专利名称：用于测量流体速度的方法及相关设备的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种用于测量流体速度的方法，所述流体特别是卫生领域中通常使用的输液流体(infusion fluid)或者在体外循环回路中流动的血液，下文参考该应用领域进行描述只是为了简化其说明。本发明还涉及用于实现该方法的设备。测量流体速度有益于获得其他重要测量，例如管道内的流量。
背景技术：
利用流体的多个物理参数的(例如声波反射的温度和压强或者电磁波反射的电荷)无运动部件的传感器是已知的。在必须在不影响被检流体的无菌状态的情况下执行测量的生物医学领域中，所需要的传感器要么可以被消毒，因此具有与每次连续检验之后的更换需要相适应的低制造成本，要么是允许在不与流体物理接触的情况下执行测量的非侵入型传感器。在该特定领域中，已知的有超声波传感器(基于声波的反射)和光学传感器(基于电磁波的反射)。超声波传感器可以用于测量流体的速度，但是具有下列主要缺点-测量受温度变化的影响；-测量依赖于管道的几何尺寸；-一般而言，超声波传感器的制造成本高。已知的光学传感器主要分为两种类型-用于测量流体速度的激光-多普勒风速计(图1)；-用于测量目标的位移或振动的半导体激光腔(图5)。参考图1，激光源1产生单色光束3。由双折射晶体材料形成的棱镜5使激光束1 成双，产生两个具有相同波长的光束3a和光束北。透镜9将两个激光束3a和北聚焦，使其会聚到管道13内的点11，管道13内具有速度待测的流体在其中流动。在两个激光束3a和北相交的点11处，形成干涉条纹13，即由于两个激光束3a和 3b的相消和相长干涉而产生的明暗交替的条纹；图2中示意性地显示了这种现象。图3则显示了通过激光-多普勒风速计中的光电倍增管(图中未显示)探测的光强度I的典型时间进程，其精确聚焦到两个激光束3a和北相遇的点11。当粒子在相长干涉条纹内通过时，光电倍增管测量光强峰值。因此，光电倍增管所输出的信号(即电场强度 I)在持续存在的背景噪声上方具有规律间隔的峰，如所述图3所示。如果d表示两个相长干涉条纹之间的已知距离，则通过下式表示这些峰的周期
ΛdAt = —
u(1.0)其中U表示悬浮粒子的速度，进而表示输送该悬浮粒子的流体的速度。作为结果，由于d和Δ τ是已知的，可以得到U。光电倍增管输出的信号的频谱分析(图4)显示了如下频率处的峰f = ^ (1.1)该测量系统的主要缺点在于不能区分流体的流动方向。因此，在激光-多普勒风速计中沿两个激光束其中之一的光路引入布拉格盒 (Bragg cell) 7，如图 1 所示。布拉格盒7导致两个光束3a或北仅其中之一的激光辐射的频率偏移(典型地等于40MHz)。这导致相应干涉条纹移到40MHz ；因此在光电倍增管中，干涉区域内的静止粒子在频率40MHz处产生光峰。当流体以及因此的悬浮粒子运动时，发生所谓的多普勒效应如果粒子在与干涉条纹相同的方向上运动，每单位时间将存在较少数量的相长干涉区域。因此，脉冲频率将小于f = f0- Δ f (1. 2)另一方面，如果粒子的运动发生在干涉条纹的运动的相反方向上时，光电倍增管输出的信号的频率将大于f = f0+ Δ f (1. 3)在这两种情况下，Δ f为如下所示的正量
丨“丨Af =1-^
d(1.4)由于加入了布拉格盒，因此可以估计管道内的流体的运动方向，即使当流体静止时也可以获得输出信号。该测量系统的主要缺点如下-主要由布拉格盒和棱镜所造成的高成本；-系统元件校准所需要的时间和合格人员；以及-需要固定的工作温度，其为元件的最佳运行所必需的。被称为半导体激光腔的光学传感器包括产生相干电磁波的激光源，并且具有与激光-多普勒风速计相比更加简化的设计；其有限地利用光学元件，尺寸紧凑，价格低廉。这些传感器利用的是逆向注入干涉测量法(retroinjection interferometry) (也被称为反馈干涉测量法或背反射干涉测量法)。图5中显示了这种光学传感器，其中激光腔23在目标(管道25)的方向上发射激光束22 ；该光束被流体粒子部分反射，返回到发射它的激光腔23内的光部分与发射的光相互作用(所谓的“自混合”)，产生激光功率波动。使用光接收器30来探测该功率波动，光接收器30通常形成激光器组件20的组成部分并且位于腔与管道25相对的那一侧。可以通过恒定电流来操作激光器，或者可以使用光接收器30来稳定发射功率，通过反馈的方式作用于驱动激光器的电流。就这一点而言，如果返回的光返回到激光腔内，由于其与激光器自身内的辐射相干混合，因此测量到干涉。
