsspalt enthalten, wie er in den 14a und 14b zu sehen ist, der mit Luft, Gas oder irgendeinem anderen Material mit geringer Wärmeleitfähigkeit, Schaumstoff, einem Material, das einen größeren Isolationswert als das Material aufweist, das den Katheter bildet, gefüllt sein kann. Es wird auch in Betracht gezogen, dass der Isolierspalt einen Hohlraum umfassen kann, der ein Vakuum hält. Man hat herausgefunden, dass eine beträchtliche Reduzierung des Koeffizienten der inneren Abkühlung für zwei verschiedene Kathetergeometrien beobachtet werden kann. Das Einführen eines Luftspalts zwischen den distalen thermischen Sensor und das Indikatorlumen (Injektatlumen) verringerte K_i von K_i ≈ 40% bei den hohen Blutgeschwindigkeitsraten auf K_i ≈ 4,3%. Wie dargelegt ist, kann durch die Verwendung des Isolierspalts (oder -lumens) der innere Abkühlungseffekt von dem Injektat von einem separaten thermischen Sensor durch die Vorkalibrierung des Sensors immer noch gemessen werden und weiter eliminiert werden.
Ein Wärmeisolierungsspalt wie etwa ein innenseitiges Luftlumen kann verwendet werden, um den Injektions-(Injektat)-Temperatursensor (14) so zu platzieren, dass er sich thermisch proximal zu dem Injektions-(Injektat)-Lumen befindet. In 14 kann der thermische Injektattemperatursensor 36e die Temperatur des Injektats genau messen. Der Dilutionssensor 36 befindet sich strömungsabwärts von der Einführungsöffnung, um den verdünn ten Blutfluss abzufühlen. Alternativ dazu kann (wie in 15 zu sehen ist) der thermische Injektionstemperaturfühler 36e in dem gleichen Lumen wie der distale thermische Sensor angeordnet sein, aber der Luftspalt (isolierender Abstandshalter) kann eliminiert sein oder zum Beispiel mit einem Wärmeleiter wie etwa einem Kunststoff oder dem Material des Katheters gefüllt sein, um die Wärmeleitfähigkeit (15) an dem Standort des thermischen Injektionstemperaturfühlers 36e zu verbessern. Der Wärmeleiter weist eine größere Wärmeleitfähigkeit auf als das isolierende Lumen und weist vorzugsweise eine Wärmeleitfähigkeit auf, die wenigstens so groß wie die des Materials des Katheters ist.
Die Wärmeisolierung ist darauf ausgerichtet, den thermischen Dilutionssensor von der Indikator-(Injektat)-Temperatur thermisch zu trennen. Deshalb steht die vorliegende Konstruktion im Gegensatz zu den älteren Konstruktionen eines koaxialen Katheters, der nicht retrograd ist, da der innere Katheter dazu verwendet wurde, den Indikator zu injizieren, der eine maximale Isolierung von dem außenseitigen Blut aufweisen wird, damit er nicht erwärmt wird, bevor er in das Blut eintritt. Das heißt, in der früheren Konstruktion eines koaxialen Katheters, bei der das gesamte Indikatorlumen thermisch von dem umgebenden Blutfluss beabstandet ist, isoliert der vorliegende Katheter thermisch den thermischen Dilutionssensor 36 von dem Injektatstrom durch das Injektat-(Indikator)-Lumen, wodurch der Wärmewiderstand zwischen dem Injektat in dem Katheter und dem thermischen Sensor maximiert wird. Insbesondere in früheren koaxialen Konstruktionen, die eine radiale Ausdehnung der ringförmigen Struktur zwischen dem Injektat und dem thermischen Sensor aufweisen, erlaubt die vorliegende Konstruktion, dass effektiv das Doppelte der radialen Abmessung der koaxialen Konstruktion zwischen dem Injektat in dem Katheter und dem Temperatursensor angeordnet werden kann. Das heißt, die gesamte Querschnittsfläche des thermisch isolierenden Abstandshalters, des Spalts, ist zwischen dem Injektatlumen und dem Temperatursensor (thermischen Dilutionssensor) angeordnet. Die vorliegende Konstruktion erlaubt eine reduzierte Katheterquerschnittsfläche mit verbesserter Wärmeisolierung zwischen dem thermischen Dilutionssensor und dem Injektatlumen und erlaubt somit, dass der Katheter mit einem weniger nachteiligen Effekt auf den gemessenen Fluss verwendet werden kann.
