DE3530055A1 - Elektromagnetischer flussmesser - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft einen elektromagnetischen Flußmesser nach dem Oberbegriff des Anspruchs 1; er eignet sich insbesondere für die In-vivo-Messung von Blutflußmengen.

Bei der elektromagnetischen Flußmessung wird von der elektrischen Spannung Gebrauch gemacht, die entsteht, wenn ein strömendes Fluid mit Ladungsträgern in ein senkrecht zur Flußrichtung orientiertes Magnetfeld gebracht wird. Das entstehende elektrische Feld und damit die elektrische Spannung steht dann senkrecht zu der Ebene, die durch die Strömungsrichtung und das Magnetfeld definiert ist und kann mit geeigneten Elektroden abgenommen und Auswerteschaltungen zugeführt werden. Die erzeugte Spannung ist dabei der Strömungsgeschwindigkeit proportional, d. h. der Flüssigkeitsmenge, die pro Sekunde durch den Querschnitt des Flüssigkeitsleiters fließt.

Dieses Meßprinzip erweist sich für die physiologischen Untersuchungen von Blutströmungen in der Praxis als überlegen: die Meßmethode beeinflußt die Strömung nicht, schnell veränderliche Flüsse können erfaßt werden, die Meßsonden sind relativ klein und können für längere Messungen an Blutgefäßen implantiert werden, sie erfordern keine Beschädigung des Blutgefäßes, das Meßsignal ist weitgehend unabhängig vom Strömungsprofil und den physikalischen Eigenschaften des Blutes, und es können auch schnelle Änderungen des Blutflusses erfaßt werden. Beispiele derartiger Sonden sind beispielsweise in dem Buch "Transducers for biomedical measurement" von R. S. C. Cobbold beschrieben, das 1974 im Verlag J. Wiley erschienen ist. Diese Sonden unterscheiden sich untereinander durch die Art, wie das senkrecht zur Achse des Blutgefäßes anzulegende Magnetfeld erzeugt wird. Allen bekannten Sondenformen gemeinsam ist, daß magnetische Spulen mit oder ohne weichmagnetische Spulenkörper verwendet werden, die ein magnetisches Wechselfeld mit einer Frequenz von ungefähr 400 Hz erzeugen (dadurch werden Meßfehler infolge elektrochemischer Polarisationsprozesse an den Elektroden weitgehend vermieden). Für kleinere Blutgefäße werden C- oder U-förmig gestaltete Magnetspulen verwendet oder Spulen, die einen toroidförmigen weichmagnetischen Körper enthalten, dessen beide Schenkel mit Magnetspulen entgegengesetzter Wicklungsrichtung beaufschlagt sind, so daß im Innern des Toroidkörpers ein Magnetfeld entsteht.

Diese bekannten Sonden für die elektromagnetische Blutflußmessung weisen jedoch immer noch eine Reihe von Nachteilen auf: sie liefern bei sehr kleinen Blutgefäßen kein ausreichend großes Meßsignal, die heute verwendeten Anregungsmethoden für das magnetische Wechselfeld führen zu Störungen des Meßsignals, der Nullinienabgleich ist schwierig, die Abmessungen der Sonde sind für viele Implantationszwecke noch zu groß, und die mechanische und elektrische Stabilität des Ableitkabels von der Sonde zum Körperäußeren lassen zu wünschen übrig.

Diese Nachteile lassen sich durch eine Verbesserung der bekannten Sondenformen aus physikalischen Gründen nicht beheben. Eine Verkleinerung der Sonde bei gleichem Anregungsstrom für die Erzeugung des Magnetfelds führt zu einer Erhöhung der Verlustleistung, da diese proportional zum Reziproken des Spulenquerschnitts ist. Bei implantierten Sonden sind aber starke lokale Erwärmungen nicht tragbar. Bei Messungen an kleinen Blutgefäßen mit entsprechend kleiner Strömungsmenge ist andererseits eine Erhöhung des Magnetfeldes erforderlich, da das Meßsignal proportional zum Strömungsfluß ist. Ein stärkerer Spulenstrom führt aber zu einer starken, nicht tragbaren Erhöhung der Verlustleistung, die proportional mit dem Quadrat des Spulenstroms ansteigt.

