JP2704672B2 - キャリブレーションマッピングを利用した赤外線体温計 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 技術分野 本発明は医学的計測に関し、更に詳細には、患者の外
耳孔における赤外線放射を検出し、分析することによ
り、人体の体温を測定するための装置および方法に関す
る。

背景技術 多くの疾患の診断および治療は、患者の体の内部すな
わち体温の正確な表示に基づいて行なわれ、また、従前
の体温の表示と比較する場合もある。長年、患者の体温
を計る最も一般的方法は水銀体温計の利用であった。係
る体温計は、減菌し、徹底的に検査され、患者の口もし
くは直腸に挿入して数分間維持する必要があり、その
後、水銀中の伸びを測定するために取り外す時には、注
意深く検査する必要もある。これらの多くの欠点のた
め、電子体温計が開発され近年20年にわたり広く用いら
れている。最初の広範に成功をおさめた電子体温計は口
中予測形式のものであった。これらの体温計の例は、商
標名「IVAC」及び「DIATEC」で販売されるものである。
特徴として、それらは電子回路を含む遠隔ユニットにワ
イヤーで接続された伝熱性プローブを有する。プローブ
は患者の口もしくは直腸内へ挿入される前に、保護使い
捨てカバーに入れられる。予測技術を使用することによ
り、患者の体温は、慣用の水銀体温計に必要な数分間と
比較して、非常に短時間、例えば30秒のうちに読み取ら
れる。かような電子体温計は、通常メーターもしくは他
の表示装置を有し、それによりガラス管内の水銀柱の末
端部の位置を読むことによりはるかに容易に技士が温度
を測定することが可能となる。また、上述の形式の電子
体温計は、ある場合には、水銀体温計よりも正確な温度
の読み取りを提供することもある。更に、保護カバーは
使い捨て可能であり、オートクレーブ処理や他の減菌を
せずに何度も同じ体温計を使うこともできる。

鼓膜は一般に、患者の温度を測定するために、口中、
直腸もしくはわきの下の部位より優れていると医療界で
は考えられている。これは鼓膜が身体の内部すなわち体
温をよりよく表わし、かつ、体温の変化によりよく応答
するからである。バーンズの米国特許第3,282,106号は
以前に、外耳孔内の赤外放射を感知することによって人
体温度を測定するような鼓膜体温計が望ましいというこ
とを提案した。しかしながら、ゲイリー・ジェー・オハ
ラらの米国特許第4,602,642号の装置がカリフォルニア
州カールスバッドのIntelligent Medical Systems,Inc.
により連邦登録商標名「FirstTemp」として製品化され
て初めて、臨床上の正確な鼓膜体温計が実際に医療界に
おいて利用された。

「FirstTemp」体温計は３個のユニット、つまり赤外
線センサーを有するプローブユニット、ターゲットを有
するチョッパーユニットおよび充電ユニットを含む。加
えて、外耳孔の温度に近いリファレンス温度（36.5℃）
に赤外センサーおよびターゲットを予熱するための加熱
制御手段が設けられ、充電ユニットからの充電エネルギ
ーによって駆動される。プローブユニットは、チョッパ
ーユニット内に通常位置づけられ、そこで赤外センサー
およびターゲットが加熱制御手段によって予熱される。
この状態でキャリブレーションが行なわれる。その後、
プローブユニットはチョッパーユニットから取り外さ
れ、鼓膜からの放射赤外線を検出するため外耳孔内に挿
入される。体温測定は、検出された放射赤外線をターゲ
ットからの放射赤外線と比較することによって行なわれ
る。

温度測定精度は、下記の理由により上記「FirstTem
p」体温計によって達成される。種々の誤差要因は、赤
外センサーを有するプローブユニットおよびターゲット
を、加熱制御手段の使用により、通常の体温に近いリフ
ァレンス温度（36.5℃）に予熱することによって解消さ
れる。すなわち、室温より高いリファレンス温度にプロ
ーブを加熱し、赤外センサーを周囲温度にかかわらず一
定温度に保つことによって、赤外センサーの感度変動は
除去され、よってその誤差は無視され得る。加えて、キ
ャリブレーションはターゲットのリファレンス温度を、
測定されるべき体温に近く設定するよう行われ、次に比
較測定は、光学系特性のための誤差等が無視できる水準
まで減少されるよう行われる。更に、プローブが体温に
近い温度に予熱されるので、慣用の測定装置の降下問題
は解決され得る。すなわち、冷たいプローブが外耳孔内
に挿入される際、外耳孔および鼓膜の温度がプローブの
ために低下し、正しい体温測定が行われ得ないという問
題である。

米国特許第4,602,642号に開示される上述の「FirstTe
mp」体温計は、検温精度の点において優れている。しか
しながら、この体温計はコントロール精度の高い加熱制
御ユニットを必要とするので、それの構造および回路構
成は複雑になり、それによりコストが増大する。加え
て、プローブおよびターゲットを予熱し、それらの温度
を一定温度に制御するための比較的長い安定時間を必要
とする。更に、加熱制御ユニットは、比較的大きい電池
により駆動され、交流電源へ接続可能な充電ユニットを
必要とする。従って、エネルギー源として小型電池を用
いる携帯型体温計において米国特許第4,602,642号の発
明を利用することは不可能である。

加熱リファレンスターゲットを必要としない携帯型鼓
膜体温計を提供するために、種々の試みがなされてき
た。

THERMOSCAN,Inc.に譲渡されたフラーデンの米国特許
第4,797,840号は、パイロ電気センサーを利用し、それ
故、可動シャッターを必要とする体温計を開示する。

Optical Sensors,Inc.に譲渡されたバーマンらの米国
特許第4,784,149号は、非加熱ターゲットを利用する赤
外鼓膜体温計を開示し、そのターゲットの温度はキャリ
ブレーションの間に感知される。

