ITMI20090400A1 - Metodo di misurazione della velocita' di un fluido e relativa apparecchiatura. - Google Patents

Metodo di misurazione della velocita' di un fluido e relativa apparecchiatura. Download PDF

Info

Publication number
ITMI20090400A1
ITMI20090400A1 IT000400A ITMI20090400A ITMI20090400A1 IT MI20090400 A1 ITMI20090400 A1 IT MI20090400A1 IT 000400 A IT000400 A IT 000400A IT MI20090400 A ITMI20090400 A IT MI20090400A IT MI20090400 A1 ITMI20090400 A1 IT MI20090400A1
Authority
IT
Italy
Prior art keywords
fluid
laser
current
vout
laser beam
Prior art date
Application number
IT000400A
Other languages
English (en)
Inventor
Michele Norgia
Giampiero Porro
Roberto Pozzi
Luigi Rovati
Alessandro Torinesi
Original Assignee
Datamed Srl
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Datamed Srl filed Critical Datamed Srl
Priority to IT000400A priority Critical patent/ITMI20090400A1/it
Priority to US13/256,535 priority patent/US20120004865A1/en
Priority to EP10716059A priority patent/EP2419745A1/en
Priority to CN2010800121650A priority patent/CN102356322A/zh
Priority to PCT/IB2010/051099 priority patent/WO2010106479A1/en
Priority to JP2012500348A priority patent/JP2012520720A/ja
Publication of ITMI20090400A1 publication Critical patent/ITMI20090400A1/it

Links

Classifications

    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M1/00Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
    • A61M1/36Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3621Extra-corporeal blood circuits
    • A61M1/3663Flow rate transducers; Flow integrators
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01PMEASURING LINEAR OR ANGULAR SPEED, ACCELERATION, DECELERATION, OR SHOCK; INDICATING PRESENCE, ABSENCE, OR DIRECTION, OF MOVEMENT
    • G01P5/00Measuring speed of fluids, e.g. of air stream; Measuring speed of bodies relative to fluids, e.g. of ship, of aircraft
    • G01P5/26Measuring speed of fluids, e.g. of air stream; Measuring speed of bodies relative to fluids, e.g. of ship, of aircraft by measuring the direct influence of the streaming fluid on the properties of a detecting optical wave
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01SRADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S17/00Systems using the reflection or reradiation of electromagnetic waves other than radio waves, e.g. lidar systems
    • G01S17/02Systems using the reflection of electromagnetic waves other than radio waves
    • G01S17/50Systems of measurement based on relative movement of target
    • G01S17/58Velocity or trajectory determination systems; Sense-of-movement determination systems
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01SRADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S7/00Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
    • G01S7/48Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S17/00
    • G01S7/491Details of non-pulse systems
    • G01S7/4912Receivers
    • G01S7/4916Receivers using self-mixing in the laser cavity

