用于确定流过植入式血管辅助系统的流体的流速的方法和系统与流程

本发明涉及一种用于确定流过植入式血管辅助系统的流体的流速的方法和系统。本发明还涉及一种用于执行所述方法的可植入式血管辅助系统。本发明尤其可用于(完全)植入式左心室辅助装置(lvad)。

背景技术：

已知将超声容积流量传感器集成到心脏辅助系统中以便使用它们来确定所谓的泵容积流量，所述泵容积流量对通过辅助系统本身的流体容积流量进行量化。超声容积流量传感器可以执行脉冲式多普勒测量和/或使用脉冲波多普勒(pwd)方法。所述方法只需要一个超声波换能器元件，并且允许精确选择观察窗与超声波元件之间的距离。在已知的pwd系统中，以限定的脉冲重复率(prf)发射超声波脉冲。为了不违反尼奎斯特定理(nyquisttheorem)，脉冲重复率必须超过出现的最大多普勒频移的两倍。如果不满足此条件，则会出现混叠，即在所记录频谱中出现模糊性。

由于心脏辅助系统(vad)中测量装置的几何设计，测量区或观察窗可能过于远离超声波换能器而使得超声波脉冲从换能器到测量范围并返回换能器的信号传输时间不容忽视。由于在使用pwd方法时，只有在前一个脉冲不再提供显著回波时(至少理论上)才可以或应当发射新的超声波脉冲，因此信号传输时间限制了最大可能的脉冲重复率。由于心脏辅助系统中通常普遍存在高流速以及观察窗与超声波元件之间距离的几何边界条件，因此通常会违反尼奎斯特采样定理，从而导致频谱中的模糊性(混叠)。

具有不使用pwd方法的超声波传感器的心脏辅助系统通常配备有两个超声波换能器，使得即使可能出现所描述的传输时间问题，但也可以在适当实施的情况下以其它方式解决。然而，特别是在中高流速的情况下，具有使用pwd方法的超声波传感器的心脏辅助系统容易受到所描述效应的影响。目前，现有技术要求以不出现混叠的方式选择所限定的脉冲重复率。

技术实现要素：

本发明的目的是指定一种方法并且提供一种系统，借助于所述方法和系统，可以可靠且精确地确定流过植入式血管辅助系统的流体的至少一个流动参数，具体地说，确定流过植入式血管辅助系统的血液的流动参数。

此目的通过权利要求1中指定的方法以及权利要求10和权利要求11中指定的系统来实现。本发明的有利实施例在从属权利要求中指定。

根据权利要求1，本文提出的是一种用于确定至少一个流动参数，具体地说，确定流过植入式血管辅助系统的流体的流速的方法，所述方法包括以下步骤：

a)估计所述流体的流速，

b)使用所述辅助系统的超声波传感器在所述辅助系统内部的观察窗中进行脉冲式多普勒测量，其中所述观察窗以观察窗速度移位，所述观察窗速度是使用在步骤a)中估计的所述流速来确定的，

c)使用所述脉冲式多普勒测量的至少一个测量结果或所述脉冲式多普勒测量的测量结果和所述观察窗速度来确定所述流体的所述至少一个流动参数。

所述血管辅助系统优选地是心肌辅助系统(或心脏辅助系统)，具体地说，优选地是心室辅助系统。所述辅助系统通常用于辅助例如患者之类的人的循环系统中的血液输送。所述辅助系统可至少部分地安置在血管中。例如，所述血管，具体地说在左心室辅助装置的情况下，是主动脉，或者，具体地说在右心室辅助装置的情况下，是进入两个肺动脉的总干(肺动脉干)。辅助系统优选地安置在心脏的左心室的出口处或左心室处。具体地说，辅助系统优选地安置在主动脉瓣中。

所述方法可有助于确定从心脏的心室，具体地说是从心脏的(左)心室朝(完全)植入的(左)心室(心脏)辅助系统区域中的主动脉的流体流速和/或流体容积流量。所述流体通常是血液。流速通常是流体流动，具体地说是血液流动的主速度分量。在流过辅助系统，具体地说流过辅助系统的通道的流体流或流体容积流中确定流速。有利的是，所述方法允许甚至是在非外科手术场景下，具体地说，也能通过植入式辅助系统本身来高质量地确定血液流动的流速和/或流体容积流量。

本文提出的解决方案特别有助于补偿医学脉冲波多普勒系统中的混叠效应(或“频谱缠绕(spectrumwrapping)”)。此外，本文呈现的方法还可以有利地有助于降低多普勒频谱中峰的频谱变宽，这表示在血液流动中出现并且变换到频域中的各种血流速度。所述方法具体地用于在测量流过植入式血管辅助系统的流体时消除混叠效应、减小来自移动散射体的信号的频谱宽度和/或加宽来自静态散射体的信号。

本文呈现的解决方案的一个中心方面也可以具体看到，在近似的血液流速下使pwd测量装置的观察窗移位，使得在所选择的脉冲重复率(prf)下，血液与观察窗移位速度之间的速度差可以在可明确测量的范围内显示。可在无模糊性的情况下确定由此速度差产生的多普勒频率。

