JP4300113B2 - 血液の体外循環のための回路内で血液温度を測定するための非侵襲的装置、およびこの装置を備えた機器 - Google Patents

Description

本発明は、血液の体外循環のための回路内で血液温度を測定するための非侵襲的装置、およびこの装置を備えた機器に関する。

血液の体外循環用回路の使用に密接に関連した問題の一つは、血液温度の監視であることが知られている。これは、（非病理学的状態において）人体が血液温度を、摂氏１０分の数度以内の非常に限定された変動幅で、約３７℃という基本的に一定のレベルに維持しているからである。これより大きく変動すると、体内に平衡異常が生じて傷害を引き起こし、これは深刻になることがある。しかし、体外循環中に血液はその熱の一部を周囲の環境へと引き渡し、その結果、特に敏感な患者では代謝平衡異常を引き起こすような過度且つ長期の血液温度低下を招くことがある。

したがって、体外循環用回路を使用する透析機械などの特定タイプの機械には、特別な配置構成が作成されなければならない。透析治療は頻繁に且つ長期間に亘って繰り返されねばならず、したがって上述したリスクから患者を保護することが特に重要である。さらに、透析機械は、血液が流れる第１区画と、血液温度とは異なる温度の透析液が流れる第２区画とを有するフィルタを使用する。２つの区画は、血液から透析液へ、およびその逆へと熱を伝達することができる半透膜によって相互から分離されている。この理由からも、血液温度を監視する問題は、透析機械の分野で非常に重要になる。血液濾過および血液濾過透析処置を実行する場合にも同様の問題が生じる。

体外循環中に血液温度を監視するために様々な方法が提示されきているが、それらの方法の有効性は、収集ポイントのすぐ下流および復帰ポイントの上流で患者の血液温度を正確且つ迅速な方法で測定できるかどうかによって決まる。この温度は、体外回路の部分に接続された温度センサを有する非侵襲的測定システムによって間接的に測定される。さらに詳細には、既知の測定システムにおいて、体外回路のラインの一部が、前記ラインと接触する大きい熱交換表面を有するような方法で成形されたアルミ要素に収容されている。プラチナのサーミスタをアルミ要素と接触した状態で配置し、後者の温度の測定に使用する。熱平衡状態において、ラインの温度、したがってその中を流れる血液の温度は、既知の関係によりアルミ要素の温度に関連しており、サーミスタが供給する信号から決定することができる。外部環境が測定結果に及ぼす効果を軽減するため、このように形成された変換器（アルミ要素およびサーミスタ）が支持体に挿入され、この支持体もアルミで作成され、適切な制御ユニットで制御される加熱装置によってラインと同じ温度に維持される。したがって変換器と外部環境との熱交換は最小になり、温度測定値は専らラインとの熱交換次第である。変換器と加熱した支持体との間の空間は、センサの応答速度と外部環境からの断熱との妥協点を最適にするような方法で選択した材料（例えばＰＶＣ）で充填されている。

しかし、既知のシステムは幾つかの欠点を有する。これは、外部回路を形成するラインが、有害な熱損失を防止するために通常は熱伝導率が低い材料で作成されているからである。したがって体外回路内を流れる血液とアルミ要素との熱結合は乏しく、前述した方法で実行する測定は必然的に正確さが低い。特に、既知のシステムは非常に長い応答過渡状態を有している。というのは、血液温度の変動が、血液流と体外回路の壁と変換器と加熱された支持体との間に新しい状態の熱平衡が確立された後しか検出されないからである。

本発明の目的は、血液の体外循環用回路の中の血液温度を測定するための、既知の技術の欠点がない非侵襲的な装置を提供することである。

本発明によれば、血液の体外循環用回路の中で血液温度を測定するための非侵襲的装置であって、患者から採取した血液が流れるラインと、前記ラインに接続されて前記ライン内を流れる血液の温度と相関がある第１信号を生成する温度センサとを有する装置において、前記温度センサが、電磁放射線の強度を測定する装置を有し、前記ラインが、前記装置に面した、第１帯域幅の電磁放射線が透過する接続部分を有し、前記第１信号が、前記第１帯域の前記電磁放射線の強度と相関していることを特徴とする装置が提供される。