但是，这种技术只能精确探测目标(图中的管道2 的位移或振动，并且该目标必须与入射激光束成直角布置。本发明的目的是提供一种用于测量体外血液流体或输液流体的速度的方法，该方法可以利用逆向注入干涉测量法，并且能够实现结构优势和该技术的简化。
发明内容
通过根据权利要求1所述的用于测量流体速度的方法来实现该目的。本发明还涉及根据权利要求13所述的用于实现该方法的设备。本发明还涉及根据权利要求22所述的用于更换激光源的方法。本发明实现下列主要优点-以较低的成本来确定流体的速度；-后向散射功率最大化；-不依赖于所使用的半导体激光器的类型；-可以调节激光器所发射的连续功率；-与任意的监测光电二极管一同工作；以及-对于大于50pF的监测光电二极管的电容值，电路也是稳定的。在下文中参考附图对作为非限制性示例提供的本发明的实施例的示例进行描述， 本发明的特征和其他优点将会在该描述中显现。
图1显示了根据现有技术的激光-多普勒风速计的图示；图2显示了两个激光束之间的干涉的已知图示；图3显示了在根据图1的风速计中探测的参数的时间进程；图4显示了根据图3的信号的频谱分析；图5显示了根据现有技术的半导体激光腔的图示；图6显示了根据本发明的利用逆向注入干涉测量法的设备；图7显示了根据图6的设备中所包括的用于探测干涉信号的电路；图8至图11显示了不同的流体速度下通过根据图7的电路获取的信号的时间进程和频谱进程；图12至图14显示了当入射角α关于垂直于目标的直线变化时通过根据图7的电路获取的信号的频谱进程；图15显示了 α = 25°时的回归曲线；图16显示了回归函数的频率&的曲线；图17显示了 α =25°且流体速度等于17. 5cm/s时的回归曲线。图18显示了 α = 25°时的校准曲线；图19显示了根据本发明的利用逆向注入干涉测量法的设备；图20示意性地显示了根据图19的设备的操作；图21示意性地显示了包括根据本发明的设备的体外循环回路；图22示意性地显示了通过根据图7的电路获取的信号的三个不同的频谱进程。
具体实施例方式根据本发明的方法可以通过逆向注入干涉测量法来测量体外血液流体或输液流体50的平均速度VH。根据一般实施例，该方法包括下列步骤(a)准备包括流动的所述流体50的管道48，所述管道50是适合于连接到患者的体外循环回路58的一部分；(b)从半导体激光源60的激光腔40发射第一激光束41 ；(c)引导所述第一激光束41以便入射到所述流体50上；(d)被所述流体50反射产生第二激光束45，因此在所述激光腔40中产生与所述第一激光束41的干涉；(e)通过监测二极管46探测干涉信号；以及(f)通过电子处理和控制电路100处理探测到的所述干涉信号。测量系统利用紫外、可见光以及近红外范围内(UV-NIR)的电磁波领域中的多普勒原理，特别使用250至1500nm范围内的激光源。图6显示了激光源60，其包括用于产生相干电磁波的激光腔40 ；光源60向目标 (在管道48内运动的流体50)发射激光束41，激光束41被反射成为光束45。该配置形成逆向注入干涉计，其可以测量后向散射辐射的多普勒频移，产生具有与指定点的流体速度 Vf成比例的频率的光学信号。更详细而言，激光源60向具有用于处理激光束的装置的系统发射激光束41，所述装置包括两个透镜，即收集激光源60所发射的大部分功率的第一准直透镜42以及优化激光束41在运动流体50上的聚焦的第二聚焦透镜44。两个透镜的选择要使后向散射到激光腔40的功率最大化，并且导致各个光学系统(通常用于校准激光二极管的两个普通塑料透镜)的成本显著降低。在一优选实施例中，第一透镜42是具有8mm的焦距的准直透镜，其收集激光器60 所发射的大部分功率，而不需要高数值孔径(而是需要单一的聚焦透镜)，并且产生具有大约3mm直径的准直光束。相反，根据所使用的管道来选择第二透镜44的焦距。最佳焦距为8mm，与透镜42 的焦距相同，因为其允许激光束在流体内良好聚焦。