CN116324384A - 用于测定流动液体的血红蛋白或红细胞比容水平的装置和方法 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种用于测定在管状部分(2)中流动的液体的红细胞比容和/或血红蛋白水平的装置和方法，该方法包括：‑用至少两个光源(11；21)在管状部分(2)的方向上发射光束，两个光源(11；21)中的每一个被配置为以被选择为对应于血红蛋白的等吸收点的发射波长发射光束；‑用至少两个光传感器(12；22)接收透射穿过管状部分(2)的光信号，每个光传感器(12；22)与两个光源(11；21)中的一个相关联；‑通过处理由光传感器(12；22)接收的光信号计算液体中的红细胞比容或血红蛋白水平；其特征在于，在测定红细胞比容水平和/或血红蛋白水平时，根据计算的液体的红细胞比容和/或相应的血红蛋白水平来调整至少一个光源(11；21)的发射功率。

Description

用于测定流动液体的血红蛋白或红细胞比容水平的装置和 方法
技术领域
本公开涉及用于测定循环流体的血液参数的设备和方法，尤其是用于测定循环流体的血红蛋白水平和/或红细胞比容水平。本公开发现了一种用于医学应用特别有利的应用，例如用于分析在管道中循环的出血性流体。
背景技术
在许多医学应用中，需要跟踪血液参数来评价患者的出血性流体。跟踪出血性流体的血红蛋白水平和/或红细胞比容水平的演变例如在一些手术中(尤其是在外科手术中)是有用的。特别地，当患者的出血性流体必须接受特定处理时，能够连续地跟踪这些血液参数的演变是有利的。
一个特定且非限制性的示例(其中能够跟踪血液参数的演变是有用的)是用于患者血液自体输血的出血性流体的处理。自体输血或自身输血(即用患者自身的血液进行输血)越来越多地在外科手术期间应用，因为其避免了在同源或同种异体输血期间可能出现的不相容性。此外，自体输血避免了传染病的传播。
为了这些出血性流体处理系统的正确操作，必须能够实时跟踪被处理流体中的血红蛋白浓度或红细胞比容水平的演变，因为这种流体的血液参数的演变可以允许驱动处理系统。困难之一在于实际上其血红蛋白和/或红细胞比容水平已知的流体通常在柔性管件中循环，这使得检测复杂化。此外，有必要应用特定的检测方法来补偿由于流体的移动引起的检测灵敏度的损失。另外，由于出血性流体处理系统(尤其是用于自体输血)通常用于紧急情况，所以通过尽可能避免任何初步校准步骤(包括关于允许检测待处理的出血性流体的血红蛋白和/或红细胞比容水平的组成部分)使整个系统能够立即使用非常重要。
由SHOTA EKUNI和YOSHIYUKI SANKAI在日本的《Electronics andcommunications(电子与通信)》(第99卷，第9期，2016年)中发表的题为“Noninvasive andContinuous Hematocrit Measurement by Optical Method without Calibration(通过光学方法无校准地进行无创且连续的红细胞比容测量)”的文章中，提出了一种光学检测方法和系统，其用于测定在管道中循环的流体的红细胞比容水平并且避免检测系统的预先校准。所提出的光学系统由在反向散射中操作的两个收发器组件组成，每个收发器组件布置在相应的支撑件上。两个支撑件被设置成围绕管状部分的同时彼此附接但不会使该管状部分变形，待测定红细胞比容水平的流体通过该管状部分循环。这两个收发器组件根据对应于血红蛋白的等吸收点的不同波长(即810nm和1300nm)交替地操作以避免测量中的干扰。根据这篇文章，发射器和接收器之间的距离对红细胞比容水平的测定的可靠性具有显著影响，因此有必要将其保持尽可能低(小于4mm)。在实践中，这导致制造和应用方面的显著限制。
发明内容
本发明的一个目的是提出一种用于测定血液参数(比如血红蛋白浓度(也称为血红蛋白水平)和/或红细胞比容水平)的设备，该设备可以用于在具有任何直径的管状部分中循环的流体，尤其是在医疗环境中使用的柔性管道。
本发明的另一个目的是提出一种用于测定在管状部分中循环的流体的血红蛋白水平和/或红细胞比容水平的设备，该设备具有提高的可靠性并且尤其允许在较宽范围的水平中进行测量。例如，一个目的是允许低红细胞比容水平(即低于或等于30％)和高红细胞比容水平(即高于30％)的红细胞比容水平测量。特别地，本发明的一个目的是提出一种用于测定至少在5％至60％的范围内，并且尤其是在20％至50％之间的红细胞比容水平的设备。
本发明的另一个目的是提出一种用于测定在管状部分中循环的流体的血红蛋白水平和/或红细胞比容水平的设备，该设备能够以简单的方式定位在该管状部分上，而无需特别地调整该管状部分，并且如果需要也无需停止流体的循环。有利地，所提出的用于测定血红蛋白水平和/或红细胞比容水平的设备可以通过使用处理系统中预先存在的管件而直接用于流体处理系统(例如用于自体输血的出血性流体处理系统)，而无需特别拆卸该处理系统的元件。
本发明的另一个目的是提出一种用于测定血红蛋白水平和/或红细胞比容水平的设备，该设备可以用于在管状部分中以高流速(通常大于1000ml/min，例如2000ml/min左右)循环的流体，而不会显著干扰该循环流体的流速，以避免对流体可能的有害影响，例如避免在出血性流体的循环中产生溶血。
本发明的另一个目的是提出一种用于测定在管状部分中循环的流体的血红蛋白水平和/或红细胞比容水平的方法，该方法可靠且易于实施并且允许在较宽范围的水平中进行测量，尤其是对于低红细胞比容水平(即低于或等于30％)和高红细胞比容水平(即高于30％)。特别地，本发明的一个目的是提出一种用于测定至少在5％至60％的范围内，并且尤其是在20％至50％之间的红细胞比容水平的方法。
为此目的，提出了一种用于测定在管状部分中循环的流体的红细胞比容水平和/或血红蛋白水平的设备，其包括：
两个收发器组件，每个收发器组件包括光源和光传感器，该光源和光传感器被设置成布置在流体循环区域处的管状部分的两侧，以用于优选地通过管状部分的弧形壁进行透射测量；
两个收发器组件中的每一个的光源被配置为根据被选择为对应于血红蛋白的等吸收点的发射波长发射光束；
每个收发器组件进一步包括准直系统，以用于在相应的光传感器的方向上准直从相应的光源发射的光束。
还提出了一种用于测定在管状部分中循环的流体的红细胞比容水平和/或血红蛋白水平的设备，其包括：
两个收发器组件，每个收发器组件包括光源和光传感器，该光源和光传感器被设置成布置在流体循环区域处的管状部分的两侧，以用于优选地通过管状部分的弧形壁进行透射测量；
两个收发器组件中的每一个的光源被配置为根据被选择为对应于血红蛋白的等吸收点的发射波长发射光束；
处理系统，其被编程为根据由收发器组件的光传感器接收的光信号测定流体的红细胞比容水平和/或血红蛋白水平；以及
监测系统，其包括用于调整由光源发射的功率的器件，该监测系统被编程为根据测定的流体的红细胞比容水平和/或血红蛋白水平调整光源的发射功率。
这些设备中的任意一个的优选但非限制性的方面，单独或组合地如下：
-设备包括支撑组件，两个收发器组件安装在该支撑组件上，支撑组件被配置为围绕管状部分定位；
-两个收发器组件的相应光源被配置为以两种不同的发射波长发射光束；