这特别(至少在很大程度上)有助于实现以下特别有利的效应：

·具体地说，通过创建明确的多普勒频率来消除混叠。

·由移动散射体引起的多普勒频谱中的频峰变窄。这增加了频峰的振幅，并且频峰在背景噪声下(更好地)可见。这也提高了测量系统的分辨率。

·由静态散射体引起的多普勒频谱中的频峰变窄。这减小了频峰的振幅，并且信号能量在频谱中模糊不清(smear)。

除了消除混叠效应之外，在此上下文中要强调的效果具体地说是来自移动散射体的多普勒信号变窄。换句话说，这还可描述为观察窗速度与流速之间测量的相对多普勒频移的“频谱变宽”(主频率分量)的减小。沿着流动方向使观察窗移位特别增加了散射体在观察窗中的停留时间，并且由此减小了频谱中相对应的流速的多普勒频率分量的频谱宽度。

具体地说，相同的效应针对例如在周围组织中的静态散射体具有相反效应。观察窗中的停留时间越短，导致频谱中的能量就越模糊不清，从而降低了这些反射的干扰可能性。

在步骤a)中，估计流体的流速。换句话说，这具体是指在步骤a)中首先(粗略)估计在步骤c中确定的(例如计算的)流速。所述估计有利地基于先前使用辅助系统的超声波传感器(例如，使用固定观察窗)执行的超声波测量。然而，这仅为示例。例如，所述估计还可以基于经验值，例如基于患者年龄和/或患者疾病的严重程度。相对应的经验值可以例如存储在可以由辅助系统的控制装置访问的表中。还可以规定，具体地说在高水平辅助的情况下，流速是基于辅助系统的致流机的电子性能估计的。

在步骤b)中，使用辅助系统的超声波传感器在辅助系统内部的观察窗中进行脉冲式多普勒测量，其中观察窗以观察窗速度移位，所述观察窗速度是使用在步骤a)中估计的流速来确定的。例如，超声波传感器可以是超声波换能器。优选地，提供单个(仅一个)超声波传感器。超声波传感器还优选地包括单个(仅一个)超声波元件，所述超声波元件有利地用压电元件形成。

观察窗有利地(总是)位于辅助系统的通道中(具体地说是通过所述通道的流量尽可能均匀)。超声波传感器的主发射方向通常穿过辅助系统的通道和观察窗(穿过中心或居中地穿过)。超声波传感器的主发射方向具体是指进入辅助系统的通道。观察窗优选地尽可能径向居中地穿过此区(通道)。观察窗通常沿着超声波传感器的主发射方向和流体的流动方向以观察窗速度移位。观察窗速度具体地随步骤a)中估计的流速确定。观察窗具体地以先前确定的(估计的)流体(血液)的近似流速移位。

在步骤c)中，使用脉冲式多普勒测量的测量结果和/或脉冲式多普勒测量的测量结果和观察窗速度来确定流体的至少一个流动参数。流动参数优选地是流速和/或流体容积流量。如果已知流体可以流过的横截面(例如通道的横截面)和流动分布，则可以直接根据流速确定流体容积流量。存储的校准数据按需要用于此目的。假设适用于每个中心流速的流动分布，此校准数据使得根据中心流速推断平均流速成为可能，且然后通过将所述平均流速乘以横截面来计算容积流量。如有必要，还可以经由对容积流量的最终校正来计算流动分布的比重。

替代地或累积地，对于流速和/或流体容积流量，流动参数也可以例如是(血液)粘度和/或红细胞压积值。这具体地旨在说明，多普勒频谱(其根据本文呈现的解决方案进行了改进)还可以在流速测量之外作进一步处理或使用。例如，多普勒频谱(其根据本文呈现的解决方案进行了改进)可以用作用于进一步信号处理方法的输入信号集，以确定其它重要的和/或系统参数，例如估计血液粘度和/或红细胞压积值。

例如，脉冲式多普勒测量的测量结果可以用峰体现。例如，通过校准，可以将流动参数的特定值，例如速度、粘度和/或红细胞压积值的特定值，分配到频谱中的特定峰。这允许通过与存储的校准数据进行比较来示范性地且特别有利地确定所提及的参数。

根据一种有利的配置，提出了在步骤c)中，流体的流速是使用脉冲式多普勒测量的测量结果和观察窗速度来确定的。有利地，在步骤c中，计算流体的流速(血流速度)与观察窗速度(观察窗的移位速度)之间的速度差的多普勒频谱。进一步优选地，在步骤c)中确定速度差的多普勒频谱的主频率分量(例如，预望频率分布的简单频峰或模板匹配)。

具体地说，在步骤b)中，仅在接收到先前刚发射的超声波脉冲的回波(从期望观察窗到超声波元件的距离)时，才发射新的超声波脉冲。优选地，仅在接收到先前刚发射的超声波脉冲的所有(显著)回波时，才发射新的超声波脉冲。

根据一种有利的配置，提出了在步骤a)中，基于辅助系统的致流机的至少一个操作参数进行估计。换句话说，这具体是指在步骤a)中，基于辅助系统的致流机的至少一个操作参数或随其变化而有利地估计流速。从而可以特别有利的方式利用以下事实：基于致流机的电机特性图，可(仅)根据驱动器的旋转速率或基于跨致流机的压差和旋转速率来粗略估计泵流量。

