JP6067742B2 - ロープロファイルの温度変換器 - Google Patents

Description

関連出願の相互参照
本願は、２０１１年１２月１３日に提出された米国仮出願第61/569,848号の利益を請求するものであり、当該仮出願の内容は参照により本明細書に組み込まれるものとする。

本発明は、人体や動物の組織（該組織には、新生児の患者の脳が含まれるがこれには限定されない）の温度を確実に検出及び監視するための装置に関する。

初期のサーモグラフィや放射測定は、赤外線（IR）の周波数範囲に対して開発されたものであり、より高い放射レベルを利用する。にもかかわらず、この用途では、それらの周波数における検出、並びに、ミリメートルの周波数及びマイクロ波周波数における検出はいずれも、受動的なマイクロ波検出と見なされている。

小児の心臓手術中は、該患者の血管に血液が流れないように、通常は、循環停止を行うことが必要である。患者の器官、特に脳を傷つける可能性を最小限にするために、実際に手術する前に低体温法（hypothermic cooling）によって患者の中核体温（深部体温ともいう）を下げる冷却ブランケットで患者を覆う。手術中は、患者の心臓は停止されるが、これは、脳の温度を１５〜１８℃の範囲内に維持するためである。手術時間は、通常は１５〜３０分の間である。外科手術がこの時間を超えると、小児の生存の可能性が低下する。

手術中、患者の心臓は停止しているので、もはや、冷たい血液を患者の脳の血管を通して循環させることはできない。患者の頭が、手術室の空気によって暖められるのを防止するために、循環停止中は、通常、患者の頭に被せられた冷却帽子（冷却液が該冷却帽子を通って循環する）によって、脳冷却が強化される。その間ずっと、温度センサーが、患者の脳の温度（脳温度）をモニター（監視）し、このモニターに応答して、所望の温度が維持されるように冷却を調節することができる。したがって、低体温法を温度モニターと組み合わせると、脳温度を制御できるだけでなく、脳の冷却速度及び脳の復温速度も制御することができる。

近年、特に新生児患者用に設計されたデュアルモード頭蓋内温度検出装置が開発されている。これは、マイクロ波放射測定を用いて、頭蓋の深部（または内部）と表面の両方の温度をモニターして、低体温法の精密な制御を可能にするものである（米国特許8,062,228号を参照。尚、該米国特許の全内容は参照により本明細書に組み込まれるものとする）。

患者の中核体温は、通常、直腸もしくは食道温度プローブによって測定される。しかしながら、精神的または身体的な外傷に起因して、それらの離れた場所における温度測定がもはや脳温度の信頼できる指標を提供しないほどに、脳温度が高くなることがよくある。深部における脳温度を測定するより良好な手段が必要とされている。我々は、そのためには、中核体温と表面温度と放射測定による温度との間の関係を明らかにし、それによって、対象とする組織（たとえば脳）の深さに対する温度を決定できるようにすることが必要であることをある研究で見出した。

図７は、その研究で使用した温度プローブの略図である。該プローブは、麻酔された若い豚の頭部内に表示されている深さまで挿入された７つの熱電対Ｔ_１〜Ｔ_７を備えている。図８に示されている温度対深さの曲線は、熱電対測定から得られたものである。我々は、脳内２ｍｍの深さ（表面近く）のところと脳内の深いところとの温度差は約２℃であること、及び、動物が正常体温の場合と冷却されている場合の両方で曲線は同じであることを見出した。

図９は、アンテナシミュレーション（antenna simulation）から得られた全受信信号電力に対する割合と対象とする組織の深さとの関係を示している。放射計は、特定のポイントにおける温度を測定するのではなく、アンテナパターンに基づいて平均温度を測定する。この平均温度は、図９から得られる全ての深さにおける受信電力の寄与度に、図８から得られるそれぞれの深さにおける温度を乗じたものの合計である。これと表面の温度を用いて、深部の温度（temperature at depth。または内部の温度）を次の式から計算することができる。