-收发器组件的光源的至少一个被配置为根据选择的在水或血浆中吸收的光束基本相同的发射波长发射光束；
-至少一个(并且优选地每一个)准直系统包括上游透镜组件，该上游透镜组件具有焦平面并且定位在相应的光源和光传感器之间，相对于管状部分在光源一侧，光源定位在距离上游透镜组件的焦平面大致10mm处并且优选地定位在上游透镜组件的焦平面中；
-至少一个(并且优选地每一个)准直系统包括下游透镜组件，该下游透镜组件具有焦平面并且定位在相应的光源和光传感器之间，相对于管状部分在光传感器一侧，光传感器定位在距离下游透镜组件的焦平面大致10mm处，并且优选地定位在下游透镜组件的焦平面中；
-至少一个(并且优选地每一个)准直系统包括下游透镜组件，该下游透镜组件具有焦平面并且定位在相应的光源和光传感器之间，相对于管状部分在光传感器一侧，下游透镜组件被定位成使得离开管状部分的出口壁的光束会聚在距离下游透镜组件的焦平面大致10mm处并且优选地位于下游透镜组件的焦平面中；
-至少一个(并且优选地每一个)准直系统包括上游光阑，该上游光阑定位在相应的光源和光传感器之间，相对于管状部分在光源一侧，上游光阑被设置成允许由光源发射的光束的中心部分在光传感器方向上通过并且阻止由光源发射的光束的外围部分；
-至少一个(并且优选地每一个)准直系统包括下游光阑，该下游光阑定位在相应的光源和光传感器之间，相对于管状部分在光传感器一侧，下游光阑被设置成允许透射穿过管状部分的光束的中心部分在光传感器的方向上通过并且阻止透射穿过管状部分的光束的外围部分；
-至少一个(并且优选地每一个)准直系统包括上游滤光器和/或下游滤光器，该上游滤光器定位在相应的光源和光传感器之间，相对于管状部分在光源一侧，该下游滤光器定位在相应的光源和光传感器之间，相对于管状部分在光传感器一侧，收发器组件的准直系统的上游滤光器和下游滤光器被设置为至少过滤另一收发器组件的光源的发射波长；
-该设备使得两个收发器组件中的第一个的光源被配置为发射波长包括在780nm和840nm之间，优选地在800nm和820nm之间，并且更优选地等于810nm的光束；并且两个收发器组件中的第二个的光源被配置为发射波长包括在1270nm和1330nm之间，优选地在1290nm和1310nm之间，更优选地等于1300nm的光束；
-收发器组件的光源相对于管状部分定位在同一侧；
-设备进一步包括用于监测收发器组件的系统，该监测系统包括用于同步光源的器件和/或用于调整由光源发射的功率的器件；
-收发器组件组装在单个支撑件上，该单个支撑件具有旨在接收管状部分的凹槽；
-设备进一步包括被设置为至少部分地覆盖凹槽的覆盖件，所述覆盖件包括压缩部分，该压缩部分旨在将定位在凹槽中的管状部分保持在适当位置；
-光源和收发器组件的相对于管状部分设置在相应的光源一侧的所有元件组装在上游支撑件上，并且光传感器和收发器组件的相对于管状部分设置在相应的光传感器一侧的所有元件组装在与上游支撑件分立的下游支撑件上，下游支撑件和上游支撑件具有被设置成联接以包围管状部分的互补形状；
-该设备包括用于使面向收发器组件的管状部分变形的系统，该变形系统被设置为将管状部分的圆形截面变形为椭圆形截面；
-光源和收发器组件的相对于管状部分设置在相应的光源一侧的所有元件定位在限定椭圆形截面的长轴的一侧，并且光传感器和收发器组件的相对于管状部分设置在相应的光传感器一侧的所有元件定位在限定椭圆形截面的长轴的另一侧；
-椭圆形截面由沿着长轴的长半径(Ra)和沿着垂直于长轴的短轴的短半径(Rb)限定，在管状部分的变形状态下，椭圆形截面的短半径(Rb)的长度包括在未变形状态下的管状部分的圆形截面的半径的30％至70％之间，优选地50％左右。
进一步提出了一种用于测定在管状部分中循环的流体的红细胞比容水平和/或血红蛋白水平的方法，其包括：
-用至少两个光源在管状部分的方向上发射光束，两个光源中的每一个都被配置为根据被选择为对应于血红蛋白的等吸收点的发射波长发射光束；
-用至少两个光传感器接收透射通过管状部分的光信号，每个光传感器与两个光源中的一个相关联；
-通过处理由光传感器接收的光信号进行流体的红细胞比容水平和/或血红蛋白水平的计算；
其特征在于，在红细胞比容水平和/或血红蛋白水平的测定期间，根据相应计算的流体的红细胞比容水平和/或血红蛋白水平调整至少一个光源的发射功率。
该方法的优选地但非限制性的方面，单独或组合地如下：
-用于光源的发射功率至多等于所述光源的最大发射功率的100％，并且优选地包括在所述光源的最大发射功率的10％和60％之间；
-对于每个光源独立地监测光源的发射功率；
-至少一个光源的发射功率从计算的流体的红细胞比容水平和/或血红蛋白水平的阈值增加；
-该方法使得：
ο当所计算的红细胞比容水平低于30％时，光源的发射功率的值被设定为包括在所述光源的最大发射功率的10％和30％之间，优选地等于20％；并且
ο当所计算的红细胞比容水平高于或等于30％时，光源的发射功率的值被设定为包括在所述光源的最大发射功率的30％和100％之间，优选等于55％；
-调整至少一个光源的发射功率，使得：
ο对于计算的流体的红细胞比容水平的值低于第一阈值，所述光源的发射功率处于第一功率水平；
ο对于计算的流体的红细胞比容水平的值高于或等于第一阈值但是低于高于第一阈值的第二阈值，所述光源的发射功率处于第二功率水平；以及
ο对于计算的流体的红细胞比容水平的值高于或等于第二阈值，所述光源的发射功率处于第三功率水平；
-调整至少一个光源的发射功率，使得：
ο当所计算的红细胞比容水平低于20％时，光源的发射功率的值被设定为包括在所述光源的最大发射功率的5％和15％之间，优选地等于10％；
ο当所计算的红细胞比容水平包括在20％和30％之间时，光源的发射功率的值被设定为包括在所述光源的最大发射功率的15％和30％之间，优选地等于20％；并且
ο当所计算的红细胞比容水平高于或等于30％时，光源的发射功率的值被设定为包括在所述光源的最大发射功率的30％和100％之间，优选等于55％。
-在红细胞比容水平和/或血红蛋白水平的测定期间，依据管状部分中的流体的存在或不存在和/或依据所述流体的性质调整光源的发射功率；
-监测光源以伴随地发射光束。
附图说明
本发明的其他特征和优点将从以下描述中显现出来，该描述仅为说明性的而非限制性的，并且应该结合附图阅读，其中：
-图1示意性地示出了根据第一示例性实施例的用于测定循环流体的红细胞比容水平和/或血红蛋白水平而提出的设备的布置和操作。
-图2示意性地示出了根据第二示例性实施例的用于测定循环流体的红细胞比容水平和/或血红蛋白水平而提出的设备的布置和操作。
-图3示意性地示出了根据第三示例性实施例的用于测定循环流体的红细胞比容水平和/或血红蛋白水平而提出的设备的布置和操作。
-图4示意性地示出了根据第四示例性实施例的用于测定循环流体的红细胞比容水平和/或血红蛋白水平而提出的设备的布置和操作。
-图5示出了安装在支撑件上的提出的设备的收发器组件(10；20)。
-图6是用于测定循环流体的红细胞比容水平和/或血红蛋白水平而提出的设备的透视图。
-图7示出了准直系统在安装轴中的安装，该安装轴被设置用于收发器组件的组装。