DIATEK,Inc.に譲渡されたススジンスキーらの米国特
許第4,993,424号は、可動キャリブレーションプレート
を必要とする鼓膜体温計を開示する。

Exergen Corporationに譲渡されたポンペイらの米国
特許第4,993,419号および第5,012,813号は、商標名「OT
OTEMP」として販売される鼓膜体温計を開示する。サー
モパイルは、テーパー形状でもって管状の導波管に沿っ
て延設された単一吸熱器の内側に載置される。導波管の
長さおよび反射率は、サーモパイルの指向性を制限する
ために調整される。電子回路は、冷接点温度および既知
のサーモパイル係数から測定されるサーモパイルの熱接
点の温度の関数としてのターゲット温度を測定すること
により、改良された精度におそらく寄与する。測定され
た体温は、表面組織が露出される周囲温度に基づいて調
節される。

IVAC CORPORATIONに譲渡されたエベレストの米国特許
第4,907,895号は、チョッパーホイールを利用する鼓膜
体温計を開示する。

NIPPON STEEL CORPORATIONに譲渡されたイウチらの米
国特許第5,017,018号は、他の鼓膜体温計を開示する。
先端部の種々の構造が、その内部の温度変化による誤差
を防止するために使用され、この先端部構造は先端部上
の温度センサーを含む（図18）。

TELATEMP CORPORATIONに譲渡されたウッドの米国特許
第4,895,164号は、サーモパイルと、サーモパイルの温
度を検出するサーミスターとが、導波管の周りに相当距
離延長する等温ブロックにより、密接離隔関係にて保持
される鼓膜体温計を開示する。

Citizen Watch Co.,Ltd.に譲渡されたエガワらの米国
特許第5,024,533号は、外耳孔から金メッキされた管状
導波管20を通じて赤外放射を受理するために、金属ハウ
ジング19内に支持されるサーモパイル3a（図18）を利用
する体温計を開示する。赤外線はIMSにより販売される
一般形式のプローブカバー中、およびシリコンフィルタ
ー2b中を通過する。第一感温センサー3bは、ダイオード
であってもよく、サーモパイルの第一の温度および周囲
温度を計測するためにサーモパイル3aに隣接するハウジ
ング19内に載置される。第二温度センサー3cは、導波管
の第二の温度を測定するために導波管20の外側表面に取
り付けられる。図19の機能ブロック図にて示される回路
を利用して、シチズン体温計の第三の実施態様は、第一
感温センサー3bのデジタル変換された電圧を読み取り、
その電圧を度数Toへ変換する。回路は次に第二感温セン
サー3cのデジタル変換された電圧を読み取り、この電圧
を度数Tpへ変換する。この回路はまた下記の蓄積データ
を読み取る。

１）既知の温度におけるサーモパイルの感度； ２）サーモパイルの温度の関数としての応答性における
変化の係数； ３）サーモパイル増幅器の利得； ４）センサーの受光面積（視野）に基づくサーモパイル
感度； ５）フィルター透過特性を補正するための対称軸温度； ６）温度に対する周囲センサーの出力に関する伝達係数
（度）； ７）温度に対する光学導波管センサーの出力に関する伝
達関数（度）； ８）ターゲットの放射性（又は１と仮定する）； ９）光学導波管の放射性； 米国特許第5,024,533のシチズン特許の図19の回路は
更に、サーモパイル3aのデジタル変換された電圧を読み
取る。それは、蓄積感度および放射データの関数として
のターゲット温度（体温としても参照される）を算出す
る。回路は次いで、蓄積フィルター補正データを用いて
ターゲット温度を補正し、最終的に周囲センサーと導波
管センサーとの間の温度差及び導波管の放射性の関数と
してのターゲット温度を補正する。

サーモパイル、サーミスター及び他の部品に直面した
ユニット間の製造および組立の相違は、電子及び光学部
品の物理的相互作用を表すべく特定された一組の方程式
の利用が充分な精度をもって体温を算出することの妨げ
となる。

各部品が生じる誤差は蓄積され、また、他の部品に影
響を及ぼすこととなる。従来技術の鼓膜体温計において
は、各部品は個別にキャリブレートされなければならな
い。周囲温度の範囲に渡る全ての入力とターゲット温度
との関係を特定することはあまりに複雑である。サーモ
パイルおよび導波管の温度を感知するためのセンサーを
利用すること、および導波管における温度変化が影響す
ると思われるターゲットの測定温度からある量を引き算
する方程式に従って、信号を処理すること、によって
は、充分な精度は達成できないことが経験的に明らかで
ある。

発明の開示 概して、本発明は、新規なキャリブレーション技術に
基づいて、人体温度を測定するための高精度の方法及び
装置を提供するものであって、放射照度の物理学的法則
に関する装置の部品の相互作用を表わすべく特定された
一組の方程式によらないものである。

本発明によれば、患者の生物学的表面組織から照射さ
れる赤外線放射量を表す第１の出力信号を発生させるた
めの第１センサー手段と、前記第１センサー手段の温度
を表す第２の出力信号を発生させるための第２センサー
手段と、前記センサー手段に接続され、前記出力信号を
処理し、患者の体温を決定するものであって、複数のタ
ーゲット温度に対応する複数の蓄積された係数を含み、
かつ対応する出力信号に体する前記複数の蓄積された係
数のキャリブレーションマッピングを利用し、前記体温
を決定する処理手段と、前記処理手段に接続され、前記
決定された体温を使用者に知らせるための表示手段とか
らなり、前記処理手段は、前記キャリブレーションマッ
ピングを近似するために複数の蓄積された係数を使用し
た方程式を含み、前記方程式は前記キャリブレーション
マッピング上において、線形重回帰を実行することによ
り得たものである体温計が提供される。

