DE4112468A1 - Anordnung zur messung von temperaturen - Google Patents
Anordnung zur messung von temperaturenInfo
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Description
Die Erfindung betrifft eine Anordnung zur gleichzeitigen Messung
von Temperaturen bzw. Temperaturverläufen vorzugsweise in biolo
gischen Geweben. Sie dient der Ermittlung der örtlichen Vertei
lung von Temperaturen, der Bestimmung der Isothermen bei Wärme
ausbreitung von einer Wärmequelle sowie der zeitlichen Verände
rung von Temperaturen in biologischen Geweben. Ein bevorzugtes
Anwendungsgebiet ist der Einsatz bei der Krebsbekämpfung durch
eine Therapie, die entweder ausschließlich oder kombiniert mit
anderen Therapien die Hyperthermie einsetzt. Dabei ist die
Anordnung nicht nur als reines Meßmittel sondern auch als Regel
element zur temperaturgesteuerten Hyperthermie vorzugsweise bei
Tumoren einsetzbar.
Ein weiteres bevorzugtes Anwendungsgebiet ist der Einsatz in
Lebensmitteln (Fleisch, Gemüse, Backwaren) zur Erfassung der
Temperaturverteilung, Wärmeausbreitung und insbesondere des
Garzustandes, der wesentlich durch die Kerntemperatur bestimmt
ist.
Die Temperaturmessung in biologischen Geweben stellt aufgrund des
relativ kleinen Meßbereiches, der notwendigen hohen Meßgenauig
keit von 0,1 K und des direkten Kontaktes mit dem Menschen hohe
Anforderungen an die Meßtechnik. Dabei ist besonders bei allen
Hyperthermieverfahren die Temperaturmessung im Tumor- und Normal
gewebe problematisch, weil der gewünschte Antitumoreffekt bei
einer nur um 0,1 K bis 0,2 K zu niedrigen intratumoralen Temperatur
stark reduziert ist oder ausbleibt (Deutsche Medizinische Wochen
schrift 113 (1988), S.787-790). Unterschieden wird in der Medizin
zwischen invasiven und nicht invasiven Meßverfahren im biologi
schen Gewebe bzw. im Körperinnern. Grundsätzlich anstrebenswert
ist eine nichtinvasive Thermometrie, die eine gute räumliche
Auflösung der Temperaturverteilung gestattet und eine Meßgenauig
keit von 0,1 K sowie eine hohe Dynamik, d. h., sehr kurze Ansprech
zeiten besitzt. Bekannt sind Möglichkeiten der nichtinvasiven
Temperaturmessung mittels Ultraschall (Lokale Hyperthermie:
Deutscher Ärzteverlag Köln 1986, S.111-120), Mikrowellen (w.o.,
S.121-125), implantierte FMR-Sensoren (w.o., S.126-138) und der
NMR-Spektroskopie (w.o., S.139-144). Jedoch genügt der Entwick
lungsstand nicht den Erfordernissen für klinische Anwendung.
Deshalb werden bei der Hyperthermiebehandlung die invasiven
Methoden für die routinemäßigen Temperaturmessungen angewandt.
Für die invasive Temperaturmessung werden Temperatursensoren
eingesetzt, die die physikalische Größe "Temperatur" in eine
proportionale elektrische Spannung oder einen Strom umwandeln,
die dann nach einer Weiterverarbeitung (z. B. Verstärkung, Fil
terung, Linearisierung, Nullpunktsabgleich) analog oder digital
als Temperatur in Kelvin oder Grad Celsius angezeigt wird.
Bekannte Temperaturfühler sind Thermoelemente, Thermistoren,
Metallwiderstandsthermometer und Halbleitersensoren auf Silizium
basis. In zunehmendem Maße gewinnen aber auch Schwingquarz-Tempe
ratursensoren und faseroptische Sensoren an Bedeutung. Invasive
Temperatursensoren bzw. Thermometer sollten einen möglichst
kleinen Durchmesser besitzen. Empfohlen wird, daß ihre Länge
nicht größer als 16 mal ihrem Durchmesser sein sollte, um
Verletzungen beim Patienten zu minimieren (Recent Results in
Cancer Research Vol. 101 1987, S.1-23). Ein Vorteil ist, daß sich
der invasive Sensor direkt am Meßort befindet und aufgrund des
guten Kontaktes sowie des kleinen Volumens sehr schnell reagiert.