ここで、アンテナファクタは、図９から得られる深さ１ミリメートル（ｍｍ）当たりの全受信電力に対する割合に等しく、深部の温度は、図８から得られる温度に等しい。

上記の米国特許が付与された装置は、患者の頭部に取り付けられるように設計されたマイクロ波変換器（変換器はトランスデューサーともいう）を用いる。しかしながら、特許文献１に記載されているように、患者が冷却ブランケット及び／または帽子を身に付けている場合には、比較的高い（または比較的厚みのある）、たとえば２．５ｃｍの高さの当該変換器は、患者の頭部からかなりの程度突き出ることになる。この出っ張りは、患者への該装置の取り付けを幾分難しくし、また、この出っ張りによって、冷却ブランケット／帽子が持ち上げられて患者の頭から離れてしまい、その結果、該変換器が適用される領域において患者が適切に冷却されないことになる点で、冷却ブランケット及び／または帽子の邪魔になる。

米国特許8,062,228号明細書

したがって、患者の頭皮に置かれているEEG電極の邪魔にならず、及び、患者の頭蓋を覆っている冷却帽子もしくはブランケットを持ち上げることなく、患者の額に取り付けることができる単一のロープロファイルの（すなわち高さないし厚みが小さい）変換器を用いて、患者の頭蓋内及び表面近くの温度をモニターすることができる装置を提供することが必要とされている。

したがって、本発明の１つの目的は、患者の脳組織の温度をモニターするための改良された脳温度変換器（温度変換器は温度変換装置または温度トランスデューサーともいう）を提供することである。

本発明の別の目的は、新生児などの小さな患者の額から変換器がそれほど突き出ないように、高さがとりわけ低い（すなわち、とりわけロープロファイルの）変換器を提供することである。

本発明のさらに別の目的は、EEG電極や冷却用／暖め用のカバーなどの補助的な医療機器の邪魔にならない脳温度変換器を提供することである。

本発明のさらに別の目的は、患者の体の選択された領域の深部（または内部）の温度と該領域の表面近くの温度の両方を検出することができるこのタイプの変換器を提供することである。

本発明のその他の目的の一部は自明であり、別の一部は下記から明らかになるであろう。

したがって、本発明は、以下で説明する構成において例示されている構成の特徴、構成要素の組み合わせ、及び部品配置を含む。

簡潔に言えば、本発明による装置は、患者の額に取り外し可能に取り付けることができるように高さが特に低い温度変換器を備えている。該装置は、新生児などの小さな患者の脳温度の測定への応用という特定の用途を有しているが、該装置を、大人や体の他の場所に対して使用することもできる。

変換器は、患者の組織内の比較的深いところからの熱放射を検出するように配置及び構成された１以上のスロットラインアンテナ、及び、患者の皮膚の温度または体表近くの温度を検出するように構成ないし配置された別個のセンサーを備えている。該変換器の形状及びサイズは、患者を覆う冷却用のブランケットやカバーをそれほど持ち上げないようなものとされる（そうでなければ、該変換器は、患者に取り付けられた補助センサーや他の医療機器の邪魔になるであろう）。

使用時には、変換器は、外部の制御装置に接続されるが、該制御装置は、対象領域の皮膚の温度及び該領域の深部（または内部）の温度を表す出力信号を生成して、手術担当者にそれら２つの温度を提示することができる表示装置（ディスプレイ）を制御する。