本発明による装置は、有利には、患者の血液温度と直接相互関係がある量の測定、すなわち所定の周波数帯域で特定の温度の血液が放射する電磁放射線の測定を可能にする。第２に、測定を実行する体外回路の部分は、血液が放射し、測定装置に入射する電磁放射線の部分が最大になるような方法でセンサに接続される。さらに、本発明の好ましい実施形態ではサーモパイルを備える電磁放射線測定装置は、応答過渡時間が非常に短い。したがって装置は非常に高い精度、正確さおよび応答時間を有する。実際には、血液温度を０．１℃未満の誤差、および百分の１秒のオーダーの過渡時間で測定することができる。

本発明は、請求項２０に特定されるような体外血液回路の制御機器にも関する。

本発明をさらに明瞭に理解できるようにするため、以下、その好ましい実施形態を純粋に例示的に、制限的意図なく、添付図面を参照して説明する。

以下で説明する実施形態の例では、本発明を透析処置中に血液温度の監視に使用している。

図１において、番号１は患者Ｐに接続された透析機械の全体を示す。機械１は体外血液回路２、半透膜７で分離された血液区画５および透析液区画６を含むフィルタ３、透析液区画６に接続された透析液回路８、輸液回路９、および血液温度を調整する機器１０を備える。

体外血液回路２は、内部に蠕動ポンプ１２が配置された動脈枝１１と、静脈枝１３とを備える。動脈枝１１は、血液区画５に接続された１つの端と、患者Ｐの瘻管（図示せず）に接続された１つの端とを有し、患者Ｐの心血管系から血液を収集する。一方、静脈枝１３は、血液区画５に接続される１の端と、前述の瘻管（図示せず）内に取り付けられて処置済みの血液を患者Ｐの心血管系に戻す反対の端とを有している。枝１１および１３は、処置すべき血液を区画５に供給するため、および区画５を出た処置済み血液を心血管系に導入するためにそれぞれ使用される、プラスチック材料で作成したチューブである。

輸液回路９は、動脈枝１１に配置された予希釈ノード１５ａ、および静脈枝１３に配置された後希釈ノード１５ｂに接続されて、制御された量の輸液を既知の方法で体外回路２に供給する。あるいは、輸液回路９は予希釈ノード１５ａのみ、または後希釈ノード１５ｂのみに接続される。

血液温度を調整する機器１０は、動脈枝１１内に配置されて血液温度を測定する非侵襲的装置１６を有し、これは制御ユニット１６ａと、蠕動ポンプ１２が動作中か否かを検出する状態センサ１７と、後希釈ノード１５ｂの下流で体外回路２の静脈枝１３の部分１３ａに配置された、部分１３ａと結合して熱交換器を形成する温度調整装置１８とを備えている。調整装置１８は、血液温度信号Ｓ_TBを供給する装置１６の出力にも接続されている。

装置１８は、血液流に質量を加えずに部分１３ａ内の血液温度を調整する。つまり、調整装置１８は、血液から物理的に分離された流体であって、その温度がユニット１６ａにより監視された２０℃から４３℃の範囲の流体に基づいて作動し、それによって血液が患者Ｐに戻る直前に静脈枝１３内を流れる血液に熱を供給し、あるいはそこから熱を除去する。

調整装置１８は、１組の巻線または１組のチューブを形成する少なくとも１つのライン１８ａを備え、これは静脈枝１３の部分１３ａを収容する座１８ｂ、および制御ユニット１６ａに接続された加熱装置／冷却装置１８ｃを提供する。

動作中、透析治療の過程で血液は患者Ｐから収集され、体外回路２に沿って搬送される。非侵襲的装置１６は温度Ｔ_Pを測定し、制御ユニット１６ａは、温度Ｔ_Pと、制御ユニット１６ａでオペレータが設定した基準温度Ｔ_SETとの関数として所定のアルゴリズムに基づき調整装置１８を制御する。

