JP2002507904A - 環境および灌流で正規化された温度検出器 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 体温検出器は、成人の腋窩温度測定に特に適している。放射線センサは、体の目標表面を観察し、電子機器は環境温と前記センサによる感知表面温度の関数として体の内部温度を計算する。この関数には表面温度と環境温の重み付き差分が含まれる。灌流レートを考慮するため、この重み付けは目標温度によって変えられる。好ましくは、この係数は、正常値約0.13から0.09を含む範囲で変えられる。この関数に用いる環境温は約８０°Ｆとするが、２０％の重みを付けて検出器の温度によって変えられる。

Description

【発明の詳細な説明】 環境および灌流で正規化された温度検出器 発明の背景 近年、成人の温度の検知に赤外線温度計が広く用いられるようになっている。 コア温（体の深部の温度）を読み取るために、患者の耳に入れる赤外線温度計は 、極めて成功している。初期の赤外線温度計は鼓膜を観察するために耳道(ear c anal)に差し込むようになっており、肺動脈温と相関する鼓膜温を補正せずに直 接読み取っていた。しかし、より最近では、使用をより快適かつ容易にするため に、一般には温度の低い耳道末端部の補正温度を読み取るように設計されている 。このような温度計は、耳道末端部組織の温度を測定して、熱平衡によって動脈 温を計算する。 動脈熱平衡手法は、動脈コア温から耳皮膚温、及び耳皮膚温から環境温への一 連の熱抵抗を通る熱流のモデルに基づいている。したがって、皮膚温と環境温の 両方を感知した後、動脈コア温を計算することができる。この熱抵抗モデルによ って、また、計算における重み係数を調整するだけで、口内温および直腸温に相 当する値を計算できる。 赤外線耳温度測定は、新生児にはそれほどよく受けいれられていない。新生児 の耳道には胎脂と残留羊水が存在するので水分が極めて多く、この結果として、 蒸発冷却により耳の温度は低い。さらに、放射線ヒータや加温パッド等による周 囲の不安定要素によって、空気温度がかなり影響を受ける。さらに、臨床医は赤 外線温度計の先端部を小さい新生児の耳に入れるのを避けたがる。 腋窩温度測定用に設計された赤外線温度計については、その全文が本願明細書 の一部をなすものとしてここに引用する米国特許出願第08/469,484号、第08/738 ,300号に記載されている。これら各装置は、赤外検知プローブが温度表示ハウジ ングから延びており、簡単に腋窩に滑り込ませて腋窩の頂部に軽く触れて、０． ５秒程度で正確に赤外線温度を読み ることができる。腋窩温度計は、また、動脈温、口内温もしくは直腸温を測るた めに、動脈熱平衡手法を用いる。 腋窩赤外線温度計は、新生児のみならず、従来の舌下、または直腸温度計を用 いることによっては体温測定の困難な一般人および特に小児の集団検診用として 広く用いられてきた。 発明の概要 残念なことに、新生児の腋窩赤外線温度測定の正確さおよび反復性は、年長の 患者には拡張されていない。本発明は、年長の患者用の装置を改良するための臨 床研究に基づいた、腋窩赤外線温度計の改良に関する。 新生児では灌流（パーフュージョン）が高く、成人の耳と新生児の腋窩では共 に、血管運動機能が極めて少ないので灌流レートは比較的一定である。しかし、 年長患者では、腋窩の灌流レートは一層ばらついている。 耳および新生児の腋窩の温度測定において、皮膚温と環境温の差が、ｈ／ｐｃ に近似する係数で重み付けされている。但し、ｈは皮膚組織と周囲の間の放射線 観察ファクタを含む、経験的に決められた係数であり、ｐは灌流レートであり、 ｃは血液の比熱である。