JP2012520720A - 流体速度を計測する方法および関連する装置 - Google Patents

Abstract

逆入射干渉法を用いて体外血液流体または注入流体の平均速度（Ｖ_H）を計測する方法は、半導体レーザ源（６０）のレーザ共振器（４０）から第１のレーザ光ビーム（４１）を放射するステップと、流体（５０）によって第２のレーザビーム（４５）を反射させ、レーザ共振器（４０）内で第１のレーザビーム（４１）との干渉を結果的にもたらすステップと、監視用ダイオード（４６）によって干渉信号を検出するステップと、電子処理および制御回路（１００）を用いて検出された干渉信号を処理するステップとを含む。本発明は、説明された方法を実施する装置（６２）、および前記装置を含む体外回路（５８）も含む。本発明は、前記装置内でレーザ源を交換する方法も含む。

Description

本発明は、流体、具体的には衛生分野で一般に使用される注入流体、または体外回路中の血流の速度を計測する方法に関し、続く説明は、本発明の図示を簡略化するために、もっぱら適用例の本領域を参照して提供される。

本発明は、さらに本方法を実施する装置に関する。

流体の速度の計測は、管内の流速などの他の重要な計測値を得るのに有用である。

音波の反射には温度および圧力、または電磁波の反射には電荷などの流体の複数の物理パラメータを使用する、動く部品のないセンサが、知られている。

試験される流体の無菌性に影響を及ぼすことなく計測を行う必要がある生物医学領域において、無菌化することができ、したがって連続的な各試験の後の交換の必要性に適合する低製造コストのセンサ、または流体と物理的に接触することなく計測を行うことを可能にする無侵襲タイプのセンサのいずれかを有する必要がある。

この特定の分野において、超音波センサ（音波の反射に基づく）および光センサ（電磁波の反射に基づく）が知られている。超音波センサは、流体の速度を計測するのに使用することができるが、以下の重大な欠点を有する。
−計測は、温度の変動によって影響を受けており、
−計測は、管の幾何学的寸法に依存し、
−一般に、超音波センサの製造コストは高い。

既知の光センサは、基本的に、以下の２つのタイプに分類することができる。
−流体の速度を計測するレーザドップラ流速計（図１）、
−標的の変位または振動を計測する半導体レーザ共振器（図５）。

図１を参照すれば、レーザ源は、単色光ビーム３を生成する。複屈折性の結晶材料によって形成されるプリズム５は、レーザビーム１を２系統にし、同一の波長を有する２つのビーム３ａ、３ｂを生成する。

レンズ９は、２つのレーザビーム３ａ、３ｂを集光させ、内部を流れる流体を有する管１３内の点１１にそれらのビームを集束させ、流体の速度が計測される。

２つのレーザビーム３ａ、３ｂが相互作用する点１１において、干渉縞１３、すなわち２つのレーザ光ビーム３ａおよび３ｂのそれぞれ弱め合う、および強め合う干渉による交互に明るい、および暗い帯が形成され、この現象は、図２に模式的に示される。

別途、図３は、２つのレーザビーム３ａ、３ｂが交わる点１１上に正確に集光され、レーザドップラ流速計内の光電子増倍管（図に示さず）によって検出される光強度Ｉの典型的な時間的な推移を示す。光電子増倍管は、粒子が強め合う干渉縞内を通るときはいつでも、光強度ピークを計測する。したがって、光電子増倍管による信号出力、すなわち電界強度Ｉは、前記図３に示されるように、定常的に存在する背景ノイズより上に一定の間隔でピークを有する。

ｄが、２つの強め合う干渉縞間の既知の距離を指すとき、これらのピークの周期は、次式によって表される。

ここで、ｕは、浮遊粒子、したがってその浮遊粒子を輸送する流体の速度を示す。その結果、ｄおよびΔτがわかるので、ｕを得ることができる。

光電子増倍管による信号出力のスペクトル分析（図４）は、以下の周波数でピークを示す。

この計測システムの重大な欠点は、流体の流れの方向を識別することができないことである。

したがって、図１に示されるように、レーザドップラ流速計内に２つのレーザビームの１つの径路に沿って、ブラッグセル７が導入される。

ブラッグセル７は、２つのレーザビーム３ａまたは３ｂの１つのみのレーザ放射の周波数で（通常４０ＭＨｚに等しい）シフトを引き起こす。これは、４０ＭＨｚに対応する干渉縞の変位を引き起こし、したがって、干渉領域内に静止する粒子は、光電子増倍管内に周波数４０ＭＨｚで光ピークを生成する。

流体、したがって浮遊粒子が運動中であるとき、いわゆるドップラ効果が起こり、粒子が干渉縞と同じ方向に運動するとき、単位時間当りのより少ない数の強め合う干渉領域が存在する。したがって、パルスの周波数は、次式よりも小さくなる。
ｆ＝ｆ₀−Δｆ （１．２）
他方、粒子の運動が干渉縞の動きと反対の方向に起これば、光電子増倍管に対する信号出力の周波数は、以下の式よりも大きくなる。
ｆ＝ｆ₀＋Δｆ （１．３）
ここで、両方の場合に、Δｆは、次式で表される正の量である。

したがって、ブラッグセルを加えれば、管内の流体の運動方向を推定することが可能になり、さらに流体が静止しているときでさえも、出力信号が得られる。

この計測システムの重大な欠点は、以下の通りである。
−主にブラッグセルおよびプリズムによって高コスト、
−システム構成要素の較正に必要な時間および資格のある人員、および
−構成要素の最適な動作に必要な一定の動作温度の必要性。