在具有大于Icm的直径的管道的情况下，可以使用允许光束的焦点位于管道自身更里面的更大焦距。例如用18mm的焦距工作， 经检验可以使光束直径或“束腰”大约以2为因子呈几何级数增大，对于可使用的大部分流体而言，仍然获得良好的信号。两个透镜之间的距离构成机械设计中的自由度；在一可能实施例中，该距离等于大约3cm。另一方面，使用数种光源通过各种测试来进行激光源的选择，实验结果用于选择低成本和普遍适用的模型。有利地，根据本发明，激光束41以关于垂直于管道48的直线的入射角α入射到流体50上。角α具有10° < α <40°范围内的幅度，优选的幅度为30°。光束41被流体50沿反射光束45反射到激光腔40，并且取决于逆向注入的光束的相位，在该腔内与原先发射的光束41产生相长干涉或相消干涉。所产生的干涉信号被监测光电二极管46探测并被专用的电子处理和控制电路 100处理，图7中显示了电路100的基本特征。一般而言，电路100在其输入处接收监测光电二极管46所产生的电流Idm并且输出反馈到激光器60的低频电流Iraitote以及用于流体的平均速度的信号VH。更详细而言，电路100测量监测光电二极管所产生的电流IDM，并且将电流Idm用于两种用途-连续和低频交变分量I·被低通滤波器52(其例如可以令低于IkHz的频率通过)识别，并且被用于控制激光器60所发射的平均功率的集成电路53通过改变其电源电流的方式使用。集成电路53产生反馈到激光器60的电源电流Iracrete,以使监测光电二极管46的电流的连续分量保持等于可通过分压器(potentiometer) 56设定的恒量。被高通滤波器54 (其例如可以令高于IkHz的频率通过)识别的电流Idm的高频交变分量Idmh通过跨阻抗放大器阳转化为电压V。ut。输出信号V。ut经过后续处理单元57的处理，可以得到管道50内流动的流体的平均速度Vh的值。特别地，处理单元57通过快速傅立叶变换(FFT)执行信号V。ut的初步处理，得到与测量到的速度Vm成比例的频率质心7，速度Vm为指定点的流体速度Vf沿激光束方向的分量。由于Vm = VfXsin(Q) (1.5)，Τ"的准确表达为1二 FfX sin(a) χ 2/λ(1.6)其中为λ激光波长。由于流体的速度在管道横截面内不是均勻的，从(1. 5)和(1. 6)得到的信号ν-具有包含速度Vf在激光束所照射的管道部分中的分布的相关信息的连续频谱S。处理电路57所执行的第二处理操作实际上是数值处理，用于从信号V。ut的频谱S 获得流体的平均速度Vh，如上文所述，所述频率与流体的速度成比例。该数值处理操作将在下文涉及实验测试的部分中进行描述。电路100被设计用于独立供电，还特别为通用的，从设计的角度出发提供了众多优点-其可以用于为任意类型的半导体激光器供电；-跨阻抗读取电路可以毫无问题地连接到任意的监测光电二极管，其被设计成为对于所涉及的典型电容值(即20pF)提供最佳稳定性，而且对于监测光电二极管的高于 50pF的电容值也是非常稳定的。-引入不同的激光二极管(激光源)是非常简单的，因为该过程是快速并易于执行的。事实上，通过多圈分压器(multi-revolution potentiometer) 56可以调节激光器所发射的连续功率P1。如果要更换激光器(或者改变模型)，只需要执行包括校准电源电流的简单过程，可以通过所述分压器56来调节所述电源电流，以便获得正确操作。
更具体而言，当将使用电流(Idm)工作的激光源60更换成使用电流(Idmi)工作的新激光源70时，通过所述分压器56的操作来校准反馈到新激光源70的电流Illfcete即可， 所述分压器56作用于所述集成电路53，以便调节输入到新光源的电流。在一优选实施例中，电路是根据激光器QL78J6SA的特性建立的，提供_3dB 处的大约IMHz的测量频带以及所使用的如下无源元件的值使用IOOkQ的跨阻 (trans-resistance)，其足以提供可被后续处理电子装置(例如处理单元57)的电子装置测量的信号。为了执行Vf的最优测量，管道48优选为透明的，流体50本身应足够透明，以便能够在流体内的不同深度处聚焦激光光线。还优选的是，在流体50内应存在若被激光束41照射则会反射光的悬浮散布粒子。