耳と新生児の腋窩との温度測定において、これらの係数 はわずかな変化しかなく、それぞれ約0.09および0.05であることが、経験的に分 かった。しかし、熱伝達に大きくさらされて、血管運動機能が高くなると、この 係数は成人の腋窩領域について、約0.13であることが、経験的に確認されており 、変化がかなり大きい。 さらに、灌流レートが患者の温度によって変わることが確認されている。発熱 （熱）状態では、新陳代謝要求が増加し、酸素消費が、一定温度を保持するため に要求されるよりも大きい率で増加し、これにより、灌流の増加を要求し、した がって、要求された重み係数が小さくなる。 正常な無熱の状態では、コア温が１０分の２，３度のみ変化すると、正常な熱調 整によって、皮膚温は数度という広い範囲に渡って変わる。 従来の耳と腋窩の温度計におけるように、内部コア温は次式の関数から計算す ることができる。 但し、Ｔ_sおよびＴ_aは、それぞれ、皮膚および周囲の温度である。この関数は、 重み係数ｈ／ｐｃを有し、表面温度と環境温の重み付き差分を含むものであるこ とが分かる。 本発明によれば、体（すなわち、人又は動物）の温度検出器は、体の目標表面 を観察する放射線センサを備える。検出器の電子機器が、体の内部温度を、環境 温およびセンサによる感知表面温度の関数として計算する。本発明の一構成によ れば、この関数は表面温度と環境温の重み付き差分を含み、この重み付けは目標 温度に伴って変わる。具体的には、重み付けはｈ／ｐｃの近似値であって、ｈは 目標表面と周囲の間の熱伝達率、ｐは灌流レート、ｃは血液の比熱である。 好ましい実施形態によれば、ｈ／ｐｃの正常な近似値は無発熱（無熱）状態で は0.13で、少なくとも0.09から0.13の範囲で変わる。好ましくは、ｈ／ｐｃの近 似値は正常値の少なくとも２０％の範囲で変わり、感知表面温度に伴う変動は少 なくとも0.01/°Ｆである。好ましくは、ほぼ正常な腋窩温度９７°Ｆにおける ｈ／ｐｃの変動が約-0.02/°Ｆである。 ｈ／ｐｃの好適な近似値は、一つの生理学的状況から別の状況へのスムーズな 遷移の曲線を形成するために組み合わされた、正常および発熱の状態を表わす理 想化した直線部分を近似する表現である。この表現は、指数、２つの直線部分、 １つの直線部分、または好ましくは、多項式とすることができる。 動脈熱平衡手法は定常状態モデルに基づいており、動脈熱平衡関数に用いられ る環境温Ｔ_aは感知検出器温度とされる。しかし、温度検出器とその測定環境と の熱平衡には何秒もかかり、測定前に目標皮膚がさらされていた周囲環境よりも 実際冷えているか温まっていることがある。検出器で検出器温度を基準にした正 確な皮膚温が読み取られるが、この検出器温度は、その皮膚温の原因となった定 常状態環境温を正確に示すものではない。 熱平衡計算に用いるさらに適切な環境温は想定温度約８０°Ｆであることが、 経験的に確認されている。この想定温度は、重みを感知検出器温度に与えて改良 される。ただし、この重みは、先の熱平衡計算で与えた１００％の重みよりはか なり小さい。 したがって、本発明の別の構成によれば、電子機器が体の内部温度を環境温と 感知表面温度の関数として計算し、この関数内の環境温は、想定環境温、好まし くは約８０°Ｆである。好ましくは、この想定環境温は感知検出器温度の関数と して修正され、検出器温度の変化に対する想定環境温の変化は１よりもかなり小 さい。好ましくは、この感知検出器温度の変化に対する想定環境温の変化は0.5 よりも小さく、さらに好ましくは、約0.2である。代わりに、この想定温度を固 定してもよく、この場合も８０°Ｆが好ましい。 図面の簡単な説明 本発明の前記およびその他の目的、特徴及び利点は、図面を参照した次の好適 な実施形態の説明により明らかになるであろう。