例えば、制御ユニット１６ａは温度Ｔ_Pを概ね３７℃である基準温度Ｔ_SETと比較し、温度Ｔ_Pと基準温度Ｔ_SETとの温度差ΔＴを計算する。透析治療の開始時に、調整装置１８は流体の温度Ｔ_Pを基準温度Ｔ_SETと等しい値に維持し、一方、透析液の温度Ｔ_Dは、血液透析治療を最適化するような方法で調整される。血液透析治療中、体外回路２内の血液温度Ｔは、周囲環境、透析液、および調整装置１８内で搬送される流体との熱交換の結果として、および血液の治療に使用する材料に対する患者Ｐの反応の関数として変動する。

温度Ｔ_Pは、透析治療中、例えば比較的短い間隔で非侵襲的装置１６によって測定され、制御ユニット１６ａが、温度Ｔ_Pの測定と同じ頻度で温度差ΔＴを計算する。温度Ｔ_Pと基準温度Ｔ_SETとの温度差ΔＴがマイナスの値をとる場合は、位置１３ａで血液に熱を供給するように流体温度Ｔ_Fを上昇させ、温度差ΔＴがプラスの値をとる場合は、部分１３ａで血液から熱を除去するように流体温度Ｔ_Fを低下させる。短い時間間隔で上述した手順を繰り返すと、温度Ｔ_Pが基準温度Ｔ_SETに対して変動した場合は常に、温度Ｔ_Pを、つまり患者Ｐの温度を、基準温度Ｔ_SETに近い値で迅速に安定させることが可能になる。

センサ１７は、ポンプ１２の動作状態を検出し、ポンプ１２が動作可能で、停止している場合は、それを示す信号を発する。センサ１７が発した信号が、ポンプ１２が停止状態にあることを示す場合、制御ユニット１６ａがＴ_Fの値を基準温度Ｔ_SETに等しく維持し、これに対してポンプ１２が動作状態であることを信号が示す場合は、上述した手順に従い、温度差ΔＴの関数として流体温度Ｔ_Fが調整される。

動作の変形例では、基準温度Ｔ_SETは固定されず、透析治療中、特定のプロファイルに従って変動する。

図２および図３で示すように、装置１６は、温度センサ１９、動脈枝１１に取り付けられてセンサ１９に接続されたライン２０、およびディジタルおよび／またはアナログ制御ユニット１６ａを備える。

さらに詳細には、センサ１９はサーモパイル２１および温度制御装置２２を備える。サーモパイル２１は、ケーシング２３内の、ケーシング２３に形成されたウィンドウ２４内に収容され（図４）、制御ユニット１６ａに接続された１対の測定端子２５を有する。これらの端子２５間には、ウィンドウ２４を通してサーモパイル２１に当たる電磁放射線であって、赤外線帯ＩＲに少なくとも部分的に含まれる所定の測定可能な波長帯Ｂ_Sを有する電磁放射線の強度と相関する電圧Ｖ_Bが存在する（図５）。サーモパイルの動作原理は、ゼーベック効果に基づく。特に、サーモパイル２１は、図６に示すように直列で相互に接続された複数の高温接合部２１ａおよび低温接合部２１ｂを有することが好ましい。高温接合部２１ａは、偶発的電磁放射線を吸収し、その結果として自身の温度を変化させる吸収区域２１ｃに配置される。低温接合部２１ｂは、サーモパイル２１が収容されたケーシング２３（図４）と接触して配置された半導体材料の支持体２１ｄによって支持される。熱電効果により発生した電圧Ｖ_Bは、高温接合部２１ａと低温接合部２１ｂ間、つまり吸収区域２１ｃと支持体２１ｄ間の温度差の関数である。ゼロではなく且つ専ら電磁放射線の強度に依存する電圧Ｖ_Bを得るために、また高い信号対雑音比を得るために、低温接合部２１ｂが配置された支持体２１ｄの温度は、サーモパイル２１を使用する動作温度範囲より十分に低い値に維持しなければならない。そのために、ケーシング２３を、その結果として支持体２１ｄを、摂氏５℃から１５℃の範囲、好ましくは１０℃の制御された一定の動作温度に維持する制御装置２２が用いられる。図２から図４を参照すると、制御装置２２はサーミスタ２８（図４）、半導体ヒートポンプ２９、および制御回路３０を備えており、これは制御ユニット１６ａ（図２）に統合されることが好ましい。サーミスタ２８はケーシング２３内に配置され、ケーシング２３および支持体２１ｄによってサーモパイル２１の低温接合部２１ｂに熱的に接続され、さらにサーミスタ２８は、制御回路３０に接続される、サーモパイル２１の動作温度と相関する電気信号Ｓ_TPを供給する１対の端子３１を有する。ヒートポンプ２９は熱電モジュール、例えばペルチェ・セルであり、これは電流が通ると自身の２つの対向する表面間で熱を伝達させ、したがって低温表面３２および高温表面３４（図２および図３）を有している。低温表面３２は、熱伝導性支持体２３（例えば銅製）によってサーモパイル２１のケーシング２３に接続され、これはサーモパイル２１を収容できるよう穿孔されている。高温表面３４はヒート・シンク３５に接続されて、前記ヒートポンプ２９が抽出した熱の分散を促進する。ヒートポンプ２９は、制御回路３０に接続された１対の端子３６も有し、これは既知の方法で電気信号Ｓ_TPと相関された制御電流Ｉ_Cを供給する。