Störungen des Meßsignals durch Wechselwirkung mit dem Spulenstrom, der bei herkömmlichen Sonden auch während der Messung fließt, sind bei kleinen Sonden mit eng benachbarten Leitern ebenfalls nur schwer beherrschbar. Für elektromagnetische Flußmesser, die außerhalb des biologisch-medizinischen Gebiets verwendet werden, hat dazu die DE-OS-30 29 791 vorgeschlagen, statt eines magnetischen Jochs mit weichmagnetischem Material einen Permamentmagneten zu verwenden, der periodisch ummagnetisiert wird. Die Messung des elektrischen Flußsignals wird in den Zeitabschnitten durchgeführt, in denen kein Ummagnetisierungsstrom fließt. Der dort vorgeschlagene Meßkopf weist jedoch sehr große Abmessungen auf und ist für Implantationszwecke nicht zu gebrauchen; außerdem kann er nicht mit den für Blutflußmessungen notwendigen Frequenzen von ungefähr 400 Hz betrieben werden, da in dem Permamentmagnetmaterial bei diesen Frequenzen starke Wirbelströme entstehen. Die damit verbundene Wärmeenergieerzeugung würde die Meßsonde auf eine Temperatur erwärmen, die für einen physiologischen Blutflußmesser unannehmbar wäre. Die dort vorgeschlagenen permanentmagnetischen Materialien haben außerdem keine rechteckige Hystereseschleife, wie sie für eine Meßsonde der hier vorgeschlagenen Art erforderlich ist. Auch läßt die Induktivität der Spule mit einem Magnetkern wegen ihrer Größe Stromimpulse der erforderlichen Flankensteilheit von z. B. 5 · 10⁷ A/sec kaum zu.

Die vorliegende Erfindung stellt sich daher die Aufgabe, einen elektromagnetischen Flußmesser der eingangs genannten Art anzugeben, dessen Sonde bei sehr kleinen Abmessungen, z. B. bei 2 mm Außendurchmesser, ein starkes Ausgangssignal liefert und eine kleine Verlustleistung aufweist; insbesondere soll diese Sonde auch leicht in Lebewesen zur physiologischen Blutflußmessung chronisch implantiert werden können.

Diese Aufgabe wird durch die im Anspruch 1 gekennzeichnete Erfindung gelöst; Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen gekennzeichnet.

Der hier vorgeschlagene Flußmesser verwendet als Sonde einen toroidförmigen oder c-förmigen Körper mit einer Sandwich-Struktur aus sehr dünnen Plättchen eines permanentmagnetischen Materials und dazwischen angeordneten Folien zur elektrischen Isolation. Der Spulenkern wird mit einer elektrischen Spule oder mit zwei Teilspulen mit nur wenigen Windungen versehen und kann durch Anlegen kurzzeitiger, sehr starker Stromimpulse periodisch in seiner magnetischen Polarität umgeschaltet werden. Im Innern des toroidförmigen oder im Schlitz des c-förmigen Magnetkörpers, in dem während der Messung der Flüssigkeitsleiter bzw. das Blutgefäß angeordnet ist, entsteht dadurch ein starkes permanentes Magnetfeld, das periodisch ummagnetisiert wird. Da die Ummagnetisierung durch sehr kurze Stromimpulse erfolgt, das Magnetfeld aber auch ohne Erregungsstrom über beliebig lange Zeitdauern erhalten bleibt, kann die Messung des elektrischen Signals bei stromlosen Spulen und damit ohne jede elektrische Störung (Übersprechen) erfolgen. Für die Stromzuführung zu den Spulen und die Abführung des Meßsignals findet ein spezielles Mikrokabel Verwendung.