半導体レーザ共振器として知られている光センサは、コヒーレントな電磁波を生成するレーザ源を含み、レーザドップラ流速計よりも簡単な構造を有し、光センサは、光学素子を限定的に使用し、サイズは小型で低コストである。

これらのセンサは、逆入射干渉法（ｒｅｔｒｏｉｎｊｅｃｔｉｏｎ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｙ）（フィードバック干渉法または後方反射干渉法とも呼ばれる）を使用する。

そうした光センサは、図５に示され、レーザ共振器２３は、標的（管２５）の方向に光ビーム２２を放射し、このビームは、流体粒子によって部分的に反射され、ビームが放射されたレーザ共振器２３内に戻る光部分は、放射される光と相互作用（いわゆる自己混合）し、レーザ出力の変動をもたらす。

この出力変動は、通常、レーザ組立体２０の一体部分を形成し、管２５の反対の共振器の側に配置される光受信器３０を使用して検出される。

レーザは、一定の電流で動作させることができ、または、光受信器３０は、放射される出力を安定させるために使用することができ、レーザを駆動する電流のフィードバックによって作動する。

この点で、戻り光がレーザ共振器内に戻れば、戻り光がレーザそれ自体の内部の放射によってコヒーレントに混合されるので、干渉が計測される。

しかし、この技法は、標的（図内の管２５）の変位または振動のみを正確に検出することができるが、この標的は、入射レーザビームに対して正しい角度で配置する必要がある。

本発明の目的は、逆入射干渉法を使用し、構造的な利点およびこの技法の簡潔性を達成することができる、体外血流または注入流体の速度を計測する方法を提供することである。

本目的は、請求項１に記載される方法による流体の速度を計測する方法によって達成される。

さらに、本発明は、請求項１３に記載される装置によって、本方法を実施する装置に関する。

さらに、請求項２２に記載される方法によって、レーザ源を交換する方法に関する。

本発明は、以下の主な利点を達成する。
−流体の速度をより低コストで決定し、
−後方散乱する出力を最大化し、
−使用する半導体レーザのタイプに依存せず、
−レーザによって放射された連続的な出力の調整を可能にし、
−あらゆる監視用フォトダイオードによって動作し、および
−５０ｐＦを上回る監視用フォトダイオードの静電容量値に対しても回路が安定している。

本発明の特徴およびさらなる利点は、添付の図面を参照して以下に提供する、非限定的な例によって提供される発明の実施形態の例の説明から明らかになる。

先行技術によるレーザドップラ流速計の図である。 ２つのレーザビーム間の干渉の既知の図である。 図１による流速計内で検出されるパラメータの時間的な推移を示す図である。 図３による信号のスペクトル分析を示す図である。 先行技術による半導体レーザ共振器の図である。 本発明による、逆入射干渉法を使用する装置を示す図である。 図６による装置内に含まれる干渉信号を検出する回路を示す図である。 図７による回路によって取得されるある流体速度における信号の時間的およびスペクトル的な推移を示す図である。 図７による回路によって取得される別の流体速度における信号の時間的およびスペクトル的な推移を示す図である。 図７による回路によって取得されるさらに別の流体速度における信号の時間的およびスペクトル的な推移を示す図である。 図７による回路によって取得されるさらに別の流体速度における信号の時間的およびスペクトル的な推移を示す図である。 図７による回路によって標的に垂直な線に対してある入射角αで取得される信号のスペクトル帯を示す図である。 図７による回路によって標的に垂直な線に対して別の入射角αに変化させて取得される信号のスペクトル帯を示す図である。 図７による回路によって標的に垂直な線に対してさらに別の入射角αに変化させて取得される信号のスペクトル帯を示す図である。 α＝２５°における回帰曲線を示す図である。 回帰関数の周波数ｆ₀における曲線を示す図である。 α＝２５°における回帰曲線および１７．５ｃｍ／ｓに等しい流体の速度を示す図である。 α＝２５°における較正曲線を示す図である。 本発明による、逆入射干渉法を使用する装置を示す図である。 図１９による装置の動作を模式的に示す図である。 本発明による装置を含む体外回路を模式的に示す図である。 図７による回路によって取得される信号の３つの異なるスペクトル的な推移を模式的に示す図である。

本発明による方法は、逆入射干渉法によって、体外血液流体または注入流体５０の平均速度Ｖ_Hの計測を可能にする。一般的な実施形態によれば、本方法は、
（ａ）前記流体５０の流れを含む管４８を準備するステップであって、前記管５０は、患者への結合に適する体外回路５８の一部分である、ステップと、
（ｂ）半導体レーザ源６０のレーザ共振器４０から第１のレーザ光ビーム４１を放射するステップと、
（ｃ）前記第１のレーザビーム４１を方向付け、前記流体５０に当てるステップと、
（ｄ）前記流体５０によって第２のレーザビーム４５を反射させ、前記レーザ共振器４０内で前記第１のレーザビーム４１との干渉を結果的にもたらすステップと、
（ｅ）監視用ダイオード４６によって干渉信号を検出するステップと、
（ｆ）電子処理および制御回路１００を用いて前記検出された干渉信号を処理するステップとを含むことを特徴とする。

計測システムは、紫外、可視、および近赤外の範囲（ＵＶ〜ＮＩＲ）における電磁波の場において、具体的には２５０から１５００ｎｍの範囲のレーザ源を使用してドップラの原理を使用する。