Zum Beispiel kann der Katheter 10 ein isolierendes Lumen zwischen dem Dilutionssensor und dem Injektatlumen aufweisen. In dieser Konstruktion ist es auch möglich, den Injektattemperatursensor innerhalb des isolierenden Lumens anzuordnen, wodurch der Injektattemperatursensor der thermischen Wirkung des Injektats ausgesetzt wird, das innerhalb des Katheters strömt, und der Dilutionssensor ist so angeordnet, dass er das isolierende Lumen zwischen dem Injektatlumen und dem Dilutionssensor anordnet. Dies erzeugt unterschiedliche Wärmeleitungseigenschaften zwischen dem Dilutionssensor und dem Injektatsensor.
Alternativ dazu kann der Injektattemperatursensor an einer Position beabstandet von dem isolierenden Lumen angeordnet sein, wobei ein Teil des isolierenden Lumens einen Wärmeleiter umfasst, um den Injektattemperatursensor und das Injektatlumen thermisch zu verbinden.
In einem Katheter, der einen allgemein kreisrunden Querschnitt aufweist, ist der thermische Dilutionssensor von dem Injektatlumen um einen Radius des Querschnitts beabstandet. In einer Konfiguration wird die Querschnittsfläche des Katheters zwischen dem thermischen Dilutionssensor und dem Injektatlumen maximiert. Es ist auch selbstverständlich, dass wenigstens 50% einer Querschnittsabmessung des Katheters zwischen dem Injektatlumen und dem thermischen Sensor angeordnet sein können, wobei eine bevorzugte Konstruktion, die wenigstens 70% der Katheterquerschnittsabmessung bereitstellt, zwischen dem thermischen Dilutionssensor und dem Injektatlumen angeordnet ist. Aber soviel wie 90 bis 95% der Querschnittsabmessung könn ten zwischen dem thermischen Dilutionssensor und dem Injektatlumen angeordnet sein.
Eine alternative Konstruktion ordnet das isolierende Lumen zwischen dem thermischen Dilutionssensor und dem Injektatlumen an, so dass entlang einer gegebenen Sehne des Katheterquerschnitts das isolierende Lumen einen größeren Abschnitt der Sehne als das Material des Katheters bildet. In einer bevorzugten Konstruktion definiert das isolierende Lumen wenigstens 50% der Sehnenlänge, wobei das isolierende Lumen bei einer noch bevorzugteren Konstruktion wenigstens 75% der Sehnenlänge bildet, und wobei ein noch bevorzugteres isolierendes Lumen 80% der Sehnenlänge definiert. Durch das Erhöhen des Prozentsatzes der Sehnenlänge, die von dem isolierenden Lumen definiert wird, kann die Wärmeisolierung des thermischen Dilutionssensors gesteigert werden. Das heißt, der Betrag des relativ wärmeleitenden Materials des Katheters, das für die Wärmeübertragung zur Verfügung steht, wird minimiert.
6. Irgendeine Kombination aus dem Obigen.
Die Genauigkeit der Blutflussmessungen durch einen retrograden Katheter durch die Kompensierung der inneren Abkühlung (oder Erwärmung) von einem Injektatfluss durch den Katheter kann verbessert werden, indem irgendeines von (i) der Vorkalibrierung der Wärmeleitfähigkeitseigenschaften des Katheters; (ii) die Verwendung einer Vielzahl von unterschiedlichen Injektionen; (iii) die Verwendung einer Vielzahl von Dilutionssensoren; (iv) die Verwendung von vorkalibrierten thermischen Sensoren oder (v) das thermische Isolieren des Dilutionssensors gegenüber dem Injektat, das in dem Katheter fließt, verwendet wird.