-图8示出了安装轴的安装，该安装轴被设置用于收发器组件在支撑件上的组装。
具体实施方式
说明书的其余部分将涉及循环流体的红细胞比容水平的测定，但是该教导可以应用于其他类型的血液参数，比如血红蛋白水平。
用于测定循环流体的红细胞比容水平的设备
图1示意性地表示了用于测定在管状部分2中循环的流体的红细胞比容水平而提出的设备1的布置。
所提出的用于测定红细胞比容水平的设备1可以用于测定任何类型的流体的红细胞比容水平，但是其尤其适用于测定在管件(例如是在医院环境中以标准方式使用的柔性管道)中循环的出血性流体(比如人体血液)的红细胞比容水平。
如下文将详细描述的，所提出的设备1允许以非侵入性方式测定流体的红细胞比容水平，也就是说，无需对流体进行干预，因此流体可以继续在管件中自由地循环。
所提出的设备1包括至少两个收发器组件(10；20)，每个收发器组件(10；20)包括光源(11；21)和光传感器(12；22)。这两个收发器组件(10；20)用于测定在管件中循环的流体的红细胞比容水平，穿过待分析流体的光束用于计算流体的红细胞比容水平。具有两个收发器组件(10；20)的事实允许增加设备1的可靠性，因为两个光传感器(12；22)的测量值可以相互关联。此外，这允许具有冗余，这在两个收发器组件(10；20)中的一个发生故障的情况下可以是有利的。
两个收发器组件(10；20)中的每一个的光源(11；21)被配置为根据被选择为对应于血红蛋白的等吸收点的发射波长发射光束。应当理解，等吸收点对应于波长值，在该波长值下，样品的总吸光度在化学反应或该样品的可能的状态的变化期间保持恒定。更具体地说，等吸收点是一个波长(λiso)，在该波长下，生色团的总吸光度保持恒定，而无论其处于什么状态。在这个精确的点上，多个生色团具有相同的摩尔消光系数(α(λiso))。
血红蛋白具有多个等吸收点。
例如，氧合血红蛋白和脱氧血红蛋白在550nm、570nm和810nm附近的波长下具有等吸收点。因此在这些波长(λiso)下可以获得与血红蛋白的总体积相关的测量值，因为该波长下的光的吸收与血红蛋白所处的氧化状态或还原状态无关。
此外，1300nm附近的波长对应于血红蛋白的另一个等吸收点。
1400nm以上的波长通常也是血红蛋白的等吸收波长，尤其是包含在1400nm和2200nm之间的波长。这些特定波长的一个优点是这些波长的光的吸收在水中和在血浆中的基本相同。因此，在这些波长下测定的红细胞比容水平将是相同的，而与携带红细胞的基质无关，无论该基质是主要由血浆组成或是主要由水组成。对于包含在1,400nm和1,700nm之间以及包含在1,900nm和2,200nm之间的波长尤其如此。因此，当要测定其红细胞比容水平的出血性流体被水溶液(例如盐水溶液)或多或少地强烈稀释时，此类波长是特别有利的。
因此，收发器组件(10；20)的光源(11；21)中的一个可以例如被配置为发射波长包括在780nm和840nm之间，优选地波长包含在800nm和820nm之间，并且更优选地波长等于810nm的光束。
收发器组件(10；20)的光源(11；21)中的一个可以例如被配置为发射波长包括在1,270nm和1,330nm之间，优选地波长包括在1,290nm和1,310nm之间，并且更优选地波长等于1,300nm的光束。
收发器组件(10；20)的光源(11；21)中的一个可以例如被配置为发射波长包括在1,450nm和1,550nm之间，优选地波长包括在1,490nm和1,510nm之间，并且更优选地波长等于1,500nm的光束。
收发器组件(10；20)的光源(11；21)中的一个可以例如被配置为发射波长包括在530nm和620nm之间，优选地波长包括在550nm和600nm之间，并且更优选地波长等于550nm、570nm或590nm的光束。
两个收发器组件(10；20)的相应的光源(11；21)可以被配置为以两个相同的发射波长发射光束，但是有利的是，两个光源(11，21)被配置为以两个不同的发射波长发射光束。除了由于两个收发器组件(10；20)的功能性冗余的上述优点之外，使用在不同波长下操作的两个光源允许更好地关联测量值，从而计算在管状部分2中循环的流体的红细胞比容水平。
根据一个特定示例，收发器组件(10；20)的光源(11；21)中的一个被配置为发射波长包括在780nm和840nm之间，优选地波长包括在800nm和820nm之间，并且更优选地波长等于810nm的光束，而光源(11；21)中的另一个被配置为发射波长包括在1270nm和1330nm之间，优选地波长包括在1290nm和1310nm之间，并且更优选波长等于1300nm的光束。例如，可以使用发光二极管(LED)，比如由“THORLABS”公司提出的标号为LED810L的发光二极管(用于810nm的光源)，以及由“MARKTECH Optoelectronics”公司提出的标号为MTE1300NN1-WRC的发光二极管(用于1300nm的光源)。
如图1所示，每个收发器组件(10；20)的光源(11；21)和光传感器(12；22)被设置成布置在流体循环区域处的管状部分2的两侧，这形成收发器组件(10；20)的检测区域。这种布置将允许在透射中测量，也就是说来自每个光源(11；21)的光束旨在在到达相应的收发器组件(10；20)的光传感器(12；22)之前穿过在管状部分2中循环的流体。更具体地，来自光源(11；21)的每个光束穿过管状部分2的第一壁(称为入口壁201)，然后穿过在管状部分2中循环的流体，然后穿过管状部分2的与入口壁201相对的第二壁(称为出口壁202)。
根据一个有利的实施例，收发器组件(10；20)的光源(11；21)相对于管状部分2位于同一侧。这尤其允许便于安装形成用于测定红细胞比容水平的设备1的不同元件，并且提高了设备1的紧凑性，因为相似的元件并且因此相同的尺寸的元件被放置在同一侧。
有利地，每个收发器组件(10；20)进一步包括准直系统(13；23)，该准直系统被设置成使从相应的光源(11；21)发射的光束在相关联的光传感器(12；22)的方向上准直。
更具体地说，这种准直系统(13；23)被配置成使来自光源(11；21)的光束在管状部分2的方向上无限准直。
当来自光源(11；21)的光束穿过流体在其中循环的管状部分2时，这些光束的光路通过穿过管状部分2的入口壁201、穿过在管状部分2中循环的流体、然后穿过管状部分2的入口壁202而被调整。将来自光源(11；21)的光束准直到无限远的事实允许在收发器组件(10；20)的光传感器(12；22)的方向上汇聚，无论管状部分的形状如何，尤其是如果管状部分2没有变形具有圆形截面或者如果管状部分2变形具有椭圆形截面。
每个准直系统(13；23)或者两者中的至少一个可以例如包括上游透镜组件(131；231)，该上游透镜组件具有焦平面并且定位在光源(11；21)和光传感器(12；22)之间，相对于管状部分2在相应的光源(11；21)一侧。这种上游透镜组件(131；231)可以由具有单个焦平面的单个透镜组成，或者由其组件允许限定整体的焦平面的多个透镜组成。
根据一个示例性实施例，光源(11；21)可以位于距离上游透镜组件的焦平面大致10mm处，并且优选地位于上游透镜组件的焦平面中。