また、本発明によれば、患者の生物学的表面組織から
照射される赤外線放射量を表す第１の出力信号を発生さ
せるための第１センサー手段と、前記第１センサー手段
の温度を表す第２の出力信号を発生させるための第２セ
ンサー手段と、前記生物学的表面組織から発せられる赤
外線放射を受け取り、これを前記第１センサー手段に向
ける手段と、当該手段の温度を表す第３の出力信号を発
生する第３センサー手段と、 前記センサー手段に接続され、前記出力信号を処理
し、患者の体温を決定するものであって、複数のターゲ
ット温度に対応する複数の蓄積された係数を含み、かつ
対応する出力信号に体する前記複数の蓄積された係数の
キャリブレーションマッピングを利用し、前記体温を決
定する処理手段と、前記処理手段に接続され、前記決定
された体温を使用者に知らせるための表示手段とからな
り、前記処理手段は、前記キャリブレーションマッピン
グを近似するために複数の蓄積された係数を使用した方
程式を含み、前記方程式は前記キャリブレーションマッ
ピング上において、線形重回帰を実行することにより得
たものである体温計が提供される。

図面の簡単な説明 図1A及び図1Bは、それぞれ本発明の好ましい実施態様
において利用され得るプローブヘッド組立体の一部の横
方向及び長手方向拡大破断断面図である。該組立体内に
載置されるサーモパイル検出器は、立面にて示される。

図２は、好ましい実施態様の電子回路の機能ブロック
図である。

図３は、好ましい実施態様の全操作のフロー図であ
る。

図４は、体温を測定するために好ましい実施態様によ
って実行される工程のフロー図である。

図５は、好ましい実施態様の操作中に表示されるメニ
ューを表わす状態図である。

図６は、好ましい実施態様の先取り特徴を表わす温度
対時間のグラフである。

図７は、複数の鼓膜温度計を支持するパレットの拡大
平面図である。

図８は、本発明の好ましい実施態様を具体化する複数
の鼓膜温度計をキャリブレートするために使用される装
置の図解説明図である。

図９は、図８のキャリブレーション装置の、水によっ
て加熱されるターゲットのうちのいくつかの拡大立面図
である。

発明を実行するための最良の態様 赤外センサー及び関連する光学部品を包含する鼓膜温
度計のハウジングの設計において、二つのアプローチが
可能である。ハウジングは、装置の全ての要素を等温に
維持するために、伝熱性（つまり金属）部品で構成する
ことができるる。フィルター、導波管、及び赤外センサ
ーが全て同じ温度に維持されれば、これがいわゆる等温
アプローチであるが、上述のどの部品からの赤外放射の
変動によっても導入される誤差の量は小さくなるであろ
う。このことは、センサーハウジングとは異なる温度で
ある耳と接触する鼓膜体温計では、電気による加熱を使
用しなければ容易には達成されない。積極的に加熱をし
ない等温設計では、熱の接触が密接なところでは、金属
部品又は高伝熱性部品に全て依存してきた。しかし、温
度勾配はやはり存在する。我々の発明によって使用され
る別のアプローチは、フィルター、導波管、及び赤外セ
ンサーの温度変化を減速するために、熱絶縁（つまりプ
ラスチック）部品を用いてハウジングを構成するもので
ある。これは、いわゆる非等温アプローチである。

図1A及び図1Bを参照して、本発明の図示される実施態
様は、サーモパイル10を採用した第一センサーを含むプ
ローブヘッド組立体８を有する。第一センサーは、本明
細書中において、赤外センサーと呼ばれることもある。
該センサーは、「冷接点」に対する「熱接点」の温度に
対応する電圧を送る。適切なサーモパイル検出器は、De
xter Research of Michiganより製品として入手可能で
ある。該検出器は、直列に接続される複数の個別サーモ
カップルを含む。各サーモカップルは冷接点及び熱接点
を有する。ジャンカートらの1988年２月２日許可の米国
特許第4,722,612号を参照のこと。サーモパイル10は、
そこに照射される赤外線の量を表わすアナログ出力信号
（電圧）を発生する。本発明の図示される実施態様は、
生物学的表面組織、特に外耳孔の皮膚及び人体の鼓膜に
よって放出される赤外線を感知するように設計されてい
る。

第二センサー12（図1B）は、伝熱性のエポキシによっ
て、サーモパイル缶に固定される。該センサーは、サー
モパイル検出器10の温度を表わすアナログ出力信号（電
圧）を線12a上に発生させる。この目的に合ったセンサ
ーの一つはサーミスターである。センサー12は、体温計
が使用されている部屋の周囲温度、すなわちサーモパイ
ル10の温度を効果的に計測するので、本明細書中にて周
囲センサーと呼ばれることもある。サーモパイルに照射
される赤外線の量をその出力信号から測定する際に、サ
ーモパイルの温度を知ることは重要である。温度計が、
耳に関する体温計の向きの変化を受けやすくないよう
に、第一センサーのかなり広い指向性が望ましい。換言
すると、耳孔上の小さな一点の温度を得るよりも、耳孔
及び鼓膜の温度を「統合する」ほうが望ましい。管状導
波管は、サーモパイルの感知孔に近接して位置される
時、これを達成する。スペクトルの赤外領域、つまり8-
12ミクロンの波長における可能な限り高い反射率を達成
するために、導波管は真鍮又は銅で、内径を金メッキさ
れていることが好ましい。

引き続き図1A及び図1Bを参照して、細長いほぼ円筒形
の中空プラスチックプローブ14は、真鍮管又は銅管16で
ある導波管を包囲し、支持する。導波管及びプローブ
は、赤外線を受理してそれをサーモパイル10へと向ける
ための手段を提供する。金属管16の内面壁は、一層の金
16aでメッキされる。プローブ14は、患者の外耳孔内へ
挿入するための大きさに形どられた先端部14aを有す
る。プローブ14は、中間部14cの後方端へと接続される
後部14bを含む。後部14b及び中間部14cは、プラスチッ
クケース15（図1B）によって支持される。ケース15は、
人間工学に基づいて形成される後方部分（図示せず）を
有し、該部分は、使用者によって把持されると共に、図
２の回路を構成する電子部品の大半を包囲する。ケース
15は、射出成形されたABSプラスチックであってもよ
い。プローブ14は、好ましくは低伝熱係数を有する射出
成形されたABSプラスチックである。