図６は、コヒーレントな電磁波を生成するレーザ共振器４０を含むレーザ源６０を示し、発生源６０は、ビーム４５として反射される、標的（管４８内で運動する流体５０）に向かうレーザビーム４１を放射する。この構成は、後方散乱する放射のドップラ偏移の計測を可能にする逆入射干渉計を形成し、所与の点で流体の速度Ｖ_fに比例する周波数を有する光信号をもたらす。

より詳細には、レーザ源６０は、レーザビームを処理する手段を設けられるシステムに向かってレーザビーム４１を放射し、前記手段は、２つのレンズ、すなわち、レーザ源６０によって放射される出力の大部分を集める第１のコリメーションレンズ４２、およびレーザビーム４１の運動する流体５０上への集光を最適化する第２の集光レンズ４４を含む。

２つのレンズの選択は、レーザ共振器４０に向かって後方散乱する出力を最大化することが意図され、個々の光学システム（レーザダイオードをコリメートするのに通常、使用される２つの通常のプラスチックレンズ）のコストの大幅な削減をもたらす。

好ましい実施形態において、第１のレンズ４２は、（別途、単一の焦点レンズに要求される）高開口数を必要とせずにレーザ６０によって放射される出力の大部分を集め、約３ｍｍの直径を有するコリメートされたビームを生成する、８ｍｍの焦点距離を有するコリメーションレンズである。

別途、第２のレンズ４４の焦点距離は、使用される管に依存して選択される。最良の距離は、流体内のレーザビームの良好な集光を可能にするので、レンズ４２の距離と同じ８ｍｍである。１ｃｍを上回る直径を有する管の場合に、ビームの焦点を管自体のさらに内部に位置させる、より大きい焦点距離を使用することが可能である。例えば、１８ｍｍの焦点距離による動作が検証され、これは、ビーム直径または「ビームウエスト」の約２倍の幾何学的増加をもたらし、良好な信号は、使用することができる流体の大部分に関してさらに得られた。

２つのレンズ間の距離は、機械設計の自由度を構成し、考え得る実施形態において、その距離は、約３ｃｍに等しい。

他方、複数の発生源を使用して、様々な試験によって、レーザ源の選択を行い、実験結果は、低コストで広く利用できるモデルを選択するのに使用された。

有利には、本発明によれば、レーザビーム４１は、管４８に垂直な線に対して入射角αで流体５０に当る。

角度αは、１０°＜α＜４０°の範囲内の大きさを有し、好ましい大きさは、３０°である。

ビーム４１は、流体５０によって、反射されたビーム４５に沿ってレーザ共振器４０の方へ反射され、この共振器内に、逆入射ビームの位相に応じて最初に放射されたビーム４１との強め合う干渉または弱め合う干渉をもたらす。

もたらされた干渉信号は、監視用フォトダイオード４６によって検出され、専用の電子処理および制御回路１００によって処理され、その回路の基本的機能は、図７に示される。概略的には、回路１００は、監視用フォトダイオード４６によって生成された電流Ｉ_DMをその回路の入力部で受け取り、レーザ６０にフィードバックされる低周波数電流Ｉ_DMLretrおよび流体の平均速度に関する信号Ｖ_Hを出力する。

より詳細には、回路１００は、監視用フォトダイオードによって生成された電流Ｉ_DMを計測し、その電流を以下の２つの目的に使用する。

− 連続的な低周波数交番成分Ｉ_DMLは、ローパスフィルタ５２（例えば１ｋＨｚ未満の周波数を通過させる）によって識別され、集積回路５３の供給電流の変化を用いてレーザ６０によって放射される平均出力を制御するために、集積回路５３によって使用される。集積回路５３は、電位差計５６を用いて設定することができる定数に等しい監視用フォトダイオード４６の電流の連続的な成分を保持するために、レーザ６０にフィードバックされる供給電流Ｉ_DMLretrを生成する。

ハイパスフィルタ５４（例えば１ｋＨｚを上回る周波数を通過させる）によって識別される、電流Ｉ_DMの高周波数交番成分Ｉ_DMHは、インピーダンス変換増幅器５５を用いて電圧Ｖ_outに変換される。管５０内を流れる流体の平均速度Ｖ_Hの値は、続く処理ユニット５７によって処理される出力信号Ｖ_outから得られる。

具体的には、処理ユニット５７は、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）を用いて信号Ｖ_outの最初の処理を行い、レーザビームの方向に沿った所与の点における流体の速度Ｖ_fの成分である、計測された速度Ｖ_mに比例する周波数の重心

を得る。

Ｖ_m＝Ｖ_f×ｓｉｎ（α） （１．５）
となるので、

は、

と正確に表される。ここで、λは、レーザ波長である。

流体の速度は管断面内で均一でないので、（１．５）および（１．６）から得られる信号Ｖ_outは、レーザビームによって照射される管部分内の速度Ｖ_fの分布に関する情報を含む、連続的な周波数スペクトルＳを有する。

処理ユニット５７によって行われる第２の処理演算は、本質的に数値的であり、信号Ｖ_outの周波数スペクトルＳから流体の平均速度Ｖ_Hを得るのに使用されるが、前記周波数は、既に述べたように、流体の速度に比例する。