Die Genauigkeit hängt wesentlich vom jeweiligen Sensortyp ab,
wobei allgemein gilt, daß Thermoelemente schneller reagieren und
Widerstandsfühler dafür langsamer aber genauer sind.
Thermoelemente benötigen zur Absolutmessung der Temperatur eine
Vergleichsstelle. Damit hängt die Meßgenauigkeit davon ab, wie
konstant die Vergleichsstellentemperatur geregelt werden kann.
Die geforderte Genauigkeit von 0,1 K kann deshalb nur mit relativ
hohem Aufwand erreicht werden. Ein Ausführungsbeispiel mit beson
ders kleiner Zeitkonstante ist in der DE-OS 30 47 696 veröffent
licht, bei der das Thermoelement aus einem Taylordraht und einem
Metallrohr als zweitem thermoelektrischen Schenkel besteht.
Bei Thermistoren ist ein niedrigerer Aufwand für diese Genauig
keit notwendig. Sie sind jedoch meist wesentlich größer, damit
träger und verursachen durch ihr Volumen größere Verletzungen
beim Patienten. Es existieren bereits eine Vielzahl praktischer
Ausführungen, da sie besonders einfach und billig herzustellen
sind. Ausführungsbeispiele sind enthalten in der DE-PS 28 26 816,
in der ein elektronischer Temperaturmesser auf Basis eines Mikro
thermistors beschrieben wird, dessen Spitze aus Kunststoff
besteht und einen speziellen Lackaufbau mit einer guten Wärme
leitfähigkeit besitzt. Eine Intraoralsonde wird in der DE-PS
31 13 715 vorgestellt, die aus einem 1 mm dicken Rohrkörper und
einer Meßspitze mit einem Thermistor besteht. Ein anderes Ausfüh
rungsbeispiel enthält die DE-PS 32 48 034. Hier dient als Meßsonde
ein Thermistor, der an die Primärwicklung eines Übertragers
angeschlossen ist. Gemessen wird die vom Thermistorwiderstand
abhängige Spannung oder Dämpfung des Schwingkreises, der durch
die Sekundärwicklung und einen Kondensator gebildet wird.
Die höchste Genauigkeit kann man mit Metallwiderstandsaufnehmern
insbesondere auf der Basis von Platin oder Nickel erreichen.
Diese sind jedoch am teuersten, benötigen einen hohen technologi
schen Aufwand und sind ebenfalls größer als Thermoelemente. Aus
führungsbeispiele für derartige Temperatursensoren aus der Sicht
des medizinischen Einsatzes sind in den Patentschriften DD 1 41 411
(temperaturempfindliche Widerstandswicklung aus Nickel- oder
Platindraht eingebettet in einen Kunststoffkörper), DE 30 24 887
(extrem niederohmiger Meßwiderstand aus Platindraht ohne Isolie
rung und Meßort im Wasser) und DE 29 10 957 (niederohmiger Wider
standsdraht auf der Eingangsseite eines Transformators) enthal
ten.
Ist ein längerfristiges oder wiederholtes Messen der Temperatur
im Körperinnern notwendig, kommt es durch das mehrmalige invasive
Messen zu einer großen Belastung der Patienten. Eine mögliche
Lösung stellen chirurgisch implantierbare, telemetrische Tempera
tursensoren dar (Medical & Biological Engineering & Computing
(1987)1, S.112-114). Sie arbeiten meist mit einem Thermistor als
Temperatursensor, dessen temperaturproportionale Spannung in eine
Frequenz umgesetzt und auf eine Trägerfrequenz aufmoduliert wird.
Diese wird dann an einen im Abstand von mehreren Metern befindli
chen Empfänger gesendet und von diesem angezeigt oder aufgezeich
net. Bei der Notwendigkeit der Messung von Temperaturprofilen und
Wärmeverteilungen treten als Nachteile der hohe Aufwand und die
Kosten, die Störung der Hyperthermie und der Bildverarbeitung
durch die implantierten Sensoren und der hohe Grad der Invasivi
tät des Meßverfahrens auf.