Description

"Metodo di misurazione della velocità di un fluido e relativa apparecchiatura”
La presente invenzione si riferisce ad un metodo di misurazione della velocità di fluidi, in particolare fluidi infusionali, utilizzati generalmente in campo sanitario, o sangue che fluisce in condotti extracorporei, e la descrizione che segue è fatta con riferimento a questo campo di applicazione al solo scopo di semplificarne l’esposizione.
L’invenzione si riferisce altresì all’apparecchiatura per l’attuazione di tale metodo.
Dalla misura della velocità del fluido si ricavano altre misure rilevanti quali la portata di un condotto.
BACKGROUND TECNOLOGICO
Sono noti sensori senza parti in movimento che sfruttano alcune grandezze fisiche del fluido quali la temperatura e la pressione, per la riflessione di onde acustiche o le cariche elettriche per la riflessione di onde elettromagnetiche.
In campo biomedico, ove è necessaria una misurazione senza compromettere la sterilità dei fluidi sotto esame, è necessario disporre o di sensori sterilizzabili, e quindi con bassi costi di fabbricazione compatibili con la necessità di essere sostituiti ad ogni successivo esame, oppure sensori di tipo non-invasivo, cioè che permettano di effettuare la misura senza entrare in contatto fisico con il fluido.
In questo specifico campo, sono noti sensori ad ultrasuoni (cioè legati alla riflessione di onde acustiche) e sensori ottici (cioè legati alla riflessione di onde elettromagnetiche).
I sensori ad ultrasuoni permettono misure della velocità di un fluido non senza pesanti limiti:
- la misura è sensibile a variazioni di temperatura;
- la misura dipende dalle dimensioni geometriche del condotto; - in generale, i costi di realizzazione di sensori ad ultrasuoni sono elevati.
I sensori ottici noti si riconducono, sostanzialmente, a due categorie:
- anemometri laser – doppler ( figura 1) per la misurazione di velocità di un fluido;
- cavità laser a semiconduttore (figura 5), per la misurazione di spostamenti o vibrazioni di un bersaglio.
Con riferimento alla figura 1, una sorgente laser 1 produce un fascio di luce monocromatico 3. Un prisma 5 formato da materiale cristallino birifrangente sdoppia il fascio laser 1, producendo due fasci 3a, 3b che presentano lunghezze d’onda identiche.
Una lente 9 focalizza i due fasci laser 3a, 3b facendoli convergere in un punto 11 all’interno di un condotto 13 in cui scorre un fluido di cui si vuole misurare la velocità.
Nel punto 11, in cui i due fasci laser 3a, 3b interagiscono, si creano frange d’interferenza 13, ovvero bande alternativamente buie e luminose dovute all’interferenza rispettivamente distruttiva e costruttiva dei due fasci di luce laser 3a e 3b; questo fenomeno è mostrato schematicamente in figura In figura 3 è mostrato, invece, un tipico andamento temporale dell’intensità luminosa I rilevata da un fotomoltiplicatore (non mostrato in figura) in un anemometro laser-doppler, precisamente focalizzato nel punto d’incontro 11 dei due fasci laser 3a, 3b. Il fotomoltiplicatore misura un picco d’intensità ottica ogni volta che una particella passa all’interno di una frangia di interferenza costruttiva. Il segnale in uscita dal fotomoltiplicatore, cioè l’intensità elettrica I, presenta quindi picchi ad intervalli regolari al di sopra di un rumore di fondo sempre presente, come mostrato nella citata figura 3.
Detta d la distanza, nota, tra due frange d’interferenza costruttiva, il periodo di tali picchi vale
ove con u indichiamo la velocità della particella in sospensione, e quindi del fluido che la trasporta. Da ciò ne consegue che, essendo d e ∆τ noti, si ricava u.
Un’analisi spettrale del segnale in uscita dal fotomoltiplicatore (fig. 4) mostra un picco in corrispondenza della frequenza:
Il principale svantaggio di questo sistema di misurazione è che non è possibile discriminare il verso di scorrimento del fluido.
Si inserisce, allora, nell’anemometro laser – doppler, e lungo il percorso di uno dei due fasci laser 3a, 3b, una cella di Bragg 7 come mostrato in fig. 1. La cella di Bragg 7 provoca uno spostamento (tipicamente pari a 40 MHz) sulla frequenza della radiazione laser di uno solo dei due fasci laser 3a o 3b.
Questo provoca uno scorrimento delle corrispondente frangia d’interferenza a 40 MHz; una particella ferma all’interno della zona di interferenza genera così picchi luminosi alla frequenza 40 Mhz nel fotomoltiplicatore.
Quando il fluido, e con esso le particelle in sospensione, è in moto, si verifica il cosiddetto effetto doppler: se la particella si muove nello stesso verso delle frange di interferenza, incontrerà nell’unità di tempo un numero minore di zone ad interferenza costruttiva. La frequenza degli impulsi sarà pertanto minore di:
Se invece il moto della particella avviene nel verso opposto al moto delle frange d’interferenza, la frequenza del segnale in uscita al fotomoltiplicatore sarà maggiore di :
dove in entrambi i casi ∆f è una quantità positiva che vale
Con l’aggiunta della cella di Bragg si può quindi stimare il verso di moto del fluido nel condotto, ed inoltre si ha un segnale in uscita anche quando il fluido è fermo.
I principali svantaggi di questo sistema di misurazione sono:
- costi elevati dovuti principalmente alla cella di Bragg ed al prisma;
- necessità di tempo e personale qualificato per la taratura dei componenti del sistema.
- necessità di una temperatura operativa fissa richiesta per il funzionamento ottimale dei componenti.
I sensori ottici noti come cavità laser a semiconduttore comprendono una sorgente laser che genera onde elettromagnetiche coerenti e sono di costruzione più semplice rispetto agli anemometri laser doppler; essi fanno uso ridotto di ottiche, hanno dimensioni compatte e basso costo.
Questi sensori sfruttano il fenomeno della interferometria a retroiniezione. Un tale sensore ottico è mostrato in figura 5, in cui una cavità laser 23 emette un fascio luminoso 22 nella direzione di un bersaglio (condotto 25); tale fascio viene riflesso in parte dalle particelle del fluido e la porzione di luce che ritorna nella cavità laser 23 da cui è stata emessa interagisce con la luce emessa (fenomeno del self mixing) generando una fluttuazione della potenza del Laser.
Tale fluttuazione di potenza è rilevata usando un fotoricevitore 30 che è normalmente parte integrante del montaggio del laser 20 e posizionato sul lato opposto della cavità rispetto al condotto 25.