Da das starke Magnetfeld von einem Permanentmagneten geliefert wird, sind keine großen Spulen erforderlich, wie sie bei gleichem Magnetfeld in herkömmlichen Spulen mit weichmagnetischem Kern erforderlich wären. Das Volumen der hier erforderlichen Ummagnetisierungsspulen kann sehr klein gehalten werden, da diese nur im Impulsbetrieb beaufschlagt werden und somit keine dicken Leiter für längere Beanspruchung benötigen. Das Gesamtvolumen der vorgeschlagenen Sonde kann auf diese Weise bezüglich herkömmlicher elektromagnetischer Blutflußmeßsonden um Größenordnungen herabgesetzt werden (typische bekannte Spulen haben Abmessungen von 8 × 3 × 5 mm und ein Gewicht von ungefähr 600 mg, während die vorgeschlagene Sonde einen Außendurchmesser von ungefähr 1,5 mm und ein Gewicht von ungefähr 4-5 mg aufweist). Die Sonde kann damit ohne Schwierigkeiten auch für sehr kleine Blutgefäße mit Durchmessern von bis zu 0,8 mm verwendet werden. Die thermische Belastung der Sonde ist durch den impulsförmigen Strom ebenfalls sehr gering und führt zu keinen Belastungen des Gewebes, wenn die Sonde implantiert wird.

Durch das starke zur Verfügung stehende Magnetfeld ist das Meßsignal auch bei kleinen Flüssen mit gutem Signal/Rauschverhältnis verfügbar.

Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung wird nun anhand von Zeichnungen näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 eine perspektivische Darstellung einer Sonde für elektromagnetisch Flußmessungen der hier vorgeschlagenen Art;

Fig. 2 ein Zeitdiagramm der Strom- und Meßimpulse beim Betrieb der Spule von Fig. 1;

Fig. 3 Ein Zeitdiagramm der Strom- und Meßimpulse für eine weitere Art der Signalauswertung;

Fig. 4 einen Querschnitt durch ein Anschlußkabel;

Fig. 5 eine Sonde gemäß Fig. 1 mit Transverseline-Elektroden.

Fig. 1 zeigt den prinzipiellen Aufbau einer Sonde für elektromagnetische Flußmessungen, die in Form eines länglichen Zylinders ausgestaltet ist, in dessen Innenraum der (nicht dargestellte) Flüssigkeitsleiter bzw. das Blutgefäß koaxial verläuft. Die Sonde besteht aus einem Magnetkern 10 in Form eines Torus, der an einer Stelle durch einen Schlitz 11 aufgetrennt ist. Beidseitig vom Schlitz 11 sind zwei Spulen 12 a, 12 b gegenläufig auf den Magnetkern aufgewickelt, die mit gemeinsamen Anschlußleitungen 13 a, 13 b verbunden sind. Der permanent magnetisierte Magnetkern 10 erzeugt ein Magnetfeld im Innern des Spulenkörpers, das senkrecht zur Spulenachse verläuft (in Fig. 1 mit B bezeichnet). Über und unter der durch den Schlitz 11 und die Spulenachse definierten Ebene liegen zwei Elektroden 14 a, 14 b, die mit zwei Meßsignalleitungen 15 a, 15 b verbunden sind. Diese Elektroden liegen bei der Messung auf der Außenwandung des Blutgefäßes an, das durch den Schlitz 11 in das Innere des Zylinders eingeführt wird. Eine Öffnung des Blutgefäßes ist bei dieser Art der Messung also nicht erforderlich.

Obwohl nicht dargestellt, kann die Meßsonde für besonders kleine Blutgefäße auch einen c-förmigen Kern haben, wobei das Blutgefäß im Luftspalt angeordnet ist. In diesem Fall ist die Spule fortlaufend im gleichen Richtungssinn vom Strom durchflossen. Durch diesen Aufbau wird zwar das Volumenverhältnis etwas ungünstiger, jedoch erhält man im Magnetkernschlitz ein wesentlich größeres Magnetfeld, so daß eine Messung an so kleinen Blutgefäßen überhaupt erstmals möglich wird. Bei diesem Aufbau lassen sich Magnetfelder von etwa 1 Tesla erzeugen.

