CN102341137B - 用于检测流过流径的液体中的气泡的传感器 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种用于检测在流过流径(204，406，508)的液体(208，408，527)中存在的气相气泡的传感器(102，202，402，502)。该传感器包括：用于加热该液体的加热元件(106，210)，该加热元件至少在检测过程中被提供有预定功率水平；以及换能器装置(108，112，212)，其被布置为生成指示该加热元件的温度的测量信号(114)。该传感器还包括比较器装置(116)，其用于比较该测量信号的测量值和预定阈值水平，该预定阈值水平对应于可由加热元件响应于所述预定功率水平以及可由该流径中的液体获得的最小速度而获得的基准温度。基于后一比较，比较器装置生成指示可能存在气相气泡的输出信号(118)。

Description

用于检测流过流径的液体中的气泡的传感器

技术领域

本发明涉及用于检测流过流径的液体中存在的气相气泡的传感器。

本发明还涉及用于与所述传感器协作的控制单元。

本发明还涉及包括所述传感器和所述控制单元的系统。

背景技术

在美国专利4555940中，公开了一种用于测量和监测流过流径的液体的体积和流量的装置。US-A 4555940中公开的装置包括用于修改一部分液体流径的温度的模块。在递送了固定量的热量并且液体流径及其中的液体的温度已经被充分修改后，温度变化检测器模块被激活。所述检测器模块监测作为穿过液体流径的温度修改部分的液体流量的函数的温度变化。根据US-A 4555940的装置可以基于以下事实来检测气泡，即，假设传递到液体流径的温度修改部分的热量保持基本不变，则液体流径的温度修改部分在气泡经过时的温度与在仅液体流过所述温度修改部分时的温度相比将增加。

US-A 4555940中所公开的技术不能够在可设想液体流速交替变化的情况下检测气相气泡的存在。亦即，US-A 4555940中所公开的技术不能够区别液体流径或其中的液体的温度变化的各种原因。换句话说，假设传递到液体流径的温度修改部分的热量保持基本不变，则温度变化可归因于液体流量的变化以及气泡的存在。因此，不能基于所记录的温度变化部署任何适当的动作。

发明内容

本发明的目标是提供一种能够检测在流过流径的液体中存在的气相气泡的传感器，这种检测不管流过流径的所述液体的速度如何变化都是稳健的。

这一目标是通过根据本发明的传感器来实现的，在权利要求1中限定该传感器。根据本发明的传感器包括用于加热液体的加热元件，该加热元件至少在检测过程中具有预定功率水平，该传感器还包括被布置为生成代表指示加热元件的温度的测量值的测量信号的换能器装置，以及用于比较该测量信号的测量值和预定阈值水平的比较器装置。在此，预定阈值水平对应于可由加热元件响应于所述预定功率水平以及可由流径中的液体获得的最小速度而获得的基准温度。比较器装置还被配置用于在测量信号的测量值超过预定阈值水平时生成输出信号。

通过使输出信号基于由测量信号代表的测量值与预定阈值水平的比较，其中所述预定阈值水平对应于可由加热元件响应于所述预定功率水平以及可由流径中的液体获得的最小速度而获得的基准温度，不管流过流径的液体的速度的可假定的变化如何，对气泡的检测都是稳健的。亦即，在供应到所述加热元件的功率被保持在预定水平的条件下，加热元件的温度随着流过流径的液体的速度降低而增加。虽然如此，加热元件的温度将不会超过可由加热元件响应于所述预定功率水平和最小速度可获得的基准温度。通过选择预定阈值以使其对应于所述基准温度，并且通过采用流体的热导率超过气泡的热导率的特性，加热元件的温度对预定阈值水平的可设想的超过仅可归因于流过流径的液体中存在气相气泡。由此，根据本发明的传感器允许准确检测流过流径的液体中气相气泡的可能存在。因此，对于医学应用，诸如静脉内输注、麻醉流控制和导尿管，有效地防止对患者供应有害量的例如气泡。在本文中，液体的热扩散率被定义为液体的热导与所述液体的体积热容的比率。对于气泡的热扩散率应用等价的定义。

