DE102019129362B4

DE102019129362B4 - Vorrichtung und Verfahren zur Messung der Kerntemperatur eines menschlichen oder tierischen Körpers unter MRT-Bedingungen

Info

Publication number: DE102019129362B4
Application number: DE102019129362.6A
Authority: DE
Inventors: Christian Große-Siestrup; Chie-Hee Cho-Nöth
Original assignee: Individual
Current assignee: Cho Noeth Chie Hee Dr De; Grosse Siestrup Christian Dr De
Priority date: 2019-10-30
Filing date: 2019-10-30
Publication date: 2023-09-07
Anticipated expiration: 2039-10-31
Also published as: DE102019129362A1

Abstract

Vorrichtung (100, 200) zur Messung der Kerntemperatur des Körpers eines Menschen oder Tieres in Form eines Kontaktsensors, der zum Einsatz mit der Hautoberfläche des Körpers in Berührung gebracht wird, aufweisend- einen ersten Sensor (110) zur Messung einer ersten Temperatur, wobei dieser erste Sensor (110) beim Einsatz zum Körper gewandt ist, und- einen zweiten Sensor (120) zur Messung einer zweiten Temperatur, wobei dieser zweite Sensor (120) beim Einsatz vom Körper abgewandt ist, und- eine thermisch isolierende Isolationsschicht (130), die zwischen dem ersten Sensor (110) und dem zweiten Sensor (120) angeordnet ist, dadurch gekennzeichnet, dassdie Sensoren (110, 120), ein Trägermaterial für die Sensoren (110, 120) und die thermisch isolierende Isolationsschicht (130) amagnetisch, bevorzugt nichtmetallisch sind, wobeidie Resonanzfrequenz der Sensoren (110, 120) zwischen 40 MHz und 500 MHz liegt, wobei die Resonanzfrequenz vorgegeben ist aus den Parametern des ohm'schen Gesamtwiderstands, der Induktivität und der Kapazität des Sensors (110, 120), sowie die induktive Kopplung zwischen den Sensoren (110, 120).

Description

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur des Körpers eines Menschen oder Tieres in Form eines Kontaktsensors, der zum Einsatz mit der Hautoberfläche des Körpers in Berührung gebracht wird, welche unter den Bedingungen in einem MRT-Gerät elektrisch eine Temperatur messen kann, ein MRT-Gerät aufweisend diese Vorrichtung und ein Verfahren zur Messung der Kerntemperatur eines Menschen oder Tieres unter den Bedingungen in einem M RT-Gerät.
Zur Aufnahme von Magnetresonanztomogrammen eines menschlichen oder tierischen Organismus wird der lebende Organismus einem Magnetfeldgradienten ausgesetzt und während der Magnetfeldgradient anliegt, wird ein Radioimpuls auf den Organismus gelenkt. Die sich vor dem Radioimpuls im Magnetfeld ausgerichteten Wasserstoffkerne absorbieren bei sehr charakteristischen und sehr schmalbandigen Absorptionsfrequenzen den Radioimpuls und wechseln ihre Ausrichtung im Magnetfeld. Bedingt durch Quanteneffekte kann der Wasserstoff nur zwei Ausrichtungen annehmen, nämlich einmal mit dem Magnetfeld oder diesem entgegengesetzt. Eine kontinuierliche Ausrichtung ist aufgrund von Quanteneffekten nicht möglich. Die charakteristische Absorptionsfrequenz der Wasserstoffkerne, die sogenannte Larmorfrequenz, ist sehr stark abhängig von der unmittelbaren chemischen Umgebung des Wasserstoffkerns. Eine Beeinflussung des Wasserstoffkerns durch weitere Substituenten im Biomolekül, beispielsweise Stickstoff, Sauerstoff oder Schwefel prägen das Absorptionsspektrum des individuellen Wasserstoffatoms erheblich bei dieser Anregung. Nicht nur nahe Substituenten prägen die Absorptionsfrequenz, sondern auch im Biomolekül benachbarte Wasserstoffkerne des betrachteten Wasserstoffkerns. In Paaren, Tripeln oder in noch größeren Gruppen spaltet sich die Absorptionsfrequenz in für die chemische Umgebung sehr typische Feinlinienmuster auf. Durch den Magnetfeldgradienten verschiebt sich die charakteristische Absorptionsfrequenz vergleichbarer Wasserstoffkerne in gleicher chemischer Umgebung in Abhängigkeit von der Stärke des anliegenden Magnetfeldes. Wasserstoffkerne absorbieren die Radiofrequenz nicht nur, sondern emittieren die absorbierte Radiostrahlung mit gleicher Frequenz nach einer gewissen Zeit nach der Absorption. Dieser Vorgang wird Relaxation genannt, in dem das Wasserstoffatom wieder den Zustand erreicht wie vor der Einstrahlung des Radioimpulses. Auch die Relaxationszeit im Bereich von einigen µs bis hin zu einigen ms, in besonderen Fällen auch noch mehr Zeit, ist extrem charakteristisch für die unmittelbare chemische Umgebung.
Um ein Bild der inneren Organe eines Organismus zu erzeugen, wird der Magnetfeldgradient um den Organismus herumgedreht und für jede Raumausrichtung des Gradienten wird ein typisches Absorptions- oder Emissionsspektrum aufgenommen. Durch die Vielzahl der Aufnahmen kann über ein lineares Gleichungssystem, bei dem jeder einzelne Volumenpunkt (ein sog. „Voxel“) als Variable eingeht, und in dem jedes Absorptions- oder Emissionsspektrum bei vorgegebener Raumausrichtung des Magnetfeldgradienten als Summenergebnis eingeht, das individuelle Spektrum jedes Voxels berechnet werden.
Je stärker das anliegende Magnetfeld ist, desto deutlicher wird die Differenzierung jedes einzelnen Wasserstoffkerns in Abhängigkeit von seiner unmittelbaren chemischen Umgebung. Um die Präzision der berechneten Tomogramme zu erhöhen, ist man bestrebt, die Magnetfeldstärke in einem MRT-Gerät stets zu erhöhen. Mit der Erhöhung der Magnetfeldstärke steigt auch die Absorptionsfrequenz der Wasserstoffkerne. Anfängliche MRT-Geräte arbeiteten mit Magnetfeldstärken mit einer Feldstärke im Bereich von 0,5 T bis etwa 1 T, die mit klassischen Elektromagneten erzeugt werden können. Heute, zum Zeitpunkt dieser Anmeldung, sind Magnetfeldstärken von 3 T bis 4 T nicht ungewöhnlich. Es gibt experimentelle MRT-Geräte, in denen der zu untersuchende Organismus Feldstärken von bis zu 11 T ausgesetzt wird. Bei einer anliegenden Feldstärke von ca. 1 T beträgt die Larmorfrequenz ca. 42 MHz. Diese Frequenz steigt linear mit der anliegenden Feldstärke. Bei 4 T beträgt die Larmorfrequenz etwa 168 MHz und bei 11 T beträgt die Larmorfrequenz etwa 460 MHz. Mit steigender Anregungsfrequenz dringen die Radiowellen immer weniger tief in das Gewebe des lebenden Organismus ein. Durchdringt die Radiofrequenz von etwa 42 MHz den Organismus noch fast vollständig mit vernachlässigbarer Dissipation der Radiowellen, so beträgt die Eindringtiefe von Radiostrahlung mit einer Frequenz von 460 MHz nur noch etwa 10 cm bis 15 cm. Die eingestrahlte Energie wird zunehmend dissipiert und in Wärme verwandelt. Die Radioimpulse in einem MRT-Gerät weisen in typischen MRT-Geräten eine Leistung von 10 kW bis 30 kW auf. Unter den Bedingungen in einem MRT-Gerät können damit Feldstärken von ca. 1 bis 2 µT im Gewebe des zu untersuchenden Organismus erzeugt werden. Durch die steigende Absorption der Radioimpulse durch das Gewebe des lebenden Organismus sind Radioimpulse von bis zu 100 kW bei Starkfeld-MRT-Geräten mit bis zu 11 T Magnetfeldstärke nicht ungewöhnlich. Die hohe Leistung ergibt sich aus der abgestrahlten Energie des Radioimpulse in kurzen Zeitfenstern von ca. 1 ms.