各図に示す同一符号は同一の部 品を示す。図面の寸法は正確ではなく、本発明の原理を示することに重点が置か れている。 図１は、本発明を具現化する腋窩赤外線温度計の図である。 図２は、図１の温度計の電子機器の電気ブロック図である。 図３は、動脈熱平衡モデルの図である。 図４は、灌流レートの変化に伴う環境温およびコア温に対する皮膚温の変化を 示す図である。 図５は、皮膚温の変化に伴う重み係数の変化を示す図である。 発明の詳細な説明 図１に、腋窩温度測定用の放射線検出器を示す。米国特許出願第08/738,300号 にさらに詳細に開示されているように、放射線検出器は窓２２から目標表面を観 察する。放射線検出器は、素早い応答のために、好ましくは熱電対列（サーモパ イル）であるが、他の放射線検出器も用いることができる。検出器は、センサ端 部を腋窩に入れて、取っ手部分２４を持つようになっている。定位置に置いてか ら、ボタン２６が押されて測定を始める。そして、ハウジング内の電子機器が感 知皮膚温を計算し、動脈熱平衡方程式を用いて内部コア温を計算して表示器２８ に表示する。一般の家庭の使用では、コア温は、相当する口の温度として表示さ れる。この電子機器の詳細はその全文が本願明細書の一部をなすものとしてここ に引用する先の出願第08/738,300号に記載されている。 放射線検出器の電気ブロック図を図２に示す。マイクロプロセッサ８０が回路 の要部をなす。電源制御回路８２は、ユーザによるボタンスイッチ８４の作動に 応答して、回路のマイクロプロセッサと他の素子に電力を供給する。この電力は 、マイクロプロセッサが測定サイクルを完了して電源制御回路８２に電源を切る よう信号を送るまで、供給され続ける。マイクロプロセッサは発振回路８６によ って計時され、通信線８８を通じてプログラミングおよび較正用の外部ソースと 通信する。マイクロプロセッサによって測定された温度は液晶表示器１００に表 示され、温度処理の完了がビーパ（ビープ音の発生手段）１０２によって知らせ られる。測定処理中、マイクロプロセッサはマルチプレクサ／アナログ・ディジ タル変換器９０によって読み取りを行う。好適なマイクロプロセッサ８０は、内 部８ビットＡ／Ｄ変換器を有するＰＩＣ１６Ｃ７４で ある。費用をできるだけ少なくするために、回路はそのＡ／Ｄ変換器だけに依存 するよう設計される。 熱電対列９２は、基準電圧（Ｖ_ref）９４によってオフセットされた、目標温 度と熱電対列の冷接点の４乗差に等しい電圧出力信号を供給する。熱電対列の電 圧出力は、ゲイン（Ｇ）が１０００程度の増幅器９６によって増幅され、マイク ロプロセッサによって制御されるパルス幅変調フィルタ１０８によって決まるオ フセットを供給する。マルチプレクサの動作を通じて、マイクロプロセッサは増 幅センサ出力と温度センサ９８によって与えられる検出器温度Ｔ_dとのアナログ ・ディジタル（Ａ／Ｄ）変換を行う。温度センサ９８は、熱電対列の冷接点、熱 電対列を組み込む缶、およびヒートシンクのほぼ一定の温度を感知するよう位置 付けられる。先の出願第08/738,300号で述べたように、較正シーケンス中に増幅 器９６を熱電対列９２から隔離することができるように、自動ゼロスイッチ１０ ４が入っている。 熱電対列の出力が、（Ｔ_s ⁴−Ｔ_d ⁴）に比例することは周知である。但しＴ_sは 放射線検出器によって観察される目標皮膚温であり、Ｔ_dはセンサ９８によって 測定される検出器の温度である。この関係からＴ_sを計算することができる。ま た、計算された皮膚温と、皮膚の曝されている環境温とに基づいて、図３に示す 動脈熱平衡手法を用いて、内部コア温が計算できることも知られている。