ES2240389T3 - Aparato de disparo de medicion de un flujo. - Google Patents

Abstract

Un aparato para llevar a cabo mediciones de termodilución en vasos sanguíneos, incluyendo un catéter hueco introducible en el cuerpo del paciente, cuyo extremo distal funciona como una salida para un líquido a pasar a su través, en un punto en una región en el sistema arterial donde se desea conocer el flujo; un alambre introducible en dicho catéter; una unidad sensora con un sensor de temperatura y opcionalmente un sensor de presión dispuesta en el extremo distal de dicho alambre de manera que se pueda colocar más allá del extremo distal del catéter, pudiendo acoplarse la unidad sensora a una unidad de control por cables eléctricos que se extienden a lo largo de dicho alambre: i) estando adaptada dicha unidad de control para el procesado de señales de la unidad sensora, teniendo además dicha unidad de control la capacidad de conmutar entre medición de resistencia de cable y detectar la señal del sensor, y ii) estando adaptada para registrar una curva de variación de resistencia para dicha resistencia de cable, producida por exposición de dicho cable a dicho líquido, donde dicha curva de variación de resistencia se puede usar para calcular un punto de partida para medición de tiempo.

Description

Aparato de disparo de medición de un flujo.

La presente invención se refiere a medición de flujo en un vaso sanguíneo por termodilución. En concreto, se refiere a un aparato mejorado para disparar dicha medición con el fin de mejorar las mediciones.

Antecedentes de la invención

Se describen dispositivos y métodos de medición de flujo en US número de serie 09/073.061, 09/117.416, cedidas a Radi Medical Systems AB, Suecia.

En particular, 09/073.061 se refiere a un método de mediciones de flujo por termodilución, donde las mediciones en el tiempo son disparadas por un impulso de presión detectado como resultado de la inyección de un bolo dosis de salina. La teoría general aquí descrita se aplica completamente a la presente invención.

No obstante, su explicación se repite a continuación para facilitar la comprensión. La aplicación del principio de termodilución en el seno coronario la introdujo Ganz (Ganz y otros, "Measurement of coronary sinus blood flow by continuous thermodilution in man", Circulation 44:181-195, 1971). Se introduce profundamente un pequeño catéter en el seno coronario y se administra salina fría a su punta. Teóricamente, el flujo se puede calcular a partir de los cambios de temperatura de la sangre, registrados por un termistor cerca de la salida del seno coronario. Una ventaja de este método es que solamente se requiere cateterización de la parte derecha del corazón.

El principio de termodilución implica inyectar una cantidad conocida de líquido enfriado, por ejemplo salina fisiológica, en un vaso sanguíneo. Después de la inyección, la temperatura es registrada continuamente con un sensor de temperatura unido a la punta de un alambre de guía que se introduce en el vaso. Un cambio de temperatura debido al líquido frío que pasa por el lugar de medición, es decir, la posición del sensor, será una función del flujo.

Hay varios métodos de evaluar la señal de temperatura a efectos de diagnóstico. Se puede intentar calcular el flujo volumétrico, o se puede usar una medición relativa, donde el flujo en un "estado de reposo" se compara con un "estado de trabajo", inducido por medicamentos.

Ésta última es la forma más simple, y se puede llevar a cabo midiendo la anchura a media altura del perfil de cambio de temperatura en las dos situaciones indicadas, y formando una relación entre estas cantidades.

Otra forma de obtener una relación sería medir el tiempo de tránsito desde la inyección y hasta que el líquido frío pasa por el sensor, en estado de reposo y en estado de trabajo, respectivamente.