金属導波管16の後方端は、プローブの後部14bの内側
に載置される円筒形段付きプラスチック載置スリーブ17
（図1A）内に嵌合する。導波管の前方端はプラスチック
カラー18によって包囲され、支持される。導波管の外径
は、プローブの中間部14cの内径よりも小さく、その間
にエアーギャップG1を設ける。このエアーギャップは、
外耳孔からプローブ14中を通る導波管16への伝熱流を最
小化する。エアーギャップＧは、好ましくは幅約0.080
インチ（0.2cm）である。導波管の後方端は、サーモパ
イル検出器10より.005から.010インチ（0.01から0.25c
m）隔離される。図1A及び図1BにおいてG2として示され
るこのギャップは、導波管とサーモパイルとの間の熱を
防ぐ。

サーモパイル検出器10は、スリーブ17の拡大された後
方部分の内部に載置され、フィルターを有するその活性
面19は、導波管16の内部を通して透過される赤外線を受
理する。成形プラスチック栓20は、サーモパイル10を、
スリーブ17内部の所定位置に保持する。サーモパイルの
リード22は栓20の孔を通って延長する。

スペキュラム23（図1A）の形式の使い捨て衛生カバー
は、プローブを患者の外耳孔内へと挿入する前に、プロ
ーブの先端部14aを被って載置される。このスペキュラ
ムは、横断赤外透明膜と、該膜が先端部14aを横切って
延長するように、該膜をプローブ上に取外し可能に載置
するための手段とを含む。載置手段は、変形してプロー
ブの保持肩部14dにスナップ式に嵌合する管状胴部23bを
含む。オハラらの1987年５月５日許可米国特許第4,662,
360号を参照のこと。

耳に接触して位置される場合、プラスチックプローブ
と導波管との組合せは、温度を急速に変化させないであ
ろう。管状金属導波管16は、赤外検出器リファレンス接
点と同じ温度ではなく、導波管の反射率が100％未満で
ある場合、誤差が導入されるであろう。98％の反射率
が、製品制限枠を与えられる実施可能限度である。放射
光線は、サーモパイルに到達する前に、平均的には、プ
ローブと導波管との組合せの内部において八回はね返る
ということを、光学分析は示している。見かけ上の反射
率は、よって0.98⁸つまり85％である。導波管16は、従
って15％の放出性である。

エアーギャップで分離される非伝熱性外側プローブと
内側導波管とを使用することの利点は、「引下げ」の最
小化である。これは、耳より低温の伝熱物体との接触に
よる、耳からの熱の降下である。メッキされた金属層を
有するプラスチックプローブを導波管として使用するこ
とが有効かもしれない。プラスチック導波管の利点は、
耳内に位置される際、急速に温度を変化させないという
ことにある。しかし、プラスチック導波管の不利な点
は、以下に開示されるように、該管上のある一つの位置
に位置づけられるセンサーで、その全体温度を計測する
ことが容易ではないということにある。

外部フィルター24（図１）は、プローブ14の前方端14
aに取付けられる。フィルター24は、導波管16の前方端
を被覆し、ちりや汚染物が入って該管の反射率を変化さ
せるのを防ぐ。フィルター24は、赤外領域において可能
な限り透過性で、サーモパイル上のフィルターと等しい
かそれよりも広い帯域を有さなければならない。例え
ば、サーモパイルフィルターが８から12ミクロンの波長
帯域を有する場合、外部フィルター24は、８から12ミク
ロン又は７から13ミクロンの波長帯域を有し得る。該帯
域において、少なくとも94％の透過性が望ましい。低い
透過性はフィルター24からの赤外放出を増加させ、これ
は、直接接触の際、フィルターを加熱する耳からの熱に
よる誤差を導入する。ある一つの適当な赤外フィルター
24はゲルマニウムで作られ、両面に多層抗放射コーティ
ングを有する。かようなフィルターは、Optical Coatin
g Laboratories,Inc.より製品として入手可能である。

第三センサー26（図1B）は熱的に導波管16へと連結さ
れる。このセンサーは、導波管16の温度を表わすアナロ
グ出力信号（電圧）を線26a上に発生させる。センサー2
6は、好ましくは熱エポキシで取り付けられるサーミス
ターである。サーミスターからの線26aは、エアーギャ
ップＧ及び載置スリーブ17内のスロット17aを通って延
長する。第三センサーは、本明細書中において、導波管
温度センサーと呼ばれることもある。

エゼクタースリーブ28（図1A）は、プローブ部分14b
及び14cを包囲し、スペキュラム23の後部端を嵌合し又
廃棄のためにプローブから押して取り外すために、ケー
ス15に載置されるエゼクターボタン（図示せず）を手動
付勢することで、バネＳにより前方にスライドされても
よい。

図２は、我々の発明の好ましい実施態様において使用
され得る電子回路の機能ブロック図である。該図は、制
御及び配列スイッチ32を経てオペレーターコマンドを受
理し、メニュー駆動表示装置34を操作するマイクロコン
ピューター30を含む。例として、マイクロコンピュータ
ー及びメニュー駆動表示装置34は、単一の日立モデルHD
4074808Hチップ及び液晶表示装置の形式において設けら
れてもよい。制御及び配列スイッチは、複数のデュアル
インライン（DIP）スイッチを含んでもよく、該スイッ
チは、オペレーターが鼓膜モード、皮膚表面モード、華
氏、摂氏、口中測定、又は直腸等価測定を選択すること
を可能にする。同様の機能選択スイッチが、上述の「Fi
rstTemp」鼓膜温度計において使用される。