Il laser può essere comandato a corrente costante, oppure si può utilizzare il fotoricevitore 30 per stabilizzare la potenza emessa, agendo in retroazione sulla corrente di pilotaggio del laser stesso.
Se a questo punto la luce di ritorno rientra nella cavità laser, si misura un fenomeno d’interferenza, in quanto viene miscelata in modo coerente con la radiazione interna al laser stesso.
Purtroppo, questa tecnica è in grado di rilevare precisamente solo lo spostamento o la vibrazione di un bersaglio (il condotto 25 in figura) e tale bersaglio deve essere disposto ortogonalmente al fascio laser incidente. Scopo della presente invenzione è fornire un metodo di misurazione della velocità di fluidi sanguigni extracorporei o fluidi infusionali che sfrutti l’interferometria a retroiniezione e che, quindi, consenta i vantaggi realizzativi e di semplicità di tale tecnica.
SOMMARIO DELL’INVENZIONE
Lo scopo è raggiunto da un metodo per la misurazione della velocità di un fluido secondo quanto descritto nella rivendicazione 1.
L’invenzione tratta altresì un’apparecchiatura per l’attuazione di tale metodo, secondo quanto descritto nella rivendicazione 12.
L’invenzione tratta ulteriormente un metodo di sostituzione della sorgente laser secondo quanto descritto nella rivendicazione 24.
L’invenzione consegue i seguenti principali vantaggi:
- determinazione della velocità del fluido con ridotti costi di realizzazione;
- massimizzazione della potenza retrodiffusa.
- indipendenza dal tipo di laser a semiconduttore utilizzato con correnti fino a 75 mA;
- possibile regolazione della potenza continua emessa dal laser;
- funzionamento con qualsiasi fotodiodo di monitor,
- stabilità del circuito anche per valori superiori a 50 pF di capacità del fotodiodo di monitor.
Le caratteristiche e gli ulteriori vantaggi dell’invenzione risulteranno dalla descrizione, fatta qui di seguito, di un suo esempio di realizzazione dato a titolo indicativo e non limitativo con riferimento ai disegni allegati.
Breve descrizione dei disegni
- In figura 1 è mostrato uno schema di un anemometro laser-doppler secondo la tecnica nota.
- In figura 2 è mostrato un noto schema dell’interferenza tra due raggi laser.
- In figura 3 è mostrato l’andamento temporale di una grandezza rilevata nell’anemometro di figura 1.
- In figura 4 è mostrata un’analisi spettrale del segnale di figura 3.
- In figura 5 è mostrato uno schema di una cavità laser a semiconduttore secondo la tecnica nota.
- In figura 6 è mostrato un’apparecchiatura che sfrutta il fenomeno dell’interferometria a retroiniezione secondo la presente invenzione.
- In figura 7 è mostrato un circuito di rilevazione del segnale d’interferenza compreso nell’apparecchiatura di figura 6.
- Nelle figure da 8 a 11 sono mostrati andamenti temporali e spettrali di segnali acquisiti dal circuito di figura 7 a diverse velocità di fluido.
- Nelle figure da 12 a 14 sono mostrati andamenti spettrali di segnali acquisiti dal circuito di figura 7 al variare dell’angolo d’incidenza α rispetto alla normale al bersaglio.
- In figura 15 è mostrata una curva di regressione per α = 25°.
- In figura 16 è mostrata una curva della frequenza f0della funzione di regressione.
- In figura 17 è mostrata una curva di regressione per α = 25° e velocità del fluido di 17.5 cm/s.
- In figura 18 è mostrata una curva di taratura α = 25°.
DESCRIZIONE DETTAGLIATA
Il sistema di misurazione sfrutta il principio Doppler nel campo delle onde elettromagnetiche nello spettro del visibile e vicino infrarosso in particolare impiegando una sorgente Laser nel campo da 400 a 1500 nm.
In figura 6 è mostrata una sorgente laser 60 che comprende una cavità laser 40 per la generazione di onde elettromagnetiche coerenti; la sorgente 60 emette un fascio laser 41 verso un bersaglio (fluido 50 in movimento in un condotto 48) e viene riflesso secondo un fascio 45. Questa configurazione realizza un interferometro a retroiniezione che permette la misura dello spostamento Doppler della radiazione retrodiffusa, che si traduce in un segnale ottico con frequenza proporzionale alla velocità del fluido Vf.
Più dettagliatamente, la sorgente laser 60 emette un fascio laser 41 verso un sistema dotato di mezzi di elaborazione del fascio laser che comprendono due lenti, di cui la prima lente 42 è un collimatore che raccoglie gran parte della potenza emessa dalla sorgente laser 60, e la seconda lente 44 è un focalizzatore che permette una migliore focalizzazione del fascio laser 41 sul fluido 50 in movimento.
La scelta della due lenti è volta a massimizzare la potenza retrodiffusa verso la cavità laser 40 e consente una notevole riduzione dei costi delle singole ottiche (due semplici lenti plastiche utilizzate tipicamente per collimare diodi laser).
In una preferita forma di realizzazione, la prima lente 42 è un collimatore con focale di 8 mm, che raccoglie gran parte della potenza emessa dal laser 60, senza necessità di una elevata apertura numerica (che sarebbe invece richiesta per una sola lente focalizzatrice) e genera un fascio collimato del diametro di circa 3 mm.
La focale della seconda lente 44, invece, è scelta in funzione del condotto utilizzato. La soluzione ottimale è pari a 8 mm, uguale alla lente 42, in quanto consente una buona focalizzazione del fascio laser all’interno del fluido. In caso di condotti con diametri maggiori di 1 cm è possibile utilizzare focali maggiori, che consentono di portare il fuoco del fascio più all’interno del condotto stesso. Ad esempio è stato verificato il funzionamento con una focale di 18 mm, che induce un ingrandimento geometrico del diametro del fascio (beam waist) all’incirca di un fattore 2, ottenendo ancora buoni segnali per la maggior parte dei fluidi utilizzabili. La distanza tra le due lenti resta un grado di libertà del progetto meccanico; in un’ipotesi realizzativa è pari a circa 3 cm.
La scelta della sorgente laser, invece, è stata effettuata attraverso diverse prove con parecchie sorgenti, basandosi sull’esperienza al fine di selezionare le tipologie a basso costo e facilmente reperibili.
Vantaggiosamente, secondo l’invenzione, il fascio laser 41 incide sul fluido 50 con un angolo di incidenza α rispetto alla normale al condotto 48.
L’angolo α è di ampiezza compresa nell’intervallo 10°<α<40°, l’ampiezza preferita essendo 30°.
Il fascio 41 viene riflesso dal fluido 50 verso la cavità laser 40 lungo un fascio riflesso 45 generando in tale cavità, e con il fascio 41 emesso in origine, interferenza costruttiva o distruttiva a seconda della fase del fascio retroiniettato.