El método anterior, es decir, la utilización del parámetro de flujo volumétrico como tal, requiere integración del perfil de temperatura con el tiempo según las ecuaciones dadas a continuación

(1)Q_{rest} = V/\int\limits^{t_{1}}_{t_{0}}(T_{r,m/}T_{r,l})dt \propto V/\int\limits^{t_{1}}_{t_{0}}(T_{r,0}-T_{r,m})dt

(2)Q_{work} = V/\int\limits^{t_{1}}_{t_{0}}(T_{w,m/}T_{w,l})dt \propto V/\int\limits^{t_{1}}_{t_{0}}(T_{w,0}-T_{w,m})dt

donde

V es el volumen de líquido inyectado

T_{r,m} es la temperatura medida en el estado de reposo

T_{r,l} es la temperatura del líquido inyectado en estado de reposo

T_{0} es la temperatura de la sangre, es decir 37ºC

T_{w,m} es la temperatura medida en estado de trabajo

T_{w,l} es la temperatura del líquido inyectado en estado de trabajo

Q es el flujo volumétrico

Estas cantidades pueden que ser utilizadas directamente para la evaluación del estado de los vasos coronarios y el miocardio del paciente, o se pueden relacionar como antes para obtener una CFR, es decir CFR = Q_{work}/C_{rest}.

Este último método, es decir, la determinación del tiempo de tránsito, requiere una medición exacta del tiempo, en vista de las distancias relativamente pequeñas en cuestión, de aproximadamente 10 cm o menos desde la inyección al lugar de medición.

Por ejemplo, para obtener una medición correcta, hay que medir el tiempo con cierta exactitud. El uso de un simple cronómetro, que es un medio común de medir el tiempo, es demasiado inexacto para obtener tiempos de tránsito fiables.

El flujo F se puede obtener como sigue, que es una derivación de una técnica similar, a saber la técnica de dilución de indicador. Se basa en una cantidad rápidamente inyectada de algún tipo de indicador, cuya concentración se mide.

Supóngase que el flujo a través de un lecho vascular de derivación es constante y es igual a F, y que se inyecta una cierta cantidad conocida M de indicador a este lecho en el lugar A (véase la figura 7). Después de algún tiempo, las primeras partículas de indicador llegarán al lugar de medición B. La concentración de indicador en B, llamada c(t), aumentará durante algún tiempo, alcanzando un máximo y disminuyendo de nuevo. La representación gráfica de la concentración de indicador como una función de tiempo se denomina la curva de dilución de indicador.

Considérese M como un número grande de partículas de indicador (o moléculas). El número de partículas que pasan a B durante el intervalo de tiempo \Deltat, entre t_{i} y t_{i+1}, es igual al número de partículas por unidad de tiempo multiplicado por la longitud f del intervalo de tiempo, en otros términos: c(t_{i}) \cdot F \cdot \Deltat (figura 8).

Dado que todas las partículas pasan por B entre t = 0 y t = 8, esto significa que:

\vskip1.000000\baselineskip

10

o

\vskip1.000000\baselineskip

101

o

\vskip1.000000\baselineskip

102

y es la última expresión la que se utiliza en la mayor parte de los métodos para calcular el flujo sistémico como se ha esbozado anteriormente. Características esenciales de este acercamiento es que la cantidad M de indicador inyectado deberá ser conocida mientras que no se necesita conocimiento del volumen del compartimiento vascular.

El cálculo de volumen es más complejo. Para ello, se introduce la función h(t) que es la fracción de indicador que pasa por unidad de tiempo por un lugar de medición en el tiempo t. En otros términos, h(t) es la función de distribución de los tiempos de tránsito de las partículas de indicador. Si se supone que el flujo del indicador es representativo del flujo del fluido total (mezcla completa), h(t) también es la función de distribución de los tiempos de tránsito de todas las partículas de fluido. Supóngase que el volumen total de fluido está formado por un número muy grande de elementos de volumen dV_{i} que se definen de forma que dV_{i} contenga todas las partículas de fluido presentes en el sistema en t=0, con tiempos de tránsito entre t_{i} y t_{i+1}. La fracción de partículas de fluido que requieren tiempos entre t_{i} y t_{i+1} para pasar por el lugar de medición, es h(t_{i}) \cdot \Deltat por definición, y dado que la velocidad a la que las partículas de fluido pasan al lugar de medición, es igual a F, la velocidad a la que las partículas que forman dV_{i} pasan por el lugar de medición es
F \cdot h(t_{i}) \cdot \Deltat. El volumen total de dV_{i} es igual al tiempo t_{i}, requerido para todos los segmentos de partículas en dV_{i} pasen por el lugar de medición multiplicado por la velocidad a la que salen. En otros términos:

dV_{i} = t_{i} \cdot F \cdot h(t_{i}) \cdot \Delta t

y por integración:

V = F \int\limits^{\infty}_{0}t \cdot h(t)dt

La integral en la ecuación anterior representa el tiempo medio de tránsito T_{mn}, que es el tiempo medio, que necesita una partícula para avanzar de un lugar de inyección a un lugar de medición. Por lo tanto:

V = F \cdot T_{mn}

o

F = V/T_{mn}; \ T_{mn} = V/F

que indica el hecho fundamental de que el flujo es igual al volumen dividido por tiempo medio de tránsito.

El tiempo medio de tránsito (T_{mn}) se puede calcular ahora fácilmente a partir de la curva de indicador o termodilución de la forma siguiente. Considerando el rectángulo sombreado en la figura 8, se puede ver que el número de partículas de indicador que pasan entre t_{i} y t_{i+1} es igual al número de partículas c(t_{i}) \cdot F que pasan por unidad de tiempo, multiplicado por la longitud del intervalo de tiempo, \Deltat, en otros términos: c(t_{i}) \cdot F \cdot \Deltat. Por lo tanto, el tiempo de tránsito total (sumado) de todas estas partículas de indicador juntas es igual a t_{i} \cdot c(t_{i}) \cdot F \cdot \Deltat. El tiempo de tránsito total de todas las partículas de indicador juntas, por integración, es

(3.8)\int\limits^{\infty}_{0}t \cdot c(t) \cdot F \cdot dt

y el tiempo medio de tránsito de las partículas de indicador se puede obtener dividiendo la ecuación 3.8 por el número total de partículas M, dando lugar a:

(3.9)T_{mn} = \frac{\int\limits^{\infty}_{0}t \cdot c(t) \cdot F \cdot dt}{M}

o

(3.10)T_{mn} = \frac{F}{M}\int\limits^{\infty}_{0}t \cdot c(t) \cdot dt

Sustituyendo la ecuación 3.3 en 3.10, se obtiene T_{mn}:

(3.11)T_{mn} = \frac{\int\limits^{\infty}_{0}t \cdot c(t) \cdot dt}{\int\limits^{\infty}_{0}c(t) \cdot dt}

La ecuación 3.11 describe cómo se puede calcular el tiempo medio de tránsito T_{mn} a partir de la curva de dilución de indicador c(t). Dado que en la evaluación de perfusión miocardial, usando agente de contraste como el indicador, la cantidad de agente de contraste inyectado no es conocida y cambia a causa del escape necesario del agente de contraste a la aorta y la distribución desconocida y cambiante de agente de contraste sobre las diferentes bifurcaciones del árbol arterial coronario, el uso de T_{mn} es ventajoso porque no se precisa ningún conocimiento acerca de la cantidad de indicador inyectado.

Aunque la derivación anterior se realizó para la técnica indicada de dilución de indicador, el resultado es el mismo para termodilución puesto que se puede emplear la misma función de distribución, y los expertos ajustarán fácilmente las ecuaciones consiguientemente.

El disparo de las mediciones en el tiempo por pulsos de presión de la técnica anterior, aunque mejora considerablemente el método, tiene algunos inconvenientes, entre otros, la sensibilidad a la medición de presión no puede ser adecuada, siendo la magnitud del pulso bastante baja, y por lo tanto la exactitud puede quedar influenciada negativamente.

Un catéter como el reivindicado es conocido por WO 01/52728 que es técnica anterior según el Art. 54(3) EPC.