在根据本发明的传感器的另一优选实施例中，所述换能器装置被布置为生成代表指示流过流径的液体的速度的另外的测量值的另外的测量信号。这一实施例是有益的，特别是对于医学介入，诸如静脉内输注、麻醉流控制和导尿管，因为它提供了关于例如药物被供应的速率的信息或者关于供应到患者的药物的积累量的信息。

在根据本发明的传感器的优选实施例中，所述输出信号指示所述测量信号的测量值超过所述预定阈值的持续时间。这一实施例的优势在于，它提供了在已经经过换能器装置的流过流径的液体中存在的气相气泡量的度量。亦即，通过监测指示液体流过流径的速度的另外的测量值并结合测量信号的测量值超过预定阈值的持续时间，可以获得已经经过换能器装置的气泡量的估计。例如，当被应用于静脉内药物供应系统时，可以在测量信号指示出临界量的例如空气已经被通过流径输送到患者之后部署专业动作，其中该空气可设想地存在于将在静脉内供应到患者的液体药物中。通过建立例如空气的所述临界水平，可以防止对医学专业人员的多余的通报。

在根据本发明的传感器的另一优选实施例中，由所述另外的测量信号代表的所述另外的测量值基于第一空间温度差与第二空间温度差的比率。这一实施例的优势在于可以显著增加该另外的测量信号的准确度。亦即，通过使测量信号基于第一空间温度差与第二空间温度差的比率，不管供应到加热元件的实际功率水平如何，测量信号都是稳健的。因此，不管至少在检测气相气泡在液体中的可能存在的过程中供应到加热元件的预定功率水平如何，都可以保持该另外的测量信号的准确度。在此，空间温度差意味着在沿着流径的不同位置处测量的温度之间的数值差。第一空间温度差和第二空间温度差都至少针对一范围的液体流速与由加热元件以仿射方式耗散的功率相关。仿射关系实际上是假设线性表达式的常数项等于零的线性关系。因此，通过获取第一空间温度差与第二空间温度差的比率，可以获得独立于由加热元件耗散的功率的关系。

在根据本发明的传感器的另一优选实施例中，所述传感器包括传感器接收器，所述传感器接收器被布置为接收电磁辐射并且在接收所述电磁辐射之后为所述加热元件提供功率。这一实施例的优势在于加热元件可以被无线地提供功率，即可以以无线方式提供电磁辐射。后一特征使得由于省却了烦人的布线而能够容易地操纵传感器。在此，可以通过包含在电磁辐射本身的能量来为加热元件提供功率。作为替代，可以采用电磁辐射来使能包括在传感器中的能量存储器，诸如小型化电池，该小型化电池进而为加热元件提供功率。

在根据本发明的传感器的另一优选实施例中，所述传感器包括传感器发射器，所述传感器发射器用于发射由所述比较器装置生成的所述输出信号和/或由所述换能器装置生成的所述另外的测量信号。这一实施例的优势在于，传感器在物理上与驱动传感器并响应于输出信号和/或另外的测量信号的任何电路断开。因此，这一实施例允许进行可靠的操纵和可靠的应用，因为通过提供输出信号和/或另外的测量信号的无线传输而在相当程度上限制了固有地存在于例如医学应用中的电接触污染风险。后一性质保证了在定期更换通道的应用中的经济上吸引人的使用。亦即，由于不存在烦人的布线，该传感器可容易地与控制单元断开。在断开后，控制单元可以被再使用，而传感器可被随意处置。特别是在定期更换通道的应用中，诸如静脉内输注、麻醉流控制、导尿管、呼吸控制以及肠内和肠外营养流测量，后一性质是非常有益的。由于传感器的可随意处置性，再次对传感器进行消毒的极高劳动密集型过程被有效地避开。显然，传感器并不必然被随意处置，即其很明显确实允许更长时间的使用。