図２および図３で示すように、患者Ｐから収集した血液が流れるライン２０は接続部分３７を備え、これはサーモパイル２１に面し、測定可能な帯域Ｂ_Sで電磁放射線が透過可能である。さらに詳細には、接続部分３７は円盤状の形状で、サーモパイル２１の立体視角を完全にカバーするように、サーモパイル２１が収容されたケーシング２３のウィンドウ２４に完全に重ね合わせられる。また接続部分３７は、測定可能な帯域Ｂ_Sおよび３０℃から４０℃の温度範囲で無視できる吸光度および高い透過率を有する材料から作成される。この材料は、高密度ポリエチレン、低密度ポリエチレンおよびポリ（４−メチル−１−ペンテン）（ＰＭＰ）から選択されることが好ましい。したがって、３０℃から４０℃の温度範囲で患者Ｐの血液から放射され、サーモパイルに当たる電磁放射線の一部が最大化される。

測定可能な帯域Ｂ_S（図５）内の通過帯域Ｂ_Pの外側にある電磁放射線に対して基本的に不透明な１枚の材料を備えるフィルタ３８を、サーモパイル２１とライン２０との間に重ねる（図２および図３）。特に、フィルタ３８はケーシング２３によって支持され、ウィンドウ２４を覆うように配置された第１面３９、および第１面３９の反対の、ライン２０の接続部分３７に面する第２面４０を有する。本明細書で説明する本発明の実施形態では、フィルタ３８は適切に処理したゲルマニウムから作成し、通過帯域Ｂ_Pは８μｍから１４μｍ（赤外線）の範囲にある。

透析治療中、患者Ｐの心血管系から収集した血液は、ライン２０を通って流れ、測定可能な帯域Ｂ_Sで電磁放射線を放射する。フィルタ３８およびウィンドウ２４を通して放射された電磁放射線の部分はサーモパイル２１に当たり、したがって端子２５間の電圧Ｖ_Bの値の決定に寄与する。さらに詳細には、電圧Ｖ_Bの変動は、専ら、接続部分３７を流れる血液から放射されてサーモパイル２１に当たる電磁放射線の強度の変動によるものである。その理由は、ウィンドウ２４を通ってサーモパイル２１の立体視角を完全にカバーするよう接続部分３７が配置されているので、ウィンドウ２４を通る電磁放射線の流れは、本質的に専ら接続部分３７を流れる血液によって放射された電磁放射線によるものであることにあり、またサーモパイル２１のケーシング２３が、装置２２によって既知の一定温度に維持されて、その結果、電圧Ｖ_Bに一定の寄与をするからである。