この数値処理演算は、実験的試験を扱う以下のセクションで説明する。

回路１００は、個々の電力供給用に設計され、さらに特に多用途であり、設計的観点から複数の利点を提供する。
−回路１００は、あらゆるタイプの半導体レーザに電力供給するのに使用することができ、
−インピーダンス変換読出回路は、あらゆる監視用フォトダイオードに問題なく接続することができ、関連する標準的な静電容量値すなわち２０ｐＦに対して最適の安定性を提供するように設計され、さらに５０ｐＦを上回る監視用フォトダイオードの静電容量値に対して極めて安定性があり、および
−異なるレーザダイオード（レーザ源）の導入は、その手順が迅速で実施しやすいので、極めて簡単である。

実際に、多回転電位差計５６を用いて、レーザによって放射された連続的な出力Ｐ１を調整することが可能である。レーザを交換（またはモデルを変更）した場合には、正しい動作を得るために、前記電位差計５６を用いて調整することができる電力供給電流の較正を含む簡単な手順を行うことが必要となるだけである。

より具体的には、電流（Ｉ_DM）を使用して動作するレーザ源６０を、電流（Ｉ_DM1）を使用して動作する新しいレーザ源７０と交換するとき、新しい発生源への電流入力を調整するために、前記集積回路（５３）に作用する、前記電位差計（５６）の動作によって新しいレーザ源（７０）にフィードバックされる電流Ｉ_DMLretrを較正すれば十分である。

好ましい実施形態において、回路は、レーザＱＬ７８Ｊ６ＳＡの特性に応じて設定され、使用される受動素子の値とともに、−３ｄＢで約１ＭＨｚの計測バンドを提供され、１００ｋΩの変換抵抗値は、使用され、処理ユニット５７の電子回路などの続く処理電子回路によって計測することができる信号を供給するのに十分である。

Ｖ_fの最適な計測を行うために、管４８は、透明であることが好ましく、流体５０自体は、流体内の様々な深さにレーザ光線を集光することができるように、十分に透明であるべきである。

レーザビーム４１によって照射されるとき光を反射する浮遊する拡散粒子が、流体５０内に存在することがさらに好ましい。

流体の流速、すなわち単位時間当りに断面積Ａを通過する流体の量は、既知の式を用いて得られる。
Ｑ＝Ｖ_f×Ａ

ここで、Ａは、流体が通過する管４８の断面積を表し、Ｖ_fは、先に説明したように得られた。

図１９から２０に示される、本発明による装置６２の実施形態の別の例を以下に説明する。明確に説明しない構造的および機能的態様に関して、それらの態様は、上述の実施形態の態様と同様であり、したがって、対応する説明を参照すべきである点を理解されたい。この場合にも、レーザ源４０は、コヒーレントな電磁波を生成するレーザ共振器６０を含み、発生源４１は、標的（管４８内を運動する流体５０）に向かってレーザビーム５０を放射し、レーザビーム４１は、ビーム４５として反射される。この構成も、後方散乱する放射のドップラ偏移の計測を可能にする逆入射干渉計を形成し、流体の速度Ｖ_fに比例する周波数を有する光信号をもたらす。

より詳細には、レーザ源６０は、コリメートされないレーザビーム４１を放射する。知られているように、レーザ共振器４０から放射されるレーザビーム４１は、ガウスビームとして表すことができる。言いかえれば、レーザビーム４１は、発生源６０の光軸に沿って完全には位置合わせされないが、立体角を張る。さらに、光軸に垂直な平面内のレーザビーム４１の光出力の分布は、ガウス分布に従う。立体角の大きさは、通常、１０°から３０°の間の範囲にある。この状態は、図２０に模式的に示される。

上述の装置６２と異なり、図１９および２０に示される実施形態において、レーザビームを処理する手段が存在しない。言いかえれば、発生源６０と管４８との間にレーザビームの特性を変更することができる、レンズ、またはプリズム、または他のあらゆる光学素子が提供されない。複数の実施形態において、発生源６０を保護する通常のガラス要素が、発生源６０と管４８との間に提供される。このガラス要素は、存在するときは、レーザビームの特性をほぼ変更することなく、レーザビームを通過させる特性を有する。この場合に、それぞれの反射されたレーザビーム４５の流体５０の速度の計算への考え得る寄与は、レーザビーム４５が速度ベクトル自体に垂直な線と形成する角度に依存する。具体的には、最外部のレーザ光線が、より大きい角度を形成し、より大きい寄与をもたらすが、速度ベクトルに垂直な中心光線の寄与は、０となる。コリメートされていないレーザビームの外側領域において、上述のガウス分布を考慮すれば、レーザビームの強度は、最小となる。しかし、流体５０の速度の計算の最適なベースを供給するために、個々の反射されたレーザ光線４５の様々な寄与を合計することを考慮する必要がある。

図１９および２０において、レーザ源６０が、管４８、したがって流体５０の速度ベクトルに垂直な光軸とともに示される。この幾何学的構成を好ましいものと考えるべきであるが、他の構成も良好な結果をもたらすことを試験が示した。

上述のように、様々な反射された光線のすべての寄与、それらの光線が速度ベクトルに垂直な線と形成する角度に依存するこれらの寄与が、合計される。管４８に対する光軸の傾斜は、外側領域の直径の反対側にある光線と比べて、コリメートされていないビームの外側領域にある光線によってもたらされる寄与を増大させる。いかなる場合にも、様々な寄与の合計が、流体５０の速度の計算の最適なベースをさらに構成する。
実験的試験
計測は、散乱する粒子を加えた水ベースの流体、および血液の両方で実行された。