Resumen de la invención

Así, se necesita un disparo mejorado de la medición.

Los inventores han observado que se puede usar ventajosamente un problema previo reconocido en conexión con la termodilución a efectos de activación. A saber, cuando se inyecta un bolo dosis de salina fría a un catéter donde está situado un alambre que soporta la unidad sensora y cables eléctricos para transmisión de señales, la resistencia de cable quedará afectada al instante por la salina fría por un cambio de la resistividad. Esto es un problema porque el cambio se debe compensar para llegar a una señal de salida correcta.

Sin embargo, esta compensación se puede hacer, y es uno de los problemas explicados en nuestra solicitud sueca 9901962-2, pendiente, correspondiente a la solicitud US provisional 60/136.401.

Así, según la presente invención, el cambio de resistividad se registra como una curva de variación de resistencia, y varias partes de la curva registrada, o toda la curva, se pueden procesar matemáticamente dando como resultado un punto de partida para la determinación durante un tiempo de tránsito del líquido inyectado. De esta forma se mejora considerablemente la exactitud de la medición de tiempo.

El método de determinación de flujo es ventajoso porque es independiente

- de la cantidad inyectada del líquido de bolo

- de la temperatura del líquido inyectado, a condición de que se obtengan señales detectables.

Breve descripción de los dibujos

La figura 1 es una visión general que muestra un sistema donde se lleva a cabo el nuevo método.

Las figuras 2a-c son gráficos que ilustran los perfiles de resistividad de los cables eléctricos durante la medición.

La figura 3 es un gráfico que muestra mediciones en un paciente durante hiperemia.

La figura 4 es un gráfico que muestra mediciones en un paciente durante un período de reposo.

La figura 5 es un gráfico que muestra la correlación entre datos de medición en pacientes según la invención y un método de referencia.

La figura 6 es un gráfico que muestra la correlación entre otro conjunto de datos de paciente según la invención y un método de referencia.

La figura 7 ilustra una curva de dilución de indicador obtenida en una red vascular.

La figura 8 ilustra el cálculo de flujo en dilución de indicador.

Y la figura 9 ilustra la derivación de centro de masa.

Descripción detallada de la invención

En la figura 1 se describe un sistema adecuado para implementación de la presente invención. El sistema incluye un catéter hueco de guía introducible en el cuerpo del paciente, cuyo extremo distal funciona como una salida para que pase líquido a su través. El catéter está situado en un punto en una región en el sistema arterial donde se desea conocer el flujo. Dentro del catéter se introduce un alambre, cuyo extremo distal lleva una unidad sensora que tiene un sensor de temperatura y opcionalmente un sensor de presión. También son concebibles otros sensores adicionales, por ejemplo sensores pH, sensores selectivos de iones. El alambre se extiende por el extremo distal del catéter de tal manera que la unidad sensora esté situada a una distancia relativamente pequeña, por ejemplo 10 cm, de la salida del catéter.

Alternativamente, el alambre se puede introducir como antes y colocar en una posición apropiada, y después se pasa un segundo catéter sobre el alambre, dentro del catéter de guía, y el extremo distal de este segundo catéter se coloca en el sistema arterial donde se desee conocer el flujo. Por lo tanto, el primer catéter solamente será utilizado para guía. Este acercamiento alternativo se puede usar si el árbol de vasos es bastante complejo con muchos vasos sanguíneos estrechos, de tal manera que pueda ser difícil colocar un catéter sin la ayuda del alambre.

El catéter de guía (o el segundo catéter en la alternativa) está provisto de una entrada para salina en el extremo próximo. Se dispone adecuadamente un bloqueo Luer® para poder conectar fácilmente una jeringa. La unidad sensora está acoplada a una unidad de control para el procesado de las señales de la unidad sensora, siendo transferidas dichas señales mediante cables eléctricos que avanzan a lo largo del alambre.

El método se describirá ahora con cierto detalle con referencia a las figuras.