(ii) Messung der Temperatur des injizierten Indikators
In Thermodilutionsmessungen eines Herzzeitvolumens ist ein erster distaler thermischer Sensor in der Lungenschlagader lokalisiert und erzeugt Verdünnungskurven, und ein zweiter thermischer Sensor ist in der Zentralvene lokalisiert, und zwar in der Öffnung (oder innerhalb der Öffnung), durch die die Indikatorlösung den Blutstrom betritt. Auf diese Weise misst der zweite thermische Sensor die Temperatur der Lösung (Injektat), die in das Blut eintritt. In dem vorliegenden Fall steigert die Existenz von mehreren kleinen Injektionsöffnungen die technologische Schwierigkeit, einen thermischen Sensor innerhalb des Raums der Einführungsöffnung zu lokalisieren. Wenn der thermische Sensor nicht direkt nahe bei oder benachbart zu der Einführungsöffnung angeordnet ist, wird die Temperatur des thermischen Sensors durch sowohl den injizierten Indikator (Injektat), als auch durch die Bluttemperatur beeinflusst werden, wodurch die Genauigkeit der sich ergebenden Messung abnimmt.
Zur Lösung dieses Problems der Messung von T_i wird ein zweiter proximaler thermischer Sensor 36a (1, 2) zum Messen der Temperatur der Indikatorinjektion (Injektat) in einem Teil des Katheters 10 angeordnet, der sich außerhalb des Blutstroms befindet. In diesem Fall wird die Temperatur des injizierten Indikators exakt vor dem Eintreten des Indikators in den Teil des Katheters gemessen, der sich in dem Blutstrom befindet. Die Erwärmung/Abkühlung des Indikators während des Strömens durch die Strecke des Katheters, der sich in thermischem Kontakt mit dem Blutfluss des AV-Shunts befindet (bevor er durch die Öffnungen in den Blutfluss austritt), ist vernachlässigbar oder kann berücksichtigt werden. Auch weist die Umgebungsluft einen relativ niedrigen Wärmeleitwert auf (im Gegensatz zu dem fließenden Blut), und der thermische Sensor 36a wird die Temperatur T_i viel genauer repräsentieren. Es wird auch angemerkt, dass das Volumen der Indikatorinjektion V ausreichend groß sein muß, damit es beträchtlich größer als ein Füllvolumen irgendeiner Flüssigkeit ist, die in dem Teil des Injektions lumens enthalten ist, der innerhalb des Blutgefäßes angeordnet ist, und somit eine Temperatur aufweist, die etwa der Temperatur des Blutes entspricht.
Der thermische Sensor 36a, der die Injektions-(Injektat)-Temperatur misst, kann auch außerhalb des Körpers des Katheters 10, wie etwa an dem Schlauch, der zu dem Verteiler führt, oder im Innern des Verteilers angeordnet sein (16). Alternativ dazu kann der thermische Sensor 36a für das Messen des injizierten Indikators an der Schlauchleitung oder dem Katheter 10 angebracht werden. Der Vorteil des Anbringens des zweiten thermischen Sensors 36a außerhalb des Körpers des Katheters liegt in der Eliminierung des zusätzlichen Lumens für die Kommunikation mit dem Sensor. Das heißt, wenn sich der Sensor 36a innerhalb des Katheterkörpers befinden würde, hätte das existierende Lumen eine kleinere Querschnittsfläche, um den Bedarf an dem Lumen, das dem Sensor entspricht, unterzubringen. Dies erlaubt es, dass der Katheter eine kleinere Querschnittsfläche aufweist und somit für kleinere AV-Shunts oder kleinere andere Gefäße verwendet werden kann, die 6 French oder kleiner sein können, so dass er aufgrund seiner kleineren Größe einen geringeren Einfluss auf den anfänglichen Blutfluss hat.
Das Anbringen des thermischen Sensors 36a (16) kann die Kosten des Katheters reduzieren, da der angebrachte Sensor nicht Teil eines Katheters für den einmaligen Gebrauch ist und somit wiederverwendbar sein kann.