内部コ ア温Ｔ_cからの熱流束ｑは、皮膚３０を通って温度Ｔ_aの周囲環境へ出る。これに より、皮膚は中間の温度Ｔ_sに保たれる。 外耳道や腋窩等の皮膚から周囲への放熱は、以下の周知の式で計算できる。 但しｑは熱流、Ａは表面積、Ｔ_sとＴ_aはそれぞれ皮膚と周囲の温度、 ｈは皮膚組織と周囲の間の放射線観察ファクタを含む経験的に求められた係数で ある。この式は簡略のために線形としている。この式の正確な形は放射線交換(r adiation exchange)のために４乗であるが、線形化された形でも、約９０〜１０ ５°Ｆについての範囲では、優れた正確さを有する。 核心動脈熱源から皮膚への熱流は、血液循環による。この血液循環は、組織伝 導よりも何倍も効果的である。循環による熱伝達は、次式で記述される。 但し、ｑはここでも熱流、ｗは血液質量流量、ｃは血液の比熱、Ｔ_cとＴ_sはそれ ぞれコア温と皮膚温である。 したがって、皮膚は、式（３）によって決定されるように血液供給によって温 められ、式（２）によって決定されるように周囲への放熱によって差し引かれて いる組織であると、熱的に見ることができる。 と等置し、表面積Ａで除して簡略化すると、 但し、ｐは単位面積当りの血液流量で、灌流レートとも言う。 次に、式（５）が、皮膚温Ｔ_sと環境温Ｔ_aが既知で、係数（又はそれらの比） が経験的に求められていれば、コア温Ｔ_cを計算する手段となる。 Ｔ_cについて解けば、 但し、ｈ／ｐｃは表面温度と環境温の差に重み付けする重み係数で、患者と臨床 状況の範囲で統計をとって経験的に求められる。 別の計算方法は、式（２）、（３）が簡単な電圧／電流関係の理想的な形であ るため、電気アナログ技術を用いるものである。この方法は、電流が熱流に類似 し、電圧差が温度差に類似していることを利用している。 したがって、式（２）、（３）を次のように書くことができる。 Ｔ_cとＴ_aを一定温度（電圧）蓄積手段(reservoir)として、電気回路を描くこと ができる（図３）。さらに役に立つ、第３の式を次のように書くことができる。 式（７）、（９）を用いてＴ_cについて解くと、 最後に、 とするが、これは（Ｒ₁＋Ｒ₂）／Ｒ₁を係数ｋとして表わして、動脈熱平衡装置 にプログラムした熱平衡の式の精密な形である。 係数ｋ以下のように書き直すことができる。 したがって、式（６）および（１１）のいずれの形でも、重み係数ｈ／ｐｃが表 面および周囲の温度の差に適用されていることが分かる。 重み係数において、ｈは比較的一定で、ｃは一定である。耳の温度および新生 児の腋窩温度の測定においては、灌流レートも一般に一定で、ｈ／ｐｃは成人の 耳では0.09、新生児の耳では0.05となる。正常な成人では、腋窩の灌流レートは 重み係数ｈ／ｐｃが約0.13となるような値である。さらに、灌流レートは患者の 状態によって変わる。具体的には、熱があると灌流レートは極めて高くなり、ｈ ／ｐｃは0.09より低くなる。 図４に、熱平衡モデルと経験によって予測される、灌流レートの変化に伴う皮 膚温の変化を示す。灌流がないと、抵抗Ｒ₂が極めて大きく、皮膚温は環境温に 近くなる。一方、灌流が増加すると、抵抗Ｒ₂が小さくなり、皮膚温はコア温に 近付く。一般に、灌流レートは、灌流レートの変化に伴い皮膚温が十分に変わる 、図４に示す領域にある。Ｔ_sは灌流に対して指数的に変わるので、重み係数ｈ ／ｐｃは図５に示すように、皮膚温に対して指数的に変わることが分かる。ベン ツィンガ・ティー・エッチ（Benzinger，T.H.,）のフィジカル・レビュー（Phys l．Rev．）49.4（１９６９年１０月）における「熱調節：人間の中心温度の止血 （Heat Regulation:Hemostasis of Central Temperature in Man）」で発表され た灌流データから、係数ｈ／ｐｃは、0.05から3.5まで変わる。 