此外，每个准直系统(13；23)或者两者中的至少一个可以包括下游透镜组件，该下游透镜组件具有焦平面并且定位相应的光源(11；21)和光传感器(12；22)之间，相对于管状部分2在光传感器(12；22)一侧。此类下游透镜组件可以由具有单个焦平面的单个透镜组成，或者由其组件允许限定整体焦平面的多个透镜组成。
根据图2所示的一个示例性实施例，光传感器(12；22)可以例如定位在距离下游透镜组件(132；232)的焦平面大致10mm处，并且优选地位于下游透镜组件(132；232)的焦平面中。因此，当离开管状部分2的出口壁202的光束基本上被准直到无限远时，该下游透镜组允许使这些光束会聚在相应的光传感器(12；22)上。
根据另一示例性实施例，下游透镜组件被定位成使得离开管状部分2的出口壁202的光束会聚在距离下游透镜组件的焦平面大致10mm处，并且优选地位于该下游透镜组的焦平面中。因此，该下游透镜组允许在相应的光传感器(12；22)的方向上将光束准直到无限远。
应当注意，上游透镜组件和/或下游透镜组件可以安装在设备1中，以便能够例如以自动化方式沿着总体的光轴线平移，以便能够根据管状部分2的尺寸和变形改变它们的定位，待测定红细胞比容水平的流体在该管状部分中循环。
此外，如图3所示，每个准直系统(13；23)或者两者中的至少一个可以包括上游光阑(133；233)，该上游光阑定位在相应的光源(11；21)和光传感器(12；22)之间，相对于管状部分2在光源(11；21)一侧。此类上游光阑(133；233)被配置和布置在设备1中以允许由光源(11；21)发射的光束的中心部分在光传感器(12；22)方向上通过并且阻止由光源(11；21)发射的光束的外围部分。
附加地或可选地，如图3所示，每个准直系统(13；23)或者两者中的至少一个可以包括下游光阑(134；234)，该下游光阑定位在相应的光源(11；21)和光传感器(12；22)之间，相对于管状部分2在光传感器(12；22)一侧。此类下游光阑(134；234)被配置和布置在设备1中以允许透射通过管状部分2的光束的中心部分在光传感器(12；22)方向上通过并且阻止透射通过管状部分2的光束的外围部分。
上游光阑(133；233)和/或下游光阑(134；234)的使用是尤其有利的，因为这允许消除干涉光传感器(12；22)的接收并因此干扰设备1的测量的光束。此类光阑允许例如降低由管状部分2反射、衍射或散射的光束引起的噪声。事实上，上游光阑(133；233)允许选择从光源(11；21)发射的光束并将其集中在管状部分2上，从而使其散射和反射最小化。下游光阑(134；234)本身允许进一步细化由光传感器(12；22)接收的信号，因为其仅允许由管状部分2透射的中心光束通过，同时切断寄生光束，比如由管状部分2反射、衍射或散射的光束。使用光阑的另一个优点是其允许提高光传感器(12；22)的接收水平而不必增加光源(11；21)的功率，这允许增加设备1的部件的使用寿命。应当注意，与光源(11；21)的发射锥体变窄(也就是说光源(11；21)的发射锥体的角度(α1；α2)将变小)相比，使用光阑(尤其是上游光阑)将更加优选，这使得来自光源(11；21)的光束的主要部分通过仅切割寄生的外围光束而聚集。
附加地或可选地，如图4所示，每个准直系统(13；23)或者两者中的至少一个可以包括上游滤光器(135；235)，该上游滤光器定位在相应的光源(11；21)和光传感器(12；22)之间，相对于管状部分2在光传感器(12；22)一侧。此类收发器组件(10；20)的准直系统(13；23)的下游滤光器(136；236)被设置为至少过滤另一收发器组件(10；20)的光源(11；21)的发射波长。优选地，收发器组件(10；20)的准直系统(13；23)的下游滤光器(136；236)被设置为阻挡不处于有效波长的所有光束，也就是说相应的光源(11；21)的发射波长。
上游滤光器(135；235)和/或下游滤光器(136；236)的使用是特别有利的，因为其允许将特定光传感器(12；22)接收的光束限制为来自相应的光源(11；21)的唯一光束，同时避免来自另一光源(11；21)的寄生光束，或者来自环境光的寄生光束的干扰。
如上所述，优选地由角度(α1；α2)限定的光源(11；21)的发射锥体尽可能窄，使得集中在管状部分2上的光束的强度尽可能高，而不必使用光源(11；21)的过高的发射功率，从而不降低形成设备1的元件的使用寿命。
因此，光源(11；21)的发射锥体的角度(α1；α2)优选地包括在1°和25°之间，优选地在5°和20°之间，更优选地在10°和15°之间。应当注意的是，发射锥体的角度(α1；α2)可以取决于光源(11；21)所使用的发射波长。
对于发射810nm附近波长的光源(11；21)，发射锥体的角度(α1；α2)可以是例如13°(±1°)左右。
对于发射1,300nm附近波长的光源(11；21)，发射锥体的角度(α1；α2)可以是例如15°(±1°)左右。
如上所述，所提出的用于测定红细胞比容水平的设备1被配置为围绕现有的管状部分(例如在出血性流体处理系统中使用的柔性管件或管道)定位，以便允许以非侵入性方式测定红细胞比容水平。
为此，设备1包括支撑组件30，形成设备1的元件尤其是收发器组件(10；20)安装在该支撑组件上。如上所述，支撑组件30优选地被配置为围绕管状部分定位。
此类支撑组件30可以例如包括如图1至图6所示的单个支撑件31，该支撑件31具有用于接收管状部分2的凹槽32。然后将光源(11；21)和光传感器(12；22)在凹槽32的两侧布置在支撑件31上。
支撑组件可以进一步包括覆盖件33，该覆盖件被设置成至少部分地覆盖支撑件31的凹槽32。设置此类覆盖件33以防止插入到凹槽32中的管状部分2缩回，因此具有锁定功能。
根据一个有利的实施例，覆盖件33包括压缩部分331，该压缩部分用于压缩定位在凹槽32中的管状部分2。该压缩部分331适用于至少将管状部分2保持在设备1的支撑件31的凹槽32中的适当位置。
根据图6所示的实施例，支撑组件30包括用于覆盖支撑件30，尤其是用于保护设备1的元件的外壳34。此类外壳34形成设备1的外部壳体。
此类覆盖件33可以例如相对于支撑件31以铰接方式安装。覆盖件33例如以铰接方式组装在外壳34上并且布置成面向支撑件31的凹槽32。
优选地，覆盖件33和/或外壳34具有用于保护收发器组件(10；20)免受外部干扰，尤其是环境光的干扰的外表面。
覆盖件33和/或外壳34还优选地具有防止由于光源(11；21)而不指向光传感器(12；22)的光线反射(比如所有散射、衍射、反射光线)的外表面。优选地，覆盖件33和/或外壳34的外表面设置成吸收这些光线。
覆盖件33和/或外壳34可以例如由完全不透明的材料形成。
此外，覆盖件33和/或外壳34优选地设置为保证设备1的密封性，尤其是流体密封性，从而保护设备1的所有敏感元件，尤其是电子部件。
设备1具有单个支撑件31的事实允许形成收发器组件(10；20)的元件的精确安装和保持在适当位置。此类实施例是特别有利的，因为其特别允许尽可能接近光束的最佳光学条件，尤其是关于光束相对于管状部分2的对中。