在根据本发明的传感器的另一优选实施例中，所述传感器接收器是天线，该天线包括所述加热元件。这一实施例的优势在于，不需要在传感器接收器(即天线)与加热元件之间安装整流器和控制电压的附属电路。因此这一实施例有利地减少了安装在传感器中的部件的数量，这显然降低了传感器的制造成本。除此之外，这一实施例有利地使得传感器能够小型化。亦即，当前可用的小型化整流器和小型化附属电路将不能够处理为包括在该传感器中的加热元件提供功率所通常需要的功率水平。此外，这一实施例在以下意义上是有利的，即它防止在除加热元件之外的其他位置处引入加热。亦即，前面提到的整流器将由于其电阻而被加热。这一有利的性质不仅增加了传感器的准确度，而且增加了传感器的效率。

在根据本发明的传感器的另一优选实施例中，所述传感器位于所述流径的壁中或该壁处。这一实施例的优势在于，输出信号和/或由换能器装置生成的另外的测量信号的准确度被增加。亦即，通过将传感器嵌入流径的壁中，传感器可以相对地非常靠近流过流径的液体安装。因此，液体与传感器之间的热阻被最小化，该减小的热阻对于减少液体温度变化可被传感器检测到的时间长度是有益的。这一实施例的进一步优势在于，传感器不与液体物理接触。后一性质对于诸如静脉内输注或导尿管流量控制的医学应用来说是至关重要的。亦即，在这些应用中非常重要的是防止以下紧急状况，即传感器或其部分被释放并且随后被液流带向人体或动物体。

在根据本发明的传感器的另一优选实施例中，所述传感器被布置为与所述流径基本同轴。在本文中，同轴应该解释为主体或表面被布置成在轴向上共享公共轴线。因此，圆形以及非圆形的主体和表面允许进行同轴布置。这一实施例的优势在于，输出信号和/或由换能器装置生成的另外的测量信号的准确度被增加。

本发明的另一目标是提供一种与根据本发明的传感器协作的控制单元。这一目标是通过根据本发明的控制单元实现的，该控制单元的特征在于向传感器接收器发射电磁辐射的控制发射器。通过包括该控制发射器，该控制单元能够供应电磁辐射以便为加热元件提供功率。由此，传感器和控制单元之间的协作可以在没有物理连接的情况下实现。

在根据本发明的控制单元的优选实施例中，所述控制单元包括用于将所述控制单元可分离地连接到所述流径的设备。这一实施例的优势在于，控制单元和传感器能够有效地协作，同时确保传感器本身以及传感器被优选嵌入其中的流径的可随意处置性。亦即，通过将控制单元可分离地连接到流径，传感器和控制单元可彼此非常靠近地安装以增强电磁辐射到传感器接收器的传输，而不阻碍传感器或传感器的成分以及传感器被优选嵌入其中的流径的可随意处置性。亦即，通过可分离地连接通道和控制单元，该通道可被容易地随意处置，而控制单元能够被再使用。这一性质对于定期更换(通常一天一次)包括传感器的流径的医学应用来说是特别有益的。此外，由于优选借助控制发射器通过电磁辐射为加热元件无线供应功率，相对于控制单元断开包括传感器的流径是非常方便的。

在根据本发明的控制单元的优选实施例中，所述控制单元包括用于响应于由所述比较器装置生成的所述输出信号而生成报警信号的报警致动器。这一实施例的优势在于，在传感器检测到液体中存在气相气泡的情况下能够采取适当的动作。由报警致动器生成的报警信号可以是医学专业人员可听见的或可看到的，或者可以体现为可听和可见现象的组合。