致流机的操作参数优选地至少是转速、电流、输出或压力。所述操作参数优选地是致流机的旋转速度(或旋转速率)，例如，致流机的驱动器(例如电动机)和/或桨轮的旋转速度。患者血液的近似粘度通常是已知的。至少一个操作参数还优选地包含致流机的旋转速度和跨致流机的压差。操作参数优选地用于确定(估计)流体的估计流速。例如，可以使用特性图来实现这一点，在特性图中估计的流速被存储为至少一个操作参数的函数。

替代地或累积地，可以在步骤a)中使用辅助系统的超声波传感器进行超声波测量。所述超声波测量优选地不是脉冲式多普勒测量。相反，可以使用两个超声波传感器进行超声波测量，例如，由此可以例如在辅助系统中为此目的提供所述传感器。

根据一种有利的配置，提出了确定观察窗速度，使得将(在流速与观察窗速度之间的)(相对)多普勒频移变换成可在无模糊性的情况下显示的范围。换句话说，还可以说，尤其是在所选择的超声波频率和prf下，观察窗以将血液流动与观察窗的速度之间的相对多普勒偏移变换成可在无模糊性的情况下显示的范围的速度下移动。

尤其是在所选择的脉冲重复率(prf)下，观察窗速度优选地以这样的方式确定，即在流体的(估计的或待确定的)流速与观察窗速度之间存在速度差或相对速度，所述速度在可以明确地测量的范围内显示。在这种情形下，特别优选地提供，可在无模糊性的情况下确定由此速度差或相对速度产生的多普勒频率。

根据一种有利的配置，提出了观察窗速度基本上与步骤a)中估计的流速相对应。本文中术语“基本上”包含不超过10％的偏差。这有利地有助于将流体的流速与观察窗速度之间的速度差或相对速度设置为尽可能低的，这通常对多普勒频谱中尽可能明确的显示具有有利的效果。如果观察窗速度与步骤a)中估计的流速相对应，则是特别优选的。

根据一种有利的配置，提出了为了使观察窗移位，改变超声波脉冲发射与从超声波脉冲到超声波脉冲的测量时间间隔(的开始时间)之间的时间间隔。具体地说，为了使观察窗移位和/或设置观察窗速度，改变超声波脉冲的发射时间与从超声波脉冲到(立即)跟随的超声波脉冲的测量时间间隔的开始时间之间的时间间隔，具体地说是延长或缩短所述时间间隔。

观察窗(测量区)的位置通常可以经由时间间隔指定或设置(如果已知流体中的声速)。在超声波测量中，通常在发射超声波脉冲之后立即(按时间)在换能器前面直接接收散射体(例如血细胞)的反射。然后，随着波前的进一步推进，接收到来自更远区域的反射。

在脉冲式多普勒方法中，通常仅在与超声波脉冲的发射时间在时间上间隔开的特定时间间隔内处理接收到的信号。换句话说，这具体是指具有开始时间和结束时间的测量时间间隔的开始时间暂时与超声波脉冲的发射时间间隔开，并且仅评估在此测量时间间隔中接收到的所发射超声波脉冲的反射。

可以经由选择发射时间与测量时间间隔的开始时间之间的时间间隔来选择或设置观察窗到超声波传感器的空间距离，具体地说是到超声波换能器的换能器平面的空间距离。可以经由时间间隔(测量时间间隔的开始时间与结束时间之间的时间间隔)的长短选择或设置沿着超声波换能器的主波束方向的观察窗的空间范围。

脉冲式多普勒测量通常由大量单独的超声波脉冲构成，即以频率prf(脉冲重复频率)快速的发射和接收时间顺序。在这种情形下，prf具体地说是从发射脉冲到发射脉冲的持续时间。改变发射时间与从脉冲到脉冲的测量时间间隔的开始时间之间的时间间隔，会导致观察窗移动。

在这种情形下，观察窗速度例如可设置如下：如果超声波脉冲发射的开始时间出现在时间点to，(在接收器中的)观察的开始时间出现在时间n·tbeo,start(其中n是自然数)并且已知血液中的声速为c0，则超声波换能器与观察窗开始之间的距离sn为：

如果所述距离现在与“采样速率”1/prf(两个脉冲之间经过的时间)有关，则观察窗以以下速度vbeo,start远离超声波换能器：

根据一种有利的配置，提出了(评估单元(测量单元)或控制和/或处理装置的)观察窗速度和采样速率彼此适配。这可有利地有助于改善信噪比(snr)。在这种情形下，采样速率特别有助于评估接收到的信号或所反射和接收到的超声波脉冲。在这种情形下，特别有利的是，如果观测窗速度和采样速率根据以下等式彼此适配：

此处的vgate描述观察窗速度，n是任意整数，prf是脉冲重复率，c0是流体中的声速，并且fs是采样速率。

根据一种有利的配置，提出了确定观察窗速度使得脉冲式多普勒测量的测量结果和由静态散射体(在频谱中)引起的多普勒频移彼此间隔开。这有利地使得可以防止所寻求的多普勒频移被由例如主动脉壁之类的静态散射体引起的多普勒频谱中的频峰覆盖。优选地，以此方式来确定观察窗速度，即脉冲式多普勒测量的测量结果和由静态散射体引起的多普勒频移在频谱中不彼此重叠地显示和/或可以分开。