Eine weitere Möglichkeit zur Messung im biologischen Gewebe ist
die Temperaturmessung mit Schwingquarzen. Temperaturmeßquarze
zeigen wegen ihres speziellen Schnittwinkels eine Temperaturab
hängigkeit ihrer Frequenz von etwa 100 ppm/K (Technisches Messen
54(1987)4, S.124-129). Diese temperaturabhängige Frequenz wird
mit einem Digitalteiler auf ein Zeitintervall umgesetzt und stör
sicher übertragen. Die Nachteile sind auch hier das relativ große
Volumen, die hohe Invasivität und die hohen Kosten.
Zunehmende Bedeutung erhalten in den letzten Jahren faseroptische
Sensoren zur Temperaturmessung. Ihr großer Vorteil ist, daß sie
das Meßsignal potentialfrei und ungestört durch starke elektro
magnetische Felder übertragen und deshalb in der Medizin während
der Kernspintomographie, bei der Mikrowellen- oder der RF-Hyper
thermie eingesetzt werden können. Eines der möglichen Prinzipien
ist die Messung der Luminiszenzabklingzeit. Eine im Pulsbetrieb
arbeitende LED regt einen Cr : YAG-Kristall über einen Lichtwellenleiter
zur Luminiszenz an, die über den gleichen Lichtwellenlei
ter über eine Photodiode hinsichtlich ihrer temperaturproportio
nalen Abklingzeit ausgewertet wird (Technisches Messen 56(1989)2,
S.85-88). Die Nachteile des Systems sind eine Meßgenauigkeit von
etwa 0,3 K und die sehr hohen Kosten. Ein weiteres Prinzip ist die
Bestimmung der Wellenlänge von Licht, das durch einen Kristall
reflektiert wird (IEEE Transactions on Biological Engineering
31(1984)1, S.168-171; Technisches Messen 53(1986)2, S.82). Dabei
ist die Wellenlänge dieses reflektierten Lichtes der Temperatur
proportional. Die Genauigkeit derartiger Systeme wird mit 0,1 K
bis 0,3 K angegeben. Der Hauptnachteil ist der sehr große
technische Aufwand und die dadurch bedingten hohen Kosten.
Eine Möglichkeit zur Ermittlung von Temperaturprofilen im Rahmen
der invasiven Temperaturmeßmethoden in der Medizin ist die
schrittweise oder kontinuierliche Bewegung eines Temperatursen
sors durch den Körper oder das Meßobjekt. Beschrieben wurde zum
Beispiel ein halbautomatisches System (Int.J.Radiation Oncology
Biol.Phys. 9(1983)7, S.1057-1063), bei dem ein Temperatursensor
schrittweise in festen Abständen durch einen Katheder bewegt und
aus den Meßwerten ein Wärmeprofil ermittelt wird, ohne daß die
die Hyperthermie erzeugende Energie abgeschaltet werden muß. In
einem weiteren Beispiel für dieses Prinzip (Medizintechnik Stutt
gart 105(1985), S.10-15) wurde ein in einer Injektionsnadel
liegendes Thermoelement mit einer Geschwindigkeit von 8,3 mm/s
durch ein Tumormodell gefahren und damit die Temperaturprofile
bei Mikrowellenhyperthermie bestimmt. Der Aufwand für derartige
Systeme ist aber sehr groß und die notwendigen Randbedingungen
zur Einhaltung der Meßgenauigkeit sind nur schwer zu realisieren.