通过已知的方程式得到流体的流量，即每单位时间通过横截面积A的流体量Q = VfXA其中A表示流体所通过的管道48的横截面积，Vf如上文所述来获得。下面描述图19至图20所示的根据本发明的设备62的实施例的另一示例。对于没有明确描述的结构和功能方面，应理解，其与上文所述的实施例的结构和功能方面类似， 因此应参考相应的描述。在这种情况下，同样地，激光源40包括用于产生相干电磁波的激光腔60 ；光源41向目标(在管道48内运动的流体50)发射激光束50，激光束41被反射成为光束45。该配置也形成逆向注入干涉计，其可以测量后向散射辐射的多普勒频移，产生具有与流体速度Vf成比例的频率的光学信号。更详细而言，激光源60发射未准直的激光束41。已知的是，从激光腔40发出的激光束41可被描述为高斯光束。换言之，激光束41不是沿光源60的光轴完全对齐，而是对向立体角。此外，激光束41的光功率在垂直于光轴的平面内的分布遵守高斯分布。立体角的幅度典型地在10°和30°之间的范围内。图20示意性地显示了这一条件。与上文所描述的设备62不同，在图19和图20所示的实施例中不存在用于处理激光束的装置。换言之，在光源60和管道48之间，没有设置透镜或是棱镜，也没有设置任何其他的能够改变激光束的性质的光学元件。在一些实施例中，在光源60和管道48之间设有用于保护光源60的普通玻璃元件。如果出现的话，该玻璃元件具有允许激光束通过而基本不改变其特性的性质。在这种情况下，每个反射激光束45对流体50的速度计算的可能贡献取决于其与垂直于速度向量本身的直线形成的角度。特别地，最外面的激光光线形成较大的角度并且作出较大的贡献，而与速度向量垂直的中心光线的贡献为零。在未准直激光束的外侧区域中，由于上文所述的高斯分布，激光束的强度是最小的。但是，必须考虑到， 单独的反射激光光线45的不同分布相加，以为流体50的速度计算提供最佳基础。在图19和图20中，所显示的激光源60的光轴垂直于管道48，因此垂直于流体50 的速度向量。这种几何配置被认为是优选的，但是试验表明，其他配置也提供优秀的结果。如上文所述，不同反射光线的所有贡献相加，这些贡献取决于其与垂直于速度向量的直线形成的角度。与位于直径上相对的外侧区域的光线相比，光轴关于管道48的倾斜增加了位于未准直的光束的外侧区域中的光线所提供的贡献。在任何情况下，不同贡献的总和仍然构成流体50的速度计算的最佳基础。实验测试
对加入散射粒子的水基流体和血液执行测量。通过蠕动泵或离心泵使流体在内径可在2mm和12. 5mm之间变化的透明塑料管内以受控速度运动。流量除以管道的横截面得到流体的平均速度VH。所使用的泵提供从零到SOOOml/min变化的流量。下图显示了管道的直径为4. 3mm、管道内流量为450ml/min时获得的结果，对应于大约45cm/s的流体平均速度Vh。使用数字示波器(500MHz频带)获取跨阻抗电路的信号输出，在数字示波器上通过对10个读数取平均的快速傅立叶变换(FFT)来计算频谱。图8至图11显示了在不同的流体平均速度Vh下获得的一系列读数，所述流体平均速度Vh是基于测得的流量估计的，激光束倾斜α =25°。图中用“信号”表示随时间变化的信号(20mV/div，50y s/div)，而“频谱”代表平均频谱，频带高达1. 25MHz (5dB/div)。应注意的是，随着流体的平均速度Vh的增加，即在图8 (流体静止)、图9(流体以 llcm/s运动)、图10 (流体以21cm/s运动)和图11 (流体以45cm/s运动)中顺次观察到的，信号获取到越来越高的频率分量，通过功率谱和通过简单地随着时间观察时间读数都可以看出这一点。由于这种现象的可再现性，可以执行流量的实时光学测量。通过改变激光在管道上的入射角，可以定义现象的特征，图12、图13和图14中分别显示了在10°、20°和40°的角α下获得的信号频谱，其中所考虑的速度与方括号[1] 到[7]中的数字所定义的频谱有关。随着倾斜角α的增加，频率按sink)增加(与理论一致)，而信号的振幅则会下降，因为在激光的方向上后向散射的功率下降。所测量的速度的良好折衷是25°和30°之间的角度。如果需要测量高很多的速度，应选择较小的角度(例如10° )，其允许电子装置的保持小的频带。在这些角度的情况下，信号超过背景噪声大约30dB，既有助于模拟处理又有助于数字处理。一旦获得跨阻抗电路所输出的信号的频谱，存在多种技术来分析由此获得的频谱数据以便达到流动测量。第一分析例如考虑通过处理电路57获取的信号V。ut的频谱S的功率分布F (f)，从处理电路57可以识别类似于“低通”函数的特性；