Cuando el catéter antes mencionado haya sido colocado apropiadamente, se llenará de sangre a causa de la diferencia de presión predominante entre el interior del cuerpo y la atmósfera ambiente. Es decir, la presión dentro del vaso es ligeramente más alta que la presión atmosférica fuera del cuerpo, P_{body}-P_{outside} > 0. Cuando el alambre que soporta el sensor se ha introducido y el sensor se ha situado apropiadamente en el punto de medición, el operador llena una jeringa con una cantidad adecuada de salina fría, por ejemplo, a 20ºC. El volumen a expulsar por la jeringa es preferiblemente igual al volumen dentro del catéter desde el punto de entrada hasta la salida más el bolo dosis a expulsar a la sangre circulante. El volumen de un catéter suele ser de aproximadamente 3 ml, y una bolo dosis adecuado podría ser por ejemplo 1-3 ml, aunque los volúmenes exactos diferirán naturalmente de un caso a
otro.

El sensor está conectado mediante los cables eléctricos a una unidad de detección que tiene la capacidad de conmutar entre medición de resistencia de cable y detectar la señal del sensor.

El operador conecta la jeringa al orificio de entrada y comienza a inyectar la salina fría a una velocidad relativamente baja, de tal manera que el tiempo de llenado del catéter de guía hasta la salida durará típicamente 1-15, preferiblemente 10-15 segundos, aunque esto puede variar sustancialmente de un caso a otro fuera de este intervalo. El volumen del catéter es conocido, y así, cuando el operador haya expulsado un volumen correspondiente al volumen del catéter durante el período de tiempo indicado, expulsará más rápidamente la última dosis, por ejemplo durante 0,5 segundos, aunque este tiempo no es estrictamente crítico.

La unidad de detección opera según el método descrito en la solicitud provisional de Estados Unidos 60/136.401, antes mencionada. La compensación en ella descrita se basa en una conmutación entre mediciones de la señal de sensor y de la resistencia de cable para permitir la compensación de los cambios de resistencia del cable. Así, cuando el operador comience a inyectar la salina fría, la resistividad de los cables eléctricos cambiará naturalmente al instante, pero esto se compensará de tal manera que la unidad de detección siempre dé una lectura de una temperatura constante dentro del vaso sanguíneo en el punto de colocación del sensor.

Al objeto de la invención, el cambio de resistencia de los cables no se registrará durante la fase inicial de rellenar el catéter con salina, sino inmediatamente antes o al mismo tiempo que el operador inyecta el último bolo-dosis al catéter, el registro de la señal de cable se iniciará y supervisará y también la señal de sensor se registrará y supervisará simultáneamente. A causa de la rápida inyección del último segmento de volumen de salina fría (en el punto t_{start} en la figura 2a; el bolo termina en t_{stop}), la resistividad del cable cambiará bruscamente puesto que experimentará más líquido frío durante un período más corto de tiempo y esto se reflejará en una caída en la señal leída, como se representa en figura 2a. Al estar situado el sensor a una distancia relativamente corta de la salida del catéter, por ejemplo, aproximadamente 10 cm, aunque esta distancia no es estrictamente crítica, se someterá al bolo-dosis de salina más frío un período corto de tiempo después de haberse expulsado de la salida del catéter, del orden de una fracción de un segundo hasta unos pocos segundos. Una señal de sensor se representa esquemáticamente en la figura 2b, y esta señal se registra y utiliza como la base para determinar el punto de partida de la medición de
tiempo.

Si se puede suponer que la inyección real del bolo-dosis al flujo sanguíneo no afectará a la medición del flujo en el punto de medición, se puede realizar un cálculo como el expuesto en los antecedentes de la invención en base a la señal de sensor, es decir, por integración numérica, o ajustando toda la señal del elemento sensor en una función matemática, por ejemplo Log Normal, Gamma, y usar después esta función para calcular el punto c en la figura 2d, donde c es el centro de masa de la curva definida por la señal de sensor. También se puede usar una combinación de integración numérica y ajuste de curva. En este último caso, el ajuste de curva se lleva a cabo en la porción de la curva que se aproxima a la línea base, después del punto de corte D (véase la figura 2c).