体のすべての部位の関心のある温度は、動脈温度源によるものであるため、動 脈熱平衡はいかなる部位にも適用することができる。したがって、テブナンの等 価定理に基づき、抵抗Ｒ_oとＲ_rを経験的に考慮して係数ｋを適切に選択すること によって、動脈温度に対する口と直腸の診断等価温度Ｔ_oとＴ_rを計算することが できる。 臨床試験によって、次の多項式関数が、無発熱および発熱の両方の範囲の皮膚 温変化に伴って、ｈ／ｐｃの近似に近づけていることが分かった。 但し、Ｔ_sの単位は°Ｆである。 マイクロプロセッサの処理能力限界を超えないようにするために、この指数関 数を合理的な線形近似と置き換えてもよい。 両方の近似とも、皮膚温の変化に対する（ｈ／ｐｃ）の変動は、正常な腋窩温度 の約９７°Ｆにおいて、ほぼ-0.02/°Ｆである。多項式近似では、この変動は-0 .005/°Ｆから-0.03/°Ｆの範囲である。設計温度範囲の９０〜１０５°Ｆにお いて、多項式近似では係数ｈ／ｐｃが0.04〜0.25の範囲であるのに対して、線形 近似では0.02〜0.16の範囲となる。この範囲の最も精確な部分は正常な係数値0. 13から約0.09であり、0.09は発熱状態における高い灌流レートに対応していると 考えられる。この範囲は、(0.13-0.09)／0.13＝30.8％の変動を呈する。正常な 係数の少なくとも２０％の範囲で、正確さが極めて向上する。 成人の皮膚温に基づく従来のコア温測定における別の誤差は、動脈熱平衡モデ ルが基づいている定常状態熱平衡に、皮膚と検出器が達する前に、測定すること に起因していた。測定環境の熱時定数よりも極めて短 い測定時間中に、検出器温度では環境温をほとんど推定できないことが分かった 。実際、環境温の測定が正確でない場合、式（１）の環境温は８０°Ｆと想定す るのが適切である。この想定温度は検出器温度を考慮して向上することができる が、環境温を感知検出器温度と直接一致させるよるよりも、この検出器温度に２ ０％だけ重みを付ける。したがって、熱平衡式の環境温の好ましい選択は、以下 の式のとおりである。 この式に基づいて、検出器が８０°Ｆであれば、選択環境温も８０°Ｆである。 しかし、検出器温度が８０°Ｆから変わると、選択環境温は２０％だけ８０°Ｆ から変わる。例えば、検出器温度が７０°Ｆであると、選択環境温は７８°Ｆで ある。約８０°Ｆの環境温を測っている間、定常状態にあった皮膚温が７０°Ｆ の冷たい器具のために温度がゆっくり低下するので、７８°Ｆは熱平衡式に対し て、合理的な想定値である。 定常状態になるまで検出器を皮膚に当てていれば、感知検出器温度は環境温の 最も正確な値となる。その場合、温度差（Ｔ_s−Ｔ_a）が最小であるので、式（１ ５）を用いることによる誤差は最小である。 本発明は好適な実施形態を参照して詳述したが、請求の範囲によって明らかに される本発明の趣旨と範囲を逸脱しないで、形式または細部を種々変更できるこ とは、当業者に理解されるであろう。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １． 体の目標表面を観察する放射線センサと、 環境温および前記センサによる感知表面温度の関数として体の内部温度を計算 する電子機器であって、前記関数に表面温度と環境温の重み付き差分を含み、こ の重み付けは目標温度に伴って変わる電子器機器とを備えた体温検出器。 ２． 請求項１において、前記重み付けはｈ／ｐｃの近似値であり、ｈは目標表 面と周囲の間の熱伝達率、ｐは灌流レート、ｃは血液の比熱である体温検出器。 ３． 