Die Wirkungsweise der Sonde nach Fig. 1 wird nun anhand des Impulszeitdiagramms von Fig. 2 näher erläutert. Zu Beginn der Messung seien die Spulen 12 a, 12 b als stromlos angenommen, so daß im Innern des Toroidkörpers das Magnetfeld B herrscht. Durch die Strömung der Flüssigkeit werden in diesem Magnetfeld elektrisch geladene Teilchen (Ionen oder Elektronen) nach oben bzw. unten abgelenkt und erzeugen ein elektrisches Feld, das über die Elektroden 14 a, 14 b abgegriffen werden kann. Da bei Ionenleitern, wie im Fall von Blut, nach kurzer Zeit Polarisationseffekte durch Ionenwanderungen an den Elektroden auftreten, muß die Meßrichtung umgekehrt werden. Zu diesem Zweck werden die Spulen 12 a, 12 b periodisch mit sehr kurzen, aber sehr starken Impulsströmen P z. B. in der Größenordnung von 30 Ampere eine Mikrosekunde lang beaufschlagt, wodurch infolge der gegenpoligen Wicklung der Spulen die Richtung des Magnetfeldes B umgekehrt wird. Derartige Impulsströme können von Entladekondensatoren geliefert werden, welche in bekannter Weise über Gegentaktschaltungen aufgeladen und kurzzeitig entladen werden. Durch die Feldumkehr ändert sich auch die Polarität des an den Elektroden 14 a, 14 b abgenommenen Meßsignals U, das dem Eingang eines nicht dargestellten Verstärkers zugeführt wird. In dem Diagramm gemäß Fig. 2 sind die Impulsströme mit P bezeichnet. Dabei ist davon ausgegangen worden, daß sich die Strömungsgeschwindigkeit nicht ändert und damit auch der Absolutbetrag des Meßsignals U gleichbleibt. Die Abtastung des als Verstärkereingangssignal dem erwähnten Verstärker zugeführten Meßsignals U über die Meßleitungen 15 a, 15 b erfolgt mit entsprechenden Öffnungsimpulsen EG, E für die nachgeschaltete Auswerteelektronik zu Zeitpunkten, in denen sichergestellt ist, daß kein Strom mehr in den Spulen 12 a, 12 b vorhanden ist und das Magnetfeld B nur noch aufgrund der Permanentmagnetisierung des Magnetkernes 10 besteht. Dieses Magnetfeld B ist zeitlich exakt konstant und gibt daher keinen Anlaß zu Meßfehlern wie bei den im Stand der Technik bekannten Sonden, in denen Änderungen des Spulenstroms zu entsprechenden Änderungen des Magnetfelds führen. Das während der Öffnungsimpulse EG, E abgetastete und demodulierte Meßsignal U steht als Signal F zur Verfügung und wird integriert. Das integrierte Signal wird als Ausgangssignal A abgegeben, das in Fig. 2 entsprechend dem als konstant angenommenen Strömungsfluß als konstantes Signal dargestellt ist.

Die Öffnungsimpulse EG, E werden aus zwei periodischen Impulsfolgen E und G gemäß Fig. 2 durch logische Verknüpfungsglieder in bekannter Weise erzeugt; die Flanken der Impulsfolge G steuern weiterhin mit einer Verzögerung Δ die Auslösung der der Ummagnetisierung dienenden Impulsströme P.

Da die konstanten Magnetfelder über nahezu beliebig lange Zeiträume zur Verfügung stehen, ist der Abfragefrequenz für die Meßwerte an den Elektroden keine Grenze gesetzt; die Meßwerte können daher frei entsprechend den optimalen Bedingungen des Gesamtsystems abgefragt werden. Bei der Messung der Blutströmung ist deshalb auch eine Verringerung der Abtastfrequenz auf verhältnismäßig niedere Frequenzen von wenigen Hertz, z. B. 150 Hz oder sogar 10 Hz möglich, um die thermische Belastung der Blutgefäße noch weiter herabzusetzen. Dabei bietet sich die Möglichkeit, mit noch größeren Impulsströmen zu arbeiten, da bei den tiefen Ummagnetisierungsfrequenzen die Verlustleistung so gering ist, daß höhere Impulsstromansteuerungen möglich sind, ohne daß das Gewebe thermisch belastet wird.