流体は、２ｍｍから１２．５ｍｍの間で可変の内径を有する透明なプラスチック管内で、蠕動ポンプまたは遠心ポンプを用いて、制御された速度で運動していた。

流体の平均速度Ｖ_Hは、管の断面によって除算された流速として得られた。

使用されるポンプは、０から８０００ｍｌ／ｍｉｎまで変化することができる流速をもたらした。

以下の図は、約４５ｃｍ／ｓの流体の平均速度Ｖ_Hに対応する、４．３ｍｍの直径を有する管内の４５０ｍｌ／ｍｉｎの流速によって得られた結果を示す。

インピーダンス変換回路によって出力された信号は、スペクトルが高速フーリエ変換（ＦＦＴ）を用いて計算され、次に１０個の計測値にわたって平均化されるデジタルオシロスコープ（５００ＭＨｚバンド）を使用して取得された。

図８から１１は、α＝２５°のレーザビームの傾斜で計測された流速に基づいて推定される、流体の平均速度Ｖ_Hを変更して得られた一連の計測値を示す。

経時的な信号（２０ｍＶ／ｄｉｖ、５０μｓ／ｄｉｖ）が、「信号」によって図内に示されるが、「スペクトル」は、１．２５ＭＨｚのバンド（５ｄＢ／ｄｉｖ）までの、信号の平均化されたスペクトルを表す。

流体の平均速度Ｖ_Hの増加とともに、すなわち、図８（静止流体）、図９（１１ｃｍ／ｓで運動する流体）、図１０（２１ｃｍ／ｓで運動する流体）、および図１１（４５ｃｍ／ｓで運動する流体）と連続的に見れば、出力スペクトル、および経時的な計測値の簡単な目視の両方からわかるように、信号は、より高い周波数成分を一層取得することに留意されたい。この現象の再現可能な性質のために、実時間で流速の光学的計測を行うことが可能である。

管上のレーザ光の傾斜角度を変更することによって、現象の特性を規定することが可能であり、１０°、２０°、および４０°の角度αで得られる信号のスペクトルが、図１２、１３、および１４にそれぞれ示され、考慮される速度は、角括弧内の数字［１］から[７］によって特定されるスペクトルに関係する。

傾斜角αの増加とともに、周波数は、（理論に従って）ｓｉｎ（α）とともに増加するが、レーザの方向に後方散乱する出力は減少するので、信号の振幅は、減少する傾向がある。

計測された速度の良好な妥協点は、２５°から３０°の間の角度であると思われる。極めて高い速度を計測することが必要となれば、より小さい角度（例えば１０°）が選択され、これらの角度は、電子回路のバンドを小さく保つことを可能にする。これらの角度の場合に、信号は、背景ノイズを約３０ｄＢだけ上回り、アナログ処理およびデジタル処理の両方を容易にする。

インピーダンス変換回路によって出力された信号のスペクトルが得られると、流れにおける計測を達成するために、このようにして得られたスペクトルデータを分析する複数の技法が存在する。

第１の分析は、例えば、処理ユニット５７によって取得される信号Ｖ_outのスペクトルＳの出力分布Ｆ（ｆ）を検討し、そこから、「ローパス」機能と同様の振舞いが、識別可能となる。

α＝２５°に関して、１１ｍ／ｓ、３１．５ｍ／ｓ、および４５ｍ／ｓで行われた３つの計測、および一定の背景ノイズを考慮して得られた対応する最小二乗回帰曲線Ｆを示す、図１５からわかるように、この理論的結果は、試験結果によって十分に確認される。

データを処理する方法は、回帰曲線のカットオフ周波数ｆ₀を引き出すステップを含む。この周波数ｆ₀は、流体の速度に比例する。

図１６は、α＝２５°での計測で得られたカットオフ周波数を示し、実際に、ｆ₀は流体の平均速度Ｖ_Hへ完全に線形依存している。

この第１の処理方法は、その方法が回帰曲線を得るために距離の「最小二乗」の再帰的な最小化を必要とするので、極めて複雑であり、さらに、最小二乗法は、振幅が最大である信号の極めて低い周波数部分の変化に極めて感度が高く、その結果、この領域内の信号の摂動または揺動が、重大な誤差をもたらす。

図１７は、図１６のグラフ内の白抜き円として表される、α＝２５°における計測値を示すが、それは、低周波数で強い信号を誘発した管の振動のために、その計測値が誤っていることが明らかであり、最小二乗回帰計算を欺き（ｄｅｃｅｉｖｅ）、カットオフ周波数の過小評価をもたらすためである。

第２の分析は、流体内に浮遊する粒子の速度の確率密度関数（ＰＤＦ）として信号Ｖ_outの周波数スペクトルＳを検討し、第１の分析で出会った欠点を克服する。

この分析は、後方散乱現象の物理的解釈から引き出され、それぞれの粒子は、粒子の速度に比例するドップラうなり周波数を生成する電界をレーザ共振器内に後方散乱させ、さらに、それぞれの粒子の寄与は、他のもの（したがって出力の追加）に関係がないものとみなすことができる。したがって、平均値は、ＰＤＦ ｐ（ｘ）による期待値として決定することができる。

問題の場合に、周波数の重心は、以下の通りに計算される。

ここで、ｆ_samplingは、使用されるレーザの波長、流体の運動の方向に対するレーザの光角を形成する角度、および流体自体の速度を考慮に入れる式１．６によって選択されるサンプリング周波数であり、および
Ｓ（ｆ）は、信号の出力スペクトルを表すベクトル（ＦＦＴ演算によって得られるベクトルの絶対値の二乗）である。得られる周波数の重心