_6]称 177 这从图15可以看出，图15显示α = 25°时在llm/s、31. 5m/s和45m/s处执行的 3个测量，以及考虑恒定的背景噪声获得的相应的最小二乘回归曲线F ；该理论结果被测试结果完全证实。用于处理数据的方法包括得到回归曲线的截止频率&。该频率&与流体的速度成比例。图16显示了对于α = 25°时的测量获得的截止频率，实际上fQ与流体的平均速度Vh存在清楚的线性关系。该第一处理方法由于需要距离的“最小二乘”递归最小算法以便获得回归曲线，因此相当复杂；此外，最小二乘法对信号的甚低频部分的变化极其敏感，而这部分的振幅是最大的，因此在该区域中信号的扰动或波动造成很大程度的不精确。图17显示了图16的曲线图中的空心圆所代表的α =25°下的测量，由于管道的振动引入低频处的强信号，误导最小二乘回归计算，造成截止频率的低估，因此该测量是明显错误的。第二分析把信号V。ut的频谱S看作流体中悬浮的粒子的速度的概率密度函数 (PDF)，克服了第一分析中遇到的缺点。该分析源自于后向散射现象的物理解释每个粒子在激光腔中后向散射电场，产生与其速度成比例的多普勒拍频；此外，每个粒子的贡献可以被视为与其他粒子无关(因此功率相加)。因此，可以通过PDFp(X)按照期望值来计算平均值
权利要求
1.一种通过逆向注入干涉测量法来测量体外血液流体或输液流体(50)的平均速度 (Vh)的方法，包括下列步骤a)准备包括流动的所述流体(50)的管道(48)，所述管道08)是适合于连接到患者的体外循环回路(58)的一部分；b)从半导体激光源(60)的激光腔00)发射第一激光束Gl)；c)引导所述第一激光束Gl)以便入射到所述流体(50)上；d)被所述流体(50)反射产生第二激光束0 ，因此在所述激光腔GO)中产生与所述第一激光束Gl)的干涉；e)通过监测二极管G6)探测干涉信号；以及f)通过电子处理和控制电路(100)处理探测到的所述干涉信号。
2.根据前述权利要求中任一项所述的测量方法，其中所述电路(100)在其输入处接收所述监测光电二极管G6)所产生的电流(Idm)。
3.根据权利要求2所述的测量方法，其中所述电流(Idm)的连续和低频交变分量(I·) 被低通滤波器(52)识别，以产生适合于反馈到所述激光源(60)的连续电流Iracrete，所述电流(Idm)的高频交变分量(Idmh)被连接到用于产生相应的输出电压(V。ut)的跨阻抗放大器 (55)的输入端的高通滤波器(54)识别，所述输出电压(V。ut)的频谱S与所述流体(50)的被测速度(Vm)成比例。
4.根据权利要求3所述的测量方法，其中所述流体(50)的被测速度(Vm)通过下式与所述电压(V。ut)联系起来
5.根据权利要求3或4所述的测量方法，其中通过处理单元(57)所执行的电压(Vout) 的快速傅立叶变换(FFT)来获得所述频率的质心7。
6.根据前述权利要求中任一项所述的测量方法，其中通过所述处理单元(57)所执行的数值处理从所述频谱( 获得所述测量(Vh)，频率与所述速度测量(Vh)成比例。
7.根据权利要求6所述的测量方法，其中在所述数值处理操作中，信号V。ut的频谱S的功率分布F (f)近似于“低通”函数
8.根据权利要求6所述的测量方法，其中在所述数值处理操作中，信号V。ut的频谱S被看作流体中悬浮的粒子的速度(Vh)的概率密度函数(PDF)，从而得到如下的与所述速度Vh 成比例的平均频率
9.根据权利要求6所述的测量方法，其中在所述数值处理操作中，信号V。ut的频谱S被看作流体中悬浮的粒子的速度(Vh)的概率密度函数(PDF)，从而得到如下的与所述速度Vh 成比例的平均频率
10.根据权利要求9所述的测量方法，其中通过下列步骤计算fn。ise-对于静止流体(50)，在0和
11.根据权利要求10所述的方法，其中频谱sba。kgramd、Smeasurement的数字滤波包括 Savitzky-Golay 滤波步骤。