Da die Spulen 12 a, 12 b nur die Ummagnetisierung des permanentmagnetisierten Kernes 10 bewirken sollen und nicht das Meßfeld selbst erzeugen, brauchen sie aus nur wenigen Windungen, von größenordnungsmäßig etwa 10 Windungen, zu bestehen, was außerdem die Selbstinduktivität der Anordnung verringert und damit einen schnellen Stromanstieg für die Ummagnetisierung ermöglicht. Die Abmessungen der Spulen bleiben dadurch und durch die Verwendung dünner, nur im Impulsbetrieb beaufschlagbarer elektrischer Leiter gering, so daß auch der Gesamtdurchmesser der Meßsonde gemäß Fig. 1 nur wenig größer ist als der Durchmesser des Blutgefäßes, den die Sonde umschließt (z. B. 1,5 mm für einen Blutgefäßdurchmesser von 0,8 mm).

Permanentmagnetstoffe, die für die hier vorgeschlagene Sonde in Frage kommen, müssen eine hohe Remanenzflußdicht (z. B. B _R ≅ 1,25 Ts) aufweisen, um das geforderte starke Magnetfeld erzeugen zu können; außerdem sollten sie keine zu hohen Werte für die Koerzitivfeldstärke (z. B. H _c ≅ 55 KA/mkg) besitzen, damit die thermischen Ummagnetisierungsverluste nicht zu groß werden, d. h. sie sollen eine möglichst hohe magnetische Energiedichte (B × H _max ) bei möglichst kleiner Koerzitivfeldstärke erreichen. Solche Magnetwerkstoffe haben eine sog. rechteckförmige Hystereseschleife. Die hier gewünschten magnetischen Eigenschaften von Materialien geliefert, z. B. AlNiCo-Legierungen, die eine metallische Leitfähigkeit aufweisen und dadurch bei schneller Ummagnetisierung auch unerwünscht hohe Wirbelstromverluste zeigen. Außerdem verhindern die Wirbelströme, daß das ummagnetisierende Feld in den Magnetkern 10 eindringt und diesen vollständig umpolarisiert.

Zur Lösung dieser Probleme verwendet die vorliegende Erfindung keinen Magnetkern 10 aus massivem permanentmagnetischem Material, sondern mit einer Schichtstruktur, in der sehr dünne Scheiben eines permanentmagnetischen Materials mit gewünschter Hysteresekurve abwechselnd mit elektrisch isolierenden Schichten oder Folien aufeinandergestapelt werden. Bei den hier vorgesehenen Betriebsbedingungen müssen die Schichten des permanentmagnetischen Materials eine Dicke von ungefähr 10 µm aufweisen.

Zur Herstellung der permanentmagnetischen geschichteten Spulenkerne für die erfindungsgemäßen Sonden werden in einem ersten Schritt aus stabförmigem magnetischem Material möglichst dünne Scheiben gesägt; bei den hier geforderten magnetischen Eigenschaften (hohe Remanenz) kommen im allgemeinen nur gesinterte Legierungen in Frage, die sehr spröde sind, so daß beim Sägen Scheiben unter 1 mm Dicke kaum erhalten werden können.

Die hier zur Unterdrückung von Wirbelströmen geforderten Schichtdicken von ungefähr 10 µm können aus diesen Scheiben durch vorsichtiges Läppen hergestellt werden. Erstaunlicherweise verlieren sich bei dieser stark beanspruchenden mechanischen Bearbeitung die magnetischen Eigenschaften des Materials nicht. Die bei diesen geringen Dicken schon biegsamen magnetischen Scheiben werden in einem weiteren Herstellschritt mit entsprechend zugeschnittenen Blättchen einer Isolierfolie, beispielsweise aus Polykarbonat mit einer Dicke von rund 2 µm abwechselnd unter Zugabe eines Klebstoffes, z. B. Epoxidharz aufeinandergestapelt.

Der entstehende Stapel wird dann durch Umwickeln mit feinem Draht oder Faden fixiert, so daß er vor dem Aushärten des Klebstoffs um eine runde Lehre gebogen werden kann, deren Durchmesser entsprechend den gewünschten Endabmessungen des Spulenkerns gewählt ist. Wenn der Klebstoff in diesem Zustand durchgehärtet ist, können die Fixierfäden zur Nachbearbeitung des Kerns abgenommen werden; diese Nachbearbeitung kann z. B. durch Schleifen erfolgen. Typische Abmessungen des fertigen Spulenkörpers sind dann:
Außendurchmesser: ca. 1,35 mm
Dicke in radialer Richtung: ca. 0,2 mm
lichter Innendurchmesser: ca. 0,95 mm.