本文所述的方法(示观察窗移位)中，不再显示例如由主动脉壁之类的由非移动散射体引起的反射，具体地说不再以0hz的多普勒频率显示，而是根据观察窗的速度以所得的多普勒频率移位。这可导致多普勒频谱中出现不合需要的覆盖或叠加，这可以通过观察窗速度中的特定微小改变而有利地避免。

根据一种有利的配置，提出了在步骤c)中，或流体的流速是通过将观察窗速度和基于脉冲式多普勒测量确定的相对速度相加在一起来确定的。在这种情形下，流体的实际流速优选地通过将已知的观察窗速度和通过测量确定的相对速度相加在一起来确定。

根据另一方面，提出一种被配置成执行本文所提出方法的可植入式血管辅助系统。所述辅助系统优选地包括(电子)控制和/或处理装置(测量单元)，所述控制和/或处理装置被配置成执行本文提出的方法。

所述辅助系统优选地是左心室心脏辅助系统(lvad)或经皮微创左心室辅助装置。所述辅助系统优选地是完全可植入式的。换句话说，这具体是指确定所需的装置，具体地说是超声波传感器，完全位于患者体内并保持在体内。所述辅助系统还可被设计成多个部分或包括可彼此间隔开安置的多个组件，使得超声波传感器和可连接到所述超声波传感器的辅助系统的控制和/或处理装置(测量单元)，例如，可以通过导线彼此分开安置。在多部件设计中，与超声波传感器分开安置的控制和/或处理装置同样可以被植入或安置在患者身体外部。无论哪种方式，控制和/或处理电子设备也不一定必须要安置在患者体内。例如，可以植入辅助系统，使得控制和/或处理装置安置在患者皮肤上或患者身体外部，并且建立到安置在身体中的超声波传感器系统的连接。特别优选的是，所述辅助系统被配置成和/或适于至少部分地安置在心室中，优选地安置在心脏的左心室中，和/或安置在主动脉中，具体地说是安置在主动脉瓣的位置上。

还优选的是，所述辅助系统包括优选地形成在(入口)管或(入口)套管中的通道以及例如泵和/或电动机之类的致流机。电动机是致流机的常规组件。优选地，所述通道被配置成使得在植入状态下，所述通道能够将流体从心脏的(左)心室引导到致流机。所述辅助系统优选地是细长和/或软管状的。所述通道和致流机优选地定位在辅助系统的相对安置端的区域内。

具体地说，恰好或仅提供了一个超声波传感器。所述超声波传感器优选地包括恰好或仅一个超声波换能器元件。如果使用pwd方法，这对于多普勒测量尤其足够。

根据权利要求11中指定的系统，其包括可植入式血管辅助系统并且包括控制和/或处理装置，以用于确定流过所述可植入式血管辅助系统的流体的至少一个流动参数，所述控制和/或处理装置包含：

a)用于估计所述流体的流速的装置，

b)用于使用超声波传感器在所述辅助系统内部的观察窗中进行脉冲式多普勒测量的装置，其中所述观察窗以观察窗速度移位，所述观察窗速度是使用在步骤a)中估计的所述流速来确定的，

c)用于使用所述脉冲式多普勒测量的至少一个测量结果或所述脉冲式多普勒测量的测量结果和所述观察窗速度来确定所述流体的所述至少一个流动参数的装置。

用于确定所述流体的所述至少一个流动参数的所述装置可以被设计成使用所述脉冲式多普勒测量的测量结果和所述观察窗速度来确定所述流体的流速。

用于估计所述流体的所述流速的所述装置尤其可以被设计成基于所述辅助系统的致流机的操作参数估计所述流体的所述流速。

如果用于进行脉冲式多普勒测量的装置的观察窗的观察窗速度被设计成将多普勒频移变换成可在无模糊性的情况下显示的范围，则是有利的。

具体地说，如果观察窗速度基本上与用于估计流体的流速的装置中估计的流速相对应，则是有利的。

用于进行脉冲式多普勒测量的装置尤其可以被设计成通过改变超声波脉冲发射与从超声波脉冲到超声波脉冲的测量时间间隔之间的时间间隔而使观察窗移位。

观察窗速度和流过植入式血管辅助系统的流体的采样速率尤其可彼此适配。

所述系统的一个有利实施例提供了要确定的观察窗速度，使得脉冲式多普勒测量的测量结果和由静态散射体引起的多普勒频移彼此间隔开。

尤其可以提供，在用于确定流过可植入人体的血管辅助系统的流体的至少一个流动参数的系统中，用于确定流体的至少一个流动参数的装置被设计成通过将观察窗速度和基于脉冲式多普勒测量确定的相对速度相加在一起来确定流体的流速。