Durch neuste Untersuchungen an Patienten wurde erkannt, dass die Energieabsorption des lebenden Organismus nicht mehr vernachlässigt werden kann. Zwar ist es nach heutigem Wissensstand nicht sehr wahrscheinlich, dass auch starke Radiostrahlung dem Organismus Schäden zufügt, jedoch kann die Energieabsorption über die Dissipation der Energie als Wärme dem Organismus schaden. Ein gesunder Patient kann eine erhöhte Wärmeabsorption durch Thermoregulation ausgleichen. Bei Warmblütern ist dies vor allem die Weitung der Gefäße und eine verstärkte Durchblutung des zu untersuchenden Gewebes. Die verstärkte Durchblutung hat zur Folge, dass die Wärme mit dem Blut abgeführt wird. Diese Thermoregulierung funktioniert vor allem nahe der Oberfläche, also im Bereich der Haut. In tieferen Gewebeschichten sind entwicklungsbedingt keine Wärmerezeptoren vorhanden, so dass im inneren des Körpers die Thermoregulierung nicht so differenziert arbeitet. Es ist auch beobachtet worden, dass die Organismen einiger Patienten nicht wie gewohnt auf eine innere Wärmezufuhr reagieren. So ist es beobachtbar, dass einige womöglich erkrankte Organismen auf Wärmezufuhr im Inneren des Körpers mit einer verminderten Blutzufuhr durch die betroffenen Gewebeschichten reagieren. Noch deutlicher ist dieser Effekt bei narkotisierten Patienten, bei alten Patienten, oder bei Patienten, die unter dem Einfluss von Medikamenten stehen. So können die den Blutdruck senkende Mittel auch der Thermoregulation entgegenwirken. Bei diesen Patienten kann beobachtet werden, dass während einer MRT-Untersuchung schon innerhalb von 10 min bis 15 min die Temperatur im untersuchten Gewebe im Mittel um mehr als 1°C ansteigt. Dieser Temperaturanstieg kann im knöchernen Bereich oder im Bereich von reinen Muskelfasern noch akzeptabel sein. Im Bereich der Nieren, der Leber und vor allem im Bereich des Hirns kann eine mittlere Temperaturerhöhung von mehr als 1°C schon nachhaltige Schäden hinterlassen. So kann es passieren, dass sehr kleine Volumenbereiche kurzzeitig Temperaturen erreichen, bei denen schon eine Denaturierung des körpereigenen Eiweißes stattfindet. Eine klassische Verbrennung kann somit stattfinden. Als Ursachen für eine lokale Überhitzung wird gemutmaßt, dass sich der hochgradig anisotrope Organismus an einigen Stellen wie ein Hohlraumresonator verhält, den eingestrahlten Radioimpuls sogar fokussiert. Eine Fokussierung kann im Bereich von konkaven Knochenumgebungen geschehen, wie zum Beispiel innerhalb des Schädels oder innerhalb des Beckens. Noch eine weitere Ursache könnte ein nicht ideal arbeitender Hochfrequenzverstärker im MRT-Gerät sein. Obwohl seitens der MRT-Geräthersteller die Abgabe der Impulse durch Modulation so gewählt wird, dass keine Oberwellen im Radioimpuls auftauchen, so kann es dennoch passieren. dass ein Residuum an Oberwellen im Radioimpuls existiert. Schon ein in die Nähe der Sättigung getriebener Hochfrequenzverstärker kann dazu neigen, nicht mehr vernachlässigbare Obertöne zu erzeugen. Bei den höchsten Radiofrequenzen im Bereich von 460 MHz liegt der Mikrowellenbereich nur noch um Faktor 4 bis 5 entfernt. Schon die zweite Harmonische in diesem Bereich erreicht Mirowellenfrequenz. Bei leicht klirrenden, also nicht ideal arbeitenden Hochfrequenzverstärken, ist der Oberwellenanteil der ersten, zweiten sogar bis sechsten Harmonischen zwar nur im Promillebereich vorhanden. Bei Leistungen von 100 kW können damit die Mikrowellenstrahlungsenergien bis zu 100 W betragen. Das entspricht einem kleinen Mikrowellenofen.
Eine weitere Ursache für die Entstehung von lokalen Überhitzungen kann durch das „Shimmen“ des MRT-Gerätes auftreten. Beim Shimmen werden sogenannten Shim-Spulen (von engl. Shim = Keil, Ausgleichsstück) in Form von zusätzlichen statischen Magnetspulen erregt, die den Magnetfeldgradienten vergleichmäßigen oder linearisieren. Aber es sind auch Techniken bekannt, bei denen polarisierte Radioimpulse während der Messung dem eigentlichen Radioimpuls überlagert werden, um so die Messung mit einem homogenen, linearisierten Magnetfeldgradienten zu durchzuführen.
Um den Patienten bei der MRT-Untersuchung nicht zu gefährden, geht man in der Regel von Schätzwerten einer typischen Absorption des Organismus aus und auch, dass der Organismus etwa isotrop im Körper verteilt, die Leistung durch Thermoregulation wieder abbaut. Ähnlich wie bei der Betrachtung einer maximalen Dosisleistung, etwa bei Röntgenstrahlung, betrachtet man auch eine Dosisleistung bei der MRT-Untersuchung. Dabei soll das Ziel erreicht werden, dass das zu untersuchende Gewebe nicht über 1°C hinaus erwärmt wird.
Zwar gibt es Methoden, die Gewebetemperatur durch spezielle Radioimpulsfolgen zu messen, wobei ausgenutzt wird, dass die Relaxationszeiten von Wasserstoffkernen sehr empfindlich auf die Temperatur reagieren. Tatsächlich aber verlängert die Messung der Relaxationszeiten die Untersuchungszeit sehr erheblich, wobei eine fünfminütige Verlängerung der Untersuchungszeit pro Patienten die Wirtschaftlichkeit eines MRT-Gerätes schon erheblich verringern kann. Ein Nachteil des Einsatzes des MRT-Gerätes selbst zur Messung der Kerntemperatur, also der inneren Temperatur des zu untersuchenden Gewebes ist, dass die Messung mit Radioimpulsen den gleichen Artefakten unterliegt, wie die Messung selbst. Ist das MRT-Gerät also verstimmt, könnte es sein, dass das Messverfahren die Temperaturerhöhung nicht zu Tage bringt. Die Erkenntnis um diese Artefakte ist in der Fachwelt noch nicht sehr verbreitet.
Es besteht also der Bedarf, die Kerntemperatur des zu untersuchenden Organismus sowohl zeitnah während der Messung als auch unabhängig vom MRT-Gerät zu bestimmen und als Indikator zum Schutz vor inneren Verbrennungen zu messen.
Es ist bekannt, die Kerntemperatur relativ verlässlich über eine indirekte Messung nicht-invasiv zu ermitteln. Hierzu wird die Hauttemperatur und die unmittelbar über der Haut vorliegende Lufttemperatur gemessen. Es ist durch empirische Untersuchungen bekannt, dass der ruhende Körper des Menschen eine Wärmeleistung von 40 W pro K und pro m² bis 52 W pro K und pro m² erzeugt. Dieser Wärmestrom resultiert üblicherweise alleine aus dem Körperstoffwechsel zur Aufrechterhaltung der Temperatur. Erhöht sich die Temperatur beispielsweise im Hirn, so ist die Temperaturerhöhung schon nach kurzer Zeit über eine lokale Temperaturerhöhung im Bereich der Schädeldecke, der Schläfe oder je nach körperlicher Konstitution auch im Bereich der Stirn erfassbar. Hierzu wird die Körpertemperatur ermitteln nach folgender Gleichung: $tk = th 1 + (th 1 - th 2) * Ks/Kg$
mit

tk: Kerntemperatur
th1: lokale Hauttemperatur
th2: lokale Lufttemperatur
Ks: Wärmeleitfähigkeitskonstante zwischen Hautsensor und Luftsensor
Kg: Wärmeleitfähigkeitskonstante des Gewebes

Zur Ermittlung der Kerntemperatur ist die mit dem lokalen Ort variierende Wärmeleitfähigkeitskonstante Kg einzusetzen. Diese ortsabhängigen Konstanten sind in der Fachwelt bekannt.
In der deutschen Patentschrift DE 100 38 247 C2 wird ein Doppelsensor offenbart, der in einem geschlossenen Gehäuse zwei unmittelbar beieinander angeordnete Thermosensoren aufweist. Diese in dem geschlossenen Gehäuse angeordneten Sensoren messen die Hauttemperatur auf der der Haut zugewandten Seite und auf der dem Raum zugewandten Seite. Die dort gelehrte Vorrichtung eignet sich zu experimentellen Messungen am ruhenden Patienten außerhalb eines MRT-Gerätes. In einem MRT-Gerät herrschen sehr starke magnetische Felder und sehr starke Radioimpulse. Elektronische Thermosensoren würden während der Messung wie in einem Mikrowellengerät explosionsartig verbrennen. Das gemeinsame Gehäuse, das die Verdrahtung schützen soll, bietet ein zu gro-ßes Wärmereservoire, so dass die Nachlaufzeit, also die Zeit, die das Ensemble aus Thermosensoren, Verdrahtung und Gehäuse benötigt, um mit der Körpertemperatur zu equilibrieren im Bereich von 30 s bis zu 1 min liegt. Bei einer insgesamt 15 min dauernden MRT-Untersuchung ist diese Nachlaufzeit deutlich zu lange, denn es würde diese Nachlaufzeit eingehalten werden müssen, um innerhalb einer Untersuchung von einer Aufnahme zur nächsten zu wechseln. Die Nachlaufzeit würde also die Untersuchungszeiten unwirtschaftlich machen.
In der US-Patentanmeldung US 2017 / 0 249 716 A1 wird ein Thermistor-basierter Temperatursensor zur Verwendung in einem MRT-Gerät offenbart. Der Temperatursensor weist einen Kontaktsensor auf, der mit dem Patienten verbunden ist und einen Referenz-Sensor, wobei der Kontaktsensor und der Referenzsensor voneinander thermisch isoliert sind. Die Thermistoren in den beiden Sensoren sind dabei nicht ferromagnetisch. Besondere Maßnahmen, den Sensor gegenüber der Einstrahlung des Radioimpulses unempfindlich zu machen, werden in der US-Patentanmeldung US 2017 / 0 249 716 A1 nicht gelehrt.
In der japanischen Patentanmeldung JP H06-249716 A wird ein Thermistor-Temperatur-Sensor zur Verwendung in einer Umgebung offenbart, in der elektromagnetische Wellen auf den Sensor einstrahlen. Der Temperatur-Sensor weist Bleibasierte Leiterbahnen auf, um den Thermistor mit der Peripherie elektrisch zu verbinden. Zwar ist dieser Sensor relativ unempfindlich gegenüber elektromagnetischer Einstrahlung, würde aber in einer MRT-Umgebung Schatten werfen und das durch die inakzeptable Störung des magnetischen Starkfeldes eines MRT-Gerätes die diagnostische Qualität zur Beurteilung der Anatomie bzw. Pathologie unbrauchbar machen.