Das Kunststoff- oder Kathetermaterial zwischen dem Injektionslumen und dem thermischen Injektionssensor (Thermistor) erreicht die Temperatur des Indikators eine gewisse Zeit lang nicht. In einigen Fällen wandert, während der Bediener auf die Injektion des Indikators (Injektat) wartet, Blut durch den Injektionskanal (das Lumen) hoch und erreicht den thermischen Injektionssensor und erwärmt den thermischen Sensor und das umgebende Material des Katheters vor der Injektion. Um diese Fehler zu minimieren, wird die mi nimale Temperatur so gewählt, dass sie während der Injektionszeit T_i ist (aufgenommen von dem distalen Sensor in dem Blut).
In einer weiteren Konfiguration umfasst der Katheterkörper ein thermisches Dilutionssensorlumen, das elektrische Leitungen zu dem thermischen Dilutionssensor sowie auch den thermischen Dilutionssensor aufnehmen kann. Der Katheterkörper umfasst auch das Injektatlumen und das Wärmeisolierungslumen. Der Katheterkörper kann den Wärmeisolator umfassen, der einen Teil des Wärmeisolierungslumens umfasst, wodurch er effektiv einen entsprechenden Abschnitt des isolierenden Lumens aufnimmt. Der thermische Injektatsensor kann in der Nachbarschaft des Wärmeleiters angeordnet werden, um dadurch auf die Temperatur des Injektats in dem Injektatlumen reagieren zu können. Der thermische Injektatsensor kann in dem isolierenden Lumen, dem Katheterkörper oder dem thermischen Dilutionssensorlumen so angeordnet werden, dass er neben dem Wärmeisolator (in dem Wärmeisolationslumen) liegt, und kann dadurch ein Signal bereitstellen, das der Temperatur des Injektats in dem Injektatlumen entspricht.
1. Thermodilutionskatheter, mit dem Blutfluss platziert
Das Messen des Blutflusses in den peripheren Arterien wie etwa der Nierenarterie erfordert die Minimierung der Kathetergröße, um den Einfluss auf den anfänglichen Blutfluss zu eliminieren. Die relativ große Größe des Katheters, der insbesondere an der sich verengenden Stelle des Blutgefäßes angeordnet ist, kann den Blutfluss verringern und Ungenauigkeiten in die Messungen einführen. In dieser Situation ist es vorteilhaft, die konstruktiven Elemente des Katheters zu minimieren. Zum Beispiel ist es vorteilhaft, das Lumen, das für den Führungsdraht verwendet wird, als ein Lumen für die Injektion des Indikators zu verwenden, wie dies in 17 zu sehen ist. In dieser Situation wird ein Teil des eingeführten Injektatvolumens den Katheter 10 strömungsabwärts von dem thermischen Sensor verlassen, und der tatsächliche Wert von V in der Gleichung 1 wird anders sein. Um diesen Effekt zu minimieren, kann das Lumen an der distalen Spitze des Katheters enger ausgelegt werden als der restliche Teil des Lumens. Die Verteilung des injizierten Volumens V in der speziellen Katheterkonstruktion kann mit vorausgehenden Prüfstandtests ermittelt werden.
wobei "a" der Teil des Indikators ist, der von dem Katheter durch die distale Öffnung in dem Führungsdrahtlumen strömt.
Messungen, während sich der Führungsdraht im Innern des Katheters 10 befindet, werden den Fehler beträchtlich reduzieren, da die distale Öffnung im Wesentlichen von dem Führungsdraht blockiert sein wird. Der Wert von "a" für diese Situation muß separat in den Prüfstanduntersuchungen berechnet werden. Eine zusätzliche Fehlerquelle kann auf Grund der Tatsache auftreten, dass, während der Indikator den thermischen Sensor passiert, der Indikator den thermischen Sensor von der Innenseite her abkühlen kann, wodurch ein Fehler in die Messungen eingeführt wird:
wobei S_m die gesamte Fläche unter der Verdünnungskurve ist und S_in der Teil der Fläche unter der Verdünnungskurve ist, der sich auf das Abkühlen des distalen Sensors von der Innenseite des Katheters her bezieht.
Obwohl ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel der Erfindung gezeigt worden ist und mit Einzelheiten beschrieben worden ist, wird es offensichtlich sein, dass sich verschiedene Änderungen bezüglich des Designs und der Formeln und Modifikationen einem Durchschnittfachmann auf diesem Gebiet aus der vorliegenden Erfindung selbst anbieten können. Es ist beabsichtigt, dass die Erfindung all diese Änderungen und Modifikationen einschließt, die in den Schutzumfang der angehängten Ansprüche fallen.