Die geringe Leistungsaufnahme bei Sonden nach der Erfindung und die nur außerhalb der Ummagnetisierungszeiten erfolgende Abnahme des Meßsignals ermöglichen weiterhin den Einsatz von sehr dünnen und flexiblen Anschlußkabeln.

Da diese Kabel bei Blutmessungen oft über längere Zeiträume, z. B. mehrere Monate in lebendes Gewebe implantiert werden müssen, sind hohe Anforderungen an ihre mechanische Stabilität, Flexibilität, chemische Beständigkeit und Gewebeverträglichkeit zu stellen. Besonders hohe Anforderungen an die Beständigkeit gegen Feuchtigkeit, d. h. an die chemische Resistenz der Kabel, sind deshalb notwendig, weil die in der extrazellulären Gewebeflüssigkeit vorhandenen Kalium-, Natrium- und Wasserstoffionen sehr aggressive Elektrolyte und Hydrolyte bilden. Daher muß die Isolation eine dichte Barriere gegen Feuchtigkeit gewährleisten. Die besonders hohe Flexibilität der Kabel ist erforderlich, da die Blutgefäße sehr duktil sind und die Gefahr des Abknickens und damit nicht nur des Verfälschens der Meßergebnisse, sondern auch die Gefahr der Gefäßbeschädigung besteht. Ein Material, das alle diese Erfordernisse erfüllt, ist nicht bekannt. Es wurde jedoch festgestellt, daß nur durch eine Kombination von Teflon und Silicon ein Kabel herstellbar ist, das den geforderten Eigenschaften genügt. Bei der Verwendung von Teflon allein, das mit der metallischen Oberfläche der Litzendrähte beim Aufbringen eine sehr feste Verbindung eingeht, werden Kabel, die mit Teflon allein isoliert sind, zu steif. Andererseits hat Teflon die Eigenschaft, daß selbst dünnwandigste Teflonschläuche eine dichte Barriere gegen Feuchtigkeit darstellen. Um auch die erforderliche Flexibilität des Kabels zu gewährleisten, wurden die einzelnen Litzendrähte zuerst mit Silicon beschichtet, so daß die Teflonschicht nicht unmittelbar mit dem Metall der Litzendrähte in Verbindung kommt.

Ein Kabel, das diese erwähnten Anforderungen erfüllt und dem in dem Fig. 4 gezeigten Aufbau entspricht, kann wie folgt aus Silberdrähten in der Größenordnung von etwa 20 µm Durchmesser hergestellt werden:

Zunächst werden die Silberdrähte mit einer Siliconschicht 22 von etwa 2-4 µm durch Tauchen überzogen. Um einen zentralen Draht 20 werden sechs weitere Drähte zirkulär gewickelt, so daß ein erster Strang entsteht, der etwa einen Durchmesser von 70 µm hat. Dieser erste Strang wird erneut mit einer dünnen Siliconschicht 24 überzogen und anschließend in einen Teflonschlauch 26 eingezogen. Dadurch wird der innere Strang fertiggestellt, der dann einen Durchmesser von etwa 110 µm hat. Nach dem Aushärten der Materialien wird auf den Teflonschlauch 26 des inneren Stranges eine zweite Lage 28 aus Silberdrähten zirkulär aufgewickelt, wobei jeder einzelne Draht wieder siliconbeschichtet ist und etwa einen Durchmesser von 25-35 µm hat. Über dieser zweiten Lage 28 wird eine dritte Leiterlage 30 zirkulär gleichläufig mit etwas größerer Steigung aufgewickelt, wobei jeder einzelne Silberdraht wieder mit Silicon beschichtet ist und ebenfalls einen Durchmesser von etwa 25-35 µm hat. Nachdem der zweite Strang aus einer zweiten und dritten Lage aufgebracht ist, wird erneut das Leiterbündel mit einer Siliconschicht 32 überzogen und in einen Teflonschlauch 34 eingezogen. In diesem Zustand hat das Kabel etwa einen Durchmesser in der Größenordnung von 0,3 mm. Zum mechanischen Schutz des äußeren Teflonschlauches 34, der wegen seiner geringen Dicke sehr empfindlich ist, wird eine weitere Schicht 36 von etwa 0,1-0,2 mm Silicon aufgebracht. Das fertiggestellte Kabel hat eine Dicke von etwa 0,5-0,6 und maximal 0,7 mm und zeigt eine sehr hohe, beständige Flexibilität sowie chemische Resistenz gegen die Gewebeflüssigkeit.