Aufgabe der Erfindung ist es, eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Messung der Kerntemperatur des zu untersuchenden Organismus, also Mensch und Tier, insbesondere Warmblüter, zur Verfügung zu stellen, welches unter den Bedingungen einer MRT-Untersuchung einsetzbar ist. Dabei soll die Vorrichtung auch von den Kosten her als Wegwerf-Vorrichtung geeignet sein, im Fachjargon als Disposable einsetzbar sein. Dabei soll die Messpräzision deutlich unterhalb von 0,5°C liegen und die Vorrichtung soll im laufenden MRT-Betrieb einsetzbar sein. Schließlich soll die Vorrichtung keine Artefakte bei der Messung erzeugen und nach Möglichkeit im MRT unsichtbar sein. Die erfindungsgemäße Aufgabe wird gelöst durch die Vorrichtung mit den Merkmalen nach Anspruch 1. Weitere vorteilhafte Ausgestaltungen sind in den Unteransprüchen zu Anspruch 1 angegeben. Die Verfahrensaufgabe wird gelöst durch die Verfahrensmerkmale nach Anspruch 12.
Nach dem Gedanken der Erfindung ist also vorgesehen, zwei nicht eingehauste, also offen liegende Sensoren, die nur durch eine thermische Isolationsschicht miteinander verbunden sind einzusetzen, wobei die Sensoren ein Trägermaterial für die Sensoren und die thermisch isolierende Isolationsschicht amagnetisch, bevorzugt sogar nichtmetallisch sind. Als offene Sensoren sind auch solche Sensoren aufzufassen, die eine Schutzschicht, wie eine Lackschicht oder eine sehr dünne Kunststoffschicht tragen. Durch die Amagnetizität wird sichergestellt, dass der Sensor nicht im sehr starken Magnetfeld des MRT-Gerätes in Mitleidenschaft gezogen wird. Die geringste Wechselwirkung ohne Amagnetizität wäre noch, dass der Sensor, wenn er auf der Haut des Patienten fixiert ist, sich mit der Magnetfeldspule bewegt und so dem Patienten eine Geisterhand vortäuscht, die an seinem Sensor wackelt. Die wahrscheinliche und nicht akzeptable Wechselwirkung wäre jedoch, dass bereits Bewegungen in dem MRT-Gerät dazu führen, dass Wirbelströme in dem Sensor entstehen, die den Sensor selbst erwärmen und damit die Messung beeinflussen. Bei stärkerer Wechselwirkung mit dem Magnetfeld oder mit den Radioimpulsen könnte der Sensor auch verbrennen und damit auch den Patienten schädigen. Ist der Sensor vollkommen amagnetisch, so kann zumindest die Wechselwirkung mit dem Magnetfeld unterbunden werden.
Durch die offene Bauweise ohne gemeinsames Gehäuse wird vermieden, dass sich das Gehäuse erwärmt und während der Tragezeit Wärme von der Hautoberfläche bis zum raumnahen Sensor transportiert und somit die Messung verfälscht. In bevorzugter Ausführungsform der Vorrichtung ist vorgesehen, dass auch die elektrischen Zu- und Ableitungen amagnetisch, bevorzugt nichtmetallisch sind.
In einem MRT-Gerät herrschen sehr starke Magnetfelder und sehr starke Radioimpulse. Eine elektrische Messung von sehr geringen Temperaturunterschieden in Gegenwart der Radioimpulse eines MRT-Gerätes durchzuführen, entspräche etwa, unmittelbar vor dem Lautsprecher eines Heavy Metal-Konzertes (unmittelbar vor dem Lautsprecher ca. 120 dB) ein ruhiges Gespräch zu detektieren (ca. 40 dB), was einem Signalstärkeunterschied von 10⁸ entspricht. Bei Radiowellen mit einer Leistung von 30 kW bis 100 kW entspräche das 10^-8-fache die Messung eines Signals von 1 mW. Um bei dieser Leistung, die zwangsläufig in den Sensor einfließt, bestehen zu können, wird in bevorzugter Ausführungsform der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur des Körpers eines Menschen oder Tieres der Sensor ausschließlich aus nichtmetallischen Materialien hergestellt. Bestehende Temperatursensoren, die sehr präzise messen, sind auf einem Siliziumsubstrat als integrierte Schaltung aufgebaut. Mikrochips sind trotz ihrer sehr geringen Ausmaße dennoch empfindlich gegenüber Hochfrequenzstrahlung und gegenüber Magnetfeldern. Es bietet sich daher an, die Messung über temperaturabhängige Widerstände durchzuführen. Da eine Auswerteelektronik zwangsläufig mehrere Meter von dem MRT-Gerät entfernt sein muss, bestehen zwischen dem Sensor und dem MRT-Gerät nicht kontrollierbare zusätzliche elektrische Übergangswiderstände von Steckern, und Ab- und Zuleitungen. Nicht-metallische, temperaturabhängige Widerstände sind außerdem extrem empfindlich gegenüber atmosphärischen Einflüssen. Da der Sensor als Disposable dienen soll, um eine Infektionsgefahr von Patienten zu Patienten zu vermeiden, ist vorgesehen, die Messung kapazitiv durchzuführen. Die Kapazität eines Sensors, wenn dieser aus nichtmetallischen, also organischen Materialien aufgebaut ist lässt sich viel besser kontrollieren.
Hierzu ist vorgesehen, dass die Sensoren ein zentrales Dielektrikum mit einer definierten Schichtdicke aufweisen, wobei zu beiden Seiten des Dielektrikums je eine Fläche mit einer Ausdehnung zwischen 0,5 cm² bis 20 cm², bevorzugt zwischen 3 cm² und 12 cm², mit einem elektrisch leitenden Polymer beschichtet ist. Ein solcher Kondensator kann aus am Markt erhältlichen Komponenten aufgebaut werden aus einer Polyesterfolie, wie Polyterephtalatfolie. Einfache Polyesterfolien waren einst als Tageslichtprojektorfolien am Markt erhältlich. Jedoch haben diese Folien hohe Toleranzen in der Schichtdicken. Polyesterfolien werden auch in der Druckindustrie als Glanzflächenkaschierung für Katalogumschlagseiten und Glanzmagazinseitenumschläge verwendet. Bei diesen am Markt erhältlichen Folien ist es wichtig, dass die Folie eine sehr gleichmäßige Schichtdicke aufweist, um Newton'sche Ringe zu vermeiden, die der Katalogseite beim Kaschieren durch Lichtinterferenzen eine Regenbogenfarbe verleihen würden. Wird auf die beiden Seiten einer solchen Folie ein organischer Leiter, zum Beispiel Polypyrrol aufgebracht, wobei die Fläche ca. 0,5 cm² bis 20 cm² betragen sollte, um eine genügend große Fläche der Haut abzudecken, so erhält man einen Kondensator. Durch Temperaturänderungen variiert die Dicke der Folie und auch die dielektrischen Eigenschaften der Folie ändern sich mit der Temperatur. Legt man an einen solchen Folienkondensator eine Wechselspannung an, so ändert sich der Wechselstromwiderstand mit der Temperatur. Diesem Kondensator kann man mit einem Verbindungskabel zur Auswertelektronik mit einer Spule verbinden. Die Resonanzeigenschaften eines so aufgebauten Schwingkreises verändern sich mit der Temperatur, so dass man von einer Absolutmessung des Widerstands, was einen sehr gut kalibrierten temperaturabhängigen Widerstand erfordert, absehen kann.
Als Folienmaterialien für das Dielektrikum kommen insbesondere in Frage Folien aus Polyester, insbesondere aus Polyethylenterephtalat, wie es unter der Marke Hostaphan^®, Mylar^®, und Melinex^® am Markt erhältlich ist, oder Folien aus Polyolefinfolie, Polethylenfolie oder Polypropylenfolie, oder Folien einer mehrschichtigen Polyolefinfolie, Polethylenfolie oder Polypropylenfolie, wobei die einzelnen Schichten der Folie mit Siliziumoxid beschichtet sind.
Polyolefinfolie, Polethylenfolie oder Polypropylenfolie mit erstaunlich geringer Schichtdickentoleranz sind aus der Verpackungsindustrie für Frischwaren, insbesondere für Fleisch bekannt. Solche Folien haben in der Regel mehrere Schichten, die mit Siliziumoxid bedampft sind, um den Folien eine definierte und spezifische Diffusionsbarriere für Feuchtigkeit, Stickstoff und Sauerstoff zu verleihen. Gerade der mehrschichtige Aufbau macht die Folien zu einem idealen Dielektrikum für einen temperaturabhängigen Folienkondensator, das Gegenteil von dem, was bei der Fertigung von Kondensatoren eigentlich erwünscht ist.
In vorteilhafter Weise weist die Schichtdicke des Dielektrikums folgende Werte auf: 10 µm und 100 µm, bevorzugt zwischen 20 µm und 50 µm. Diese Schichtdicken sind typische, am Markt erhältliche Werte für solche Folien und bei dieser Schichtdicke lassen sich Kondensatoren aufbauen, die gegenüber der Radiofrequenz des MRT weniger empfindlich sind.
Als nichtmetallische, leitfähige Beschichtung für die Folienkondensatoren haben sich folgende Materialien erwiesen: Polypyrrol, p-Toluolsulfonat-dotiertes Polypyrrol, aus mit Ruß versehener, organischer Kunststoff, Graphen, Polythiophen, Polyanilin, aus Poly-3,4-ethylendioxythiophen (PEDOT), Polystyrolsulfonat, dotiertes Polyacetylen, Polyparaphenylen oder einer Mischung aus den zuvor genannten Polymeren. Eine sehr bevorzugte Variante ist die Beschichtung mit Graphen. Graphen ist im Idealfall gar nicht wasserstoffsubstituiert. Folglich wird es im MRT auch nicht sichtbar sein. Tatsächlich aber sind die Ränder jedes größeren Graphenmoleküls mit Wasserstoff substituiert. Die Menge an Wasserstoff ist jedoch sehr gering im Verhältnis zur Gesamtmasse.