Sin embargo, naturalmente, también se debe determinar el punto de partida para la integración, por ejemplo t=0. Este punto en el tiempo se puede determinar de formas diferentes, usando la curva de variación de resistencia registrada.

Una forma es registrar el inicio de la reducción de resistividad. Aquí, la derivada de la curva se puede calcular, y si la derivada excede de un valor preestablecido, se dispara la medición de tiempo.

Otra forma es utilizar el valor máximo como un punto de partida para medición de tiempo. De nuevo se calcula la derivada, o preferiblemente la segunda derivada, y se detecta el cambio de signo.

Otro punto utilizable es tomar la media de los dos valores, por ejemplo (t_{start}-t_{stop})/2.

En una realización alternativa se puede usar el mismo "disparo" de la medición de tiempo (por "disparo" se entiende a los efectos de esta invención la determinación de un punto de partida para la medición de tiempo, o expresado en otros términos la determinación de t=0 al objeto de integración).

En esta realización alternativa solamente se usará la parte creciente de la señal de sensor (indicada con B'). Para ello, la parte indicada B' de la curva de señal de sensor se ajustará total o parcialmente en una función matemática, por ejemplo e^{-t/\tau }, que es una función exponencial. La forma más simple de hacerlo es tomar el logaritmo de los datos de medición en esta parte y representarlo en función del tiempo. La constante de tiempo \tau de la función exponencial se puede determinar a partir de la pendiente de la porción lineal de dicho gráfico. El punto en dicha porción de curva B' de la figura 2b, correspondiente al punto en el eje de tiempo a t_{min, \ sensor}+ \tau, será el centro de masa de la curva exponencial, que es el punto hasta que se calcule T_{mn} a partir de t=0. En términos estrictamente matemáticos, se debería usar 0,7\tau para la identificación del centro de masa, pero al objeto de esta aplicación la aproximación a \tau es adecuada. Se puede calcular \tau ajustando la señal de elemento sensor desde el punto P_{s} en la figura 2c hasta un punto D, donde D es el punto de corte, por ejemplo 10% del valor máximo (en P_{s}).

Si suponemos que t=0 se establece de manera que sea igual al punto entre t_{start} y t_{stop}, por ejemplo (t_{stop}-t_{start})/2, el tiempo de tránsito medio total T_{mn} será la suma

T_{mn} = (t_{stop}-t_{start})/2+t_{min, \ sensor}-t_{stop}+\tau

Los términos de esta suma se ilustran en la figura 2c como t_{1}, t_{2} y t_{3}, respectivamente, y así

T_{mn} = t_{1} + t_{2} + t_{3}

donde \tau o 0,7\tau se puede usar para t_{3}, como antes se indicó.

Por los acercamientos posibles anteriores a la determinación de T_{mn}, el método explicado en conexión con la figura 2d es el más "correcto" en sentido matemático. Sin embargo, el flanco inicial estará muy fácilmente afectado por la inyección, y por lo tanto el ajuste de curva puede ser incorrecto.

El otro método (figura 2c), donde solamente se ajusta en una curva la porción después del pico, es más independiente de la inyección, porque la inyección paró antes de realizar cálculos en la curva.

En las figuras 3 y 4, respectivamente, se representan datos de medición en un paciente durante un estado hiperémico y un estado de reposo, respectivamente. Como se puede ver claramente en estas figuras, hay una diferencia en el tiempo entre el mínimo de la señal de cable y el mínimo de la señal de respuesta del sensor de temperatura para los dos casos, donde en el estado hiperémico la distancia es más corta, es decir, el flujo es mayor, que en el estado de reposo. También es claramente visible que la constante de tiempo para la porción creciente es más lenta para el estado de reposo que bajo hiperemia.