Neben der in Fig. 1 dargestellten Ausführungsform der Spule für die Meßsonde mit Längselektroden kommen auch andere Elektrodenkonfigurationen in Frage, die an die Verteilung des Magnetfeldes im Sondenhohlraum (Meßlumen) angepaßt sind und für spezielle Meßaufgaben Signale mit geringerem Meßfehler liefern. Bezüglich der Elektrodenausbildung ist grundsätzlich davon auszugehen, daß das Kreisintegral (Linienintegral) über × gleich Null sein sollte, und zwar für beliebig gezogene Kreisschleifen im Sondenhohlraum. ist das Stromfeld im Sondenhohlraum, wenn an die Elektroden eine Spannung über die Zuführungsleitungen von außen angelegt wird und das Magnetfeld ausgeschaltet ist. Dies ist nicht nur mit den dargestellten Längselektroden erreichbar, sondern auch mit Transverseline-Elektroden 114 a und 114 b, wie sie in Fig. 5 dargestellt sind, oder besonders optimal mit vielen punktförmigen Elektroden (mit je einer eigenen Zuführungsleitung) erreichbar, die entsprechend den Transverseline-Elektroden angeordnet sind. Derartige Transverseline-Elektroden verlaufen einander gegenüberliegend über einen Winkelbereich von jeweils 45-90° in einer Ebene senkrecht zur Blutbahn.

In Fig. 3 ist ein bevorzugtes Impulsdiagramm für den Betrieb der Meßsonde und die Ansteuerung der Spule bei zeitlich veränderlichen Strömungsflüssen S dargestellt. Das in der Spule vorhandene Magnetfeld B wird dabei nicht direkt zwischen den Extremwerten +B und -B geschaltet, sondern über einen Zwischenschritt B = 0, indem jeder zweite Ummagnetisierungsimpuls DP einen kleineren Wert aufgeprägt erhält. Das gemessene Signal, d. h. das abgetastete und demodulierte Signal F wird wieder, wie im Fall der Fig. 2, durch Öffnungsimpulse BC und B aus dem Verstärkereingangssignal U abgeleitet und anschließend integriert. Zusätzlich wird aber auch während der Zwischenschritte mit dem Magnetfeld B = 0 in derselben Weise ein Signal N vom Verstärkereingangssignal U erzeugt, und zwar durch die Öffnungsimpulse C und durch . Dieses durch Abtasten und Demodulieren des Signals U, d. h. des Verstärkereingangssignals, erhaltene Signal N definiert die Nullinie der Messung und wird vom Meßsignal F subtrahiert, um zeitliche Änderungen der Meßeinrichtung zu eliminieren. Man erhält damit das Signal F-N. Die zeitliche Steuerung der einzelnen Vorgänge erfolgt durch eine Reihe periodischer Impulsfolgen A, , B, , C, , D mit jeweils halbierter Frequenz, die in einem an sich bekannten logischen Verknüpfungssystem dazu benutzt werden, um die Öffnungesimpulse zu erzeugen.

Die elektronischen Schaltungen zur Darstellung der Impulsfolgen und zum Erzeugen der Öffnungsimpulse sowie zur Verstärkung und zur Verarbeitung der Meßsignale gemäß den Fig. 2 und 3 sind aus bekannten Standard-Bauteilen leicht herstellbar und als solche aus der elektronischen Impulstechnik bekannt.

Claims (11)

1. Elektromagnetischer Flußmesser mit einem toroidförmigen oder c-förmigen Kern aus magnetisierbarem Material, der einen Flüssigkeitsleiter umgibt, in seinem Inneren Elektroden zur Abnahme eines Meßsignals aufweist und zumindest eine Spule trägt, die eine periodische Ummagnetisierung ermöglicht, dadurch gekennzeichnet,
- daß der Kern (10) eine Schichtstruktur aufweist und abwechselnd aus dünnen Scheiben eines permanentmagnetischen Materials und elektrisch isolierenden Schichten besteht.