Zum Messen der Temperatur wird der Sensor in bevorzugter Weise nur in den Pausen zwischen den Radioimpulsen des MRT-Geräts mit einer Wechselspannung beaufschlagt, wenn die Relaxation stattfindet. In diesen kurzen Pausen wird der Sensor nicht durch die vorhandenen Radioimpulse gestört. Während des Radioimpulses schaltet eine Auswerteelektronik die Sensoreingänge auf hochohmig, so dass keine induzierte Spannung aus dem Sensor der Auswertelektronik schaden kann. Eine elektrische Messung in Gegenwart von Starkfeldern, nämlich Magnetfeld und Wechselfeld des Radioimpulses durchzuführen, bedeutet zwangsläufig, dass der elektrische Sensor eine Wechselwirkung mit dem Wechselfeld eingeht. Anstelle den Sensor abzuschirmen, und sich somit auch dem unmittelbaren thermischen Kontakt zu begeben, ist es auch möglich, den Sensor durch geeignete Maßnahmen weniger empfindlich zu machen gegenüber dem Radioimpuls. Dazu kann vorgesehen sein, dass mindestens eine der mit dem elektrisch leitenden Polymer beschichteten Flächen mit einer spiralförmigen Figur umrandet ist, wobei die spiralförmige Figur ebenfalls mit einem elektrisch leitenden Polymer beschichtet ist und in elektrischer Verbindung mit der umrandeten Fläche steht. Die Spirale hat die Wirkung einer Spule. Zusammen mit der Kapazität des kapazitiven Sensors bilden beide, Sensor und Spule ein LC-Glied. Ist das LC-Glied in seiner Resonanzfrequenz auf die Radiofrequenz des MRT-Gerätes abgestimmt, so ist der Sensor nahezu unempfindlich gegenüber dem Wechselfeld, denn ein LC-Glied weist bei Serienschaltung im Resonanzfall nur noch den ohm'schen Widerstand auf. Die Blindströme heben sich gegenseitig auf, und zwar ohne, dass tatsächliche elektrische Ströme fließen. Der Sensor ist also durch seine inhärenten Resonanzeigenschaften gegenüber dem Wechselfeld unempfindlich. Als Eigenschaft des LC-Glieds bietet sich an, entweder die Güte des LC-Glieds künstlich stark zu verschlechtern, so dass Resonanz auf breiter Basis stattfindet oder aber dass die Resonanzfrequenz der Sensoren erfindungsgemäß zwischen 40 MHz und 500 MHz liegt, wobei die Resonanzfrequenz vorgegeben ist aus den Parametern des ohm'schen Gesamtwiderstands, der Induktivität und der Kapazität des Sensors sowie die induktive Kopplung zwischen den Sensoren.
In einer sehr besonderen Ausführungsform des Sensors weisen beide Sensoren, einmal der der Haut zugewandte Sensor und auch der der Raumluft zugewandte Sensor eine Spule auf. Im Einsatz wirken beide Spulen wie ein Übertrager, wenn die beiden Spulen übereinander liegen. Diese Anordnung reagiert extrem empfindlich gegenüber einem Unterschied der Kapazität der beiden Sensoren, die sich durch die unterschiedliche Temperatur ändert. Die veränderten elektrischen Eigenschaften des doppelten LC-Glieds können zur Auswertung der Temperatur genutzt werden. In alternativer Ausgestaltung kann diese Kopplung auch vermieden werden, in dem die Spulen-Kondensator-Kombination versetzt zueinander angeordnet ist, so dass die Spulen einander nicht überlappen.
Zum Messen der Kerntemperatur des Körpers eines Menschen oder Tieres unter den Bedingungen in einem MRT-Gerät, in dem magnetische Feldstärken zwischen 1 T uns 12 T vorliegen und in welchem mit Radiowellenimpulse im Frequenzbereich von 40 MHz und 500 MHz mit einer Nennleistung der Sendespulen von 5 kW bis 100 kW auf die Probe einwirken, mit der hier vorgestellten Vorrichtung geht man wie folgt vor: man verwendet eine Vorrichtung wie sie hier vorgestellt ist, beispielsweise mit den Merkmalen nach den Ansprüchen 1 bis 10, wobei die Vorrichtung vermittels einer Bänderung oder mit Hilfe eines Klebers im Bereich der zu messenden Kerntemperatur auf der Haut des Menschen oder des Tieres angeordnet wird. Sodann steuert man diese Vorrichtung Wechselstrom im Bereich von etwa 10 kHz bis 27 MHz. Dann misst man die Impedanz der mindestens zwei Sensoren in der Vorrichtung einschließlich der Zu- und Ableitungen und korreliert die gemessenen Impedanzen mit einem vorher durch Kalibrieren ermittelten Temperaturwert. Diesen korrelierten Wert gibt man an eine Datenanzeige oder an ein Interface aus für die weitere Datenverarbeitung.
Um die Messung von der Funktionsweise des MRT-Gerätes zu trennen, kann man die Sendeimpulse des MRT-Gerätes durch Einmessen einer induzierten Spannung an den Sensoren in einem ersten Zustand einer Auswerteelektronik erfassen und für eine Zeit zwischen 5 ms und 50 ms warten. Nach dieser Wartezeit kann man die Auswerteelektronik in einen zweiten Zustand umschalten, in dem eine Temperaturmessung stattfindet.
Die Erfindung wird anhand der folgenden Figuren näher erläutert.
Es zeigt:

1.1 eine erste Variante der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur,
1.2 ausgewählte Bestandteile der ersten Variante nach 1.1,
2.1 eine zweite Variante der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur,
2.2 ausgewählte Bestandteile der zweiten Variante nach 2.1,
2.3 ein Ersatzschaltbild für die Varianten nach 1.1 und 2.1,
3 ein Sensor mit umliegender spiralförmiger Figur als elektrische Spule,
4.1 ein Ersatzschaltbild für eine dritte Variante der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur,
4.2 ein Ersatzschaltbild für eine vierte Variante der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur,
4.3 ein Ersatzschaltbild für eine fünfte Variante der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur,
5 eine Explosionsdarstellung einer erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur für die dritte bis fünfte Variante,
6 eine Explosionsdarstellung einer vereinfachten erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur für die dritte bis fünfte Variante,
7 ein alternativer Sensor weitere Varianten der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur,
8.1 ein Ersatzschaltbild für eine sechste Variante der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur,
8.2 ein Ersatzschaltbild für eine siebte Variante der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur,
8.3 ein Ersatzschaltbild für eine achte Variante der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur,
9 ausgewählte Bestandteile der sechsten bis achten Variante,
10 eine Explosionsdarstellung einer erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur für die sechste bis achte Variante,
11 eine Explosionsdarstellung einer vereinfachten erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur für die sechste bis achte Variante,
12 eine Darstellung, die zeigt, wie der Sensor am in das MRT-Gerät einfahrenden Patienten eingesetzt wird,
13 eine Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur einschließlich zu-und Ableitungen, einer Auswertelektronik und einer Anzeige.

In 1.1 ist eine erste Variante der erfindungsgemäßen Vorrichtung 100 zur Messung der Kerntemperatur eines Menschen oder Tiers, insbesondere eines Warmblüters, dargestellt. Diese ist als flexibles Polster ausgestaltet und erinnert vom äußeren Erscheinungsbild an eine gattungsgemäße EKG-Elektrode. Die Vorrichtung 100 ist, wie es im rechten Bild zu sehen ist, biegbar und flexibel, so dass sie sich an die individuelle Körperform anpassen kann. In der unteren Darstellung von 1.1 ist gezeigt, dass eine Abziehfolie 171 eine Klebefläche 170 bedeckt, mit der die Vorrichtung 100 auf die Haut eines Patienten geklebt werden kann. In der mittleren Darstellung ist dargestellt, dass die beiden Sensoren 110 und 120 am oberen und am unteren Ende der scheibenförmigen Vorrichtung angeordnet sind und durch eine flexible thermisch isolierende Isolationsschicht 130 miteinander verbunden sind. Es kann vorgesehen sein, dass die thermisch isolierende Isolationsschicht 130 aus Schaumgummi besteht, insbesondere aus geschäumtem Polyethylen, geschäumtem Polypropylen, aus geschäumtem Polyurethan oder geschäumtem Silikon. Es ist aber auch möglich, dass die thermisch isolierende Isolationsschicht 130 aus einer flexiblen Isolationsschicht besteht, wie Kautschuk, Gummi, Silikon, oder dass die thermisch isolierende Isolationsschicht 130 aus Zellstoff, einem Fasergewirk oder aus Polystyrol besteht.
In 1.2 sind ausgewählte Bestandteile der ersten Variante nach 1.1 gezeigt. Die Vorrichtung 100 als doppeltes Sensorelement weist einen ersten, der Haut des Patienten zugewandten Sensor 110 auf. Dieser weist eine mit einem leitfähigen Polymer beschichtete Fläche 141 auf, die die erste Elektrode eines Kondensators bildet, dabei ist über eine Zu-/Ableitung 151 der elektrische Zugang zur Elektrode gewährleistet. Auf der beschichtete Fläche 141 als Elektrode ist ein Dielektrikum 140 angeordnet in Form eine dünnen Folie mit einer vordefinierten Schichtdicke. Diese Folie kann bestehen aus Polyester, insbesondere aus Polyethylenterephtalat, wie es unter der Marke Hostaphan^®, Mylar^®, und Melinex^® erhältlich ist. Es kann auch vorgesehen sein, dass das Dielektrikum aus einer Polyolefinfolie, Polethylenfolie oder Polypropylenfolie besteht, oder dass das Dielektrikum aus einer mehrschichtigen Polyolefinfolie, Polethylenfolie oder Polypropylenfolie besteht, wobei die einzelnen Schichten der Folie mit Siliziumoxid beschichtet sind.