12.根据权利要求9至11中任一项所述的方法，还包括从L(measur ement -backgr ound) 加上或减去常数函数K (f)的步骤，从而
13.一种用于测量体外血液流体或输液流体(62)的速度(Vh)的设备(62)，用于实现根据权利要求1至12所述的方法，包括-能够发射第一激光束Gl)并且包括激光腔G0)的半导体激光源(60)；以及 -在被所述第一激光束Gl)照射的管道G8)中运动的流体(50)，所述管道08)形成适合于连接到患者的体外循环回路(58)的一部分；所述第一激光束Gl)照射所述流体(50)，从而允许所述第一激光束Gl)沿第二激光束0 反射，因此在所述第一激光腔G0)中产生与所述第一激光束Gl)干涉的信号。
14.根据权利要求13所述的设备(62)，其中所述激光源(60)进一步包括用于探测所述干涉信号的监测光电二极管G6)。
15.根据权利要求13或14所述的设备(62)，进一步包括用于处理探测到的所述干涉信号的电子处理和控制电路(100)。
16.根据权利要求15所述的设备(62)，其中所述电路(100)包括-低通滤波器(52)，其能够在其输入处接收所述监测光电二极管06)所输出的电流 (Idm)，以便截断电流的高频并产生低频交变电流(I·)；-高通滤波器(52)，其能够在其输入处接收所述监测光电二极管06)所输出的电流 (Idm)，以便截断电流的低频并产生高频交变电流(Idmh)。
17.根据权利要求16所述的设备(62)，其中所述电路(100)包括集成电路(53)，所述集成电路(5 能够在其输入处接收所述低频电流(Idm)并在其输出处产生反馈到所述激光源(60)的低频电流(Imretr)。
18.根据权利要求17所述的设备(62)，其中所述电路(100)包括分压器(56)，所述分压器(56)能够作用于所述集成电路(53)，以便调节反馈到所述激光源(60)的所述电流(IDMLretr) °
19.根据权利要求15至18中任一项所述的设备(62)，其中所述电路(100)进一步包括跨阻抗放大器( )，所述跨阻抗放大器(5 能够在其输入处接收所述电流(Idm)的高频交变分量(Idmh)并且产生输出电压(V。ut)。
20.根据权利要求19所述的设备(62)，其中所述电路(100)包括处理单元(57)，所述处理单元(57)能够通过所述电压(V。ut)的FFT执行信号处理，从而产生频谱S。
21.根据权利要求20所述的设备(62)，其中所述处理单元(57)能够执行所述频谱S 的数值处理，以便获得流体的平均速度(Vh)的值。
22.—种在根据权利要求13至21所述的用于实现根据权利要求1至12所述的方法的设备(62)中将使用电流(Idm)工作的激光源(60)更换成使用电流(Idmi)工作的新激光源 (70)的方法，包括下列步骤-移除所述激光源(60)，-插入所述新激光源(70)，其特征在于，其包括下列步骤-通过操作作用于所述集成电路(53)的所述分压器(56)校准反馈到所述新激光源 (70)的所述电流(Imrete)，以便调节输入到所述光源的电流，使其从旧的值(Idm)变成新的值(Idmi) °
23.一种体外循环回路(58)，包括包含流动的生理流体(50)的管道08)以及根据权利要求13至21中任一项所述的设备(62)，所述体外循环回路(58)适合于连接到患者。
全文摘要
一种通过逆向注入干涉测量法来测量体外血液流体或输液流体的平均速度(VH)的方法，包括下列步骤从半导体激光源(60)的激光腔(40)发射第一激光束(41)；被流体(50)反射产生第二激光束(45)，因此在激光腔(40)中产生与第一激光束(41)的干涉；通过监测光电二极管(46)探测干涉信号；以及通过电子处理和控制电路(100)处理探测到的干涉信号。本发明还包括一种用于实现上述方法的设备(62)以及包括所述设备的体外循环回路(58)。本发明还包括一种用于更换所述设备中的激光源的方法。
文档编号A61B5/026GK102356322SQ201080012165
公开日2012年2月15日 申请日期2010年3月15日 优先权日2009年3月16日
发明者A·托里内斯, G·波罗, L·罗瓦蒂, M·莫尔贾, R·波齐 申请人:医疗数据有限公司