Il segnale d’interferenza generato viene rilevato dal fotodiodo di monitor 46 ed elaborato da un apposito circuito elettronico di elaborazione e controllo 100, mostrato nelle sue linee generali in figura 7.In linea generale, il circuito 100 riceve in ingresso una corrente IDMgenerata dal fotodiodo di monitor 46 e genera in uscita una corrente IDMLretra bassa frequenza in retroazione al laser 60 ed un segnale VHdi velocità del fluido.
Più in dettaglio, il circuito 100 misura la corrente IDMgenerata dal fotodiodo di monitor 46 e la utilizza per due scopi:
- una componente continua e a bassa frequenza IDMLè discriminata da un filtro passa basso 52 (che lascia passare, ad esempio, le frequenze inferiori 1 kHz) e viene utilizzata da un circuito integrato 53 per il controllo della potenza media emessa dal laser 60, attraverso la variazione della sua corrente di alimentazione. Il circuito integrato 53 genera una corrente di alimentazione IDMLretrin retroazione al laser 60 in modo tale da mantenere la componente continua della corrente del fotodiodo di monitor 46 uguale ad una costante, impostabile tramite un potenziometro 56.
La componente IDMHad alta frequenza della corrente IDM, discriminata da un filtro passa alto 54 (che lascia passare, ad esempio, le frequenze superiori a 1 kHz), viene trasformata in una tensione Vout tramite un amplificatore a trans-impedenza 55. Dal segnale di uscita Vout, elaborato da una successiva unità di elaborazione 57, si ricava il valore della velocità VHdel fluido in scorrimento nel condotto 50.
In particolare, l’unità di elaborazione 57 realizza una prima elaborazione del segnale Vout , attraverso una trasformazione di Fourier veloce (FFT), ottenendo una frequenza f(Vout) proporzionale alla velocità misurata Vmche è la componente della velocità del fluido Vflungo la direzione del fascio laser.
Essendo Vm= V<f>×sin(α) (1.5),
La frequenza f (Vout) vale esattamente
f (Vout) = Vf×sin(α) ×2/λ (1.6)
dove λ è la lunghezza d’onda del laser.
Dato che la velocità del fluido non è uniforme all’interno della sezione del condotto, il segnale Vout ottenuto dalle (1.5) e (1.6) esibisce uno spettro in frequenza f(Vout) continuo, che contiene l’informazione della distribuzione della velocità Vfnella porzione di condotto illuminata dal fascio laser.
La seconda elaborazione realizzata dall’unità di elaborazione 57 è di tipo numerico e consente di ricavare la velocità media VHdel fluido a partire dallo spettro in frequenza f(Vout) del segnale Vout, detta frequenza essendo, come già detto, proporzionale alla velocità del fluido.
Nella successiva sezione dedicata alle prove sperimentali verrà descritta questa elaborazione numerica.
Il circuito 100 è predisposto per un’alimentazione singola, è inoltre particolarmente versatile è presenta numerosi vantaggi realizzativi:
- può essere utilizzato per alimentare qualsiasi tipo di laser a semiconduttore con correnti fino a 75 mA;
- il circuito a transimpedenza di lettura può essere connesso senza problemi a qualsiasi fotodiodo di monitor, essendo progettato in modo da offrire un’ottima stabilità per i valori tipici di capacità in gioco, cioè 20 pF, ma essendo ben stabile anche per valori superiori a 50 pF di capacità del fotodiodo di monitor;
- l’inserimento di un diverso diodo laser (sorgente laser) è molto semplice in quanto la procedura è rapida e facile da implementare.
Infatti, attraverso il potenziometro 56 multigiro è possibile regolare la potenza continua P1 emessa dal laser. In caso di sostituzione del laser (o di cambio di modello) è sufficiente una banale procedura di calibrazione della corrente di alimentazione, regolabile tramite tale potenziometro 56, per ottenere il corretto funzionamento.
Più nello specifico, sostituendo la sorgente laser 60, funzionante con corrente (IDM), con una nuova sorgente laser 70, funzionante con corrente (IDM1), è sufficientecalibrare la corrente IDMLretrin retroazione alla nuova sorgente laser (70), tramite azionamento di detto potenziometro (56) agente su detto circuito integrato (53), in modo da regolare la corrente in ingresso alla nuova sorgente.
In una forma di realizzazione preferita, il circuito è stato caratterizzato con il laser QL78J6SA e ha fornito una banda di misura a -3 dB di circa 1 MHz, con i valori dei componenti passivi impiegati: è stata utilizzata una transresistenza pari a 100 kΩ, sufficiente a fornire segnali misurabili da una successiva elettronica di elaborazione, ad esempio quella dell’unità di elaborazione 57.
Per effettuare un’ottimale misura della Vfè preferibile che il condotto 48 sia trasparente e che il fluido 50 stesso presenti una sufficiente trasparenza, per poter focalizzare i raggi laser a diverse profondità all’interno del fluido. E’ inoltre preferibile che, all’interno del fluido 50 siano presenti in sospensione particelle diffondenti o fotoluminescenti, che riflettano o producano luce se illuminate dal fascio laser 41.
La portata del fluido, cioè la quantità di fluido che attraversa una sezione di area A nell’unità di tempo si ricava con la nota equazione
Q = Vf* A
Dove con A si indica l’area della sezione del condotto 48 attraversata dal fluido e Vfè stata ricavata come spiegato in precedenza.
PROVE SPERIMENTALI
Si sono eseguite misure sia su di un fluido a base acquosa con aggiunta di particelle scatteranti che su sangue.
I fluidi sono stati posti in movimento a velocità controllata, a mezzo di una pompa di tipo peristaltico o centrifugo, all’interno di tubi di plastica trasparenti aventi diametro interno variabile da 2 mm a 12,5 mm.
La velocità media VHdel fluido è stata ricavata come la portata divisa per la sezione del tubo.
La pompe impiegate hanno fornito una portata che poteva essere variata da zero fino a 8000 ml/min.
Nelle figure che seguono sono portati i risultati ottenuti con portate di 450 ml/min in tubi di 4,3 mm di diametri, che corrispondono a circa 45 cm/s di velocità media VHdel fluido.
Il segnale in uscita dal circuito a transimpedenza è stato acquisito con un oscilloscopio digitale (banda 500 MHz), su cui è stato calcolato lo spettro tramite trasformata di Fourier veloce (FFT), poi mediato su 10 tracce.
Le figure dalla 8 alla 11 riportano una serie di acquisizioni al variare della velocità media VHdel fluido, stimata a partire dalla portata misurata, effettuate con inclinazione del fascio laser α= 25°.