Der Einsatz von mehreren Thermoelementen in einer Meßvorrichtung
ist ebenfalls bekannt. In der DE-OS 28 07 794 (FR 77 05 557) wird
eine Anordnung von Thermoelementen zum Messen des Mittelwertes
mehrerer Temperaturen beschrieben. In der DE-OS 29 09 692 (US
8 86 232) ist eine Thermoelementanordnung bei hohen Umgebungsdrüc
ken und zwei Teilgehäusen mit Längskanälen geschützt. Eine Tempe
raturmeßsonde mit mindestens einem Thermoelement für Temperaturen
von etwa 400°C-1500°C und einem Keramikzylinder innerhalb eines
Metallschutzrohres ist in der DE-OS 33 19 793 beschrieben. Schließ
lich enthält die DE 36 33 103 ein Mehrfach-Thermoelement mit Innen-
und Außenschutzrohr und einer dazwischen liegenden hitzebeständi
gen Wärmeisolation. Die genannten Lösungen weisen sowohl jede für
sich als auch in ihrer Gesamtheit Nachteile auf, die ihren klini
schen Einsatz einschränken. Insbesondere betrifft das wegen der
benutzten Lösungsprinzipien die Baugröße und den Kompliziert
heitsgrad, wodurch die Belastungen für den Patienten unnötig groß
sind. Darüber hinaus sind die bekannten Lösungen zur Messung von
Temperaturverteilungen unzureichend geeignet.
Ziel der Erfindung ist eine klinisch anwendbare Vorrichtung zur
direkten Messung von Temperaturen und Temperaturverteilungen im
biologischen Gewebe. Damit können Aussagen zu den Temperaturver
hältnissen bei Einsatz von verschiedenen thermischen Therapiever
fahren wie Hyperthermie, Hypothermie und der Kryotechnik getrof
fen werden. Mit Hilfe der Vorrichtung wird eine temperaturge
steuerte Hyperthermie vorzugsweise von Tumoren ermöglicht.
Ein weiteres Ziel der Erfindung ist es, eine möglichst geringe
Invasivität bei einer größtmöglichen Anzahl von Meßstellen in
einem einzigen Temperatursensor zu realisieren.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, bei thermischer Behand
lung von biologischen Geweben die auftretenden Temperaturprofile
mit einer Meßgenauigkeit von 0,1 K sowie die Temperaturverteilung
bei örtlicher Erwärmung mit einer guten räumlichen Auflösung und
hoher Dynamik zu messen. Insbesondere soll bei einer Behandlung
von vorzugsweise Hirntumoren mittels lokaler interstitieller
Hyperthermie durch die Temperaturmessung und einer eventuellen
Temperaturregelung eine Schädigung des Tumors erreicht werden,
ohne daß vital bedrohliche Folgereaktionen durch Wärmewirkung im
umgebenden Gewebe auftreten.
Die Aufgabe wird erfindungsgemäß mittels einer Anordnung zur
Messung von Temperaturen gelöst. Die erfindungsgemäße Anordnung
besteht darin, daß als Temperatursensoren Thermoelemente,
vorzugsweise Fe-Co- oder Cu-Co-Thermoelemente eingesetzt werden,
um eine möglichst hohe Empfindlichkeit zu erzielen. Um Tempera
turprofile in biologischem Gewebe und die Wärmeausbreitung bei
örtlicher Erwärmung messen zu können, werden möglichst viele
Meßstellen in einem Mehrfachsensor bei minimalem Durchmesser der
Vorrichtung eingebracht. Dadurch wird gleichzeitig eine minimale
Invasivität der gesamten Meßeinrichtung erreicht. Jedes Thermo
element wird mit einem Metallring vorzugsweise aus nichtrostendem
Stahl oder aus Kupfer unlösbar z. B. durch Schweißen, Hartlöten
oder Weichlöten verbunden. Durch die gute Wärmeleitfähigkeit ist
immer ein gleichmäßiges Temperaturniveau auf dem Ring vorhanden.