請求項２において、前記ｈ／ｐｃの正常な近似値が約0.13である体温検出 器。 ４． 請求項３において、前記ｈ／ｐｃの近似値が少なくとも0.09から0.13の範 囲で変わる体温検出器。 ５． 請求項２において、前記ｈ／ｐｃの近似値が正常値の少なくとも２０％の 範囲で変わる体温検出器。 ６． 請求項２において、前記感知表面温度に伴うｈ／ｐｃの変動が少なくとも 0.01/°Ｆである体温検出器。 ７． 請求項６において、ほぼ正常な温度における前記変動が約0.02/°Ｆであ る体温検出器。 ８． 請求項１において、前記関数に含まれる前記環境温が想定環境温である体 温検出器。 ９． 請求項８において、前記想定環境温が感知検出器温度の関数として修正さ れ、検出器温度の変化に対する想定環境温の変化が１よりもかなり小さい体温検 出器。 １０． 請求項９において、感知検出器温度に対する想定環境温の変化が0.5よ りも小さい体温検出器。 １１． 請求項１において、前記想定環境温が約８０°Ｆである体温検出器。 １２． 体の目標表面を観察する放射線センサと、 環境温および前記センサによる感知表面温度の関数として体の内部温度を計算 する電子機器であって、前記関数に表面温度と環境温の重み付き差分を含み、こ の重み付けが約0.13である電子機器とを備えた体温検出器。 １３． 体の目標表面を観察する放射線センサと、 環境温および前記センサによる感知表面温度の関数として体の内部温度を計算 する電子機器であって、この関数内の環境温が想定環境温である電子機器とを備 えた体温検出器。 １４． 請求項１３において、前記想定環境温が感知検出器温度の関数として修 正され、検出器温度の変化に対する想定環境温の変化が１よりもかなり小さい体 温検出器。 １５． 請求項１４において、感知検出器温度の変化に対する想定環境温の変化 が0.5よりも小さい体温検出器。 １６． 請求項１５において、前記想定環境温が約８０°Ｆである体温検出器。 １７． 請求項１４において、感知検出器温度の変化に対する想定環境温の変化 が約0.2である体温検出器。 １８． 請求項１７において、前記想定環境温が約８０°Ｆである体温検出器。 １９． 請求項１３において、前記想定環境温が固定されている体温検出器。 ２０． 請求項１９において、前記想定環境温が約８０°Ｆである体温検出器。 ２１． 体の目標表面を観察する放射線センサと、 環境温および前記センサによる感知表面温度の関数として体の内部温度を計算 する電子機器であって、前記関数に表面温度と環境温の重み付き差分を含み、こ の重み付けはｈ／ｐｃの近似値であり、ｈは目標表面 と周囲の間の熱伝達率、ｐは灌流レート、ｃは血液の比熱であり、ｈ／ｐｃが少 なくとも0.09から0.13の範囲で変わり、環境温は感知検出器温度の関数として修 正される想定環境温であり、感知検出器温度の変化に対する想定環境温の変化が 0.5よりも小さい電子機器とを備えた体温検出器。 ２２． 請求項２１において、前記想定環境温が約８０°Ｆであり、検出器温度 の変化に対する想定環境温の変化が約0.2である体温検出器。 ２３． 体の目標表面からの熱流束を検出するステップと、 環境温および前記熱流束の検出による感知表面温度の関数として体の内部温度 を計算するステップであって、前記関数に表面温度と環境温の重み付き差分を含 み、この重み付けは目標温度に伴って変わる計算ステップと、 内部温度を表示するステップとを備えた体温の検出方法。 ２４． 体の目標表面からの熱流束を検知するステップと、 環境温および前記熱流束の検出による感知表面温度の関数として体の内部温度 を計算するステップであって、前記関数内の前記環境温は想定環境温である計算 ステップと、 内部温度を表示するステップとを備えた体温の検出方法。