放射線の強度は、これを放射する体の温度Ｔ_P、すなわち患者Ｐの血液の温度Ｔ_Pにも相関する。特に、放射された赤外放射線の合計出力は、シュテファン・ボルツマンの法則によると放射体の温度の関数である。放射された放射線の強度は、放射体の温度上昇とともに上昇する。問題のケースでは、フィルタ３８は、通過帯域Ｂ_P内にある電磁放射線のみを選択し、サーモパイル２１が生成する電圧Ｖ_Bは、この通過帯域Ｂ_Pで吸収されるエネルギによって決定される。

したがって、温度Ｔ_Pは、下記タイプの既知の関係式により、電圧Ｖ_Bの値に基づいて決定することができる。
Ｔ_P＝Ｆ（Ｖ_B）＋Ｔ₀ （１）
ここで、Ｆ（Ｖ_B）は実験的に決定される関数であり、Ｔ₀は、ケーシング２３、サーモパイル２１の支持体２１ｄおよび低温接合部２１ｂ全体で維持される使用温度である。

通常の作動状態では、温度Ｔ_Pの変動は摂氏数度以内であり、したがって関係式（１）は以下の関係式によって近似することができる。
Ｔ_P＝Ｔ₀＋Ｋ*Ｖ_B （２）
ここでＫは実験的に決定されるので、既知の定数である。

図７を参照すると、番号４５は、体外回路２と、半透膜４９によって分離された血液区画４７および区画４８を備えた血液濾過フィルタ４６とを備える血液濾過機械を示す。機械４５は血液監視機器１０を装備し、特に非侵襲的装置１６が設けてある。

機械４５は、純粋な血液濾過治療と、予希釈および／または後希釈での血液濾過治療とを実行することができる。

機械４５に適用される機器１０は、機械１に付随するものと全く同一であり、その動作も同じである。

機器１０は、任意のタイプの血液浄化機械に接続することができ、使用中の浄化治療のタイプに対する適合の必要がないという点で特に有利である。

最後に、本発明の範囲から逸脱することなく、記載の装置に変更および変形を適用できることが明白である。第一に、本発明の使用は透析機械のみに制限されず、体外血液循環用回路を使用する全てのケースに拡張することができる。ＰＮ接合部を有する半導体材料から作成した装置など、記載の装置以外の赤外放射線測定装置を使用することも可能である。非侵襲的装置には、血液温度を調整する機器の他の部分を制御するために使用される装置とは別個に、専用の制御ユニットを設けることもできる。使用するヒートポンプは、ペルチェ・セルとは異なっていてもよい。ヒートポンプの使用の代替方法として、サーミスタ２８によって測定できるケーシング２３の温度を使用することにより、サーモパイル２１からの信号を直接補償することが可能である。

本発明により構築された血液温度測定装置を装備した透析機械の略図であり、明瞭さを期して一部が除去されている。 図１の測定装置の略側面図である。 明瞭さを期して一部が除去された、図１の装置の組立分解図である。 図３の装置の細部の斜視図である。 図２の装置の部分の特徴を示すグラフである。 図４の細部の部分略図である。 本発明の変形により構築された血液温度測定装置を装備した透析機械の略図であり、明瞭さを期して一部が除去されている。

Claims (28)