形成收发器组件(10；20)的每个元件可以单独安装在支撑件31上以便形成设备1。支撑件31的独特性允许将元件相对于彼此保持在适当位置，但是安装成这样可能是困难的。为了便于安装形成收发器组件(10；20)的元件同时保证精确定位，提出了使用安装轴(311；321；312；322)，其中形成收发器组件(10；20)的元件被预先安装，然后安装轴(311；321；312；322)插入到设置在支撑件31中的安装空腔中，这些安装空腔具有与安装轴(311；321；312；322)互补的形状，从而允许例如安装轴(311；321；312；322)强制插入到这些安装空腔中。
在每个安装轴(311；321；312；322)中布置有用于接收形成收发器组件(10；20)的元件的一个或更多个空腔，每个空腔被定尺寸以接收待定位的特定元件。
图7表示用于形成根据图1的示例的设备1的准直系统(13；23)的元件以及光源(11；21)的安装轴(311；312)的示例性实施例。每个安装轴(311；312)具有基本上细长的、优选为柱体的形状，并且包括彼此连接的多个空腔(3111，3112，3113，3114；3121，3122，3123，3124)，以便形成穿过安装轴(311；312)的通孔。优选地，两个相邻的空腔(3111，3112，3113，3114；3121，3122，3123，3124)具有不同尺寸和/或形状的部段，使得相邻的空腔(3111，3112，3113，3114；3121，3122，3123，3124)的协作允许形成用于接收形成准直系统(13；23)的元件或光源(11；21)的空间。空腔(3111，3112，3113，3114；3121，3122，3123，3124)因此形成在安装轴(311；312)中，从而允许形成收发器组件(10；20)的元件的精确定位。
根据图7所示的实施例，准直系统(13；23)包括透镜(131；231)，该透镜可以插入到端部空腔(3114；3214)中并且邻接抵靠由相邻的空腔(3113；3213)形成的肩部。
透镜(131；231)邻接的空腔(3113；3213)具有与透镜(131；231)和相应的光源(11；21)之间的期望距离相对应的长度。优选地，选择该长度使得光源(11；21)位于透镜(131；231)的焦平面内。该空腔(3113；3213)因此具有距离保持功能。
光源(11；21)本身旨在从另一端部空腔(3111；3211)插入到相邻的空腔(3112；3212)，该空腔(3112；3212)也与距离保持空腔(3113；3213)相邻。光源(11；21)可以例如包括突起，该突起邻接抵靠形成在用于接收光源(11；21)的空腔(3112；3212)和端部空腔(3111；3211)之间的肩部。
一旦透镜(131；231)被预先安装在安装轴(311；312)中，则可以将该安装轴(311；312)插入到为此目的而设置在支撑件30中的安装空腔中。图8示出了将安装轴(311；321；312；322)插入到为此目的而设置在支撑件31中的安装空腔中。
根据图8所示的示例，一旦这些安装轴(311；321；312；322)已插入到支撑件30中，则光源(11；21)和光传感器(12；22)安装在布置在安装轴(311；321；312；322)中的空腔中。但是，可以设置为在将这些安装轴(311；321；312；322)插入到支撑件31中之前，将光源(11；21)和光传感器(12；22)预先安装在布置在安装轴(311；321；312；322)中的空腔中。
根据一种替代布置(未示出)，支撑组件30包括两个支撑件，所述两个支撑件旨在通过环绕管状部分2而彼此组装。
因此，可以设置上游支撑件，其上布置有光源(11；21)和收发器组件(10；20)的被设置为相对于管状部分2在相应的光源(11；21)一侧的所有元件。
还设置了与上游支撑件分立的下游支撑件，其上布置有光传感器(12；22)和收发器组件(10；20)的被设置为相对于管状部分2在相应的光传感器(12；22)一侧的所有元件。
优选地，下游支撑件和上游支撑件具有被设置成联接从而包围管状部分2的互补形状。
所提出的设备1的一个重要特征是，在管状部分2中循环的流体的流动没有或几乎没有改变，从而不会对该流体产生负面影响。例如，对于出血性流体(比如血液)，由于例如管状部分2在设备1的检测区域处的显著收缩而导致的流动的过度改变可能产生溶血，这对于有效处理出血性流体是需要避免的。尤其是不希望检测区域处的管状部分2变平，使得入口壁201和出口壁202基本上彼此平行，因为这将对出血性流体的处理产生过多的溶血。因此，收发器组件(10；20)优选地布置在设备1中，以用于测量通过管状部分2的弯曲壁(也就是说弧形壁)的透射。
避免溶血的风险的最简单方法是不使管状部分2变形。但是，管状部分2的圆形截面的高曲率会干扰光束从光源(11；21)到光传感器(12；22)的透射。因此，可以设想以可控方式(例如以2％左右的压缩率)使管状部分2轻微变形，从而不干扰或几乎不干扰管状部分2中流体的流动，同时减小管状部分2的曲率，以减小管状部分的曲率对穿过管状部分2的光束的定向的影响，从而提高设备1的测量精度。这里应当注意的是，设备1的具体布置，尤其是在收发器组件(10；20)中准直系统(13；23)的使用，允许进行可靠的检测，包括当检测区域处的管状部分2具有一定曲率时。这就是为什么无需使检测区域处的管状部分2变平的原因。
优选地，所提出的设备和方法被提供用于在管状部分不变形的情况下测定循环流体的红细胞比容水平和/或血红蛋白水平。
但是，无论用于设备1的支撑组件30如何，都可以提供用于使面向收发器组件(10；20)定位的管状部分2变形的系统。
优选地，进行透射测量的管状部分保持一定的曲率，因此不会变平。
根据一个优选实施例，设置变形系统以将管状部分的圆形截面变形为椭圆形截面。因此，变形系统可以例如利用覆盖件33的协作，更具体地说是压缩部分331与凹槽32的形状的协作。凹槽32实际上可以具有大致椭圆形的截面，并且压缩部分331被设置成压缩管状部分2，使得该管状部分变形并且大致匹配凹槽32的形状。
变形的管状部分2的椭圆形截面由长轴2a和垂直于长轴的短轴2b限定。优选地，变形使得光源(11；21)和收发器组件(10；20)的相对于管状部分2设置在相应的光源(11；21)一侧的所有元件定位在长轴2a的一侧，并且光传感器(12；22)和收发器组件(10；20)的相对于管状部分2设置在相应的光传感器(12；22)一侧的所有元件定位在长轴2a的另一侧。
变形的管状部分2的椭圆形截面进一步由沿着长轴2a的长半径(Ra)和沿着短轴2b的短半径(Rb)限定，在管状部分的变形状态下，椭圆形截面的短半径(Rb)的长度在未变形状态下的管状部分2的圆形截面的半径的30％和70％之间，优选地为50％左右。
收发器组件(10；20)被设置成联接到中央处理单元，不但使得能够驱动其发射和接收，还使得能够处理来自收发器组件(10；20)的信息。
设备1可以例如包括连接到中央处理单元的监测系统，并且该监测系统被配置为控制收发器组件(10；20)的光源(11；21)。