マイクロコンピューター30によって実行される操作プ
ログラムは、マイクロコンピューター30の内部リードオ
ンリーメモリー（ROM）又はEPROMに蓄積されてもよい。
計測された体温を測定するために使用される多項式アル
ゴリズムの蓄積を可能とするために、別のメモリー36が
マイクロコンピューターへと接続される。例として、こ
のメモリーは、ROHMから製品として入手可能な、１キロ
ビットの電気的消去可能プログラム可能リードオンリー
メモリー（EEPROM）を含んでもよい。センサー10、12、
及び26からの信号は、アナログ入力及び調整回路38を通
して供給される。この後者の回路は、RCAから製品とし
て入手可能な、モデルNo.74HC4051入力マルチプレクサ
ーチップによって提供されてもよい。この回路からの信
号は、AD変換器40を通ってマイクロコンピューター30へ
と供給される。これ｛AD変換器｝（ADC）は、TELEDYNE
から入手可能な、モデルNo.TSC500集積回路によって設
けられてもよい。電源42は、好ましくは9Vアルカリ電池
の形式をとる。この源からの直流電流は、調整器回路44
へと供給される。この調整器回路は、電源制御装置46へ
5V正信号を提供し、該装置は、順に5V負信号を提供する
ために第二調整器回路48へと接続される。調整器回路44
は、SMOSから製品として入手可能な、モデルSCI7710YBA
集積回路の形式において設けられてもよい。調整器回路
48は、TELEDYNEから製品として入手可能な、モデルNo.T
SC7660集積回路によって設けられてもよい。電源制御装
置46は、体温計が監視モードになる時、待機電源以外の
全てを遮断することができる。電源制御は、簡単な電界
効果トランジスタ（FET）の形式をとってもよい。

アナログ入力調整回路38及びAD変換器40の双方とも、
電圧リファレンス回路50（図２）へと接続される。この
電圧リファレンス回路は、MOTOROLAから製品として入手
可能な、モデルMC1403D集積回路によって設けられても
よい。外部キャリブレーション装置52は、装置をキャリ
ブレートするためにマイクロコンピューター30へと接続
されてもよい。以下に図７に関連して説明されるよう
に、この装置は、外部コンピューターを含み、該コンピ
ューターは、その内部直列出入口を通してマイクロコン
ピューター30と連通する。オペレーターの動作を促した
り、新しい衛生使い捨てカバーつまりスペキュラムのプ
ローブ上への設置の失敗、及び電池電力低下状況等の他
の状況を警告するための可聴ブザーを提供するために、
オーディオスピーカー54が、マイクロコンピューターに
よって駆動される。

我々の体温計の好ましい実施態様は、プランクの法則
やステファン・ボルツマン方程式などの放射照度の物理
学的法則に関して、部品の相互作用を表す特定の一組の
方程式を用いた先行技術の赤外感知体温計とは著しく異
なる方法にて操作する。これら先行技術体温計のいくつ
かは、導波管とサーモパイルとの間の温度の差違による
成分を引くことによって、算出された体温を補正する。

我々の発明によって用いられるアプローチは、放射照
度の物理的特性というよりむしろ複合システムモデリン
グの分野からきている。我々は、詳細にわたる実験の後
に、全ての入力とターゲット温度との間の関係は、決定
するのに余りに複雑であることを発見した。代りに、我
々の体温計の好ましい実施態様のキャリブレーションの
間に、ターゲット温度と周囲温度との充分な数の例を表
わすマトリックスが構築される。したがって多次元面
は、入力間の相互関係の物理的特性に関係なく、入力を
計測された出力に関連させてマップされる。例えば98゜F
（36.7℃）として与えられたターゲット温度は、31マイ
クロボルトのサーモパイル電圧、1234オームの周囲温度
センサー抵抗、及び4321オームの光学導波管温度センサ
ー抵抗に対応するであろう。98゜F（36.7℃）の出力は、
黒体ターゲットの温度に対する３つの入力のキャリブレ
ーションマッピングの結果である。我々の体温計の好ま
しい実施態様は、周囲温度が何度であるのか、導波管温
度が何度であるのか、サーモパイルの応答性がどれだけ
であるのかは、測定しない。

キャリブレーションの間、我々の体温計の好ましい実
施態様は、 １）体温計は、目的ターゲット範囲の全域を網羅する一
連の黒体ターゲットに対して露出される。

２）周囲温度は、前述した一連の露出の間に、目的操作
範囲の全域を網羅する種々の設定に渡って繰り返され
る。

３）それぞれのターゲット温度における、サーモパイ
ル、周囲温度センサー、光学導波管温度センサー及び零
増幅値からの信号が集められる。

４）以上が完了すると、入力の組は、線形重回帰技術に
従って、その出力へとマップされる。各々の入力並びに
その２乗及び３乗は、前記ターゲットを従属変数とする
独立変数である。

５）カーブフィットの結果は、一組の13個の係数であ
り、これらの係数はターゲット温度を測定する計測時に
用いられる。

計測時において、我々の体温計の好ましい実施態様
は、 １）４つのデジタル変換された入力電圧を読む。

Ａ）サーモパイル｛V_t｝ Ｂ）周囲温度センサー電圧｛V_a｝ Ｃ）導波管温度センサー電圧｛V_w｝ Ｄ）零増幅電圧｛V_n｝ ２）ターゲット温度Ttは、キャリブレーションの間に測
定される13個の係数｛a₁−a₁₃｝を有する下記のアルゴ
リズムを用いて計算される。