1. 体外血液回路（２）の制御機器であって、前記体外回路（２）は血液浄化機械（１；４５）に接続され、且つ動脈枝（１１）および静脈枝（１３）を有しており、前記動脈枝（１１）および前記静脈枝（１３）は少なくとも１つの血液処理要素（３；３、１５ａ；３、１５ｂ；４５；４５、１５ａ；４５、１５ｂ）に接続され、前記制御機器は血液温度（Ｔ _P ）を測定するための非侵襲的装置（１６）を備え、該非侵襲的装置（１６）は、患者（Ｐ）から採取した血液が流れるライン（２０）と、前記ライン（２０）に接続されて、前記ライン内を流れる血液の温度（Ｔ _P ）に相関がある第１信号（Ｖ _B ）を生成する温度センサ（１９）とを有している制御機器において、
   前記温度センサ（１９）が電磁放射線の強度を測定する装置（２１）を有し、
   前記ライン（２０）が、前記測定装置（２１）に面する接続部分（３７）であって、第１帯域幅（Ｂ _S ）の電磁放射線が透過可能な円盤形状の接続部分（３７）を有し、
   前記第１信号（Ｖ _B ）が、前記第１帯域（Ｂ _S ）の前記電磁放射線の強度と相関しており、
   前記センサ（１９）が、前記血液処理要素（３；３、１５ａ；３、１５ｂ；４５；４５、１５ａ；４５、１５ｂ）の上流の前記動脈枝（１１）に沿って患者（Ｐ）から出る血液の第１温度（Ｔ _P ）を測定するようになっており、また
   前記非侵襲的装置が、
   前記第１温度（Ｔ _P ）および基準温度（Ｔ _SET ）の関数として血液温度（Ｔ）を調整する制御ユニット（１６ａ）と、
   血液温度（Ｔ）を調整するための装置（１８）であって、前記血液処置要素（３；３、１５ａ；３、１５ｂ；４５；４５、１５ａ；４５、１５ｂ）の下流で前記静脈枝（１３）の部分（１３ａ）に接続された装置（１８）と
   をさらに有すること
   を特徴とする制御機器。
2. 前記調整装置（１８）が前記部分（１３ａ）と組み合わせられて熱交換器を形成しており、前記制御ユニット（１６ａ）が前記温度調整装置（１８）に接続されていることを特徴とする請求項１に記載の制御機器。
3. 前記調整装置（１８）が、流体を搬送するためのライン（１８ａ）を有し、該流体が、約３７℃である特定の範囲内の温度（Ｔ_P）に加熱されることができることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の制御機器。
4. 前記調整装置（１８）が、静脈枝（１３）の前記部分（１３ａ）を収容するための座（１８ｂ）を有することを特徴とする請求項１から請求項３までのいずれか１項に記載の制御機器。
5. 前記体外回路（２）がポンプ（１２）に接続され、それによって血液が該体外回路（２）に沿って搬送され、前記機器（１０）が、前記ポンプ（１２）の動作状態を検出するセンサ（１７）を有し、前記ポンプ（１２）の非作動時に、前記制御ユニット（１６ａ）が、前記流体の温度（Ｔ_F）を前記所定の温度（Ｔ_SET）と等しく維持することを特徴とする請求項１から請求項４までのいずれか１項に記載の制御機器。
6. 前記静脈枝が後希釈ノード（１５ｂ）を有し、前記部分（１３ａ）が前記後希釈ノード（１５ｂ）の下流に配置されることを特徴とする請求項１から請求項５までのいずれか１項に記載の制御機器。
7. 前記血液処理要素（３；３、１５ａ；３、１５ｂ）が、血液区画（５）と透析液が流れる透析液区画（６）とを有する血液透析フィルタ（３）からなることを特徴とする請求項１から請求項６までのいずれか１項に記載の制御機器。
8. 前記血液処理要素（３；３、１５ａ；３、１５ｂ）が、血液区画（５）と透析液が流れる透析液区画（６）とを有する血液透析フィルタ（３）、および交換用流体を導入する予希釈または後希釈ノード（１５ａ；１５ｂ）を有することを特徴とする請求項１から請求項６までのいずれか１項に記載の制御機器。
9. 前記血液処理要素（４５；４５、１５ａ；４５、１５ｂ）が血液濾過フィルタ（４５）からなることを特徴とする請求項１から請求項６までのいずれか１項に記載の制御機器。
10. 前記血液処理要素（４５；４５、１５ａ；４５、１５ｂ）が、血液濾過フィルタ（４５）、および交換用流体を導入する予希釈または後希釈ノード（１５ａ、１５ｂ）を有することを特徴とする請求項１から請求項６までのいずれか１項に記載の制御機器。