Il segnale nel tempo (20 mV/div, 50 µs/div) è indicato nelle figure con “Signal”, mentre con “Spectrum” è rappresentato il suo spettro mediato, fino a una banda di 1.25 MHz (5 dB/div).
Si può notare che all’aumentare della velocità media VHdel fluido, cioè osservando in sequenza le figure 8 (a fluido fermo), 9 (con fluido in movimento a 11 cm/s), 10 (con fluido in movimento a 21 cm/s) e 11 (con fluido in movimento a 45 cm/s), il segnale acquisisce componenti in frequenza sempre più alte, come si può vedere sia dallo spettro di potenza sia dalla semplice visualizzazione della traccia nel tempo. La riproducibilità di questo tipo di fenomeno rende possibile la misura ottica in tempo reale di portata.
Modificando l’angolo d’incidenza della luce laser sul condotto si è potuto caratterizzare il fenomeno e gli spettri del segnale ottenuto con angoli α di 10°, 20° e 40°, sono mostrati rispettivamente nelle figure 12, 13 e 14 in cui le velocità considerate sono riferite agli spettri con identificativi numerici tra parentesi quadre da [1] a [7].
All’aumentare dell’angolo di inclinazione α le frequenze aumentano (come previsto dalla teoria) come sin (α), mentre le ampiezze dei segnali tendono a diminuire, perché diminuisce la potenza retrodiffusa nella direzione del laser.
Un buon compromesso per le velocità misurate sembra essere un angolo tra i 25° e i 30°. Se si dovessero misurare velocità nettamente superiori, la scelta ricadrebbe su angoli più piccoli (ad esempio 10°), che permetterebbero di mantenere limitata la banda dell’elettronica. Per tali angoli il segnale supera di circa 30 dB il fondo di rumore, permettendo un’agevole elaborazione sia analogica che digitale.
Una volta ottenuto lo spettro del segnale in uscita dal circuito a transimpedenza, esistono più tecniche di analisi dei dati spettrali così ottenuti, per risalire alla misura del flusso.
Una prima analisi considera , ad esempio, la distribuzione in potenza F(f) dello spettro f(Vout) del segnale Vout acquisito dall’unità di elaborazione 57, da cui si evince un comportamento simile ad una funzione “passa
come si può notare dalla figura 15, in cui sono riportate le 3 misure effettuate per α = 25°, in corrispondenza a 11 m/s, 31.5 m/s e 45 m/s, insieme con le corrispondenti curve di regressione F ai minimi quadrati, ottenute considerando un fondo di rumore costante; questa ipotesi è ben confermata dall’evidenza sperimentale.
Un metodo per l’elaborazione dei dati consiste nel ricavare la frequenza di taglio f0della curva di regressione. Tale frequenza f0risulta proporzionale alla velocità del fluido.
In Fig. 16 si riportano le frequenze di taglio ricavate per le misure con α=25°, che dimostrano infatti una dipendenza piuttosto lineare di f0con la velocità media VHdel fluido.
Questo primo metodo di elaborazione è abbastanza complesso richiedendo una minimizzazione ricorsiva della distanza “ai minimi quadrati”, per ricavare la curva di regressione; inoltre la tecnica ai minimi quadrati è estremamente sensibile alle variazioni della parte a bassissima frequenza del segnale, dove l’ampiezza è massima, tanto che un disturbo o una fluttuazione del segnale in questa zona porta a una notevole imprecisione. Riportiamo in Fig.17 una misura a α=25°, indicata come pallino vuoto nel grafico di Fig. 16, perché palesemente scorretta a causa delle vibrazioni del tubo che hanno indotto un forte segnale a bassa frequenza, che ha ingannato la tecnica di regressione ai minimi quadrati, facendo sottostimare la frequenza di taglio.
Una seconda analisi considera lo spettro in frequenza f(Vout) del segnale Vout come una funzione di densità di probabilità (PDF) della velocità delle particelle in sospensione nel fluido superando gli inconvenienti presentati nella prima analisi.
Tale analisi è derivata dall’interpretazione fisica del fenomeno di retrodiffusione: ogni particella retrodiffonde in cavità laser un campo elettrico che produce una frequenza di battimento doppler proporzionale alla sua velocità; inoltre il contributo di ogni particella si può considerare scorrelato dagli altri (per cui si somma in potenza). Per cui il valor medio si può ricavare come valore atteso dalla PDF p(x):
x dx
Nel caso n questione la frequenza media si calcola come :
0
Dove S(f) è il vettore che rappresenta lo spettro in potenza del segnale (modulo quadro del vettore ottenuto dall’operazione di FFT). La frequenza f ottenuta risulta proporzionale alla velocità media VHdel fluido.
Tramite questo algoritmo di elaborazione, estremamente semplice in quanto richiede solo due somme, si ottiene la curva di taratura riportata in figura 18, in cui sono presenti tutti i punti di misura effettuati per α = 25°.
In realtà la distribuzione di potenza in frequenza non rappresenta esattamente la distribuzione di velocità delle particelle nel fluido, in quanto il contributo di ogni particella nel sistema di misura viene pesato dalla potenza che retrodiffonde in cavità.
Oltre ad una distribuzione stocastica dei contributi, che per grandi numeri di particelle porterebbe ad un valor medio corretto, è necessario tenere in considerazione le differenti attenuazioni che subiscono le riflessioni provenienti da porzioni più interne del tubo. Inoltre la posizione del fuoco del laser assume una importanza fondamentale, in quanto determina la posizione delle particelle che forniranno il maggior contributo.
Sperimentalmente si è visto che posizionare il fuoco esattamente sul bordo del flusso fornisce il massimo segnale, però alle basse frequenze, in quanto la massima illuminazione si ha sulle particelle vicine ai bordi del tubo che viaggiano alle minori velocità: in questo modo si ha una minore sensibilità sulle velocità più alte.
La soluzione ottimale per la posizione del fuoco si dimostrata essere a circa 2-3 mm all’interno del flusso.
In questo modo il segnale non subisce una forte attenuazione rispetto al caso massimo (circa -3 dB), però si ottiene molto più segnale alle alte frequenze (che contiene l’informazione sulla velocità).
Le misure presentate in Fig. 12,13 e 14 sono state effettuate in questa condizione. In conclusione, per ottenere l’esatta misura della velocità media del fluido, sarebbe necessario pesare le singole componenti in frequenza per l’inverso dell’attenuazione subita; si è però dimostrato sperimentalmente che è sufficiente un fattore di peso costante (una taratura del sistema) per fornire una curva di misura monotona e con una buona linearità (vedi Fig. 18), che può essere facilmente utilizzata per effettuare la misura di portata.