结合所述方法论述的细节、特征和有利构造也可以相对应地出现在本文提出的辅助系统中，反之亦然。在这方面，充分参考其关于特征的更详细表征的陈述。

附图说明

下面参考附图更详细地解释了本文呈现的解决方案及其技术环境。值得注意的是，本发明并不旨在由所示的设计示例来限制。具体地说，除非另有明确陈述，否则还可以提取附图中解释的事实的部分方面，并且将它们与其它部件和/或来自其它附图和/或本说明书的见解组合。附图示意性地示出：

图1：心脏中的植入式血管辅助系统，

图2：心脏中的另一植入式血管辅助系统，

图3：本文呈现的方法的顺序，

图4：示例多普勒频谱，

图5：另一示例多普勒频谱，

图6：本文提出的辅助系统的细节视图，

图7：示例多普勒频谱，

图8：另一示例多普勒频谱，

图9：另一示例多普勒频谱，以及

图10：一种包括可植入式血管辅助系统并且包括控制和/或处理装置的系统，所述系统用于确定流过可植入式血管辅助系统的流体的至少一个流动参数。

具体实施方式

图1示意性地示出了心脏20中的植入式血管辅助系统10。辅助系统10通过帮助将血液从(左)心室21输送到主动脉22中来辅助心脏20。为此目的，辅助系统10锚定在主动脉瓣23中，如图1所例示。在100％的辅助水平下，辅助系统10(lvad)输送整个血液容积流量。辅助水平描述了通过辅助系统10由例如辅助系统10的泵之类的输送装置输送的容积流量与从心室21到主动脉22的血液总容积流量的比例。

因此，在100％的辅助水平下，来自心室21的总流体容积流量32和通过辅助系统10的流体容积流量31是相同的。因此，主动脉瓣或旁路容积流量(本文未示出；符号：qa)为零。总流体容积流量32也可以描述为(总)心输出量(co，符号：qco)。流体容积流量31也可以称为所谓的泵容积流量(符号：qp)，所述泵容积流量仅对通过辅助系统10本身的流量进行量化。因此，可以根据qp/qco比值计算辅助水平。

作为示例，根据图1的辅助系统10是位于主动脉瓣位置的心脏辅助系统。心脏辅助系统10定位在心脏20中。血液从21心室抽出并输送到主动脉22。心脏辅助系统10(泵部分)的操作产生血液流量31。

在图1所示类型的辅助系统10中，血液通过主动脉瓣23在(心脏)辅助系统10的套管状部分或通道200内输送，并且在主动脉22的区域中再次排出。辅助系统10的尖端(其伸入到心室21中)特别优选地适于集成超声波换能器，使得血液随后从超声波换能器流入(心脏)辅助系统10的套管状部分或通道200。

图2示意性地示出了心脏20中的另一植入式血管辅助系统10。作为示例，根据图2的辅助系统10是位于心尖位置的心脏辅助系统。一致地使用附图标记，使得可以充分参考关于图1的先前陈述。

在图2所示类型的辅助系统10中，血液通过套管状部分或通道200被吸入，并且通过心脏20外部的旁路19返回到主动脉22。在这种情况下，最合适的是，将超声波换能器集成在(心脏)辅助系统10的泵壳体中，沿着心室21的方向从吸入血液的套管状部分200向外查看。换句话说，这具体是指超声波换能器安置在辅助系统10中，并且朝向通道200和心室21定向。在这种情况下，血液朝向超声波换能器流动。本文提出的方法与图1和图2的两个变型同样有效，因为仅需(例如在计算机程序中)调整测量窗的移动方向。

图3示意性地示出了本文在用于确定流过可植入式血管辅助系统的流体的至少一个流动参数的系统中呈现的方法的顺序。

所述方法用于确定流过植入式血管辅助系统的流体的流速。所示的方法步骤a)、b)和c)与框110、120和130的顺序只是示例，并且可以是常规操作顺序的结果。在框110中，估计流体的流速。在框120中，使用辅助系统的超声波传感器在辅助系统内部的观察窗中进行脉冲式多普勒测量，其中观察窗以观察窗速度移位，所述观察窗速度是使用在步骤a)中估计的流速来确定的。在框130中，使用脉冲式多普勒测量的至少一个测量结果和/或脉冲式多普勒测量的测量结果和观察窗速度来确定流体的至少一个流动参数。

对于所述方法的示例说明，假设以下参数：

·入口或测量区直径，例如5mm，

·要测量的最大血液流量，例如q＝9l/min，

·所得最大血流速度：vblood,max＝7.64m/s，

·血液中的声速，例如cblood＝1540m/s，

·超声波频率，例如f0＝6mhz，

·超声波元件到观察窗开始的距离，例如25mm，

·每个发射的超声波pwd脉冲的超声振荡周期数目，例如10个，

·超声波脉冲产生的波包的所得长度(以距离计)：iburst＝c0×10/f0＝2.57mm，

·所得超声波脉冲的最大传播距离：d＝55.13mm。

对于直接沿着发射方向进行的测量(流动方向与主发射方向相对应；α＝0)，这些规范引起以下(预期的)最大多普勒频移：

所述测量应作为脉冲式多普勒测量进行，其中仅当先前刚发射的超声波脉冲的所有有效回波衰减时才发射新的超声波脉冲。下文将解释针对此情况的脉冲重复率(prf)的选择。

考虑到(尼奎斯特)采样定理(然而，本文不必考虑所述定理，或者，因为只需记录流体与观察窗之间的相对速度，直到观察窗移位，才可满足要求)，实值分析中的最大多普勒频率为59.53khz意味着将必须设置最小脉冲重复率或为

prfmin＝2·df＝119，06khz。(2)