设备1可以进一步包括连接到中央处理单元的处理系统，并且该处理系统被配置为恢复和处理来自收发器组件(10；20)的光传感器(12；22)的信号，尤其是以便测定循环流体的红细胞比容水平。
因此，收发器组件(10；20)的光源(11；21)和光传感器(12；22)优选地连接到电子电路40，该电子电路一方面允许监测系统控制光源(11；21)，并且另一方面允许处理系统恢复由光传感器(12；22)接收的信号。
根据图5、图7和图8所示的示例，电子电路40包括旨在连接到光源(11；21)的第一电子卡41以及旨在连接到光传感器(12；22)的第二电子卡42。这些第一电子卡和第二电子卡(41；42)中的每一个优选地一旦安装在支撑件31中则分别联接到光源(11；21)和光传感器(12；22)。
根据该实施例，电子电路40进一步包括连接第一电子卡和第二电子卡(41；42)的第三电子卡43。该第三电子卡43可以进一步形成设备1的壁，该壁与外壳34一起形成设备1的外部壳体。
可以设想监测光源(11；21)使得它们彼此交替发射，尤其是为了减少在两个收发器组件(10；20)之间可能的干涉。但是，所提出的设备1的具体配置允许无需这种发射交替，因为提供了其他解决方案以避免收发器组件(10；20)之间的这种干涉。
因此，监测系统优选地被配置为使得光源(11；21)同时地(也就是说伴随地)发射。这允许例如具有连续的测量值，允许尽可能接近实时且连续的检测。这也允许增加检测的可靠性，因为能够将两个光传感器(12；22)在同一时间t处的检测相关联，而不是一个在时间t并且另一个在时间t+n。进一步简化了关联性。因此，设备1的监测系统可以包括用于同步光源(11；21)的器件，监测系统因此被配置为同步光源(11；21)的发射。
如将在下文详细看到的，在测定在管状部分2中的循环流体的红细胞比容水平期间调整光源(11；21)的发射功率可能是有利的。为此目的，监测系统因此可以包括用于调整由光源(11；21)发射的功率的器件，监测系统因此被配置为调整由光源(11；21)发射的功率。光源(11；21)发射功率的这种调整可以例如依据检测的在管状部分2中循环的流体的红细胞比容水平的值。
用于测定循环流体的红细胞比容水平的设备的操作
由收发器组件(10；20)的光传感器(12；22)接收的光信号旨在由处理系统处理，以测定在设备1围绕其定位的管状部分中循环的流体的红细胞比容水平。
因此，用于测定循环流体的红细胞比容水平的设备1根据以下步骤操作：
-用光源在管状部分的方向上发射光束，其中光源被配置为根据被选择为对应于血红蛋白的等吸收点的发射波长发射光束；
-接收透射通过管状部分和流体循环的光信号，其中光传感器分别与光源相关联；
-通过处理由传感器接收的光信号，尤其是通过由处理系统执行的计算测定为流体测量的红细胞比容水平。
存在不同的相关计算方法以根据来自光源(11；21)的光信号测定红细胞比容水平，该光源根据被选择为对应于血红蛋白的等吸收点的发射波长发射。
例如，可以使用由SHOTA EKUNI和YOSHIYUKI SANKAI在日本的《Electronics andCommunications》(第99卷，第9期，2016年)中发表的题为“Noninvasive and ContinuousHematocrit Measurement by Optical Method without Calibration(通过光学方法无校准地进行无创且连续的红细胞比容测量)”的文章中提出的公式。
根据该方法，红细胞比容水平计算如下：已知光吸收物质的浓度和穿过该物质的透射光的强度具有对数关系。本方法通过集成在波长λ1和λ2下操作的两个收发器组件(10；20)应用散射测量，并且允许根据以下公式确定变量Dpw的值：
Figure BDA0004083433760000211
-其中，ΔI是两个接收器之间的透射光强度的差值；
-其中，[log10(I/(I–ΔI)λ1]和[log10(I/(I–ΔI)λ2]是波长λ1和λ2下的散射光的强度的差值。
获得的值Dpw是红细胞比容水平的线性函数。
将该公式用于在透射中操作的用于测定红细胞比容水平的设备允许根据例如以下公式测定值Dpw：
Figure BDA0004083433760000221
-其中，I0是在波长λ1和λ2的收发器组件(10；20)的校准期间记录的空白值；
-其中，[Log10I]是波长λ1和λ2的透射光的强度的对数。
所获得的值Dpw也是红细胞比容水平的线性函数。
已经观察到，根据循环流体的红细胞比容水平，通过这些计算方法对红细胞比容水平的测定变化并且有时是不可靠的。特别地，对于低红细胞比容水平(通常低于20％)和/或高红细胞比容水平(通常高于50％)检测到计算可能失真的情况。
但是，可能有必要具有用于测定红细胞比容水平的设备1，其对于宽范围的红细胞比容水平可靠地操作，这在设备1例如在出血性流体处理组件中使用时是特别有利的，在这种情况下，待处理的出血性流体在开始处理之前通常具有低红细胞比容水平(通常低于20％或甚至低于10％)，而处理后的出血性流体将达到的目标红细胞比容水平高，例如至少35％，甚至至少45％，并且有时至少50％。
为了使红细胞比容水平的测定更可靠而无论该红细胞比容水平的值如何，提出了能够在红细胞比容水平的测量期间根据计算的流体的红细胞比容水平调整收发器组件(10；20)的至少一个光源(11；21)的发射功率。
优选地，监测系统被设置为在红细胞比容水平的测量期间根据计算的流体的红细胞比容水平调整收发器组件(10；20)的所有光源(11；21)的发射功率。
有利地，对于每个光源(11；21)独立地监测该光源(11；21)的发射功率。当光源(11；21)是不同的，特别是当发射波长不同时，这种独立监测尤其是有利的。
首先应当注意，有地的是不使用100％容量的光源(11；21)。实际上，优选地以低于光源(11；21)的最大功率的发射功率使用光源(11；21)，一方面增加设备1的寿命，同时也避免设备1的元件的可能退化或者例如待分析的循环流体的加热。
为了增加设备1的灵敏度而无论循环流体的红细胞比容水平的值如何，并且无需调整光传感器(12；22)的参数，根据红细胞比容水平改变光源(11；21)的发射功率是进一步有利的。特别地，红细胞比容水平越高，来自光源(11；21)的光信号被循环流体吸收的风险就越大，这可以通过增加光源(11；21)的发射强度来补偿，使得光传感器(12；22)处的接收强度水平相似。
因此，光源(11；21)的发射功率根据与所测量的红细胞比容水平相关联的光传感器(12；22)的检测水平驱动。
特别地，光源(11；21)的发射功率可以根据非线性阈值驱动，由光传感器(12；22)测量的值低于该非线性阈值时不允许以足够的可靠性计算红细胞比容水平。
特别地，有利的是驱动光源(11；21)的发射功率使得所接收的信号具有大于非线性阈值但尽可能接近该非线性阈值的功率，此时根据所测量的红细胞比容水平具有足够的水平。
替代地或附加地，光源(11；21)的发射功率可以根据光传感器(12；22)的饱和阈值驱动，在光传感器(12；22)处接收的光信号超过该饱和阈值时不可测量。
在实践中，即使有可能以其最大发射功率水平的100％使用每个光源(11；21)，使用包括在所述光源的最大发射功率的10％和60％之间的光源(11；21)的发射功率是有利的。