は、流体の平均速度Ｖ_Hに比例する。

２つの加算のみを必要とするために極めて簡単である、この処理アルゴリズムによって、図１８に示される較正曲線が得られるが、この曲線は、α＝２５°で行われるすべての計測点を含む。

実際には、計測システム内のそれぞれの粒子の寄与が、レーザ共振器内に後方散乱される出力によって重み付けされるので、周波数出力分布は、流体内の粒子の速度分布を正確に表していない。

多数の粒子に関して正しい平均値をもたらす寄与の確率分布に加えて、管のより内部の部分から放射される反射に影響を及ぼす様々な減衰を考慮に入れることが必要である。さらに、レーザ焦点の位置は、より大きい寄与をもたらす粒子の位置を決定するので、基本的に重要である。

最大照射はより緩慢な速度で進行する、管の端部に近い粒子上で起こり、したがって、より高い速度ではほとんど感度がないので、焦点を流れの端部上に正確に配置することは、低周波数で最大信号をもたらすことを実験的試験は示した。

焦点の配置の最適な解決策は、流れの内側約２〜３ｍｍであることがわかった。

このように、信号は、最大値（約−３ｄＢ）に対して著しい減衰を受けないが、高周波数（速度に関する情報を含む）において極めて大きい信号が得られる。

図１２、１３、および１４に示される計測は、この条件で実行された。結論として、流体の平均速度の正確な計測値を得るために、個々の周波数成分に影響を及ぼす減衰値の逆数によって個々の周波数成分に重み付けすることが必要であり、しかし、一定の重み係数（システムの較正）は、流速の計測を行うのに容易に使用することができる良好な線形性（図１８を参照）を単調計測曲線にもたらすのに十分であることが試験で示された。

本発明による方法の別の実施形態によれば、周波数の重心は、以下の通りに計算される。

ここで、ｆ_noiseは、信号曲線がノイズ曲線と交わる周波数値である。

この処理アルゴリズムは、さらに極めて簡単である。しかし、対数の導入によって、速度の計測に有用な情報の大部分を含む高周波数成分により大きい重みを自動的に与えることができ、したがって、外部因子によってより容易に摂動する成分をフィルタリングする。明らかに、出力スペクトルは、それが重大であり続ける限り、したがって背景ノイズのみによる、またはほぼ背景ノイズのみによる寄与を無視することを考慮する必要があり、実際に、出力スペクトルの計算は、様々な方法、例えば以下の方法（特に図２２を参照して説明する）を使用して決定することができる周波数ｆ_noiseにおいて中断される。

− 流体が運動していないとき、処理ユニット５７によって取得される信号Ｖ_outの完全なスペクトルＳ_backgroundは、０から

の間の周波数範囲の背景ノイズに関して「１回限り」計算され、そのスペクトルの対数計算が行われる。

−摂動による信号ピークを除去するために、（例えばＳａｖｉｔｚｋｙ−Ｇｏｌａｙフィルタを使用して）信号のデジタルフィルタリングが行われる。

−未知の流速において処理ユニット５７によって取得される信号Ｖ_outの完全なスペクトルＳ_measurementは、０から

の間の周波数範囲において計算され、そのスペクトルの対数計算が行われる。

−背景ノイズの出力スペクトルに関して、デジタルフィルタリングが行われる。

−以下の関数が計算される。
Ｌ_{(measurement-background)}（ｆ）＝Ｌｏｇ（Ｓ_measurement（ｆ））−Ｌｏｇ（Ｓ_background（ｆ））

−この関数の最大値が、決定される。
Ｌ^max _{(measurement-background)}（ｆ）

−周波数ｆ_Mは、以下のように決定される。

−得られた値ｆ_Mの２倍の周波数は、値ｆ_noiseである。

しかし、周波数の重心の計算中にスペクトルの対数を計算する必要があるので、ノイズ減算演算中に、１未満の値を得る必要はない。例えば、
ｆ＝ｆ_noiseにおいて、
Ｌ_{(measurement-background)}（ｆ）±Ｋ（ｆ）＝１
となるように、定数関数Ｋ（ｆ）を加算または減算することによって、この状況を回避することが可能である。

複数の実施形態において、本発明による装置６２は、いわゆる「独立式」形態を仮定する。すなわち、他の装置とは独立に動作することができる。この実施形態によれば、通常、光学部品および電子部品は、通常は院内環境で、それらの素子の安全な使用を確実にするのに適するハウジング内に含まれる。ハウジングは、通常、体外回路に一般に使用されるタイプのチューブである管４８の挿入用の台座も有する。管４８は、例えば、２ｍｍから１２．５ｍｍの内径を有する使い捨てポリマチューブとすることができる。光学部品は、管４８を含む台座に向かってレーザビーム４１を放射するように配置される。装置６２の回路１００によって処理されるデータは、有利にも、他の装置との連動を容易にするように、標準的な通信手段を介して外部に送信することができる。計算された速度に関するデータを伝達する通信手段は、例えば、通常のＵＳＢ（Ｕｎｉｖｅｒｓａｌ Ｓｅｒｉａｌ Ｂｕｓ）接続を使用することができる。この接続は、この標準的なシステムの広範な使用、および装置６２に電力供給するのにも使用される可能性を含む、様々な利点を提供する。データを伝達する他の通信手段は、例えば、無線手段とすることができる。