的最小脉冲重复频率。

然而，在本文关注的是植入式血管辅助系统的情况下，以下最大脉冲重复率prfmax由几何考虑因素(超声波脉冲的最大传播距离)或辅助系统中的几何边界条件以及所有相关信号分量的所得传输时间产生：

因此，本文脉冲式多普勒测量(或针对所关注的辅助系统)的最大脉冲重复率小于出现的最大多普勒频移的两倍。

这些边界条件会导致违反采样定理，并且因此导致测量结果的模糊性，所述模糊性可以通过评估或方法(使观察窗移位)进行补救，如以下章节所描述的。

然而，首先，为了说明这些边界条件出现的问题，在图4和5中示出了所得模糊性(所述模糊性可以通过本文呈现的方法有利地避免)。图4示意性地示出了示例多普勒频谱40。图4示出了在3l/min的容积流量和约25khz的脉冲重复率下的多普勒频移。主频率分量41(峰)低于约为0hz的载波频率。图5示意性地示出了另一示例多普勒频谱40。图5示出了在3l/min的容积流量和约20khz的脉冲重复率下的多普勒频移。主频率分量41(峰)约为+8khz。这具体地示出了在不同prf和相同容积流量下输出不同的频率，并且因此，在不使用本文所述的本发明的情况下，不能明确地确定由泵设置的容积流量。例如，在20khzprf下，峰值为3l/min，频率约为8khz，这具体地与0.77m/s的速度或0.9l/min的容积流量相对应。然而，在此示例中，实际容积流量(待测量)为3l/min。这些测量也在8mhz超声波频率下进行。

在以下章节中描述了在本文提出的解决方案的意义上的示例方法，其中可以有利地避免相应模糊的测量结果。

为此目的，建议以观察窗速度使观察窗移位，所述观察窗速度是使用估计的流体(本文为血液)的流速来确定的。这有利地允许使用所选择的超声波频率和prf将多普勒频移变换成可在无模糊性的情况下显示的范围。关于观察窗的位移，如果血流速度的径向横截面在相对于超声波元件的轴向延伸的特定范围(几厘米)内不变，则是特别有利的。所述方法可用于不同类型的心脏辅助系统中，例如用于处于主动脉瓣位置的系统中，如图1所例示，或者例如还用于放置在心尖的系统中，如图2所例示。

基于超声波的泵容积流量测量通常基于集成到辅助系统中的一个或多个超声波换能器和任选的空间偏移(电子)控制和/或处理装置，所述空间偏移(电子)控制和/或处理装置也可以被称为测量单元。空间偏移控制和/或处理装置可以植入式地放置，并且也可以通过经皮引线进行体外连接而放置。然后与可植入式血管辅助系统一起形成用于确定流过可植入式血管辅助系统的流体的至少一个流动参数的系统。

图1和图2所描述的实施例尤其需要脉冲式多普勒测量方法(脉冲波多普勒)，以便能够沿着超声波换能器的主波束方向定位观察窗(测量区或测量窗)。控制和/或处理装置和/或测量单元的任务是产生将由一个或多个超声波换能器发射的合适的超声波脉冲，接收并放大接收到的散射超声波能量(反射、回波)，以及处理接收到的信号以计算多普勒频谱。

鉴于已知血液中的声速足够快，通常经由时间间隔进行对观察窗位置的选择。发射超声波脉冲之后，立即直接在换能器前面接收来自散射体(例如血细胞)的反射。然后，随着波前的进一步推进，接收到来自更远区域的反射。在脉冲式多普勒方法中，仅在与超声波脉冲的发射时间在时间上间隔开的特定时间间隔内处理接收到的信号。

观察窗到超声波换能器的换能器平面的空间距离可以经由时间间隔的选择来选择或设置。观察窗沿着超声波换能器主波束方向的空间范围可以经由时间间隔的长短来选择或设置。

脉冲式多普勒测量通常由大量单独的超声波脉冲构成，即以频率prf(脉冲重复频率)快速的发射和接收时间顺序。在这种情形下，prf具体地说是从发射脉冲到发射脉冲的持续时间。改变发射与从一个脉冲到另一个脉冲的测量时间间隔之间的时间间隔，会引起观察窗移动。换句话说，这也意味着，为了使观察窗移位，必须改变超声波脉冲的发射与从超声波脉冲到超声波脉冲的测量时间间隔的起始点之间的时间间隔。

图6示意性地示出了本文提出的辅助系统10的详细视图。图6的图示涉及心脏辅助系统10的结构的示例，其中可以使用本文提出的方法。

此处的超声波元件18表示超声传感器18，并且沿着血流速度方向进行辐射。在辅助系统10的入口架12(具有开口)的区中，流入血液31尚未展现恒定的流动分布。然而，在区202和204中下游的进一步过程中，径向流动分布在很大程度上是恒定的。因此，观察窗201可以有利地在此区中以观察窗速度vgate移位。例如，在图1和图2所示的实施例中，区202和204可以位于通道200中。