Claims (24)

  1. RIVENDICAZIONI 1. Metodo di misurazione della velocità (VH) di un fluido sanguigno extracorporeo o infusionale (50) tramite interferometria a retroiniezione comprendente le fasi di: - (a) emissione di un primo fascio di luce laser (41), dalla cavità laser (40) di una sorgente laser a semiconduttore (60); - (b) elaborazione ottica di detto primo fascio laser (41) da parte di mezzi di elaborazione (42, 44); - (c) incidenza di detto primo fascio laser elaborato (41) su detto fluido (50) secondo un angolo (α) rispetto alla normale del condotto (48) in cui scorre detto fluido (50), tale che 10°< (α) < 40°, detto angolo d’incidenza (α) essendo atto a consentire la massimizzazione della potenza retrodiffusa verso detta cavità laser (40); - (d) riflessione di un secondo fascio laser (45) da parte di detto fluido (50) e conseguente generazione di interferenza con detto primo fascio laser (41) in detta cavità laser (40); - (e) rilevazione del segnale d’interferenza da parte di un fotodiodo di monitor (46). - (f) elaborazione, tramite un circuito elettronico di elaborazione e controllo (100), di detto segnale d’interferenza rilevato.
  2. 2. Metodo di misurazione secondo la rivendicazione 1 in cui detto angolo d’incidenza rispetto alla normale al condotto è α=30°.
  3. 3. Metodo di misurazione secondo le rivendicazioni 1 o 2 in cui detta fase (b) di elaborazione ottica comprende una prima fase (b1) di collimazione di detto primo fascio laser (41) da parte di una prima lente (42);
  4. 4. Metodo di misurazione secondo le rivendicazioni 1 o 2 in cui detta fase (b) di elaborazione ottica comprende una seconda fase (b2) di focalizzazione, da parte di una seconda lente (44), di detto primo fascio laser (41) collimato, verso detto condotto (48) percorso da detto fluido (50).
  5. 5. Metodo di misurazione secondo una qualsiasi delle rivendicazioni precedenti in cui detto circuito (100) riceve in ingresso una corrente (IDM) generata da detto fotodiodo di monitor (46).
  6. 6. Metodo di misurazione secondo la rivendicazione 5 in cui una componente continua ed a bassa frequenza (IDML) di detta corrente (IDM) è discriminata da un filtro passa basso (52), per la generazione di una corrente continua IDMLretratta a retroazionare detta sorgente laser (60), ed una componente ad alta frequenza (IDMH) di detta corrente (IDM) è discriminata da un filtro passa alto (54) in ingresso ad un amplificatore a transimpedenza (55) per la generazione di una corrispondente tensione in uscita (VOUT) il cui spettro (f(VOUT)) è proporzionale ad una velocità (Vm) misurata di detto fluido (50).
  7. 7. Metodo di misurazione secondo la rivendicazione 5 in cui la velocità misurata (Vm) del fluido (50) e la velocità (Vf) del fluido nella porzione di condotto illuminata dal fascio laser sono legate dalla relazione Vm= V<f>×sin(α) e Vm è legata a detta tensione (VOUT) dalla relazione f(VOUT) = Vm×2/λ, dove (λ) è la lunghezza d’onda del laser (60).
  8. 8. Metodo di misurazione secondo le rivendicazioni 6 e 7 in cui detta frequenza (f(VOUT)) è ricavata tramite una trasformata di Fourier veloce (FFT) realizzata da un’unità di elaborazione (57)
  9. 9. Metodo di misurazione secondo una qualsiasi delle rivendicazioni precedenti in cui detta misura (VH) è ricavata per elaborazione numerica da detta unità di elaborazione (57) a partire da detto spettro di frequenza (f (VOUT)), la frequenza essendo proporzionale a detta misura di velocità (VH).
  10. 10. Metodo di misurazione secondo la rivendicazione precedente in cui in detta elaborazione numerica la distribuzione in potenza F(f) dello spettro f(Vout) del segnale Vout è assimilata alla funzione “passa basso”:
    in cui la frequenza f 0 è proporzionale a detta misura di velocità VH.
  11. 11. Metodo di misurazione secondo la rivendicazione 9 in cui in detta elaborazione numerica lo spettro in frequenza f(Vout) del segnale Vout è considerato come una funzione di densità di probabilità (PDF) della velocità (VH) delle particelle in sospensione nel fluido, tale che la frequenza media, proporzionale a detta velocità VH, si ottiene come
  12. 12. Apparecchiatura di mi∫f f surazione della velocità (VH) di un fluido sanguigno extracorporeo o infusionale per l’attuazione del metodo delle rivendicazioni da 1 a 11 comprendente - una sorgente laser a semiconduttore (60), atta ad emettere un primo fascio laser (41), e comprendente una cavità laser (40),; - mezzi di elaborazione ottica (42, 44) di detto primo fascio laser (41) emesso; - un fluido (50) in movimento in un condotto (48) sul quale incide detto primo fascio laser (41) successivamente all’elaborazione ad opera di detti mezzi di elaborazione (42, 44); -detto primo fascio laser (41) incidendo su detto fluido (50) in modo tale che detto primo fascio laser (41) e la normale a detto condotto (48) sottendano un angolo (α) tale che 10°< (α) <40°, atto a consentire la riflessione di detto primo fascio laser (41) lungo un secondo fascio laser (45) e conseguente generazione di un segnale d’interferenza con detto primo fascio laser (41) in detta cavità laser (40).
  13. 13. Apparecchiatura secondo la rivendicazione 12 in cui detto angolo d’incidenza (α) ha ampiezza tale che α= 30°.
  14. 14. Apparecchiatura secondo una qualsiasi delle rivendicazioni da 12 a 13 in cui detti mezzi di elaborazione (42, 44) comprendono una prima lente (42) per la collimazione di detto primo fascio laser (41), proveniente da detta sorgente laser (60).
  15. 15. Apparecchiatura secondo una qualsiasi delle rivendicazioni da 12 a 13 in cui detti mezzi di elaborazione (42, 44) comprendono una seconda lente (44) per la focalizzazione di detto primo fascio laser (41) collimato, proveniente da detta prima lente (42), su detto fluido (50).
  16. 16. Apparecchiatura secondo una qualsiasi delle rivendicazioni da 12 a 15 in cui detta sorgente laser (60) comprende ulteriormente un fotodiodo di monitor (46) per la rilevazione di detto segnale d’interferenza.
  17. 17. Apparecchiatura secondo la rivendicazione 16 comprendente ulteriormente un circuito elettronico di elaborazione e controllo (100) per l’elaborazione di detto segnale d’interferenza rilevato.
  18. 18. Apparecchiatura secondo la rivendicazione 17 in cui detto circuito (100) comprende - un filtro passa basso (52) atto a ricevere in ingresso una corrente (IDM) in uscita da detto fotodiodo di monitor (46) per tagliarne le alte frequenze in modo da generare una corrente di bassa frequenza (IDML); - un filtro passa alto (52) atto a ricevere in ingresso una corrente (IDM) in uscita da detto fotodiodo di monitor (46) per tagliarne le basse frequenze in modo da generare una corrente di alta frequenza (IDMH).
  19. 19. Apparecchiatura secondo la rivendicazione 18 in cui detto circuito (100) comprende un circuito integrato (53) atto a ricevere, in ingresso, detta corrente (IDM) a bassa frequenza e a generare, in uscita, una corrente (IDMLretr) a bassa frequenza in retroazione alla sorgente laser (60).
  20. 20. Apparecchiatura secondo la rivendicazione 19 in cui detto circuito (100) comprende un potenziometro (56) atto ad agire su detto circuito integrato (53) per regolare detta corrente (IDMLretr) di retroazione a detta sorgente laser (60).
  21. 21. Apparecchiatura secondo una qualsiasi delle rivendicazioni da 17 a 20 in cui detto circuito (100) comprende ulteriormente un amplificatore a trans-impedenza (55) atto a ricevere in ingresso detta componente ad alta frequenza (IDMH) di detta corrente (IDM) ed a generare una tensione in uscita (VOUT).
  22. 22. Apparecchiatura secondo la rivendicazione 21 in cui detto circuito (100) comprende un’unità di elaborazione (57) atta a realizzare un’elaborazione di segnale, tramite FFT, su detta tensione (VOUT) generando, quindi, uno spettro di frequenza f(VOUT).
  23. 23. Apparecchiatura secondo la rivendicazione 22 in cui detta unità di elaborazione (57) è atta a realizzare un’elaborazione numerica di detto spettro di frequenza f(VOUT), per ottenere un valore della velocità del fluido (VH).
  24. 24. Metodo di sostituzione della sorgente laser (60) funzionante con corrente (IDM) con una nuova sorgente laser (70) funzionante con corrente (IDM1),nell’apparecchiatura delle rivendicazioni da 12 a 23 per l’attuazione del metodo delle rivendicazioni da 1 a 11, comprendente le fasi di: - rimuovere detta sorgente laser (60) - inserire detta nuova sorgente laser (70) caratterizzato dal fatto di comprendere la fase di - calibrare detta corrente (IDMLretr) in retroazione a detta nuova sorgente laser (70) tramite azionamento di detto potenziometro (56) agente su detto circuito integrato (53) in modo da regolare la corrente in ingresso alla sorgente in modo che cambi dal vecchio valore (IDM) al nuovo valore (IDM1).
IT000400A 2009-03-16 2009-03-16 Metodo di misurazione della velocita' di un fluido e relativa apparecchiatura. ITMI20090400A1 (it)