Die Anordnung wird zur Vermeidung bzw. Minimierung von Meßfehlern
im Gewebe so plaziert, daß die Metallringe auf den Isothermen im
Gewebe liegen bzw. die Vorrichtung senkrecht auf den Isothermen
oder in Richtung der Wärmeausbreitung liegt. Die Spitze der
Vorrichtung ist vorzugsweise aus dem gleichen Material wie die
Ringe, mit einem Thermoelement unlösbar verbunden und damit
1. Meßstelle und vorwiegend kugelförmig, kegelförmig oder oval
ausgebildet, um das Eindringen der Vorrichtung in das Gewebe zu
erleichtern. Die Anordnung der Metallringe bzw. der Thermoelemen
te in der Anordnung wird so gewählt, daß optimale Aussagen zum
Temperaturprofil getroffen werden können, und daß mindestens eine
Meßstelle sich eindeutig im gesunden Gewebe bei gleichmäßiger
Körpertemperatur befindet. Diese Meßstelle wird entweder
hardware- oder softwaremäßig als Vergleichsstelle für die übrigen
Thermoelemente geschaltet. Damit kann die Temperaturerhöhung im
Tumor direkt abgelesen werden. Die Anordnung ist so aufgebaut,
daß sie möglichst artefaktarm im Röntgen-CT ist. Gleichzeitig
gewährleistet der Einsatz der Metallringe und des Thermoelemente
drahtes eine gute Erkennbarkeit im Röntgenbild und damit eine
gute Positionierbarkeit. Zur Sicherung der geforderten Biokompa
tibilität wird als äußere Hülle der Anordnung ein Plastschlauch,
der vorzugsweise aus Polytetrafluorethylen besteht, eingesetzt,
der wasserdicht mit der Metallspitze verbunden ist. Dabei sollte
die Wärmeleitfähigkeit dieses Materials in der gleichen Größen
ordnung liegen wie die Wärmeleitfähigkeit des Tumorgewebes, um
Meßfehler durch Wärmeableitung zu vermeiden. Die Materialauswahl
und der Aufbau der Vorrichtung erfolgt so, daß sie desinfizierbar
und sterilisierbar ist. Die Meßwertverstärkung und -verarbeitung
erfolgt über Analog- oder Digitalmultiplexer mit anschließender
Weiterverarbeitung auf einem Personalcomputer zu Temperaturprofi
len und Wärmebildern. Die durch die Wärmeableitung über die
metallischen Thermodrähte und Anschlußleitungen auftretenden
Meßfehler werden softwaremäßig über den Rechner korrigiert und so
eine absolute Meßgenauigkeit von 0,1 K gesichert. Durch seinen
speziellen Aufbau und seine Eigenschaften ist dieser Mehrfachsen
sor auch als Garfühler für Speisen wie Fleisch, Backwaren und
Gemüse geeignet.
Das Wesen der Erfindung soll in Form eines bevorzugten Ausfüh
rungsbeispiels anhand der Zeichnung näher erläutert werden. Die
Zeichnung zeigt in
Fig. 1 eine schematische Darstellung der erfindungsge
mäßen Anordnung,
Fig. 2 eine bevorzugte Ausführungsform des Mehrfach-
Temperatursensors,
Fig. 3 Ausführungsformen der Sensorspitze.
Das Prinzip der Anordnung gemäß Fig. 1 besteht darin, daß bei
Anwendung der Hyperthermie eine Temperaturmeßeinrichtung zur
Registrierung der Temperaturprofile und Wärmeausbreitung genutzt
wird. Als Temperaturmeßeinrichtung wird ein Mehrfach-Temperatur
sensor 1 eingesetzt, der über eine Analog- oder Digitalmulti
plexerbaugruppe mit einem Rechner verbunden ist. Der Temperatur
sensor 1 wird dabei so in das Gewebe eingebracht, daß seine
Meßstellen auf den Isothermen 2 des Tumorgewebes 3 liegen.
Eine bevorzugte Ausführungsform des Mehrfach-Temperatursensors 1
ist in Fig. 2 dargestellt. An den Metallringen 11, die die
eigentlichen Meßstellen des Sensors 1 bilden, sind Thermoelemente
12 befestigt. Bei der Materialauswahl der Metallringe 11 spielt
die gute Wärmeleitfähigkeit eine große Rolle. Ein weiteres
Thermoelement 12 ist an der Spitze 13 befestigt, wodurch diese
gleichzeitig als erste Meßstelle des Sensors 1 dient. Die Spitze
13 besteht dabei vorzugsweise aus dem gleichen Material wie die
Metallringe 11. Die Freiräume zwischen den Metallringen 11 selbst
sowie ihnen und der Spitze 13 sind mit einem Füllmaterial 14
ausgegossen. Dabei ist die Verwendung eines biokompatiblen und
gut aushärtenden Materials vorgesehen, um die Stabilität des
Sensors 1 zu gewährleisten. Die äußere Hülle bildet ein
Schutzschlauch 15 aus biologisch unbedenklichem Material. Diese
Forderung wird insbesondere durch Polytetrafluorethylen erfüllt.