Claims

System zum Messen der Blutflussrate mittels Thermodilution, wobei das System Folgendes umfasst: einen Kontroller und einen Thermodilutionskatheter (10); wobei der Thermodilutionskatheter (10) einen thermischen Dilutionssensor (36), ein Indikatorlumen (32) und eine Injektionsöffnung (34) aufweist, die so ausgewählt sind, dass sie einen Thermodilutionsindikator von dem Thermodilutionskatheter (10) durchlassen; wobei der Kontroller so ausgewählt wird, dass er eine Temperaturänderung des thermischen Dilutionssensors (36) ausgleicht, die sich aus dem Thermodilutionsindikator innerhalb des Indikatorlumens (32) ergibt; wobei der Kontroller die Blutflussrate bestimmt gemäß: einem Wärmeübertragungskoeffizienten K_i; Messungen von einer Vielzahl von Injektionen; Messungen von einer Vielzahl von thermischen Dilutionssensoren oder Messungen von einer Vielzahl von vorkalibrierten thermischen Dilutionssensoren, wobei jeder/jede des Wärmeübertragungskoeffizienten K_i; der Messungen von der Vielzahl von Injektionen; der Messungen von der Vielzahl von thermischen Dilutionssensoren oder der Messungen von der Vielzahl von vorkalibrierten thermischen Dilutionssensoren eine Beziehung zwischen einer Thermodilutionsindikatortemperatur und einer entsprechenden Temperatur eines thermischen Dilutionssensors umfasst.
System nach Anspruch 1, des Weiteren dadurch gekennzeichnet, dass der Wärmeübertragungskoeffizient Ki eine Beziehung eines Temperaturunterschiedes zwischen dem Blut und dem Thermodilutionsindikator und einer entsprechenden Temperaturänderung des thermischen Dilutionssensors (36) ausdrückt.
System nach Anspruch 1 oder 2, wobei
wobei ΔT_i die Änderung der thermischen Dilutionssensor-Temperatur ist, die sich aus der inneren Abkühlung durch den Thermodilutionsindikator ergibt, T_b die Temperatur des Blutes ist, und T_i die Temperatur des Thermodilutionsindikators ist.
System nach Anspruch 1, des Weiteren dadurch gekennzeichnet, dass der Kontroller die Durchflussrate von Q_f in Reaktion auf eine kontinuierliche Infusion des Thermodilutionsindikators entsprechend der Beziehung
bestimmt, wobei k ein Koeffizient ist, der sich auf die Wärmekapazität des Blutes und den injizierten Indikator bezieht; V das Volumen des injizierten Indikators ist, T_b die Temperatur des Blutes ist, T_i die Temperatur des Thermodilutionsindikators ist, S_m die gesamte Fläche unter der Verdünnungskurve ist, S_c der Abschnitt der Fläche unter der Verdünnungskurve ist, der mit dem inneren Abkühlungseffekt in Bezug steht, und Q_i* eine Einstellung für den Injektionsfluss Q_i ist.
System nach Anspruch 1, des Weiteren dadurch gekennzeichnet, dass der Kontroller die Durchflussrate Q_f, die einer Einführung von zwei Thermodilutionsindikatoren entspricht, durch die Beziehungen
bestimmt, wobei k ein Koeffizient ist, der sich auf die Wärmekapazität des Blutes und den injizierten Indikator bezieht, V₁ das Volumen der ersten Einführung ist, V₂ das Volumen der zweiten Einführung ist, T_b die Temperatur des Blutes ist, T_i die Temperatur des eingeführten Indikators ist, S_m1 eine gemessene Fläche unter einer Verdünnungskurve von der ersten Einführung ist, S_m2 eine gemessene Fläche unter einer Verdünnungskurve von der zweiten Einführung ist, t1 eine Länge der ersten Einführung ist, und t2 eine Länge der zweiten Einführung ist.