例如，如以下等式(4)所示，如果在固定观察窗中以25khz的prf和f0＝4mhz的超声波频率测量远离超声波传感器18的压电元件的为vblood＝3m/s的流速，则将引起-15.58khz的多普勒频移。在25khz的给定prf和正负速度的评估下，此多普勒频移不再在多普勒频谱的负部分中显示，并且因此在频谱的正频域中显示为9.42khz。

然而，例如，如果(如本文所提出)观察窗201以vgate＝1.75m/s的移位速度从超声波传感器18的压电元件移开，则要变换的所得(或相对)流速减小；此处例如减小到3m/s-1.75m/s＝1.25m/s。在25khz的prf下，所得-6.49khz的多普勒频移可以在无模糊性的情况下在多普勒频谱中显示(参见以下等式(7))。

这是以及如何确定观察窗速度使得将多普勒频移变换成可在无模糊性的情况下显示的范围的示例。

先前对通过辅助系统的血液的流速执行的估计具体地说是基于本文对观察窗速度的相对应确定。所述估计有利地基于先前使用辅助系统10的超声波传感器18(例如，使用固定观察窗)执行的超声波测量。然而，这仅为示例。例如，所述估计还可以基于经验值，例如基于患者年龄和/或患者疾病的严重程度。

图7示意性地示出了示例多普勒频谱。所示多普勒频谱可以例如由使用本文呈现的方法而产生。

图7示出了在血流速度为3m/s，超声波频率为4mhz时的多普勒频谱，其中未聚焦的压电元件的直径为6mm，并且prf为25khz。图7a示出了在距压电元件25mm的固定距离处使用观察窗进行测量的混叠(充满模糊性的)多普勒频谱。相反，图7b示出了无混叠(无模糊性的)多普勒频谱，其中观察窗以1.75m/s的移位速度(观察窗速度)从压电元件移位15mm到25mm。

在图7所示的每个多普勒频谱中还可以看到两个偏转或峰，即由主动脉壁(非移动散射体)42引起的多普勒频移引起的峰和由移动散射体(例如，血细胞)43上的反射引起的峰。在图7和8中，实线描述傅里叶变换(fouriertransformation)的结果，并且虚线描述所谓的韦尔奇方法(welchmethod)的结果。

图7示出了如何可以通过本文所述的方法来防止混叠。图7b进一步示出了在频谱右侧使观察窗移位如何产生超过0hz的第二峰42。此峰42(例如，描述了非移动散射体主动脉壁的多普勒频移)是观察窗相对于例如主动脉壁之类的固定组织的相对移动产生的，并且因此示出了观察窗的多普勒频率或影响观察窗速度的多普勒频率。

图7b还示出了两个峰的峰宽度(与图7a中的峰宽度相比)由于观察窗的移动而改变。由主动脉壁的固定组织上的反射引起的峰42变宽。相反，由以血液流速移动的散射体(例如血细胞)引起的峰43变窄。

图8示意性地示出了其它示例多普勒频谱。所示多普勒频谱可以例如由使用本文呈现的方法而产生。

如图7可见，信噪比(snr)的下降是观察窗速度与接收到的信号的采样速率之间不匹配的结果，这会导致观察窗抖动。例如，可以通过使采样频率与观察窗速度适配，重新对接收到的信号进行采样和/或进行过采样来减少抖动，从而改善频谱中的snr。

以下等式(10)示出了观察窗的观察窗速度和采样速率可如何以特别有利的方式彼此适配。图8示出了用于改善snr的前述可能性。

等式10示出了如何以特别有利的方式选择观察窗的速度，以便在血液中给定的声速c0、给定的prf和给定的采样速率fs下使snr最大化。

这是，并且在适用的情况下观察窗速度和采样速率可以如何相互适配的示例。

图8a、8b和8c分别示出了在使用本文所述方法之后，在使用直径为4mm、超声波频率为8mhz并且prf为40khz的非聚焦压电元件时，在3m/s流速下的多普勒频谱。在每次测量中，所述测量的结果如图8a、8b和8c所示，观察窗从距压电元件15mm的距离移动到30mm的距离。

在图8a和8b中，观察窗以1.75m/s的(观察窗)速度移动。图8a中使用20mhz的采样速率，并且图8b中使用100mhz的采样速率。图8c示出了具有20mhz的适配采样速率和1.54m/s的观察窗移位速度的snr。

在使用本文所述的方法时，有利地可以实现另一目标，即在高血流速度下减小所寻求的频峰的波谱变宽。在使用没有根据本文所述的方法进行的评估方法(使用固定观察窗)时，通常无法实现这种额外效应。基于由血液的流速引起的多普勒频谱中的这些较窄的频峰，可以显著改善确定(估计)主速度分量的准确性。

以vgate使观察窗移位，粗略估计的移动散射体(例如血细胞)在血液中流速会延长所有移动散射体在观察窗中的停留时间，其中|vblood-vgate|<vblood。由于随后傅里叶变换中的积分增益，这可有利地引起的snr(振幅)的改善，其中n与散射体在观察窗中时的样本数目相对应。