提供所提出的设备1以允许测定宽范围的红细胞比容水平，尤其是对于低至5％或甚至低于5％的红细胞比容水平，以及对于50％左右或甚至60％左右或更高的高红细胞比容水平。
在使用用于测定循环流体的红细胞比容水平的设备1期间，有利的是逐渐增加至少一个光源(11；21)，并且优选地所有光源(11；21)的发射功率，尤其是当流体的红细胞比容水平增加时。优选地，至少一个光源(11；21)的发射功率从测量的流体的红细胞比容水平的阈值增加。
当测量的红细胞比容水平低于30％时，至少一个光源(11；21)，并且优选地所有光源(11；21)的发射功率的值可以例如被设定为包括在相应的光源的最大发射功率的10％和30％之间，优选基本上等于20％。
当测量的红细胞比容水平高于或等于30％时，至少一个光源(11；21)，并且优选地所有光源(11；21)的发射功率的值可以例如被设定为包括在相应的光源的最大发射功率的30％和100％之间，优选基本上等于50％。
根据一个特定实施例，调节至少一个光源(11；21)，并且优选地所有光源(11；21)的发射功率，使得：
-对于测量的流体的红细胞比容水平的值低于第一阈值，所述光源的发射功率处于第一功率水平；
-对于测量的流体的红细胞比容水平的值高于或等于第一阈值但是低于高于第一阈值的第二阈值，所述光源的发射功率处于第二功率水平；以及
-对于测量的流体的红细胞比容水平的值高于或等于第二阈值，所述光源的发射功率处于第三功率水平。
根据该实施例，光源(11；21)的监测的具体示例如下：
-当所测量的红细胞比容水平低于20％时，光源的发射功率的值被设定为包括在所述光源的最大发射功率的5％和15％之间，优选地等于10％；
-当所测量的红细胞比容水平包括在20％和30％之间时，光源的发射功率的值被设定为包括在所述光源的最大发射功率的15％和30％之间，优选地等于20％；并且
-当所测量的红细胞比容水平高于或等于30％时，光源的发射功率的值被设定为包括在所述光源的最大发射功率的30％和100％之间，优选等于55％。
光源的发射功率也可以在红细胞比容水平的测量期间依据管状部分2中流体的存在或不存在和/或所述流体的性质进行调整。特别地，如果管状部分不存在流体，则优选地光源(11；21)保持在最低或甚至为零的发射水平。
参考目录
-SHOTA EKUNI和YOSHIYUKI SANKAI的“Noninvasive and ContinuousHematocrit Measurement by Optical Method without Calibration”，日本《Electronics and Communications》，第99卷，第9期，2016年。

Claims (29)

1.一种用于测定在管状部分(2)中循环的流体的红细胞比容水平和/或血红蛋白水平的方法，所述方法包括：
-用至少两个光源(11；21)在所述管状部分(2)的方向上发射光束，所述两个光源(11；21)中的每一个都被配置为根据被选择为对应于血红蛋白的等吸收点的发射波长发射光束；
-用至少两个光传感器(12；22)接收透射通过所述管状部分(2)的光信号，每个光传感器(12；22)与所述两个光源(11；21)中的一个相关联；
-通过处理由所述光传感器(12；22)接收的光信号计算流体的红细胞比容水平和/或血红蛋白水平；
其特征在于，在红细胞比容水平和/或血红蛋白水平的测定期间，根据相应计算的流体的红细胞比容水平和/或血红蛋白水平调整至少一个光源(11；21)的发射功率。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，用于所述光源(11；21)的发射功率至多等于所述光源(11；21)的最大发射功率的100％，并且优选地包括在所述光源(11；21)的最大发射功率的10％和60％之间；
3.根据权利要求1和2中任一项所述的方法，其中，对于所述光源(11；21)中的每一个独立地监测所述光源(11；21)的发射功率。
4.根据权利要求1至3中任一项所述的方法，其中，至少一个光源(11；21)的发射功率从计算的流体的红细胞比容水平和/或血红蛋白水平的阈值增加。
5.根据权利要求4所述的方法，其中：
-当计算的红细胞比容水平低于30％时，将所述光源(11；21)的发射功率的值设定为包括在所述光源(11；21)的最大发射功率的10％和30％之间，优选地等于20％；并且
-当计算的红细胞比容水平高于或等于30％时，将所述光源(11；21)的发射功率的值设定为包括在所述光源(11；21)的最大发射功率的30％和100％之间，优选地等于55％。
6.根据权利要求1至5中任一项所述的方法，其中，调整至少一个光源(11；21)的发射功率，使得：
-对于计算的流体的红细胞比容水平的值低于第一阈值，所述光源(11；21)的发射功率处于第一功率水平；
-对于计算的流体的红细胞比容水平的值高于或等于所述第一阈值但是低于比所述第一阈值高的第二阈值，所述光源(11；21)的发射功率处于第二功率水平；并且
-对于计算的流体的红细胞比容水平的值高于或等于所述第二阈值，所述光源(11；21)的发射功率处于第三功率水平；
7.根据权利要求6所述的方法，其中，调整至少一个光源(11；21)的发射功率，使得：
-当计算的红细胞比容水平低于20％时，将所述光源(11；21)的发射功率的值设定为包括在所述光源(11；21)的最大发射功率的5％和15％之间，优选地等于10％；
-当计算的红细胞比容水平包括在20％和30％之间时，将所述光源(11；21)的发射功率的值设定为包括在所述光源(11；21)的最大发射功率的15％和30％之间，优选地等于20％；并且
-当计算的红细胞比容水平高于或等于30％时，将所述光源(11；21)的发射功率的值设定为包括在所述光源(11；21)的最大发射功率的30％和100％之间，优选地等于55％。
8.根据权利要求1至7中任一项所述的方法，其中，在红细胞比容水平和/或血红蛋白水平的测定期间，依据所述管状部分(2)中的流体的存在或不存在和/或依据所述流体的性质调整所述光源(11；21)的发射功率；
9.根据权利要求1至8中任一项所述的方法，其中，监测所述光源(11；21)以伴随地发射光束。
10.一种用于测定在管状部分(2)中循环的流体的红细胞比容水平和/或血红蛋白水平的设备，所述设备包括：
两个收发器组件(10；20)，每个收发器组件(10；20)包括光源(11；21)和光传感器(12；22)，它们被设置成布置在流体循环区域处的管状部分(2)的两侧，以用于透射测量；
所述两个收发器组件(10；20)中的每一个的光源(11；21)被配置成根据被选择为对应于血红蛋白的等吸收点的发射波长发射光束；
处理系统，其被编程为根据由所述收发器组件(10；20)的光传感器(12；22)接收的光信号测定流体的红细胞比容水平和/或血红蛋白水平；以及
监测系统，其包括用于调整由所述光源(11；21)发射的功率的器件，所述监测系统被编程为根据测定的流体的红细胞比容水平和/或血红蛋白水平调整所述光源(11；21)的发射功率。