在根据本发明的控制单元的优选实施例中，所述控制单元包括用于响应于由所述比较器装置生成的所述输出信号而中断液体流过所述流径的中断致动器。这一实施例的优势在于，例如药物的静脉内供应被自动中断，即在没有医学专业人员监督的情况下可中断液体流。后一特征极大地增强了以例如静脉内方式向患者供应药物的安全性。亦即，如果传感器观测到流过流径的液体中存在临界量的例如空气，则需要立即关断到患者的液体供应。

在根据本发明的控制单元的优选实施例中，所述控制单元包括用于控制流过所述流径的液体的流速的控制致动器。这一实施例的优势在于，液体流过流径的速度独立于外部环境，例如重力。后一性质有效地增加了例如静脉内供应系统的易于使用性；通过采用根据本发明的控制单元的这一实施例，可以极大地独立于医学专业人员的连续监督来使用所述系统。优选地，可以由与流过流径的液体的预定义流速与由传感器中包括的换能器装置生成的另外的测量信号之间的偏差有关的信号来控制所述控制致动器。后一特征的优势在于，不需要例如医生或护理人员的介入来调节控制致动器的设定以便使液体流速与预定义药物方案相适应。

本发明的又一目标是提供一种包括根据本发明的传感器和根据本发明的控制单元的系统。

附图说明

图1示意性显示根据本发明的传感器的第一实施例，其中该传感器包括由两个热电堆构建成的换能器装置；

图2示意性描述根据本发明的传感器的第二实施例，其中该传感器位于通道的壁内；

图3示意性提供可由根据本发明的传感器的第一实施例中包括的换能器装置测量的量值的解释；

图4示意性示出根据本发明的传感器的第三实施例的截面视图，其中该传感器与通道同轴对准；

图5示意性示出根据本发明的系统的实施例，其中根据本发明的控制单元被布置成与根据本发明的传感器协作。

具体实施方式

图1显示包括芯片104的传感器102，该芯片104具有由例如本身已知的聚酰亚胺材料制成的衬底。后一材料的益处在于它们相对低的RF功率损耗。在此RF指的是射频，其意指从大约1MHz至高达大约10GHz的频率。传感器102还包括用于接收电磁辐射的天线110。电磁辐射中包含的能量被用于为加热元件106提供功率，该加热元件106被布置为加热液体，该液体沿着加热元件106流动。提供给加热元件106的功率水平至少在检测液体中可能存在的气相气泡的过程中具有预定水平。通过向天线110局部提供相对大的电阻，加热元件106与天线110集成在一起。所述相对大的电阻是通过局部提供具有更高电阻的材料而实现的，或者可替代地通过局部提供更小横截面积而实现。因此，功率将沿着相对大的电阻耗散，该耗散将导致发热。

芯片104包括换能器装置108，该换能器装置108包括第一热电堆112和第二热电堆114。在本文中，热电堆指的是多个热电偶的串联。热电堆产生与局部温度梯度或温度差相关的输出，而不是测量绝对温度。第一热电堆112记录线A与线B处的温度之间的差值。因此，第一热电堆112测量加热元件106的温度与加热元件106上游的远端基准位置处的温度之间的差值，后一温度还被称为基准温度。

基于第一热电堆112的输出，换能器装置108生成代表测量值的测量信号114，该测量值114指示加热元件106的温度。比较器装置116被布置用于比较测量信号114的测量值和预定义阈值水平，并且用于监测由测量信号114代表的测量值超过预定阈值水平的持续时间。所述预定阈值水平对应于可由加热元件106响应于预定功率水平以及可由流过流径的液体获得的最小速度而获得的基准温度。在此，液体沿着垂直于线A的方向从线A流到线D。建立的从线A指向线B。可以根据实验为手边的液体建立该预定阈值水平，且其数值可以被存储在包括于传感器102中的存储器118中。比较器装置116生成输出信号120。输出信号120指示测量信号114超过预定阈值水平的时间的长度。由此，输出信号120指示已经穿过加热元件106的气相气泡的量。