11. 前記制御ユニット（１６ａ）が、所定の時間間隔で、前記第１温度（Ｔ_P）および前記基準温度（Ｔ_SET）の関数として、温度（Ｔ）を調整することを特徴とする請求項１に記載の制御機器。
12. 前記制御ユニット（１６ａ）が、前記第１温度（Ｔ_P）と前記基準温度（Ｔ_SET）との差の関数として温度（Ｔ）を調整することを特徴とする請求項１または請求項１１に記載の制御機器。
13. 前記測定装置（２１）が、ケーシング（２３）内の、該ケーシング（２３）に形成されたウィンドウ（２４）の背後に収容され、前記ライン（２０）の前記接続部分（３７）が、前記測定装置（２１）の立体視角を完全にカバーするように前記ウィンドウ（２４）に完全に重ねられることを特徴とする請求項１に記載の制御機器。
14. 前記測定装置（２１）がサーモパイルを有し、該サーモパイルが、少なくとも１つの高温接合部（２１ａ）および少なくとも１つの低温接合部（２１ｂ）を有することを特徴とする請求項１または請求項１３に記載の制御機器。
15. 前記温度センサ（１９）が、前記測定装置（２１）の低温接合部（２１ｂ）を制御された温度（Ｔ_０）に維持するために、温度を制御する手段（２２）を有していることを特徴とする請求項１４に記載の制御機器。
16. 前記制御手段（２２）が、
    前記測定装置（２１）の低温接合部（２１ｂ）に熱的に接続され、前記制御された温度（Ｔ₀）と相関する第２信号（Ｓ_TP）を供給するサーミスタ（２８）と、
    前記測定装置（２１）に熱的に接続される低温表面（３２）、および高温表面（３４）を有している半導体ヒートポンプ（２９）と、
    前記第２信号（Ｓ_TP）を受信するように前記サーミスタ（２８）に接続された制御回路（３０）であって、前記第２信号（Ｓ_TP）と相関する制御信号（Ｉ_C）を供給するように前記ヒートポンプ（２９）に接続される制御回路（３０）と
    を有していることを特徴とする請求項１５に記載の制御機器。
17. 前記ヒートポンプ（２９）がペルチェ・セルを有している請求項１６に記載の制御機器。
18. 前記ヒートポンプ（２９）の前記高温表面（３４）に接触して配置されたヒート・シンク要素（３５）を有することを特徴とする請求項１６または請求項１７に記載の制御機器。
19. 前記制御された温度（Ｔ₀）が、５℃から１５℃の範囲の一定温度であることを特徴とする請求項１６から請求項１８までのいずれか１項に記載の制御機器。
20. 前記接続部分（３７）が、前記第一帯域（Ｂ_S）で本質的に一定の透過率および無視できる吸光度を有する材料から作成されることを特徴とする請求項１に記載の制御機器。
21. 前記接続部分（３７）が、３０℃から４０℃の温度範囲で本質的に一定の透過率を有する材料から作成されることを特徴とする請求項１に記載の制御機器。
22. 前記接続部分（３７）が、高密度ポリエチレン、低密度ポリエチレンおよびポリ（４−メチル−１−ペンテン）からなるグループから選択される材料で作成されることを特徴とする請求項１に記載の制御機器。
23. 前記測定装置（２１）と前記ライン（２０）の前記接続部分（３７）との間に挿入されるフィルタ手段（３８）を有することを特徴とする請求項１に記載の制御機器。
24. 前記フィルタ手段（３８）が、前記第一帯域幅（Ｂ_S）内にある第２波長帯（Ｂ_P）の外側の電磁放射線に対して本質的に不透明である材料のシートを有している請求項２３に記載の制御機器。
25. 前記第２帯域（Ｂ_P）が８μｍから１４μｍの範囲であることを特徴とする請求項２４に記載の制御機器。
26. 前記フィルタ手段（３８）がゲルマニウムから作成されることを特徴とする請求項２４または請求項２５に記載の制御機器。
27. 前記フィルタ手段（３８）が、前記ライン（２０）の前記接続部分（３７）に面する１つの面（４０）を有することを特徴とする請求項２３から請求項２６までのいずれか１項に記載の制御機器。
28. 前記第１波長帯（Ｂ_S）が少なくとも部分的に赤外放射線帯（ＩＲ）に含まれることを特徴とする請求項１に記載の制御機器。

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