Als nächste Schicht folgt dem Dielektrikum 140 die auf der rechten Seite gezeigte Elektrode. Dies weist auf einer Trägerschicht T2 eine beschichtete Fläche 142 als Elektrode auf, die der Elektrode, nämlich beschichte Fläche 141, in der zusammengesetzten Folie gegenüberliegt. Der erste Sensor ist damit zusammengestellt. Es folgt eine flexible, thermisch isolierende Schicht 130. Es kann vorgesehen sein, dass die thermisch isolierende Isolationsschicht 130 aus Schaumgummi besteht, insbesondere aus geschäumtem Polyethylen, geschäumtem Polypropylen, aus geschäumtem Polyurethan oder geschäumtem Silikon besteht, oder dass die thermisch isolierende Isolationsschicht 130 aus einer flexiblen Isolationsschicht besteht, wie Kautschuk, Gummi, Silikon, oder dass die thermisch isolierende Isolationsschicht 130 aus Zellstoff, einem Fasergewirk oder aus Polystyrol besteht. Wichtig ist, dass die thermisch isolierende Schicht auch ein guter elektrischer Isolator ist. Sie sollte nicht hygroskopisch sein und unempfindlich sein gegenüber üblichen Desinfektionsmitteln, die in Krankenhäusern eingesetzt werden.
Die unteren beiden Darstellungen von 1.2 zeigen identische Bestandteile wie die Darstellung der oberen beiden Elemente für den der Haut zugewandten Sensor. Es handelt sich hierbei um die Bestandteile für den der Raumluft zugewandten Sensor. Dieser weist eine mit einem leitfähigen Polymer beschichtete Fläche 141' auf, die die erste Elektrode eines Kondensators bildet, dabei ist über eine Zu-/Ableitung 151' der elektrische Zugang zur Elektrode gewährleistet. Auf der beschichteten Fläche 141' als Elektrode ist ebenfalls ein Dielektrikum 140' angeordnet in Form eine dünnen Folie mit einer vordefinierten Schichtdicke. Diese Folie kann auch bestehen aus Polyester, insbesondere aus Polyethylenterephtalat, wie es unter der Marke Hostaphan^®, Mylar^®, und Melinex^® erhältlich ist. Es kann auch vorgesehen sein, dass das Dielektrikum 140 aus einer Polyolefinfolie, Polethylenfolie oder Polypropylenfolie besteht, oder dass das Dielektrikum 140 aus einer mehrschichtigen Polyolefinfolie, Polethylenfolie oder Polypropylenfolie besteht, wobei die einzelnen Schichten der Folie mit Siliziumoxid beschichtet sind.
In 2.1 ist eine zweite Variante der erfindungsgemäßen Vorrichtung 200 zur Messung der Kerntemperatur eines Menschen oder Tiers, insbesondere eines Warmblüters, dargestellt. Auch diese Variante ist als flexibles Polster ausgestaltet und erinnert vom äußeren Erscheinungsbild an einen Klebestreifen für den Haushalt. Die Vorrichtung 200 ist, wie es im rechten Bild zu sehen ist, ebenfalls biegbar und flexibel, so dass sie sich an die individuelle Körperform eines Patienten anpassen kann. In der unteren Darstellung von 2.1 ist gezeigt, dass eine Abziehfolie 171 eine Klebefläche 170 bedeckt, mit der die Vorrichtung 200 auf die Haut eines Patienten geklebt werden kann. In der mittleren Darstellung ist dargestellt, dass die beiden Sensoren 110 und 120 am oberen und am unteren Ende der etwa rechteckigen Vorrichtung angeordnet sind und durch eine flexible thermisch isolierende Schicht miteinander verbunden sind. Es kann vorgesehen sein, dass die thermisch isolierende Isolationsschicht 130 aus Schaumgummi besteht, insbesondere aus geschäumtem Polyethylen, geschäumtem Polypropylen, aus geschäumtem Polyurethan oder geschäumtem Silikon. Es ist aber auch möglich, dass die thermisch isolierende Isolationsschicht 130 aus einer flexiblen Isolationsschicht besteht, wie Kautschuk, Gummi, Silikon, oder dass die thermisch isolierende Isolationsschicht 130 aus Zellstoff, einem Fasergewirk oder aus Polystyrol besteht.
In 2.2 sind ausgewählte Bestandteile der zweiten Variante nach 2.1 gezeigt. Die Vorrichtung 200 als doppeltes Sensorelement weist einen ersten, der Haut des Patienten zugewandten Sensor 110 auf. Dieser weist eine mit einem leitfähigen Polymer beschichtete Fläche 141 auf, die die erste Elektrode eines Kondensators bildet, dabei ist über eine Zu-/Ableitung 151 der elektrische Zugang zur Elektrode gewährleistet. Auf der beschichteten Fläche 141 als Elektrode ist ein Dielektrikum 140 angeordnet in Form eine dünnen Folie mit einer vordefinierten Schichtdicke. Diese Folie kann bestehen aus Polyester, insbesondere aus Polyethylenterephtalat, wie es unter der Marke Hostaphan^®, Mylar^®, und Melinex^® erhältlich ist. Es kann auch vorgesehen sein, dass das Dielektrikum 140 aus einer Polyolefinfolie, Polethylenfolie oder Polypropylenfolie besteht, oder dass das Dielektrikum 140 aus einer mehrschichtigen Polyolefinfolie, Polethylenfolie oder Polypropylenfolie besteht, wobei die einzelnen Schichten der Folie mit Siliziumoxid beschichtet sind.
Als nächste Schicht folgt dem Dielektrikum 140 die auf der rechten Seite gezeigte Elektrode. Dies weist auf einer Trägerschicht T2 eine beschichtete Fläche 142 als Elektrode auf, die der Elektrode, nämlich beschichte Fläche 141, in der zusammengesetzten Folie gegenüberliegt. Der erste Sensor ist damit zusammengestellt. Es folgt eine flexible, thermisch isolierende Schicht 130. Es kann vorgesehen sein, dass die thermisch isolierende Isolationsschicht 130 aus Schaumgummi besteht, insbesondere aus geschäumtem Polyethylen, geschäumtem Polypropylen, aus geschäumtem Polyurethan oder geschäumtem Silikon besteht, oder dass die thermisch isolierende Isolationsschicht 130 aus einer flexiblen Isolationsschicht besteht, wie Kautschuk, Gummi, Silikon, oder dass die thermisch isolierende Isolationsschicht 130 aus Zellstoff, einem Fasergewirk oder aus Polystyrol besteht. Wichtig ist, dass die thermisch isolierende Schicht auch ein guter elektrischer Isolator ist. Sie sollte nicht hygroskopisch sein und unempfindlich sein gegenüber üblichen Desinfektionsmitteln, die in Krankenhäusern eingesetzt werden.
Die unteren beiden Darstellungen von 2.2 zeigen identische Bestandteile wie die Darstellung der oberen beiden Elemente für den der Haut zugewandten Sensor. Es handelt sich hierbei um die Bestandteile für den der Raumluft zugewandten Sensor. Dieser weist eine mit einem leitfähigen Polymer beschichtete Fläche 141' auf, die die erste Elektrode eines Kondensators bildet, dabei ist über eine Zu-/Ableitung 151' der elektrische Zugang zur Elektrode gewährleistet. Auf der beschichteten Fläche 141' als Elektrode ist ebenfalls ein Dielektrikum 140' angeordnet in Form eine dünne Folie mit einer vordefinierten Schichtdicke. Diese Folie kann auch bestehen aus Polyester, insbesondere aus Polyethylenterephtalat, wie es unter der Marke Hostaphan^®, Mylar^®, und Melinex^® erhältlich ist. Es kann auch vorgesehen sein, dass das Dielektrikum aus einer Polyolefinfolie, Polethylenfolie oder Polypropylenfolie besteht, oder dass das Dielektrikum aus einer mehrschichtigen Polyolefinfolie, Polethylenfolie oder Polypropylenfolie besteht, wobei die einzelnen Schichten der Folie mit Siliziumoxid beschichtet sind.
In 2.3 ist ein Ersatzschaltbild für die Varianten nach 1.1 und 2.1, als elektrisches Schaltbild gezeigt. Die organischen Leiter 151 und 152, 151' und 152' haben einen Eigenwiderstand. Ebenso haben äußere Zu-und Ableitungen 150, 150' und 150" einen Eigenwiderstand. Die Zuleitung zu den Kondensatoren C110 und C120 haben somit die in 2.3 dargestellten Gesamtwiderstände. Die Kondensatoren aus den durch die Dielektrika getrennten Elektroden weisen die Kapazitäten C110 und C120 auf. Durch die Zu-/Ableitungen 150, 150' und 150" kann eine Auswerteelektronik die Änderung der Kapazitäten der Kondensatoren C110 und C220 messen, die sich einstellt, wenn sich die Kapazitäten der Kondensatoren C110 und C220 bedingt durch eine Temperaturänderung über die Änderung der Eigenschaften des Dielektrikums ändern.
In 3 ist ein Sensor einer dritten Variante eines erfindungsgemäßen Vorrichtung 100 zur Messung der Kerntemperatur eines Menschen oder Tiers, insbesondere eines Warmblüters mit umliegender spiralförmiger Figur 161 als elektrische Spule gezeigt. Gegenüber der ersten Variante in 1.2 weist diese Variante noch die elektrische Spule auf, so dass dieser Sensor als LC-Glied noch innerhalb der Vorrichtung selbst wirkt. Der Aufbau der Vorrichtung der dritten Variante mit diesen Sensoren in 3 ist vergleichbar mit der ersten Variante der Vorrichtung, deren ausgewählte Bestandteile in 1.2 gezeigt sind. Durch die Einführung der Spule ergeben sich aber signifikante Änderungen im Ersatzschaltbild.