第二热电堆122测量线C与线D处的温度之间的差值。因此，第二热电堆122测量经过加热元件106后的液体温度与经过加热元件106前的液体温度之间的差值。基于第一热电堆112生成的输出与第二热电堆122生成的输出的比率，换能器装置108生成另外的测量信号124，该另外的测量信号124指示液体的速度。

传感器102还包括用于发射输出信号120和另外的测量信号124的传感器发射器126。图2中公开了采用传感器102与流径协作，该图与根据本发明的传感器的第二实施例相关。

图2显示根据本发明的传感器的实施例，其中传感器202位于通道206的壁或壁部分204处以便测量流过通道206的液体208的速度v[m/s]。在此，液体208是医学应用中常见的液体，诸如水溶性药物或液相营养物。加热元件210被布置用于加热液体208。包括在传感器中的功率源(未示出)，例如小型化电池，向加热元件210提供预定功率水平。第一热电堆212被布置用于测量加热元件210的温度T_加热[K]和在与加热元件210相距x_基准的远端下游位置处记录的基准温度T_基准[K]之间的差值，还参见图4。基于第一热电堆212的输出，即T_加热-T_基准，包括在传感器中的换能器装置(未示出)生成指示加热元件210的温度的测量信号。包括在传感器中的比较器装置(未示出)被布置用于比较测量信号和预定阈值水平，并用于监测测量信号114超过预定阈值水平的持续时间。所述预定阈值水平对应于可由加热元件210响应于预定功率水平获得的基准温度，并且对应于可由通道206中的液体获得的最小速度。比较器装置生成指示测量信号对预定阈值水平的可设想的超过的输出信号。由此，输出信号120指示气相气泡在液体208中的可能存在。

此外，第一热电堆212的输出根据以下关系式与供应到加热元件210的功率P[W]和液体208在通道206中的流速v相关：

其中：

且其中，l_加热表示加热器的长度，d是从传感器202到液体208的距离，且h是流通道的高度，参见图4，其中给出了针对前述参量的图形解释。此外，b_加热是加热元件210的宽度，a_液体是液体208的热扩散率，λ_液体是液体208的热导率且λ_壁是壁204的热导率，即传感器202与液体208之间的材料的热导率。

第二热电堆214被布置用于测量经过加热元件210后的液体208的温度T_后与经过加热元件210前的液体208的温度T_前[K]之间的差值。第二热电堆214的输出，即T_后-T_前，根据以下关系式与通道206中的液体208的速度v和温度T₀相关：

其中

且其中，x_前和x_后分别表示从加热元件110到由第二热电堆214记录的T_前和T_后所处的位置的下游距离和上游距离，参见图4。

由包括在传感器202中的换能器装置(未示出)生成的另外的测量信号基于第一热电堆212的输出与第二热电堆214的输出的比率τ。假设P≠0，则另外的测量信号τ遵循以下无量纲关系：

其中，α₁和α₂分别遵循方程[III]和[VI]。从方程[VII]可以明显看出，比率τ独立于提供给加热元件210的功率P。因此，不管提供给加热元件210的实际预定功率水平如何，该另外的测量信号都是稳健的。

此外，根据关系式[V]的另外的测量信号在环境温度变化的情况下是不变的。因此，它没有关于温度的偏移。此外，该另外的测量信号对流过通道206的液体208的充分大范围的速度v都是敏感的。由此，该测量信号提供指示速度v的相对大的范围。传感器202是通过测量针对一范围的速度的比率τ并将校准值借助查找表存储在包括在传感器202中的存储器(未示出)中来校准的。基于该校准，可以在使用过程中通过测量τ并且通过随后利用查找表来确定速度v。作为替代，可以基于方程[V]通过测量比率τ并且通过随后利用迭代方案来计算速度v，该迭代方案例如Newton-Raphson方法或二分法，这意味着计算出使得方程等于0的v。后一方式的优势在于可以说明对例如液体属性的修改。