对于不满足条件|vblood-vgate|<vblood的例如主动脉壁之类的静态散射体，所述散射体在整个观察时段内不再像常规评估中那样在观察窗中移动。通过使用本文所述的方法，此持续时间显著缩短，具体地说随着血液的流速或观察窗的速度而变化。换句话说，也可以如下描述：在固定窗和“一个”固定散射体的情况下，整个波列都会反射在其上。因此，如果将观察持续时间选择为小于/等于波列的脉冲持续时间，则在整个观察时段内，一部分脉冲会在所述固定窗和“一个”固定散射体上反射。在观察窗(时域)中的较长的停留时间会在频谱(频域)中产生一个窄带峰。移动窗会缩短停留时间，并且频谱中的峰会变成较宽带状。如图7所示，所得积分增益的降低(与已知方法相比)使得由静态散射体(现在不再为0hz)引起的频峰变宽，并且使得频谱中的信号能量模糊不清。

本文所述的方法的额外特殊优点是，可以在一定限制内自由选择观察窗的移位速度(观察窗速度)。例如，如果以vgate观察到的静态散射体经历了

的多普勒频移，并且与由血液流动引起的所寻求的多普勒频移在同一频域中(不是两个，而是在频谱中仅检测到一个峰)，可以有利地稍微改变观察窗的移位速度，使得所寻求的频峰不再被由静态散射体引起的明显更强的频峰覆盖。此效应在图9中示意性地示出。在此示意性图示中，没有考虑频谱变宽的减少。

图9示意性地示出了其它示例多普勒频谱。所示多普勒频谱可以例如由使用本文呈现的方法而产生。

通过稍微改变观察窗的移位速度vgate，可以消除由静态散射体引起的频峰覆盖由血液流速引起的所寻求的频峰。

在图9a中，覆盖了所寻求的流速44的多普勒频率。在图9b中，不再覆盖所寻求的流速44的多普勒频率。为此，可以稍微改变观察窗的移位速度(观察窗速度)。这是，并且在适用的情况下确定观察窗速度使得脉冲式多普勒测量的测量结果和由静态散射体引起的多普勒频移可以如何彼此间隔开的实例。

本文呈现的解决方案尤其支持以下优点中的一个或多个：

·即使在测量窗与超声波换能器之间有较大距离的情况下，也可以进行基于pwd的流速或容积流量测量。

·由于辅助系统(vad)中的几何边界条件，因此解决了几何引起的多普勒频移的模糊性。

·减少波谱变宽。

·提高多普勒频率估计的准确性。

·更准确地确定流速。

·防止所寻求的多普勒频移被由例如主动脉壁之类的静态散射体引起的多普勒频谱中的频峰覆盖。

图10中示出的系统45包括可植入式血管辅助系统10并且包含控制和/或处理装置46，所述系统用于确定流过可植入式血管辅助系统10的流体31的至少一个流动参数。控制和/或处理装置46通过经皮引线连接到可植入式血管辅助系统10，并且可以放置在体外。应注意，控制和/或处理装置46原则上还可被设计成植入人体中。

在控制和/或处理装置46中，存在用于估计流体31的流速的装置48。控制和处理装置46包括用于使用图6中所示的超声波传感器18在图6所示的辅助系统10内部的观察窗201中进行脉冲式多普勒测量的装置50，由此观察窗201以观察窗速度移位，所述观察窗速度是使用估计的流速确定的。

用于进行脉冲式多普勒测量的装置50被设计成通过改变超声波脉冲发射与从超声波脉冲到超声波脉冲的测量时间间隔之间的时间间隔来使观察窗201移位。

控制和处理装置46还包括用于使用脉冲式多普勒测量的至少一个测量结果或脉冲式多普勒测量的测量结果和观察窗速度来确定流体的至少一个流动参数的装置52。用于确定流体的至少一个流动参数的装置52被设计成使用脉冲式多普勒测量的测量结果和观察窗速度并通过将观察窗速度和基于脉冲式多普勒测量确定的相对速度相加在一起来确定流体的流速。

用于估计流体31的流速的装置48用于可以基于辅助系统10的致流机的操作参数估计流体31的流速。

用于执行脉冲式多普勒测量的装置的观察窗201的观察窗速度被设计成将多普勒频移变换成可在无模糊性的情况下显示的范围，由此观察窗速度基本上与在用于估计流体31的流速的装置48中估计的流速相对应。

在所述系统中，流过植入式血管辅助系统10的流体31的观察窗速度和采样速率彼此适配。确定观察窗速度，使得脉冲式多普勒测量的测量结果和由静态散射体引起的多普勒频移彼此间隔开。

附图标记列表

10辅助系统

12入口架

18超声波传感器

19旁路

20心脏

21左心室

22主动脉

23主动脉瓣

31流体容积流量/血液流量

32总流体容积流量

40多普勒频谱

41主频率分量

42多普勒频移引起的峰

43移动散射体引起的峰

44流速

45系统

46控制和/或处理装置

48用于估计流速的装置

50用于执行脉冲式多普勒测量的装置

52用于确定流动参数的装置

200通道

201观察窗