T_t=a₁+a₂{V_t-V_n}+a₃{V_t-V_n}²+a₄{V_t-V_n}³+a₅V_a+a₆V_a ²+a
₇V_a ³+a₈V_w+a₉V_w ²+a₁₀V_w ³+a₁₁{V_t-V_n-V_a}+a₁₂{V_t-V_n-V_a}
²+a₁₃{V_t-V_n-V_a}³ 上記されているアルゴリズムの２乗項及び３乗項は、
相互に、方程式のいくつかの項を非常に大きく、また別
のいくつかの項を非常に小さくする。我々の体温計の好
ましい実施態様は、限定されたプログラムメモリー、限
定されたスクラッチパッドメモリー、コンスタント蓄積
のための限定されたメモリー及び限定された処理速度を
有する小さなマイクロプロセッサーを利用する。この比
較的小さなマイクロプロセッサーの資源の最適化のため
に、前記アルゴリズムにおける項の相対的な絶対値の大
きな格差は、浮動小数点数を利用することにより最適化
される。かような数は２つの部分を有する、すなわち指
数部と仮数部である。仮数は、最も多くのビット数を必
要とする。比較的小さなマイクロプロセッサーが、最も
効率のよい態様にて上記アルゴリズムを用い、体温を計
算することを可能とするために、浮動小数点数の仮数の
サイズを限定する必要がある。仮数のサイズを限定する
ことにより、算術演算のコーディングにおけるプログラ
ムメモリーを節約し、数字が少ないのでスクラッチパッ
ドメモリーとコンスタントメモリーのサイズを節約する
ことができ、また、処理にあまりビット数を要しないの
で処理時間を節約することができる。しかしながら、仮
数のビット数が減少されると、打ち切りの誤差に起因し
て大きな数が小さな数に加えられる時に、いくらかの精
度が失なわれる。この誤差を許容範囲内に保つために、
加えられる数の大きさの差違は限定される範囲内に維持
されなければならない。

前述の13個の係数のアルゴリズムにおいて述べられな
かったが、本明細書中でOFFSETと称する定数を回帰式中
の１以上の項に加えることによって、結果の精度に影響
をおよぼすことなしに、アルゴリズムの係数が変えら
れ、同時に打ち切り誤差を減少させることができるとい
うことを我々は発見した。このOFFSET定数の選択におい
て、多数の試行回帰が行われる。次に、どのセットの係
数が最小の打ち切り誤差を有するかを決定することが必
要である。２つの可能な解決法がある。まず最初に、多
くの試行計算が、選択されたマイクロプロセッサーある
いは、選択されたマイクロプロセッサーの浮動小数点パ
ッケージのソフトウェアあるいはハードウェアエミュレ
ーションで遂行され得る。別のアプローチは、係数それ
自体を考察することによって、どのセットの係数が最良
の結果を生ずるかを決定することである。この後者のア
プローチは実行するために最小量の時間と出費しか必要
としないので、最も望ましい。この２番目のアプローチ
を行うために、測定値あるいは統計値の切捨てが要求さ
れる。我々は、係数の比から得ることができる、かよう
な統計値を明らかにした。我々の明らかにした比は、 T_stat=a₁+a₂/a₃+a₅/a₆+a₈/a₉+a₁₁/a₁₂ 最も低いTstatを有する回帰式は、次に最小の打切り
誤差を生じる可能性が最もある回帰式として選ばれる。

サーモパイルと導波管との間の熱平衡の範囲の決定
は、我々の体温計の好ましい実施態様では可能ではな
い。これは、サーモパイルに取り付けられたセンサーも
導波管に取り付けられたセンサーも互いに、もしくはい
かなる温度尺度に関してもキャリブレートされないから
である。したがって我々の体温計の好ましい実施態様
は、キャリブレーション時間あるいは温度測定時間に
て、どの程度までセンサーが互いに平衡であるのか決定
することができない。かような測定は赤外放射から体温
を測定する我々の新しい方法には不必要である。

我々の体温計の好ましい実施態様には、赤外センサー
からの電気的信号を補正するための手段はない。補正の
概念は、我々の発明のキャリブレーションまたは測定方
法には適用できない。キャリブレーション時間に決定さ
れた13次元面キャップに従ってターゲット温度を生ずる
ため、すべてのセンサー入力がマップされる。いかなる
センサー入力も、いかなる他のセンサー入力を補正する
ために使用されない。いかなる中間（未補正）温度も測
定されない。

我々の体温計の初期設計段階の間に、サーモパイルと
導波管との間の温度差違を補正する先行技術のアプロー
チを用いる補正技術が検査された。しかしながら、条件
の充分な範囲に渡る補正及び個々の部品における許容誤
差の許容できない蓄積を補正することが不可能であるた
め、我々は、この先行技術アプローチを断念した。この
失敗は、本発明を結果として生ずる極端に異なるアプロ
ーチを促した。

図３は、本発明の鼓膜体温計の第１実施態様の操作の
全体フロー図である。

図４は、体温を測定するため好ましい実施態様によっ
て遂行される工程のフロー図である。

我々の体温計の好ましい実施態様は、また好ましくは
「予想」特徴を組込む。操作者の間で、プローブ14の外
耳孔への挿入とSCANボタンの押込みとの間の時間間隔は
異なるであろう。降下の影響のために、この操作者間の
変違は、異なる温度が計測されるという結果となり得る
であろう。図６のグラフを参照すれば、降下は、「平担
な」波形を防止することが理解され得る。降下がサンプ
ル温度を減少した後に、操作者がSCANボタンを押す場
合、ピーク温度は失なわれる。上記のように、解決は、
プローブカバーすなわちスペキュラムが、まずプローブ
先端14aをおおって据え付けられるtBにおいて、サーモ
パイルの出力をサンプリングし始めることである。サン
プルは１秒サーキュラーリストにセーブされ得る。SCAN
ボタンが押されると、サーモパイルの出力のサンプリン
グは更に１秒間続く。マイクロプロセッサー30は、次
に、２秒のサンプルからピーク値を選択する。SCANボタ
ンの押圧の前の最初の１秒インターバルは、tRからtIと
して表わされる。第２の１秒インターバルはtIからtEで
ある。