2. Flußmesser nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
- daß der toroidförmige Kern (10) einen Durchmesser in der Größenordnung von etwa 1 mm bis etwa 1,5 mm aufweist und die Dicke der permanentmagnetischen Scheiben größenordnungsmäßig etwa 10 µm beträgt.

3. Flußmesser nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet,
- daß die Spule eine Wicklungszahl in der Größenordnung von etwa 10 Windungen aufweist und aus elektrischen Leitern mit einem Durchmesser in der Größenordnung von etwa 0,04 mm bis 0,07 mm besteht.

4. Flußmesser nach den Ansprüchen 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet,
- daß die Spule aus zwei Teilspulen besteht, welche im gegenläufigen Richtungssinn vom Spulenstrom durchflossen sind.

5. Flußmesser nach den Ansprüchen 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet,
- daß die Spule fortlaufend gleichsinnig vom Spulenstrom durchflossen ist.

6. Flußmesser nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet,
- daß der permanentmagnetische Stoff eine AlNiCo-Legierung ist.

7. Flußmesser nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet,
- daß die Meßleitung zum Anschluß an die Elektrode aus Mikrokabeln besteht, deren einzelne Litzendrähte aus Silber in der Größenordnung etwa 20 µm Durchmesser haben und mit Silicon beschichtet sind,
- daß sowohl der innere zirkulär gewickelte Strang, als auch die beiden zirkulär gleichläufig ohne Zwischenschicht gewickelten Leiterlagen mit einer weiteren Siliconschicht umgeben sind,
- daß der zirkulär gewickelte innere Strang in einen Teflonschlauch eingezogen ist, auf welchen die beiden äußeren Leiterlagen gewickelt sind;
- und daß das derart aufgebaute Mikrokabel in einen weiteren Teflonschlauch eingezogen ist, der zum mechanischen Schutz mit einer äußeren Siliconschicht überzogen ist.

8. Verfahren zur Herstellung eines Flußmessers nach einem der Ansprüche 1 bis 7, gekennzeichnet durch die folgenden Schritte zur Herstellung des Kernes (10):
- das permanentmagnetische Material wird in Scheiben mit einer Dicke von etwa 1 mm geschnitten;
- die Scheiben werden auf eine Enddicke von etwa 10 µm geläppt;
- die permanentmagnetischen Scheiben werden mit Isolierschichten unter Zugabe von Klebstoff abwechselnd aufeinander geschichtet;
- der fertige Stapel wird mit Draht oder einem ähnlichen Material in seiner Anordnung fixiert;
- der fertige Stapel wird um eine Lehre zur Formgebung des Kerns gebogen;
- nach dem Aushärten des Klebstoffes wird der Kern mechanisch nachbearbeitet und dimensioniert.

9. Verfahren zum Betrieb einen Flußmessers nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet,
- daß der Kern (10) mit Stromimpulsen in der Größenordnung von etwa 1 µsec Dauer periodisch zwischen seinen beiden Magnetisierungsstufen (+B, -B) umgeschaltet wird,
- und daß das Meßsignal vom Flußmesser während der Perioden abgegriffen und ausgewertet wird, während welchen alle Ströme in der Spule abgeklungen sind.

10. Verfahren zum Betrieb eines Flußmessers nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet,
- daß der Kern (10) mit Stromimpulsen in der Größenordnung von etwa 1 µsec Dauer periodisch zwischen seinen beiden Magnetisierungsstufen (+B, -B) und seinem Magnetisierungszustand Null umgeschaltet wird,
- daß das Meßsignal ausgewertet wird, wenn der Kern seine volle Magnetisierung (+B bzw. -B) aufweist und alle Ströme in den Spulen abgeklungen sind,
- und daß das beim Magnetisierungszustand Null abgegriffene Signal zur Bestimmung des Nullwerts des Meßsignals ausgewertet wird.

11. Flußmesser nach einem oder mehreren der Ansprüche 1 bis 10, gekennzeichnet durch seine Verwendung für physiologische Blutflußmessungen.