In 4.1 ist ein Ersatzschaltbild für eine dritte Variante der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur als elektrisches Schaltbild gezeigt. Die organischen Leiter 151 und 152, 151' und 152' haben einen Eigenwiderstand. Ebenso haben äußere Zu-und Ableitungen 150, 150' und 150" einen Eigenwiderstand. Die Zuleitung zu den Kondensatoren C110 und C120 haben somit die in 4.1 dargestellten Gesamtwiderstände. Die Kondensatoren aus den durch die Dielektrika getrennten Elektroden weisen die Kapazitäten C110 und C120 auf. Durch die Zu-/Ableitungen 150, 150' und 150" kann eine Auswerteelektronik die Änderung der Kapazitäten der Kondensatoren C110 und C120 messen, die sich einstellt, wenn sich die Kapazitäten der Kondensatoren C110 und C220 bedingt durch eine Temperaturänderung über die Änderung der Eigenschaften des Dielektrikums ändern. Hinzugekommen sind nun zwei Spulen L161 und L162. Da diese Spulen L161 und L162 übereinander liegen, wirken diese Spulen wie ein Übertrager mit gleichem Wicklungssinn. Es ist aber auch möglich, die Spulen L161 und L162 so anzuordnen, dass sie einen entgegen gesetzten Wicklungsinn haben. Durch die Funktion des Übertragers werden die beiden LC-Glieder durch eine Veränderung der Kapazität eines Kondensators C110 oder D120 extrem leicht gestört. Das bedeutet, dass schon geringe Kapazitätsänderungen leicht durch eine Ansteuerungselektronik auswertbar sind.
Durch die verschiedenen Möglichkeiten, die Anschlüsse zweier Kondensator-Spulen-Kombinationen in 3 miteinander zu verbinden, ergeben sich die weiteren Ersatzschaltbilder 4.2 und 4.3
In 4.2 ist ein Ersatzschaltbild für eine vierte Variante der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur als elektrisches Schaltbild gezeigt. In dieser Variante sind die Kondensator- und Spulenfunktionen zueinander vertauscht. In dieser Ersatzschaltung ist ein gleicher Wicklungssinn des Übertragers aus den beiden miteinander gekoppelten Spulen angegeben. Es ist auch möglich, den Wicklungssinn der Spulen L161 und L162 zu vertauschen.
Die organischen Leiter 151 und 152, 151' und 152' haben einen Eigenwiderstand. Ebenso haben äußere Zu-und Ableitungen 150, 150' und 150" einen Eigenwiderstand. Die Zuleitung zu den Kondensatoren C110 und C120 haben somit die in 4.2 dargestellten Gesamtwiderstände. Die Kondensatoren aus den durch die Dielektrika getrennten Elektroden weisen die Kapazitäten C110 und C120 auf. Durch die Zu-/Ableitungen 150, 150' und 150" kann eine Auswerteelektronik die Änderung der Kapazitäten der Kondensatoren C110 und C220 messen, die sich einstellt, wenn sich die Kapazitäten der Kondensatoren C110 und C120 bedingt durch eine Temperaturänderung über die Änderung der Eigenschaften des Dielektrikums ändern. Auch hier sind zwei Spulen L161 und L162 vorhanden. Da diese Spulen L161 und L162 übereinander liegen, wirken diese Spulen wie ein Übertrager mit gleichem Wicklungssinn. Es ist aber auch möglich, die Spulen L161 und L162 so anzuordnen, dass sie einen entgegen gesetzten Wicklungsinn haben. Durch die Funktion des Übertragers werden die beiden LC-Glieder durch eine Veränderung der Kapazität eines Kondensators C110 oder D120 extrem leicht gestört. Das bedeutet, dass schon geringe Kapazitätsänderungen leicht durch eine Ansteuerungselektronik auswertbar sind.
In 4.3 ist ein Ersatzschaltbild für eine fünfte Variante der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur als elektrisches Schaltbild gezeigt. In dieser Variante liegen die Kondensatorfunktionen im Weg zur gemeinsamen Ab-/Zuleitung 150". Es ist auch hier noch möglich, den Wicklungssinn der Spulen L161 und L162 zu vertauschen.
Die organischen Leiter 151 und 152, 151' und 152' haben einen Eigenwiderstand. Ebenso haben äußere Zu-und Ableitungen 150, 150' und 150" einen Eigenwiderstand. Die Zuleitung zu den Kondensatoren C110 und C120 haben somit die in 4.3 dargestellten Gesamtwiderstände. Die Kondensatoren aus den durch die Dielektrika getrennten Elektroden weisen die Kapazitäten C110 und C120 auf. Durch die Zu-/Ableitungen 150, 150' und 150" kann eine Auswerteelektronik die Änderung der Kapazitäten der Kondensatoren C110 und C220 messen, die sich einstellt, wenn sich die Kapazitäten der Kondensatoren C110 und C120 bedingt durch eine Temperaturänderung über die Änderung der Eigenschaften des Dielektrikums ändern. Auch hier sind zwei Spulen L161 und L162 vorhanden. Da diese Spulen L161 und L162 übereinander liegen, wirken diese Spulen wie ein Übertrager mit gleichem Wicklungssinn. Es ist aber auch möglich, die Spulen L161 und L162 so anzuordnen, dass sie einen entgegen gesetzten Wicklungsinn haben. Durch die Funktion des Übertragers werden die beiden LC-Glieder durch eine Veränderung der Kapazität eines Kondensators C110 oder D120 extrem leicht gestört. Das bedeutet, dass schon geringe Kapazitätsänderungen leicht durch eine Ansteuerungselektronik auswertbar sind.
In 5 ist eine Explosionsdarstellung einer erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur für die dritte bis fünfte Variante gezeigt. Der Schichtaufbau beginnt mit einer oberen Schutzschicht S1, das kann eine Lackschicht sein oder eine dünne Kunststofffolie. Darunter befindet sich eine erste Trägerfolie T1, auf deren Unterseite sich eine erste mit einem leitfähigen Polymer beschichtete Fläche 141 als erste Elektrode befindet. Die beschichtet Fläche 1541 weist eine elektrische Zu-/Ableitung 151 auf. Unterhalb der beschichteten, ersten Trägerplatte befindet sich ein Dielektrikum, das beispielsweise aus Polyethylenterephtalat besteht und beispielsweise eine Dicke von 25 µm aufweist. Der Durchmesser der beschichteten Fläche 141 kann ca. 2 cm betragen. Unterhalb des Dielektrikums folgt eine zweite Trägerfolie T2 für eine zweite beschichtete Fläche 142, wobei die Beschichtung hier nach oben, nämlich zum Dielektrikum 140 weist. Die beschichtete Fläche 142 ist umgeben von einer spiralförmigen Figur 161, die als Spule wirkt, dabei ist die beschichtete Fläche 142 mit der als Spule wirkenden spiralförmigen Figur 161 elektrisch in Serie geschaltet.
Der erste Sensor 120, der zur Raumluft gewandt ist, ist damit abgeschlossen. Auf diesen Sensor 120 folgt eine thermische Isolationsschicht 130. Dabei kann die Stärke der Isolationsschicht 130 beispielsweise 3 mm betragen. Unterhalb der Isolationsschicht folgt ein zweiter Sensor 110, der der Haut des Patienten zugeordnet ist. Der Aufbau ist zum Aufbau des oberen Sensors 120 nahezu identisch. Die Schichtfolge ist jedoch vertauscht, so dass auch hier die Spule aus der spiralförmigen Figur 161 nahe der Isolationsschicht 130 liegt. Unterhalb der Isolationsschicht 130 ist also eine dritte Trägerfolie T3 vorhanden die auf der nach unten weisenden Seite mit einer beschichteten Fläche 142' versehen ist und eine spiralförmige Figur 161 aufweist. Darunter folgt ein Dielektrikum 140', das wie das obere Dielektrikum 140 beispielsweise aus Polyethylenterephtalat besteht und beispielsweise eine Dicke von 25 µm aufweist. Unterhalb des Dielektrikums 140' befindet sich eine auf der oberen Seite mit einer beschichteten Fläche 141' versehene Trägerfolie. Damit ist der untere, der Haut des Patienten zugewiesene Sensor 110 komplett. Dieser ist noch geschützt durch eine unter Schutzschicht S2, wie beispielsweise Lack oder eine Dünne Kunststofffolie. Diese weist auf der unteren Seite eine Klebefolie auf, die durch eine Abziehfolie 171 bedeckt ist.
In 6 ist eine Explosionsdarstellung einer vereinfachten erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur für die dritte bis fünfte Variante gezeigt. Der Schichtaufbau beginnt auch in dieser Variante mit einer oberen Schutzschicht S1, das kann eine Lackschicht sein oder eine dünne Kunststofffolie. Darunter befindet sich keine Trägerfolie, sondern ein Dielektrikum, das zu beiden Seiten beschichtet ist. Auf der oberen Seite des Dielektrikums befindet sich eine erste beschichtete Fläche 141 als erste Elektrode eines Kondensators, die eine Zu-/Ableitung 151 aufweist. Auf der Unterseite des Dielektrikums befindet sich eine zweite mit einem leitfähigen Polymer beschichtete Fläche 142 als zweite Elektrode eines Kondensators. Die untere Elektrode ist mit einer spiralförmigen Figur 162 als Spule verbunden. Dieser erste Sensor 120, der der Raumluft zugeordnet ist, liegt unmittelbar auf einer Isolationsschicht 130 auf. Auch hier kann die Stärke der thermischen Isolationsschicht ca. 3 mm betragen.