图4显示了传感器402位于通道406的壁404中以便测量流过通道406的液体408的速度的优选实施例。通道406的壁404是由适当塑料制成的。通道406具有内半径R₁和外半径R₂。传感器402被布置为在半径R₃处与通道406同轴，且保持R₁＜R₂≤R₃。优选地，为了降低液体与流量传感器之间的热阻以便增加可能存在于液体408中的气相气泡的可检测性，距离R₂-R₁是相对小的，例如为大约60μm。很明显，传感器402并不物理接触流过通道406的液体608。优选地，传感器402以相对大的程度包围液体408以便增加由包括在传感器402中的换能器装置(未示出)生成的输出信号的准确度。

图5显示了根据本发明的系统的实施例，该系统被用在医学应用中，诸如静脉内输注系统中。该系统包括控制单元502和传感器504。该传感器位于流导管508的壁506中。控制单元502包括第一主体510和第二主体512。在这一实施例中，两个主体都是细长主体。在这一实施例中，第一主体510和第二主体512经由铰链装置514连接。因此，第一主体510、第二主体512和铰链装置514组成套管。作为替代，第一主体和第二主体可以借助于螺丝、嵌合紧固件或夹具连接。铰链装置514为第一主体510和第二主体512建立沿着旋转轴516的相互旋转自由度第一主体510包括具有第一腔室518的第一面517，而第二主体包括具有第二腔室520的第二面519。在相互旋转自由度消失的情况下，即面517和519彼此相遇且因此套管闭合时，第一腔室518和第二腔室520的构造能够包覆通道508。

控制单元502被布置为与传感器504协作。为此目的，控制单元502包括用于发射电磁辐射到包括在传感器504中的传感器接收器(未示出)的控制发射器522，以便至少在检测过程中向包括在传感器504中的加热元件(未示出)提供预定功率水平。在此，加热元件经由电磁辐射本身所包含的能量而被提供功率。作为替代，可以采用电磁辐射来使能包括在传感器中的能量存储器，诸如小型化电池(未示出)，该小型化电池进而为加热元件提供功率。为了协作的目的，控制单元502还包括用于接收输出信号和另外的测量信号的控制接收器524，而传感器502包括用于发射所述信号到控制接收器524的传感器发射器(未示出)。

该控制单元包括报警致动器526，如扬声器或警报器，用于基于由控制接收器524接收的输出信号生成可听的警报。亦即，在输出信号指示液体527中存在的临界量的气相气泡已经穿过包括在传感器504中的加热元件的情况下，产生一声音以提醒医学专业人员。该控制单元还包括致动器528，该致动器由优选圆柱体530来实现，其可通过电磁发动机534围绕枢轴532偏心旋转。致动器528被布置为基于由控制接收器524接收的输出信号中断流动。亦即，在输出信号指示临界量的气相气泡已经穿过包括在传感器504中的加热元件的情况下，经过流导管的液体流动被中断以防止可能有害量的气相气泡被供应到患者。致动器524还被布置为基于由控制接收器524接收的另外的测量信号来控制流过通道508的液体527的流速，假设输出信号不指示临界量的气相气泡已经被传感器502检测。在液体527中不存在气相气泡的情况下，电磁发动机534可由与通道508中的液体527的预定义流速和由另外的测量信号指示的速度之间的偏差相关的信号控制。因此不需要例如医生或护理人员的介入来调节设定以便使通道508中的液体527的速度与预定义药物方案相适应。

第一腔室518包括第一多个圆形空洞536。第一多个圆形空洞536具有相对于第一腔室518的非平行取向。类似地，第二腔室520包括第二多个圆形空洞538。第二多个圆形空洞538具有与第一多个圆形空洞536的取向相匹配的取向。第一多个圆形空洞536和第二多个圆形空洞538被布置用于包覆安装在通道508上的多个凸起物540。通过经由消除沿相互旋转轴516的旋转自由度来适当包覆通道508，并且通过对准多个凸起物540和第一多个圆形空洞536及第二多个圆形空洞538，建立起通道508与控制单元502的相互轴向位置。