System nach Anspruch 1, des Weiteren gekennzeichnet durch einen zweiten thermischen Dilutionssensor, und dadurch, dass der Kontroller die Durchflussrate Q_f, die einer Einführung von zwei Thermodilutionsindikatoren entspricht, durch die Beziehung
bestimmt, wobei k ein Koeffizient ist, der sich auf die Wärmekapazität des Blutes und den injizierten Indikator bezieht, V das Volumen der ersten Einführung und das Volumen der zweiten Einführung ist, S_m1 eine gemessene Fläche unter einer Verdünnungskurve von der ersten Einführung ist, S_m2 eine gemessene Fläche unter einer Verdünnungskurve von der zweiten Einführung ist, K_i1 der Wärmeübertragungskoeffizient für den ersten thermischen Dilutionssensor ist, und K_i2 der thermische Koeffizient für den zweiten thermischen Dilutionssensor ist.
System nach Anspruch 1, des weiteren gekennzeichnet durch ein Wärmeisolierungslumen (42) zwischen dem thermischen Dilutionssensor (36) und dem Indikatorlumen (32), um den thermischen Dilutionssensor (36) von dem Indikatorlumen (32) zu isolieren.
System nach Anspruch 7, des Weiteren gekennzeichnet durch ein isolierendes Material innerhalb des Wärmeisolierungslumens (42).
System nach Anspruch 7, des Weiteren dadurch gekennzeichnet, dass sich wenigstens 50% einer Querschnittsabmessung des Katheters zwischen dem Indikatorlumen (32) und dem thermischen Dilutionssensor (36) befinden.
System nach Anspruch 1, des Weiteren gekennzeichnet durch einen Injektattemperaturfühler, der thermisch mit dem Indikatorlumen (32) gekoppelt ist.
System nach Anspruch 1, des Weiteren dadurch gekennzeichnet, dass der Kontroller einen Abkühlungseffekt an dem thermischen Dilutionssensor (36) in Reaktion auf eine Vielzahl von Thermodilutionsinjektionen unterschiedlicher Volumen oder unterschiedlicher zeitlicher Längen durch das Indikatorlumen (32) identifiziert.
System nach Anspruch 1, des Weiteren dadurch gekennzeichnet, dass der Kontroller einen vorkalibrierten Wärmeübertragungskoeffizienten K_i für eine Vielzahl von Thermodilutions-Durchflussraten aufweist.
System nach Anspruch 1, des Weiteren gekennzeichnet durch einen zweiten thermischen Dilutionssensor, der eine zweite Beziehung zwischen einer Thermodilutionsindikatortemperatur in dem Indikatorlumen (32) und einer entsprechenden Temperatur des zweiten thermischen Dilutionssensors aufweist.
System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der thermische Dilutionssensor (36) vorkalibriert ist, und des Weiteren gekennzeichnet durch einen zweiten vorkalibrierten thermischen Dilutionssensor.
System nach Anspruch 1, des Weiteren dadurch gekennzeichnet, dass der zweite Kontroller einen strömungsaufwärtigen Widerstand gegenüber dem Thermodilutionsindikator, der aus der Injektionsöffnung (34) strömt, ausgleicht.
System nach Anspruch 1, des Weiteren dadurch gekennzeichnet, dass der Kontroller einen strömungsabwärtigen Widerstand gegenüber dem Thermodilutionsindikator, der aus der Injektionsöffnung (34) strömt, ausgleicht.
System nach Anspruch 1, des Weiteren dadurch gekennzeichnet, dass der Kontroller eine Injektionsrate des Thermodilutionsindikators, der aus der Injektionsöffnung (34) strömt, begrenzt.
System nach Anspruch 1, des Weiteren dadurch gekennzeichnet, dass der Kontroller eine bestimmte Durchflussrate in Reaktion auf eine Injektionsrate des Thermodilutionsindikators, der aus der Injektionsöffnung (34) strömt, oberhalb eines vorbestimmten Grenzwerts zurückweist.
System nach Anspruch 1, des Weiteren dadurch gekennzeichnet, dass der Kontroller eine bestimmte Durchflussrate in Reaktion auf eine Injektionsrate des Thermodilutionsindikators, der aus der Injektionsöffnung (34) strömt, unterhalb eines vorbestimmten Grenzwerts zurückweist.