他の実施形態によれば、その代わりに、装置６２は、図２１に模式的に示された機械のような血液透析機械などの、より複雑な機械に含まれる。

最後に、本発明は、生理学的流体５０が流れる管４８を含む体外回路５８（図２１に模式的に示される）に関する。体外回路５８は、上述の発明による装置６２も含む。体外回路５８は、例えば体外循環を必要とする治療処置中に、患者に結合するのに適している。この治療処置の複数の例は、血液透析、血液濾過、血液濾過透析、開心手術などである。

明らかに、上述の方法、装置６２および体外回路５８の実施形態に関して、当業者は、特定の要求を満たすために、それにより添付の特許請求の範囲の範囲から逸脱することなく、説明した要素を変更し、および／または説明した要素を均等な要素に置き換えることができる。

Claims (23)

1. 逆入射干渉法を用いて体外血液流体または注入流体（５０）の平均速度（Ｖ_H）を計測する方法であって、
   −（ａ）前記流体（５０）の流れを含む管（４８）を準備するステップであって、前記管（４８）は、患者への結合に適する体外回路（５８）の一部分である、ステップと、
   −（ｂ）半導体レーザ源（６０）のレーザ共振器（４０）から第１のレーザ光ビーム（４１）を放射するステップと、
   −（ｃ）前記第１のレーザビーム（４１）を方向付け、前記流体（５０）に当てるステップと、
   −（ｄ）前記流体（５０）によって第２のレーザビーム（４５）を反射させ、前記レーザ共振器（４０）内で前記第１のレーザビーム（４１）との干渉を結果的にもたらすステップと、
   −（ｅ）監視用ダイオード（４６）によって干渉信号を検出するステップと、
   −（ｆ）電子処理および制御回路（１００）を用いて前記検出された干渉信号を処理するステップと
   を含むことを特徴とする計測方法。
2. 前記回路（１００）は、前記監視用フォトダイオード（４６）によって生成された電流（Ｉ_DM）をその回路の入力部で受け取ることを特徴とする請求項１に記載の計測方法。
3. 前記電流（Ｉ_DM）の連続的な低周波数交番成分（Ｉ_DML）は、前記レーザ源（６０）にフィードバックするのに適する連続的な電流（Ｉ_DMLretr）を生成するために、ローパスフィルタ（５２）によって識別され、前記電流（Ｉ_DM）の高周波数交番成分（Ｉ_DMH）は、対応する出力電圧（Ｖ_out）を生成するために、インピーダンス変換増幅器（５５）の入力部に接続されるハイパスフィルタ（５４）によって識別され、出力電圧（Ｖ_out）のスペクトルＳは、前記流体（５０）の計測された速度（Ｖ_m）に比例することを特徴とする請求項２に記載の計測方法。
4. 前記流体（５０）の前記計測された速度（Ｖ_m）は、式
   によって前記電圧（Ｖ_out）と関係し、ここで（λ）は前記レーザ（６０）の波長であることを特徴とする請求項３に記載の計測方法。
5. 前記周波数の前記重心
   は、処理ユニット（５７）によって行われる前記電圧（Ｖ_out）の高速フーリエ変換（ＦＦＴ）を用いて得られることを特徴とする請求項３および４に記載の計測方法。
6. 前記計測値（Ｖ_H）は、前記処理ユニット（５７）による数値処理を用いて前記周波数スペクトル（Ｓ）から得られ、前記周波数は、前記速度計測値（Ｖ_H）に比例することを特徴とする請求項１から５のいずれか１項に記載の計測方法。
7. 前記数値処理演算中に、前記信号Ｖ_outの前記スペクトルＳの出力分布Ｆ（ｆ）は、「ローパス」機能に取り込まれ、
   ここで、周波数ｆ₀は、前記速度計測値Ｖ_Hに比例することを特徴とする請求項６に記載の計測方法。
8. 前記数値処理演算中に、前記信号Ｖ_outの前記周波数スペクトルＳは、前記流体内に浮遊する粒子の速度（Ｖ_H）の確率密度関数（ＰＤＦ）とみなされ、したがって、前記速度Ｖ_Hに比例する平均周波数は、以下の通りに得られる
   ことを特徴とする請求項６に記載の計測方法。
9. 前記数値処理演算中に、前記信号Ｖ_outの前記周波数スペクトルＳは、前記流体内に浮遊する粒子の速度（Ｖ_H）の確率密度関数（ＰＤＦ）とみなされ、したがって、前記速度Ｖ_Hに比例する平均周波数は、以下の通りに得られ、
   ここで、ｆ_noiseは、前記信号の前記スペクトルＳがノイズスペクトルに等しい周波数値であることを特徴とする請求項６に記載の計測方法。
10. ｆ_noiseは、以下の
    −前記流体（５０）が静止しているとき、０から
    の間の周波数範囲内の背景ノイズに関して、前記処理ユニット（５７）によって取得される前記信号Ｖ_outの完全なスペクトルＳ_backgroundを計算するステップと、
    −Ｓ_backgroundの対数を計算するステップと、
    −摂動による信号ピークを除去するためにＳ_backgroundをデジタルフィルタリングするステップと、
    −前記流体（５０）の流速が未知のとき、０から
    の周波数範囲内で前記処理ユニット（５７）によって取得される前記信号Ｖ_outの完全なスペクトルＳ_measurementを計算するステップと、
    −Ｓ_measurementの対数を計算するステップと、
    −摂動による信号ピークを除去するためにＳ_measurementをデジタルフィルタリングするステップと、
    −関数