Unterhalb der Isolationsschicht folgt ein zweiter Sensor 110, der der Haut des Patienten zugeordnet ist. Der Aufbau ist zum Aufbau des oberen Sensors 120 nahezu identisch. Die Schichtfolge ist jedoch vertauscht, so dass auch hier die Spule aus der spiralförmigen Figur 161 nahe der Isolationsschicht 130 liegt. Unterhalb der Isolationsschicht 130 ist ein mit einer beschichteten Fläche 142' versehenes Dielektrikum 140' vorhanden und eine spiralförmige Figur 161 umringt die Fläche 142'. Darunter folgt ein Dielektrikum 140', das wie das obere Dielektrikum 140 beispielsweise aus Polyethylenterephtalat besteht und beispielsweise eine Dicke von 25 µm aufweist. Unterhalb des Dielektrikums 140' befindet sich eine auf der unteren Seite eine beschichtete Fläche 141. Damit ist der untere, der Haut des Patienten zugewiesene Sensor 110 komplett. Dieser ist noch geschützt durch eine unter Schutzschicht S2, wie beispielsweise Lack oder eine Dünne Kunststofffolie. Diese weist auf der unteren Seite eine Klebefolie auf, die durch eine Abziehfolie 171 bedeckt ist.
In 7 ist ein alternativer Sensor für eine weitere Varianten der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur gezeigt. In diesem Sensor 110 ist die beschichtete Fläche 141, die als Kondensator dient, und eine sie umringende spiralförmige Figur 161 zur Seite gelegt. Bei einer Bedeckung mit einer spiegelverkehrt aufgesetzten Elektrode gleichen Typs überlappen sich die als elektrische Spulen wirkenden spiralförmigen Figuren 161 nicht, so dass hier im Ersatzschaltbild kein Übertrager gebildet wird.
In 8.1 ist ein Ersatzschaltbild für eine sechste Variante der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur als elektrisches Schaltbild gezeigt. Die organischen Leiter 151 und 152, 151' und 152' haben einen Eigenwiderstand. Ebenso haben äußere Zu-und Ableitungen 150, 150' und 150" einen Eigenwiderstand. Die Kondensatoren aus den durch die Dielektrika getrennten Elektroden weisen die Kapazitäten C110 und C120 auf. Durch die Zu-/Ableitungen 150, 150' und 150" kann eine Auswerteelektronik die Änderung der Kapazitäten der Kondensatoren C110 und C120 messen, die sich einstellt, wenn sich die Kapazitäten der Kondensatoren C110 und C220 bedingt durch eine Temperaturänderung über die Änderung der Eigenschaften des Dielektrikums ändern. Hier liegen zwei nicht gekoppelte Spulen L161 und L162 vor.
Durch die verschiedenen Möglichkeiten, die Anschlüsse zweier Kondensator-Spulen-Kombinationen in 3 miteinander zu verbinden, ergeben sich die weiteren Ersatzschaltbilder 8.2 und 8.3
In 8.2 ist ein Ersatzschaltbild für eine siebte Variante der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur als elektrisches Schaltbild gezeigt. In dieser Variante sind die Kondensator- und Spulenfunktionen zueinander vertauscht.
Die organischen Leiter 151 und 152, 151' und 152' haben einen Eigenwiderstand. Ebenso haben äußere Zu-und Ableitungen 150, 150' und 150" einen Eigenwiderstand. Die Zuleitung zu den Kondensatoren C110 und C120 haben somit die in 4.2 dargestellten Gesamtwiderstände. Die Kondensatoren aus den durch die Dielektrika getrennten Elektroden weisen die Kapazitäten C110 und C120 auf. Durch die Zu-/Ableitungen 150, 150' und 150" kann eine Auswerteelektronik die Änderung der Kapazitäten der Kondensatoren C110 und C220 messen, die sich einstellt, wenn sich die Kapazitäten der Kondensatoren C110 und C120 bedingt durch eine Temperaturänderung über die Änderung der Eigenschaften des Dielektrikums ändern. Auch hier sind zwei Spulen L161 und L162 vorhanden. Da diese Spulen L161 und L162 nicht übereinander liegen, sind die Spulen nicht gekoppelt.
In 8.3 ist schließlich ein Ersatzschaltbild für eine achte Variante der erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur als elektrisches Schaltbild gezeigt. In dieser Variante sind die Kondensator- und Spulenfunktion auf beiden Seiten relativ zueinander vertauscht.
In 9 sind ausgewählte Bestandteile der sechsten bis achten Variante gezeigt. Um den Aufbau der beiden Kondensator-Spulenpaare so anzuordnen, dass sich die Spulen nicht überlappen, sind die Kondensator-Spulenpaare jeweils zur Seite versetzt. So liegt die beschichtete Fläche 141 auf der linken Seite des Dielektrikums 140 auf der linken Seite und wird von einer spiralförmigen Figur 161 umringt. Von der anderen Seite ist das Dielektrikum 140 ebenfalls mit einer Fläche 142 beschichtet, so dass sich ein Kondensator aus den Flächen 141 und 142 bildet.
Wird dieser Sensor mit einem spiegelverkehrt aufgebauten Sensor aus Dielektrikum 140', Fläche 141', spiralförmiger Figur 162 und Fläche 142' zusammengelegt, so bildet sich der Doppelsensor, wie er zuunterst in 9 gezeigt ist mit einer gestrichelten Sensoranordnung, die hinter der Papierebene liegt und einer Sensoranordnung, die auf der Papierebene liegt.
In 10 ist eine Explosionsdarstellung einer erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur für die sechste bis achte Variante gezeigt. Der Schichtaufbau beginnt mit einer oberen Schutzschicht S1, das kann eine Lackschicht sein oder eine dünne Kunststofffolie. Darunter befindet sich eine erste Trägerfolie T1, auf deren Unterseite sich eine erste mit einem leitfähigen Polymer beschichtete Fläche 141 als erste Elektrode befindet. Die beschichtet Fläche 141 weist eine elektrische Zu-/Ableitung 151 auf. Unterhalb der beschichteten, ersten Trägerplatte befindet sich ein Dielektrikum 140, das beispielsweise aus Polyethylenterephtalat besteht und beispielsweise eine Dicke von 25 µm aufweist. Der Durchmesser der beschichteten Fläche 141 kann ca. 1 cm betragen. Unterhalb des Dielektrikums 140 folgt eine zweite Trägerfolie T2 für eine zweite beschichtete Fläche 142, wobei die Beschichtung hier nach oben, nämlich zum Dielektrikum 140 weist. Die beschichtete Fläche 142 ist umgeben von einer spiralförmigen Figur 161, die als Spule wirkt, dabei ist die beschichtete Fläche 142 mit der als Spule wirkenden spiralförmigen Figur 161 elektrisch in Serie geschaltet. In dieser Variante sind jedoch die Sensorelemente so nageordnet, dass der untere und der obere Sensor einander nicht überlappen und somit nicht induktiv gekoppelt sind. Der erste Sensor 120, der zur Raumluft gewandt ist, ist damit abgeschlossen. Auf diesen Sensor 120 folgt eine thermische Isolationsschicht 130. Dabei kann die Stärke der Isolationsschicht 130 beispielsweise 3 mm betragen. Unterhalb der Isolationsschicht folgt ein zweiter Sensor 110, der der Haut des Patienten zugeordnet ist. Der Aufbau ist zum Aufbau des oberen Sensors 120 nahezu identisch. Die Schichtfolge ist jedoch vertauscht, so dass auch hier die Spule aus der spiralförmigen Figur 161 nahe der Isolationsschicht 130 liegt. Unterhalb der Isolationsschicht 130 ist also eine dritte Trägerfolie T3 vorhanden die auf der nach unten weisenden Seite mit einer beschichteten Fläche 142' versehen ist und eine spiralförmige Figur 161 aufweist. Darunter folgt ein Dielektrikum 140', das wie das obere Dielektrikum 140 beispielsweise aus Polyethylenterephtalat besteht und beispielsweise eine Dicke von 25 µm aufweist. Unterhalb des Dielektrikums 140' befindet sich eine auf der oberen Seite mit einer beschichteten Fläche 141' versehene Trägerfolie. Damit ist der untere, der Haut des Patienten zugewiesene Sensor 110 komplett. Dieser ist noch geschützt durch eine unter Schutzschicht S2, wie beispielsweise Lack oder eine dünne Kunststofffolie. Diese weist auf der unteren Seite eine Klebefolie auf, die durch eine Abziehfolie 171 bedeckt ist.
In 11 ist eine Explosionsdarstellung einer vereinfachten erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Messung der Kerntemperatur für die sechste bis achte Variante gezeigt. Der Schichtaufbau beginnt auch in dieser Variante mit einer oberen Schutzschicht S1, das kann eine Lackschicht sein oder eine dünne Kunststofffolie. Darunter befindet sich keine Trägerfolie, sondern ein Dielektrikum 140, das zu beiden Seiten beschichtet ist. Auf der oberen Seite des Dielektrikums 140 befindet sich eine erste beschichtete Fläche 141 als erste Elektrode eines Kondensators, die eine Zu-/Ableitung 151 aufweist. Auf der Unterseite des Dielektrikums 140 befindet sich eine zweite mit einem leitfähigen Polymer beschichtete Fläche 142 als zweite Elektrode eines Kondensators. Die untere Elektrode ist mit einer spiralförmigen Figur 162 als Spule verbunden und weist eine Zu-/Ableitung 152 auf. Dieser erste Sensor 120, der der Raumluft zugeordnet ist, liegt unmittelbar auf einer Isolationsschicht 130 auf. Auch hier kann die Stärke der thermischen Isolationsschicht ca. 3 mm betragen.