以下の詳細な説明及び添付の図面を参照することによって、本発明の本質及び目的をより十分に理解することができる。
本発明を組み込んだデュアルモード温度変換器を備えるモニタ装置（監視装置）の略図である。 下から見た該温度変換器の透視図であり、該温度変換器を拡大してより詳細に示している。 図２の３−３の線に沿った断面図であり、さらに拡大して、該変換器の個々の層１〜９を示している。 層６〜９が除去された図３の変換器の底面図である。 さらに拡大した図３の変換器の部分透視図であり、層５を示すために、層８及び９並びに層６及び７の半分が除去されている。 図６Ｂと共に、該変換器によって生成されうるアンテナフィールドパターンを示している。 図６Ａと共に、該変換器によって生成されうるアンテナフィールドパターンを示している。 図１の変換器の出力を処理するためのアルゴリズム（すなわち、深度温度アルゴリズム：temperature-at-depth algorithm）を開発するために動物実験で使用された熱電対プローブの（既に説明した）略図である。 図７のプローブと共に使用された温度対深さの（既に説明した）グラフである。 深度温度アルゴリズムを開発するために使用されたアンテナファクタを示す（既に説明した）グラフである。

図１及び図２を参照すると、本発明による装置は、全体として参照番号１０で示されている、複数の層が積層された、平坦で（または平板状の）ロープロファイルの変換器を備えており、該変換器を、小児科心臓手術に備えて新生児などの患者Ｐの額に取り外し可能に貼り付ける（または取り付ける）ことができる。もちろん、該変換器を人間や動物の体の他の部分に取り付けて、その下にある組織の温度を測定することもできる。

図２から最も良くわかるように、変換器１０は、配置部位（今の例では、患者Ｐの額）の外形に適合する（フィットする）ように形成された作業面１０ｗを有することができる。該変換器を、表面１０ｗ上に点描１１によって示されている接着剤によって、及び／または、該変換器に取り付けられて、患者の頭のまわりに取り外し可能に留められた、調節可能で、（場合によっては）可撓性のヘッドバンドＨによって、適所に保持することができる。必要であれば、該ヘッドバンドを有する変換器を、低価格の、一回だけ使用される使い捨てタイプのユニットとして構成することができる。

また、変換器１０と患者Ｐの皮膚表面の間に空洞が形成される可能性を最小限にするために、変換器１０の作業面１０ｗに浅いドーム（不図示）を設けるのが望ましい場合もある。

患者Pの表面組織が、変換器を適切に配置できるようにするほど十分には柔らかくない場合には、特許文献１に記載されている仲介構造（インターフェース）に類似の使い捨てタイプの仲介構造を、変換器と患者の間に介在させることができる。

図１に示すように、手術の間、患者の頭蓋を、管Ctを介して冷却装置Cdに接続された冷却帽子または冷却ブランケットCで覆うのが望ましい。冷却装置Cdは、患者の脳を冷やして、該脳の温度をほぼ１５〜１８℃の低い温度に維持するために、冷却液を該帽子またはブランケットを通して循環させる。

本明細書において理解されることであるが、変換器１０は、患者の頭蓋内の２つの異なる深さにおける温度を検出して、ケーブル１４を介して制御装置１６に結合されている対応する出力信号を生成することができる一対の温度センサーを含んでいる。ここで、２つの異なる深さにおける温度とは、深部の温度（少なくとも１５ｍｍの深さにおける温度）と表面近くの温度もしく皮膚の温度（約２ｍｍの深さにおける温度）である。該制御装置は、放射計受信機１６ａを備えており、該受信機は、プロセッサ／コントローラ１６ｂの制御下で、深部の脳温度を表す（または反映する）出力信号を生成する。該プロセッサ／コントローラはまた、表面近くにあるセンサー（または表面近くの温度を検出するセンサー）の出力を受け取って、該表面近くの温度を表す（または反映する）信号を生成する。制御装置１６は、それらの信号に応答してそれら２つの温度の可視の表示を提供する表示装置（ディスプレイ）１６ｃを備えることもできる。キーパッド１６ｄによって、制御装置１６をオン／オフし、及び制御することができる。