11.根据权利要求10所述的设备，其包括支撑组件(30)，所述两个收发器组件(10；20)安装在所述支撑组件上，所述支撑组件(30)被配置为围绕所述管状部分(2)定位。
12.根据权利要求10和11中的任一项所述的设备，其中，所述两个收发器组件(10；20)的相应的光源(11；21)被配置为以两种不同发射波长发射光束。
13.根据权利要求10至12中的任一项所述的设备，其中，所述收发器组件(10；20)的至少一个光源(11；21)被配置为根据选择的在水或血浆中吸收的光束基本相同的发射波长发射光束。
14.根据权利要求10至13中任一项所述的设备，其中，至少一个并且优选地每一个准直系统(13；23)包括上游透镜组件(131；231)，所述上游透镜组件具有焦平面并且定位在相应的光源(11；21)和光传感器(12；22)之间，相对于所述管状部分(2)在所述光源(11；21)一侧，所述光源(11；21)定位在距离所述上游透镜组件(131；231)的焦平面大致10mm处，并且优选地定位在所述上游透镜组件(131；231)的焦平面中。
15.根据权利要求10至14中的任一项所述的设备，其中，至少一个并且优选地每一个准直系统(13；23)包括下游透镜组件(132；232)，所述下游透镜组件具有焦平面并且定位在相应的光源(11；21)和光传感器(12；22)之间，相对于所述管状部分(2)在所述光传感器(12；22)一侧，所述光传感器(12；22)定位在距离所述下游透镜组(132；232)的焦平面大致10mm处，并且优选地定位在所述下游透镜组(132；232)的焦平面中。
16.根据权利要求10至15中的任一项所述的设备，其中，至少一个并且优选地每一个准直系统(13；23)包括下游透镜组件(132；232)，所述下游透镜组件具有焦平面并且定位在相应的光源(11；21)和光传感器(12；22)之间，相对于所述管状部分(2)在所述光传感器(12；22)一侧，所述下游透镜组件(132；232)被定位成使得离开所述管状部分(2)的出口壁(202)的光束会聚在距离所述下游透镜组件的焦平面大致10mm处，并且优选地会聚在所述下游透镜组件(132；232)的焦平面中。
17.根据权利要求10至16中的任一项所述的设备，其中，至少一个并且优选地每一个准直系统(13；23)包括上游光阑(133；233)，所述上游光阑定位在相应的光源(11；21)和光传感器(12；22)之间，相对于所述管状部分(2)在所述光源(11；21)一侧，所述上游光阑(133；233)被设置成允许由所述光源(11；21)发射的光束的中心部分在所述光传感器(12；22)方向上通过并且阻止由所述光源(11；21)发射的光束的外围部分。
18.根据权利要求10至17中的任一项所述的设备，其中，至少一个并且优选地每一个准直系统(13；23)包括下游光阑(134；234)，所述下游光阑定位在相应的光源(11；21)和光传感器(12；22)之间，相对于所述管状部分(2)在所述光传感器(12；22)一侧，所述下游光阑(134；234)被设置成允许透射穿过所述管状部分(2)的光束的中心部分在所述光传感器(12；22)的方向上通过并且阻止透射穿过所述管状部分(2)的光束的外围部分。
19.根据权利要求10至18中的任一项所述的设备，其中，至少一个并且优选地每一个准直系统(13；23)包括上游滤光器(135；235)和/或下游滤光器(136；236)，所述上游滤光器定位在相应的光源(11；21)和光传感器(12；22)之间，相对于所述管状部分(2)在所述光源(11；21)一侧，所述下游滤光器定位在相应的光源(11；21)和光传感器(12；22)之间，相对于所述管状部分(2)在所述光传感器(12；22)一侧，所述收发器组件(10；20)的准直系统(13；23)的上游滤光器(135；235)和下游滤光器(136；236)被设置为至少过滤另一收发器组件(10；20)的光源(11；21)的发射波长。
20.根据权利要求10至19中的任一项所述的设备，其中：
-两个收发器组件(10；20)中的第一收发器组件的光源(11；21)被配置为发射的光束的波长包括在780nm和840nm之间，优选地包括在800nm和820nm之间，更优选地等于810nm；并且
-两个收发器组件(10；20)中的第二收发器组件的光源(11；21)被配置为发射的光束的波长包括在1,270nm和1,330nm之间，优选地包括在1,290nm和1,310nm之间，更优选地等于1,300nm。
21.根据权利要求10至20中的任一项所述的设备，其中，所述收发器组件(10；20)的光源(11；21)相对于所述管状部分(2)定位在同一侧。
22.根据权利要求10至21中的任一项所述的设备，进一步包括用于监测所述收发器组件(10；20)的系统，该监测系统包括用于同步所述光源(11；21)的器件和/或用于调整由所述光源(11；21)发射的功率的器件。
23.根据权利要求10至22中的任一项所述的设备，其中，所述收发器组件(10；20)组装在单个支撑件(31)上，所述支撑件具有旨在接收所述管状部分(2)的凹槽(32)。
24.根据权利要求23所述的设备，进一步包括被设置为至少部分地覆盖所述凹槽(32)的覆盖件(33)，所述覆盖件(33)包括旨在将定位在所述凹槽(32)中的所述管状部分(2)保持在适当位置的压缩部分。
25.根据权利要求10至22中的任一项所述的设备，其中，所述光源(11；21)和所述收发器组件(10；20)的相对于所述管状部分(2)设置在相应的光源(11；21)一侧的所有元件组装在上游支撑件上，并且所述光传感器(12；22)和所述收发器组件(10；20)的相对于所述管状部分(2)设置在相应的光传感器(12；22)一侧的所有元件组装在与所述上游支撑件分立的下游支撑件上，所述下游支撑件和上游支撑件具有被设置成联接以包围所述管状部分(2)的互补形状。
26.根据权利要求10至25中的任一项所述的设备，其被设置成在所述管状部分(2)不变形的情况下测定红细胞比容水平和/或血红蛋白水平。
27.根据权利要求10至25中的任一项所述的设备，其包括用于使管状部分(2)变形的面向所述收发器组件(10；20)的系统，该变形系统被设置为将所述管状部分(2)的圆形截面变形为椭圆形截面。
28.根据权利要求27所述的设备，其中，所述光源(11；21)和所述收发器组件(10；20)的相对于所述管状部分(2)设置在相应的光源(11；21)一侧的所有元件定位在限定所述椭圆形截面的长轴的一侧，并且所述光传感器(12；22)和所述收发器组件(10；20)的相对于所述管状部分(2)设置在相应的光传感器(12；22)一侧的所有元件定位在限定所述椭圆形截面的长轴的另一侧。
29.根据权利要求28所述的设备，其中，所述椭圆形截面由沿所述长轴的长半径(Ra)和沿垂直于所述长轴的短轴的短半径(Rb)限定，在所述管状部分(2)的变形状态下，所述椭圆形截面的短半径(Rb)的长度包括在未变形状态下的所述管状部分(2)的圆形截面的半径的30％至70％之间，优选地在50％左右。
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