Bei der Gestaltung der Spitze 13 kann entsprechend der klinischen
Anforderungen zwischen verschiedenen Formen gewählt werden.
Günstige Gestaltungsformen der Spitze 13 zeigt Fig. 3. Wegen des
leichten und so für den Patienten weniger verletzungsintensiven
Einbringens des Sensors 1 in das Gewebe wird die Spitze 13
kugelförmig 131, oval 132 oder kegelförmig 133 ausgeführt.
Claims (4)
1. Anordnung zur Messung von Temperaturen, insbesondere in biolo
gischen Geweben unter Einsatz einer Mehrzahl von Thermoelemen
ten, von denen mindestens eines als Vergleichsmeßstelle dient,
elektrische Verbindungsleitungen an eine geeignete Kontaktein
richtung angeschlossen sind und derart eine lösbare Verbindung
zu den Versorgungs- und Auswerteeinrichtungen entsteht,
dadurch gekennzeichnet, daß jedes Thermoelement (12) mit einem
Metallelement (11) unlösbar verbunden ist, das Metallelement
an der Spitze (13) der Anordnung vorzugsweise als kugelför
mige (131), kegelförmige (133) oder ovale (132) Kappe
ausgebildet ist, die anderen Metallelemente (11) ringförmig
sind und als äußere Hülle ein Kunststoffschlauch (15), der
vorzugsweise aus Polytetrafluorethylen besteht, wasserdicht
mit der Metallspitze (13) verbunden ist.
2. Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die
Metallringe (11) derart zueinander angeordnet sind, daß ihre
Lage mit den Isothermen (2) des Gewebes übereinstimmt.
3. Anordnung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß
als Auswerteeinrichtung ein Rechner vorgesehen ist, der über
einen Multiplexer mit der Meßanordnung gekoppelt wird.
4. Anordnung nach Anspruch 1, 2 oder 3, insbesondere zur Messung
von Temperaturen bei der interstitiellen Tumorhyperthermie,
dadurch gekennzeichnet, daß wenigstens eine der Vergleichsmeß
stellen derart angeordnet ist, daß sie sich im gesunden Gewebe
befindet.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE19914112468 DE4112468A1 (de) | 1991-04-17 | 1991-04-17 | Anordnung zur messung von temperaturen |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE19914112468 DE4112468A1 (de) | 1991-04-17 | 1991-04-17 | Anordnung zur messung von temperaturen |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE4112468A1 true DE4112468A1 (de) | 1992-10-22 |
Family
ID=6429740
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE19914112468 Withdrawn DE4112468A1 (de) | 1991-04-17 | 1991-04-17 | Anordnung zur messung von temperaturen |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
DE (1) | DE4112468A1 (de) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE19521166A1 (de) * | 1995-06-10 | 1996-12-12 | Horst Dipl Ing Peschel | Verfahren und Vorrichtung zur Messung der intrakraniellen Temperatur |
DE10107800C1 (de) * | 2001-02-16 | 2002-10-10 | Tricumed Medizintechnik Gmbh | Kryosonde mit Thermoelement |
-
1991
- 1991-04-17 DE DE19914112468 patent/DE4112468A1/de not_active Withdrawn
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE19521166A1 (de) * | 1995-06-10 | 1996-12-12 | Horst Dipl Ing Peschel | Verfahren und Vorrichtung zur Messung der intrakraniellen Temperatur |
DE19521166C2 (de) * | 1995-06-10 | 1999-03-25 | Horst Dipl Ing Peschel | Vorrichtung zur Messung der intrakraniellen Temperatur |
DE10107800C1 (de) * | 2001-02-16 | 2002-10-10 | Tricumed Medizintechnik Gmbh | Kryosonde mit Thermoelement |
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