    Ｌ_{(measurement-background)}（ｆ）＝Ｌｏｇ（Ｓ_measurement（ｆ））−Ｌｏｇ（Ｓ_background（ｆ））
    を計算するステップと、
    −この関数の最大値、
    Ｌ^max _{(measurement-background)}（ｆ）
    を計算するステップと、
    −周波数ｆ_Mを
    となるように計算するステップと、
    −ｆ_noiseの値は、前記値ｆ_Mの２倍となるステップと
    を用いて計算されることを特徴とする請求項９に記載の計測方法。
11. 前記スペクトルＳ_background、Ｓ_measurementのデジタルフィルタリングは、Ｓａｖｉｔｚｋｙ−Ｇｏｌａｙフィルタリングステップを含むことを特徴とする請求項１０に記載の方法。
12. ｆ＝ｆ_noiseにおいて、
    Ｌ_{(measurement-background)}（ｆ）±Ｋ（ｆ）＝１
    となるように、Ｌ_{(measurement-background)}から定数関数Ｋ（ｆ）を加算または減算するステップをさらに含むことを特徴とする、請求項９から１１のいずれか１項に記載の方法。
13. 請求項１から１２のいずれか１項による方法を実施するために、体外血液流体または注入流体（６２）の速度（Ｖ_H）を計測する装置（６２）であって、
    −第１のレーザビーム（４１）を放射することができ、レーザ共振器（４０）を含む半導体レーザ源（６０）と、
    −前記第１のレーザビーム（４１）を当てられる、管（４８）内を運動する流体（５０）であって、前記管（４８）が患者に結合するのに適している体外回路（５８）の一部分を形成する、流体（５０）と
    を含み、
    前記第１のレーザビーム（４１）は、第２のレーザビーム（４５）に沿う前記第１のレーザビーム（４１）の反射を可能にするために、前記流体（５０）に当り、前記第１のレーザ共振器（４０）内で前記第１のレーザビーム（４１）と干渉する信号を結果的に生成することを特徴とする装置（６２）。
14. 前記レーザ源（６０）は、前記干渉信号を検出する監視用フォトダイオード（４６）をさらに含むことを特徴とする請求項１３に記載の装置（６２）。
15. 検出された前記干渉信号を処理する電子処理および制御回路（１００）をさらに含むことを特徴とする請求項１３または１４に記載の装置（６２）。
16. 前記回路（１００）は、
    −電流の高い周波数をカットオフし、低周波数交番電流（Ｉ_DML）を生成するために、前記監視用フォトダイオード（４６）によって出力された電流（Ｉ_DM）をフィルタの入力部で受け取ることができるローパスフィルタ（５２）と、
    −電流の低い周波数をカットオフし、高周波数交番電流（Ｉ_DMH）を生成するために、前記監視用フォトダイオード（４６）によって出力された電流（Ｉ_DM）をフィルタの入力部で受け取ることができるハイパスフィルタ（５２）と
    を含むことを特徴とする請求項１５に記載の装置（６２）。
17. 前記回路（１００）は、集積回路の入力部で前記低周波数電流（Ｉ_DM）を受け取り、集積回路の出力部で前記レーザ源（６０）にフィードバックされる低周波数電流（Ｉ_DMLretr）を生成することができる集積回路（５３）を含むことを特徴とする請求項１６に記載の装置（６２）。
18. 前記回路（１００）は、前記レーザ源（６０）にフィードバックされる前記電流（Ｉ_DMLretr）を調整するために、前記集積回路（５３）に作用することができる電位差計（５６）を含むことを特徴とする請求項１７に記載の装置（６２）。
19. 前記回路（１００）は、増幅器の入力部で前記電流（Ｉ_DM）の前記高周波数交番成分（Ｉ_DMH）を受け取り、出力電圧（Ｖ_out）を生成することができるインピーダンス変換増幅器（５５）をさらに含むことを特徴とする請求項１５から１８のいずれか１項に記載の装置（６２）。
20. 前記回路（１００）は、ＦＦＴを介して前記電圧（Ｖ_out）の信号処理を行い、したがって周波数スペクトルＳを生成することができる処理ユニット（５７）を含むことを特徴とする請求項１９に記載の装置（６２）。
21. 前記処理ユニット（５７）は、前記流体の平均速度の値（Ｖ_H）を得るために、前記周波数スペクトルＳの数値処理を行うことができることを特徴とする請求項２０に記載の装置（６２）。
22. 請求項１から１２のいずれか１項による方法を実施する、請求項１３から２１のいずれか１項による装置（６２）内で、電流（Ｉ_DM）を使用して動作するレーザ源（６０）を、電流（Ｉ_DM1）を使用して動作する新しいレーザ源（７０）と交換する方法であって、
    −前記レーザ源（６０）を除去するステップと、
    −前記新しい前記レーザ源（７０）を挿入するステップと
    を含み、
    −前記集積回路（５３）に作用する前記電位差計（５６）の動作によって前記新しいレーザ源（７０）にフィードバックされる前記電流（Ｉ_DMLretr）を較正し、電流が古い値（Ｉ_DM）から新しい値（Ｉ_DM1）に変化するように前記発生源への電流入力を調整するステップを含むことを特徴とする方法。
23. 体外回路（５８）であって、生理学的流体（５０）の流れを含む管（４８）、および請求項１３から２１のいずれか１項による装置（６２）を含み、患者に結合するのに適していることを特徴とする体外回路（５８）。