Unterhalb der Isolationsschicht folgt ein zweiter Sensor 110, der der Haut des Patienten zugeordnet ist. Der Aufbau ist zum Aufbau des oberen Sensors 120 nahezu identisch. Die Schichtfolge ist jedoch vertauscht, so dass auch hier die Spule aus der spiralförmigen Figur 161 nahe der Isolationsschicht 130 liegt. Unterhalb der Isolationsschicht 130 ist ein mit einer beschichteten Fläche 142' versehenes Dielektrikum 140' vorhanden und eine spiralförmige Figur 161 umringt diese Fläche 142'. Dabei weist die Spule eine Zu-/Ableitung auf. Darunter folgt ein Dielektrikum 140', das wie das obere Dielektrikum 140 beispielsweise aus Polyethylenterephtalat besteht und beispielsweise eine Dicke von 25 µm aufweist. Unterhalb des Dielektrikums 140' befindet sich eine auf der unteren Seite eine beschichtete Fläche 141. Damit ist der untere, der Haut des Patienten zugewiesene Sensor 110 komplett. Dieser ist noch geschützt durch eine unter Schutzschicht S2, wie beispielsweise Lack oder eine Dünne Kunststofffolie. Diese weist auf der unteren Seite eine Klebefolie auf, die durch eine Abziehfolie 171 bedeckt ist.
In 12 ist eine Darstellung, die zeigt, wie der Sensor am in das MRT-Gerät einfahrenden Patienten P eingesetzt wird. Der Patient P fährt hier auf einem Untersuchungstisch in die Röhre eines MRT-Gerätes zur Untersuchung des Kopfs ein. Auf der Stirnseite wird eine erfindungsgemäße Vorrichtung zur Kerntemperaturmessung geklebt. Diese Vorrichtung ist über Zu-/Ableitungen 150, 150', 150" mit einer entfernten Auswerteelektronik verbunden. Dabei sind auch die Zu-/Ableitungen 150, 150', 150" amagnetisch oder sogar nichtmetallisch.
In 13 ist schließlich eine Vorrichtung 100 zur Messung der Kerntemperatur einschließlich Zu- und Ableitungen 150, 150', 150", einer Auswertelektronik 182 und einer Anzeige 181 gezeigt.
BEZUGSZEICHENLISTE

100: Vorrichtung
110: Sensor
120: Sensor
130: Isolationsschicht
140: Dielektrikum
141: beschichtete Fläche
141': Leiterbahn
142: beschichtete Fläche
142': Leiterbahn
150: Zu-/Ableitung
150': Zu-/Ableitung
150": Zu-/Ableitung
151: Zu-/Ableitung
151': Zu-/Ableitung
152: Zu-/Ableitung
152': Zu-/Ableitung
161: spiralförmige Figur
162: spiralförmige Figur
170: Klebefläche
171: Abziehfolie
180: Folienleiter
181: Anzeige
200: Vorrichtung
500: MRT-Gerät
P: Patient
T1: Trägerfolie
T2: Trägerfolie
T3: Trägerfolie
T4: Trägerfolie
S1: Schutzfolie
S2: Schutzfolie

Claims

Vorrichtung (100, 200) zur Messung der Kerntemperatur des Körpers eines Menschen oder Tieres in Form eines Kontaktsensors, der zum Einsatz mit der Hautoberfläche des Körpers in Berührung gebracht wird, aufweisend - einen ersten Sensor (110) zur Messung einer ersten Temperatur, wobei dieser erste Sensor (110) beim Einsatz zum Körper gewandt ist, und - einen zweiten Sensor (120) zur Messung einer zweiten Temperatur, wobei dieser zweite Sensor (120) beim Einsatz vom Körper abgewandt ist, und - eine thermisch isolierende Isolationsschicht (130), die zwischen dem ersten Sensor (110) und dem zweiten Sensor (120) angeordnet ist, dadurch gekennzeichnet, dass die Sensoren (110, 120), ein Trägermaterial für die Sensoren (110, 120) und die thermisch isolierende Isolationsschicht (130) amagnetisch, bevorzugt nichtmetallisch sind, wobei die Resonanzfrequenz der Sensoren (110, 120) zwischen 40 MHz und 500 MHz liegt, wobei die Resonanzfrequenz vorgegeben ist aus den Parametern des ohm'schen Gesamtwiderstands, der Induktivität und der Kapazität des Sensors (110, 120), sowie die induktive Kopplung zwischen den Sensoren (110, 120).
Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass elektrische Zu- und Ableitungen (150, 151', 152') amagnetisch, bevorzugt nichtmetallisch sind.
Vorrichtung nach Anspruch 1 oder Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Sensoren (110, 120) ein zentrales Dielektrikum (140) mit einer definierten Schichtdicke aufweisen, wobei zu beiden Seiten des Dielektrikums (140) je eine Fläche (141, 142) mit einer Ausdehnung zwischen 0,5 cm² bis 20 cm², bevorzugt zwischen 3 cm² und 12 cm², mit einem elektrisch leitenden Polymer beschichtet ist.
Vorrichtung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass das Dielektrikum (140) aus Polyester, insbesondere aus Polyethylenterephtalat, besteht, wie es unter der Marke Hostaphan^®, Mylar^®, und Melinex^® erhältlich ist, oder dass das Dielektrikum aus einer Polyolefinfolie, Polethylenfolie oder Polypropylenfolie besteht, oder dass das Dielektrikum aus einer mehrschichtigen Polyolefinfolie, Polethylenfolie oder Polypropylenfolie besteht, wobei die einzelnen Schichten der Folie mit Siliziumoxid beschichtet sind.
Vorrichtung nach Anspruch 3 oder Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass das Dielektrikum (140) eine Schichtdicke zwischen 10 µm und 100 µm, bevorzugt zwischen 20 µm und 50 µm aufweist.
Vorrichtung nach Anspruch 3 oder Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens eine der mit dem elektrisch leitenden Polymer beschichteten Flächen (141, 142) mit einer spiralförmigen Figur (161, 162) umrandet ist, wobei die spiralförmige Figur (161, 162) ebenfalls mit einem elektrisch leitenden Polymer beschichtet ist und in elektrischer Verbindung mit der umrandeten Fläche (141, 142) steht.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens eine nach außen weisende Seite mit einer durch eine Abziehfolie (171) geschützten Klebefläche (170) versehen ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die thermisch isolierende Isolationsschicht (130) aus Schaumgummi besteht, insbesondere aus geschäumtem Polyethylen, geschäumtem Polypropylen, aus geschäumtem Polyurethan oder geschäumtem Silikon besteht, oder dass die thermisch isolierende Isolationsschicht (130) aus einer flexiblen Isolationsschicht besteht, wie Kautschuk, Gummi, Silikon, oder dass die thermisch isolierende Isolationsschicht (130) aus Zellstoff, einem Fasergewirk oder aus Polystyrol besteht.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 3 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Beschichtung des Dielektrikums (140) der Sensoren aus Polypyrrol, p-Toluolsulfonat-dotiertem Polypyrrol, aus mit Ruß versehenem, organischen Kunststoff, aus Graphen, aus Polythiophen, aus Polyanilin, aus Poly-3,4-ethylendioxythiophen (PEDOT), aus Polystyrolsulfonat, aus dotiertem Polyacetylen, aus Polyparaphenylen oder einer Mischung aus den zuvor genannten Polymeren bestehen.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtung nach den Ansprüchen 1 bis 9 über einen Folienleiter (180), der als Leiterbahnen eine Beschichtung aus den Materialien nach Anspruch 9 aufweist, mit einer Ansteuer- und Auswerteelektronik (182) verbunden ist, welche in einer Anzeige (181) die gemessene Oberflächentemperatur und die ermittelte Kerntemperatur anzeigt.
MRT-Gerät (500) aufweisend eine Vorrichtung nach den Ansprüchen 1 bis 10.
Verfahren zur Messung der Kerntemperatur des Körpers eines Menschen oder Tieres unter den Bedingungen in einem MRT-Gerät, in dem magnetische Feldstärken zwischen 1 T und 12 T vorliegen und in welchem mit Radiowellenimpulse im Frequenzbereich von 40 MHz und 500 MHz mit einer Nennleistung der Sendespulen von 5 kW bis 100 kW auf die Probe einwirken, gekennzeichnet durch - Verwenden einer Vorrichtung nach den Ansprüchen 1 bis 10, wobei die Vorrichtung vermittels einer Bänderung oder mit Hilfe eines Klebers im Bereich der zu messenden Kerntemperatur auf der Haut des Menschen oder des Tieres angeordnet wird, - Ansteuern der Vorrichtung nach den Ansprüchen 1 bis 10 mit Wechselstrom im Bereich von 10 kHz mit 27 MHz, - Messen der Impedanz der mindestens zwei Sensoren in der Vorrichtung einschließlich der Zu- und Ableitungen, - Korrelieren der gemessenen Impedanz mit einem vorher durch Kalibrieren ermittelten Temperaturwert, - Ausgeben des korrelierten Temperaturwertes an eine Datenanzeige oder an ein Interface für die weitere Datenverarbeitung.
Verfahren nach Anspruch 12, gekennzeichnet durch - Erfassen eines Sendeimpulses des MRT-Gerätes durch Einmessen einer induzierten Spannung an den Sensoren in einem ersten Zustand einer Auswerteelektronik, - Warten für eine Zeit zwischen 5 ms und 50 ms, - Umschalten der Auswerteelektronik in einen zweiten Zustand, in dem eine Temperaturmessung stattfindet.