図４を参照すれば、以下に説明される機構により、ス
ペキュラムすなわちプローブカバーの体温計上への設置
が感知される。プローブカバーがONであることを示す信
号がマイクロコンピューター30へと送られる。マイクロ
コンピューターは、次いで、１秒間に16サンプルの割合
でサーモパイルの出力をサンプリングし始める。サーモ
パイルのアナログ出力信号のデジタル変換された値は、
サーキュラーリストに蓄積される。一旦、体温計のSCAN
ボタンが押されると、マイクロコンピューターはサーモ
パイルの出力を14回サンプリングし、次いで周囲センサ
ーと導波管センサーの出力を１つにつき１度サンプリン
グし、これら出力信号のデジタル変換された値を蓄積す
る。加えて、マイクロコンピューターは、零増幅電圧
（Vn）をサンプリングし、そのデジタル変換された値を
蓄積する。マイクロコンピューターは、次いで、前スキ
ャンサーキュラーリスト及び後スキャンサーキュラーリ
ストからピークサーモパイル出力信号をサーチする。第
２及び第３センサー出力と零増幅電圧のデジタル値と共
に、このピークサーモパイル出力信号のデジタル値を用
いて、体温が、前述のアルゴリズムを利用して計算され
る。このアルゴリズムは、キャリブレーションマッピン
グについてなされた多一次回帰式技法によって創出され
たものである。

プリント回路基板58上のリードスイッチ56（図1A）
は、往復エジェクタースリーブ28に載置されたマグネッ
ト59によって付勢される。プリント回路基板はプローブ
部14bの後部端へと載置される。スペキュラム23がプロ
ーブ先端14aをおおって設置される時、その後部端はス
リーブ28の前方端を係合し、スプリングＳを圧縮してス
リーブをその後退位置へと押す。これは、マグネット59
をリードスイッチ56から離れるように移動させ、スペキ
ュラムが設置されたことをマイクロプロセッサー30に伝
える信号を図２の回路へと送る。次いで、これは、マイ
クロプロセッサーに１秒当り16の割合でサンプル測定を
開始される。

前述の型式の体温計の大量生産の間に、体温計は、そ
の組立の完了時にキャリブレートされなければならな
い。図７は、３個一組の複数の鼓膜体温計61を支持する
パレット60の拡大平面図である。それぞれの体温計のプ
ローブは、パレットの対応する穴（目視できず）を通し
て下方に突出する。図８は、本発明の好ましい実施態様
を具現化する複数の鼓膜体温計をキャリブレートするた
めに用いられる装置の図解説明図である。体温計を載せ
た複数のパレットは、第一所定周囲温度に設定された周
囲環境室62内に設置される。１つの適当な周囲環境試験
室は、カリフォルニア州アーバインのCybortronics In
c.から商業的に入手し得るCYBORTRONICSシリーズ3000で
ある。試験床63は、周囲環境室の中心に位置される。試
験床は、85゜F（29.4℃）,95゜F（35.0℃）,102゜F（38.9
℃）及び110゜F（43.3℃）の精密温度に維持される３つ
の黒体ターゲットの４個のセット64,66,68及び70を支持
する。黒体ターゲットは、以下により詳細に説明される
ように、温度を正確に維持するためにその中を流れる水
を有する。水は流れて、別個のパイプ72,74,76及び78を
通して各４個のセットのターゲットへと戻る。これらの
別個の水パイプは、対応温度制御ポンプユニット82,84,
86及び88へと供給する単一の線として略して示される。
１つの適当なポンプユニットは英国ケンブリッジのTech
ne Ltd.から商業的に入手し得るTempette TE-8Dであ
る。

外部コンピュータ90（図８）、好ましくは、INTEL 48
6マイクロプロセッサーを組み込んでいるIBM互換パーソ
ナルコンピュータは、黒体ターゲットのセット64,66,68
及び70の温度に関して試験床62から信号を受理する。図
９を参照して、64などの黒体ターゲットの各セットは、
72などの対応する別個の水パイプと整列して接続される
円筒状中空容器92を含む。３個の円筒状容器94,96及び9
8は、容器92の側壁の対応する穴を通して外方へと開放
しており、図９の点線の円によって示される密封底を有
する。キャリブレートされる体温計の対応するプローブ
先端は、これらの円筒状容器内へと下方に向けて入り、
かような円筒状容器は、好ましくは、黒メッキされたア
ルミニウムで作られる。故に容器は黒体ターゲットとし
て機能する。サーミスター100,102及び104は、熱エポキ
シを介して容器94,96及び98の壁へと固定される。これ
らのサーミスターの引出し線100a,102a及び104aは、図
８で106にて合わせて示される対応するAD変換器へと接
続される。

12個の体温計61が各々載せられた複数のパレット56
は、周囲環境室62内部に入れられ、それによりパレット
は周囲環境室内で60゜F（15.6℃）などの選択初期周囲温
度にて全て平衡に達し得る。パレットは、次いで試験床
62の中心の支持台108上に手動で載せられる。これは、
操作者が室の側壁の手袋付き口を通して室内に到達する
ことによりなされる。パレットは、体温計各々が、その
プローブ先端を、黒体ターゲットの関連するセットの対
応容器の内部に向けるように配置される。体温計は各
々、図８の線110によって表される12個の連続データバ
スの対応する１個を通して、及び112にて略図的に示さ
れるワイヤーハーネスコネクターセットを通して、制御
コンピュータ90へと接続される。台108は、モータ（図
示せず）によって90度増大するように回転させられ、85
゜F（27.8℃）,95゜F（35.0℃）,102゜F（38.9℃）及び110
゜F（43.3℃）に維持される黒体ターゲットをおおうよう
に各々の体温計のプローブ先端を順次設置指向させ得
る。コンピューターは、パレット60の回転方向の記録を
保ち、したがって線116に感知されたスイッチ114の閉鎖
を介して、どのターゲットを各温度計が指向したかの記
録を保つ。これは、パレット60の各90度回転時に生ず
る。