Priority Applications (6)

Application Number Priority Date Filing Date Title
IT000400A ITMI20090400A1 (it) 2009-03-16 2009-03-16 Metodo di misurazione della velocita' di un fluido e relativa apparecchiatura.
US13/256,535 US20120004865A1 (en) 2009-03-16 2010-03-15 Method for measuring a fluid velocity and related apparatus
EP10716059A EP2419745A1 (en) 2009-03-16 2010-03-15 Method for measuring a fluid velocity and related apparatus
CN2010800121650A CN102356322A (zh) 2009-03-16 2010-03-15 用于测量流体速度的方法及相关设备
PCT/IB2010/051099 WO2010106479A1 (en) 2009-03-16 2010-03-15 Method for measuring a fluid velocity and related apparatus
JP2012500348A JP2012520720A (ja) 2009-03-16 2010-03-15 流体速度を計測する方法および関連する装置

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
IT000400A ITMI20090400A1 (it) 2009-03-16 2009-03-16 Metodo di misurazione della velocita' di un fluido e relativa apparecchiatura.

Publications (1)

Publication Number Publication Date
ITMI20090400A1 true ITMI20090400A1 (it) 2010-09-17

Family

ID=41396386

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
IT000400A ITMI20090400A1 (it) 2009-03-16 2009-03-16 Metodo di misurazione della velocita' di un fluido e relativa apparecchiatura.

Country Status (6)

Country Link
US (1) US20120004865A1 (it)
EP (1) EP2419745A1 (it)
JP (1) JP2012520720A (it)
CN (1) CN102356322A (it)
IT (1) ITMI20090400A1 (it)
WO (1) WO2010106479A1 (it)

Families Citing this family (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9091573B2 (en) * 2011-06-01 2015-07-28 Koninklijke Philips N.V. Determining a flow characteristic of an object being movable in an element
CN103479332B (zh) * 2013-09-03 2015-03-11 河海大学 一种动静脉内瘘脉动测试系统
EP3045876B1 (en) * 2013-09-09 2020-01-08 Pioneer Corporation Flow rate detection apparatus and flow rate detection method
WO2015127661A1 (zh) * 2014-02-28 2015-09-03 深圳市斯尔顿科技有限公司 一种血液流速的测量装置及方法
CN104133366A (zh) * 2014-08-25 2014-11-05 宁波贝思转化医学研究中心有限公司 一种具有智能健康监测报警系统的手表装置及方法
CA2977246C (en) * 2015-02-25 2019-08-27 Robert Schneider Handheld apparatus for vaporization of plant-based or synthetic compounds by laser
KR102265503B1 (ko) * 2015-05-14 2021-06-16 엠더블유엠 쉬미어안라겐 에스.알.엘. 전자 제어 및 조절에 의해 연속 유동의 공기 오일 최소 윤활을 위한 방법 및 시스템
RU2717751C2 (ru) * 2015-07-30 2020-03-25 Конинклейке Филипс Н.В. Лазерный датчик для обнаружения нескольких параметров
JP6614608B2 (ja) * 2015-12-24 2019-12-04 パイオニア株式会社 流体評価装置及び方法、コンピュータプログラム並びに記録媒体
ITUA20162029A1 (it) * 2016-03-25 2017-09-25 Mwm Schmieranlagen S R L Procedimento e sistema di controllo per la lubrificazione nebulizzata con misura istantanea del flusso di lubrificante
US20190146065A1 (en) * 2016-05-19 2019-05-16 Koninklijke Philips N.V. Compact laser sensor
US9991875B2 (en) * 2016-08-12 2018-06-05 Qualcomm Incorporated Reconfigurable radio frequency (RF) bandstop/intermediate frequency (IF) bandpass filter
EP3686564B1 (en) * 2017-09-21 2023-08-09 Air Water Biodesign Inc. Optical measurement device, optical measurement method, computer program, and recording medium
IT201800003956A1 (it) * 2018-03-26 2019-09-26 F Lab S R L Metodo e apparato per la misura delle proprietà di un liquido.
CN112285729A (zh) * 2019-07-23 2021-01-29 宁波飞芯电子科技有限公司 一种测速方法及其装置
DE102020123945B4 (de) * 2020-09-15 2023-09-07 Krohne Messtechnik Gmbh Verfahren zum Betreiben eines magnetisch-induktiven Durchflussmessgeräts und entsprechendes magnetisch-induktives Durchflussmessgerät
US20220193319A1 (en) * 2020-12-18 2022-06-23 Fluid-O-Tech S.R.L. Blood filtering device, particularly for hemodialysis and/or haemofiltration apparatuses
US20230003564A1 (en) * 2021-07-01 2023-01-05 Fenwal, Inc. Optical Device And Method For Measuring Flow Rate
CN114469044A (zh) * 2021-12-27 2022-05-13 智普测医疗科技(成都)有限公司 一种可测量注射量的心排量测量系统及注射量测量装置
CN115487328B (zh) * 2022-08-02 2024-03-12 郑州大学 基于声驻波原理的usp激光灭活装置搅拌系统