La CFR se calcula como CFR = T_{mn, \ rest}/T_{mn, \ hyper}.

Finalmente, en las figuras 5 y 6, respectivamente, el método según la invención ha sido evaluado cualitativamente contra un método de referencia que es una determinación de CFR por una técnica doppler. En este caso, sin embargo, se deberá tener presente que también la técnica doppler tiene sus limitaciones y no es totalmente exacta.

Como se describe previamente en esta aplicación, CFR se puede obtener midiendo el tiempo medio de tránsito T_{mn} para un bolo dosis de líquido frío empleando la curva de respuesta de las mediciones de la resistencia de cable y un sensor de temperatura, respectivamente.

Para el cálculo de T_{mn}, se calcula la constante de tiempo \tau de una función exponencial e^{-t/\tau }.

Los inventores han descubierto igualmente que \tau propiamente dicho se correlaciona al flujo en un vaso coronario, y por lo tanto \tau propiamente dicho se puede usar para determinar un valor de CFR, a saber como

CFR = \tau_{rest}/\tau_{hyper}

donde \tau_{rest} es la constante de tiempo de la respuesta del sensor de temperatura en un estado de reposo, y \tau_{hyper} es la constante de tiempo de la respuesta del sensor de temperatura en un estado hiperémico.

Cálculo del centro de masa para una curva monoexponencial

(Véase la figura 9)

En este caso el centro de masa está situado en la posición x. El centro de masa se halla donde área de A_{1} = área de A_{2}.

A_{1} = \int\limits^{x}_{0}e^{-t/\tau}dt

\hskip0,5cm

y

\hskip0,5cm

A_{1} = \int\limits^{\infty}_{x}e^{-t/\tau}dt

\Rightarrow A_{1} = [-\tau e^{-t/\tau}]^{x}_{0} = -\tau e^{-x/\tau} + \tau

y

A_{1} = [-\tau e^{-t/\tau}]^{\infty}_{x} = 0 + \tau e^{-x/\tau}

y

A_{1} = A_{2}\Rightarrow-\tau e^{-x/\tau}+\tau = \tau e^{-x/\tau} \Rightarrow

2 \tau e^{-x/\tau} = \tau \Rightarrow 2 e^{-x/\tau} = 1 \Rightarrow e^{-x/\tau} = 1/2 \Rightarrow

-x/\tau = In(1/2) \Rightarrow x = -\tau In(1/2) \cong 0.7\tau

Claims (3)

1. Un aparato para llevar a cabo mediciones de termodilución en vasos sanguíneos, incluyendo

un catéter hueco introducible en el cuerpo del paciente,

cuyo extremo distal funciona como una salida para un líquido a pasar a su través, en un punto en una región en el sistema arterial donde se desea conocer el flujo;

un alambre introducible en dicho catéter;

una unidad sensora con un sensor de temperatura y opcionalmente un sensor de presión dispuesta en el extremo distal de dicho alambre de manera que se pueda colocar más allá del extremo distal del catéter, pudiendo acoplarse la unidad sensora a una unidad de control por cables eléctricos que se extienden a lo largo de dicho alambre;

i) estando adaptada dicha unidad de control para el procesado de señales de la unidad sensora, teniendo además dicha unidad de control la capacidad de conmutar entre medición de resistencia de cable y detectar la señal del sensor, y

ii) estando adaptada para registrar una curva de variación de resistencia para dicha resistencia de cable, producida por exposición de dicho cable a dicho líquido, donde dicha curva de variación de resistencia se puede usar para calcular un punto de partida para medición de tiempo.

2. El aparato reivindicado en la reivindicación 1, donde dicho alambre se extiende por el extremo distal del catéter de tal manera que la unidad sensora esté situada a una distancia relativamente pequeña, por ejemplo 10 cm, de la salida del catéter.

3. El aparato reivindicado en la reivindicación 1, incluyendo además sensores adicionales, por ejemplo sensores de pH, sensores selectivos de iones.