センサー10,12及び26からの信号を表わす各体温計の
マイクロコンピューター30からの出力データは、線110
を介して外部コンピュータ90に供給され、ウインチェス
ターディスクドライブの形式をとり得るメモリー118に
ログされる。キャリブレーションは、キーボードインプ
ットを介して操作者によって制御され、CRTディスプレ
ー120上にモニターされる。この工程は、周囲環境室内
の70゜F（21.1℃）,80゜F（26.7℃）,90゜F（32.2℃）及び
100゜F（37.8℃）の周囲温度にて繰り返される。

また好ましくはキャリブレーションマッピングは、周
囲温度が変動する場合を想定した態様において行われ
る。たとえば、室は60゜F（15.6℃）に設定され得る。12
個の体温計を有するパレットは、70゜F（21.1℃）の室温
にて安定化することが許容され得る。次いで、パレット
は、室内の試験床上に設置され、体温計が60゜F（15.6
℃）へと冷却されている時間の間にパレットが黒体ター
ゲット上を回転される時にセンサーの出力がログされ得
る。

一度、すべてのデータがメモリー118上に集収され、
ログされると、各体温計のキャリブレーションマッピン
グに近似する方程式は、上述の回帰式技法を用いて計算
される。方程式の各項の係数は、対応する体温計のメモ
リー36に蓄積される。

センサーの時間歴に関する情報を回帰式入力に加える
ことによって、マッピングを改良することが可能である
ということを我々は発見した。これは、特にサーモパイ
ルについて正しい。サーモパイル出力は、それが現時点
で判る環境に比例するばかりではなく、その直前の過去
での環境にも比例する。回帰式は、センサーの時間歴TP
ILAD（ｔ−１）,TPILAD（ｔ−２）,TPILAD（ｔ−３）,T
PILAD（ｔ−４）・・・等に関する情報を含むいくつか
の追加項目を加えることによって改良され、ここにおい
てTPILAD（ｔ−１）は、１回期間戻ったサーモパイルセ
ンサー読み取りを表わし、TPILAD（ｔ−２）は、２回期
間戻ったサーモパイルセンサー読み取りを表わし、TPIL
AD（ｔ−３）は、３回期間前のサーモパイルセンサー読
み取りを表わす。回期間は、センサーの時間定数によ
り、秒又はその倍数あるいは分数となり得る。直線マッ
プが不充分な場合にマッピングをさらに改良するため
に、上記パラメーターの２乗又は３乗形式が含まれ得
る。

時間歴を表わすための他の方法があるが、これらはほ
ぼ同じ結果をもたらすであろう。たとえば時間ｔ−1,t
−２等におけるセンサー出力を用いる代わりに、１個以
上の低パスフィルターが、センサー出力を積分するため
に用いられ得る。センサー出力の第１及び多分第２導関
数は、センサーの変化割合を測定するために利用され得
る。これらのパラメーターは、単独又は時間ｔ−1,t−
２等におけるセンサー出力と組み合わせて、マッピング
の改良のために用いられ得る。

本発明の赤外鼓膜体温計及び体温測定方法の好ましい
実施態様が説明されてきたが、それらの改変及び適合が
当業者に生ずるということが理解されるべきである。た
とえばサーミスター12及び26は、ダイオード,RTD,サー
モカップルあるいは集積回路を含む、他の固定時間一定
温度センサーで置換され得る。マッピングに近似する方
程式の係数は、近似数字、重回帰式あるいは他の「カー
ブフィッティング」技術によって決定され得る。値調査
表は、蓄積された方程式で体温を計算する代わりに用い
られ得る。何らかの精度の低下が結果として生ずるかも
しれないが、導波管の第３センサーは省略され得る。こ
の不正確さは、降下を最小化するために光学ヘッド組立
体を積極的に加熱することによって最小化され得る。さ
もなければプローブ先端を外耳孔に挿入する際にこの降
下が生ずるであろう。周囲センサー12によって検出され
る例えば70゜F（21.1℃）の各目室温からの室温の変動を
補なうための操作プログラムは、測定された体温を表示
する前にオフセット訂正を導入するように書かれ得る。
オフセット訂正の強さは、固定オフセットよりむしろ検
出された周囲温度の関数となり得る。したがって本発明
に与えられる保護は、以下の特許請求の範囲にしたがっ
て限定されるのみである。

フロントページの続き (72)発明者 クリル，ピーター・エー アメリカ合衆国カリフォルニア州92024, ルーカディア，ウィルストン・アベニュ ー・1776 (56)参考文献 特開 平２−25720（ＪＰ，Ａ) 特開 昭60−209125（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−71124（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−278114（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−170013（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−173123（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−275629（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−102123（ＪＰ，Ａ) 特開 昭60−66122（ＪＰ，Ａ) 国際公開89／6348（ＷＯ，Ａ１) 国際公開90／2521（ＷＯ，Ａ１) 工業技術ライブラリー28 「分析 情 報の自動処理」 ＰＰ．71 （日刊工 業） 昭45 南 茂夫編 「科学計測のための波形 データ処理」 第11章 1986

Claims (2)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】患者の生物学的表面組織から照射される赤
   外線放射量を測定する第１センサ手段と、当該第１セン
   サ手段の温度を測定する第２センサ手段と、前記各セン
   サ手段により測定されたデータに基づいて、患者の体温
   を決定する処理手段とからなる赤外線体温計であって、 前記処理手段は、少くとも前記各センサ手段により測定
   されたデータを独立変数とし、患者の体温を従属変数と
   する線形重回帰モデルに基づいて患者の体温を決定する
   ものであって、当該線形重回帰モデルの回帰係数は、予
   め前記赤外線体温計毎に、複数のターゲット温度を観測
   値として算出したものである赤外線体温計。
2. 【請求項２】患者の生物学的表面から照射される赤外線
   を前記第１センサに向ける導波管と、当該導波管の温度
   を測定する第３センサ手段とを備え、 前記第３センサ手段により測定されたデータを前記線形
   重回帰モデルの独立変数の一つとしたことを特徴とする
   請求項１に記載の赤外線体温計。