虽然已经在附图和前面的说明书中详细地图示和描述了本发明，但该图示和描述应被视为是说明性和示例性的而非限制性的。本发明并不局限于所公开的实施例。应该注意，根据本发明的传感器和控制单元及其所有部件可以通过应用本身已知的方法和材料来制成。在权利要求书和说明书中，词语“包括”并不排除其他元件，且不定冠词“一”或“一个”并不排除多个。权利要求中的任何参考标记不应被解读为限制范围。还应注意，权利要求中限定的所有可能的特征组合均是本发明的一部分。

Claims (14)

1.一种用于检测在流过流径(204,406,508)的液体(208,408,527)中存在的气相气泡的传感器(102,202,402,502)，所述传感器包括：

-用于加热所述液体的加热元件(106,210)，所述加热元件至少在检测过程中具有预定功率水平，

-换能器装置(108,112,212)，其被布置为生成代表指示所述加热元件的温度的测量值的测量信号(114)，以及

-比较器装置(116)，其用于比较所述测量信号的所述测量值和预定阈值水平，其中，所述预定阈值水平对应于可由所述加热元件响应于所述预定功率水平以及可由所述流径中的所述液体获得的最小速度而获得的基准温度，并且所述比较器装置还用于在所述测量信号的所述测量值超过所述预定阈值水平时生成输出信号(118)。

2.如权利要求1所述的传感器，其中，所述换能器装置(108,122,214)被布置为生成代表指示流过所述流径的所述液体的速度的另外的测量值的另外的测量信号(124)。

3.如权利要求1所述的传感器，其中，所述输出信号指示所述测量信号的所述测量值超过所述预定阈值的持续时间。

4.如权利要求2所述的传感器，其中，所述另外的测量信号的所述另外的测量值基于第一空间温度差与第二空间温度差的比率，其中，所述第一空间温度差是所述加热元件的温度和所述基准温度之间的差，并且，所述第二空间温度差是经过所述加热元件之后的所述液体的温度和经过所述加热元件之前的所述液体的温度之间的差。

5.如权利要求1所述的传感器，其包括传感器接收器(110)，所述传感器接收器被布置为接收电磁辐射并且在接收所述电磁辐射之后为所述加热元件提供功率。

6.如权利要求2所述的传感器，其包括传感器发射器(126)，所述传感器发射器用于发射由所述比较器装置生成的所述输出信号和/或由所述换能器装置生成的所述另外的测量信号。

7.如权利要求5所述的传感器，其中，所述传感器接收器是天线(110)，其中，所述天线包括所述加热元件。

8.如权利要求1所述的传感器，其中，所述传感器位于所述流径(204,406,508)的壁部分(404)中或该壁部分(404)处。

9.如权利要求1所述的传感器，其中，所述传感器被布置为与所述流径基本同轴。

10.一种医学应用系统，其包括如权利要求5所述的传感器和一种控制单元(502)，其中所述控制单元(502)包括用于向根据权利要求5所述的传感器(504)的所述传感器接收器发射所述电磁辐射的控制发射器(522)。

11.如权利要求10所述的医学应用系统，其中，所述控制单元包括用于将所述控制单元可分离地连接到所述流径的设备(514)。

12.如权利要求10所述的医学应用系统，其中，所述控制单元包括用于响应于由所述比较器装置生成的所述输出信号而生成报警信号的报警致动器(526)。

13.如权利要求10所述的医学应用系统，其中，所述控制单元包括用于响应于由所述比较器装置生成的所述输出信号而中断所述液体流过所述流径的中断致动器(528)。

14.如权利要求10所述的医学应用系统，其中，所述控制单元包括用于控制流过所述流径的所述液体的流速的控制致动器(528)。