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2004077067A1 (en) * 2003-02-26 2004-09-10 Bae Systems Plc Gas velocity sensor
WO2006085278A2 (en) * 2005-02-10 2006-08-17 Koninklijke Philips Electronics N.V. Optical blood flow sensor using self-mixing doppler effect

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0697561A (ja) * 1992-09-14 1994-04-08 Hitachi Cable Ltd 導波路型双方向伝送モジュールの光出力安定化方式
US5685989A (en) * 1994-09-16 1997-11-11 Transonic Systems, Inc. Method and apparatus to measure blood flow and recirculation in hemodialysis shunts
US20040127800A1 (en) * 1995-07-06 2004-07-01 Kimball Victor E. Device for assessing perfusion failure in a patient by measurement of blood flow
JPH10290791A (ja) * 1997-04-18 1998-11-04 Advance Co Ltd レーザー血流計
JP3800911B2 (ja) * 2000-03-13 2006-07-26 スズキ株式会社 波形解析装置
EP1331964B1 (en) * 2000-10-12 2008-12-31 Renal Solutions, Inc. Device for body fluid flow control in extracorporeal fluid treatments
JP2008541823A (ja) * 2005-05-24 2008-11-27 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ グルコース・センサー
JP2009050498A (ja) * 2007-08-28 2009-03-12 Shigeru Ota 血流測定装置

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2004077067A1 (en) * 2003-02-26 2004-09-10 Bae Systems Plc Gas velocity sensor
WO2006085278A2 (en) * 2005-02-10 2006-08-17 Koninklijke Philips Electronics N.V. Optical blood flow sensor using self-mixing doppler effect

Non-Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
MEIGAS K ET AL: "Simple coherence method for blood flow detection", PROCEEDINGS OF THE SPIE - THE INTERNATIONAL SOCIETY FOR OPTICAL ENGINEERING, SPIE, US, vol. 3915, 1 January 2000 (2000-01-01), pages 112 - 120, XP002391512, ISSN: 0277-786X *
OZDEMIR S K ET AL: "Noninvasive blood flow measurement using speckle signals from a self-mixing laser diode: in vitro and in vivo experiments", OPTICAL ENGINEERING, SOC. OF PHOTO-OPTICAL INSTRUMENTATION ENGINEERS, BELLINGHAM, vol. 39, no. 9, 1 September 2000 (2000-09-01), pages 2574 - 2580, XP002391510, ISSN: 0091-3286 *
SCALISE L ET AL: "Self-mixing feedback in a laser diode for intra-arterial optical blood velocimetry", 1 September 2001, APPLIED OPTICS, OSA, OPTICAL SOCIETY OF AMERICA, WASHINGTON, DC, PAGE(S) 4608 - 4615, ISSN: 0003-6935, XP002197238 *
SILVANO DONATI ET AL: "A PC-Interfaced, Compact Laser-Diode Feedback Interferometer for Displacement Measurements", IEEE TRANSACTIONS ON INSTRUMENTATION AND MEASUREMENT, IEEE SERVICE CENTER, PISCATAWAY, NJ, US, vol. 45, no. 6, 1 December 1996 (1996-12-01), XP011024117, ISSN: 0018-9456 *

Also Published As

Publication number Publication date
EP2419745A1 (en) 2012-02-22
WO2010106479A1 (en) 2010-09-23
US20120004865A1 (en) 2012-01-05
JP2012520720A (ja) 2012-09-10
CN102356322A (zh) 2012-02-15

Similar Documents

Publication Publication Date Title
ITMI20090400A1 (it) Metodo di misurazione della velocita&#39; di un fluido e relativa apparecchiatura.
Perrone et al. A low-cost optical sensor for noncontact vibration measurements
Zhao et al. Novel optical fiber sensor for simultaneous measurement of temperature and salinity
CN101246026B (zh) 光传感器询问系统的方法和设备
CN103712575B (zh) 光学的弯曲曲率测试方法及传感器
CN106645793B (zh) 一种基于聚合物光波导的流速传感器
JP2000028406A (ja) 渦流センサ
CN109297581A (zh) 一种用于补偿相位敏感光时域反射计中频率漂移的二次相位差分测量方法
US7515275B2 (en) Optical apparatus and method for distance measuring
EP2936099B1 (en) Mechanical resonator sensor
Garg et al. Quantitative schlieren measurements of coherent structures in a cavity shear layer
CN109945965A (zh) 光纤efpi超声波传感器用支撑梁臂式敏感膜片
CN107782696A (zh) 利用拉锥光纤测量分布式液体折射率的传感系统及方法
US3476483A (en) Motion measuring apparatus
WO2012170275A1 (en) Coupled multi-wavelength confocal systems for distance measurements
CN108956534A (zh) 一种基于开放腔法珀干涉仪的折射率测量方法
Battista et al. Preliminary evaluation of a fiber-optic sensor for flow measurements in pulmonary ventilators
CN108775974A (zh) 基于多纵模自混合效应的传感测量装置及方法
Dib et al. A broadband amplitude-modulated fibre optic vibrometer with nanometric accuracy
US20090302242A1 (en) Optical coupled sensors for harsh environments
CN108709717B (zh) 一种利用大振幅激光自混合振动信号测量多纵模激光器谐振腔fsr的装置及方法
CN110186500A (zh) 一种采用绝对法的非平衡光纤干涉仪臂长差测量装置及测量方法
Pesatori et al. Optical Instrument for Thickness Measurement
RU2515339C2 (ru) Способ измерения линейных перемещений
RU81323U1 (ru) Совмещенный волоконно-оптический датчик давления и температуры