深部の温度を検出する変換器１０の温度検出要素は、図２及び図４に２２で全体的に示されているストリップラインアンテナアセンブリ（ストリップ線路アンテナアセンブリともいう）から構成される。該アセンブリについては後で詳しく説明する。このアセンブリは、該アセンブリによって検出された患者の頭蓋中の比較的深いところからのマイクロ波放射を受け取る。それらの信号は、ケーブル１４の導体１４ａに加えられる前に、変換器１０から伸びる回路基板２６上のフィードネットワーク（feed network）２４で結合される。このフィードネットワーク付属部２４、２６は、患者の体に接触しないのが好ましい。

一方、表面近くの温度を検出するためのセンサーを、アンテナアセンブリ２２の開口面を乱さないように変換器の作業面１０ｗの中心または中心の近くに配置された従来のサーミスター、熱電対、または赤外線（IR）検出装置２８から構成することができる。１つの適切な小さな（１．６ｍｍ^２）IRチップは、テキサスインスツルメンツによって製造されたModel TMP006である。装置２８を、回路基板２６上の印刷された経路２８ａによってケーブル１４の導体１４ｂに接続することができる。

図１に示すように、変換器１０が患者の頭蓋に接触しているときには、装置２８は、患者の頭蓋の表面に近い１つの場所の温度を検出する。また、アンテナアセンブリ２２は、患者の脳組織内の比較的深いところまで伸びる望ましい形状のマイクロ波場パターン（マイクロ波フィールドパターンともいう）を生成する。これによって、マイクロ波放射測定（マイクロ波ラジオメトリー）を用いて患者の頭蓋内の比較的深いところの該場パターンの体積ないし領域内の温度を決定するためのマイクロ波エネルギーの収集が可能になる。

したがって、変換器１０は、該変換器の物理的体積及び重量が、特許文献１に開示されているような従来の誘電体装荷導波管変換器（dielectric loaded waveguide transducer）の物理的体積及び重量よりもはるかに小さいという点で従来の変換器構成よりも進歩している。より具体的には、患者の皮膚の上の変換器１０の厚さは極めて薄く、典型的には、２ｍｍ未満であり、変換器と皮膚の間の接触面積も最小限に、すなわち、５．５３ｃｍ^２の代わりに３．１４ｃｍ^２に抑えられている。本明細書において理解されることであるが、変換器１０はまた、インピーダンス変換を提供する、すなわち、生体組織のインピーダンスから便利なマイクロ波伝送線路インピーダンス（たとえば５０オーム）に整合させるように機能する。

次に、変換器１０をより詳しく示している図３及び図４を参照すると、該変換器は、従来の多層回路基板技術を用いて製造することができる誘電体からなる層と金属めっきからなる層の交互層（交互に重なった層）から構成されている。図３において、該金属層は層１、３、５、７、９であり、該誘電体層は層２、４、６、８である。図４（及び図５において）、点描領域は層２を含んでいる。図示の誘電体層は低損失材料からなる。上記の回路基板の延伸部２６を、誘電体層４または６の延伸部とすることができる。誘電体層２及び８の厚さを約２０ミルとすることができ、誘電体層４及び６の厚さを約５ミルとすることができる。該金属層の厚さを約１ミルとすることができる。

変換器１０の作業面１０ｗにおける金属層１は、患者の皮膚に面し、変換器１０の開口３４を画定する。該開口は、患者から出てくるマイクロ波場が、スロットラインアンテナを構成する金属層３及び７中の金属スロット３６の配列（金属スロット３６が複数配列した構成）を通過できるようにしている。それらの層３及び７は、層３、４、５、６及び７で構成されたストリップライン構造を形成する接地導体層を構成しており、該構造は、該マイクロ波場をストリップライン伝送線路信号に変換する。図示の変換器には４つのスロット３６がある。しかしながら、開口３４のサイズ及び特定の用途に依存して、スロットの数はそれより多いかまたは少なくなりうる。各スロットの伝送線路またはスロット３６によって形成されるアンテナの一次モード（主モード）はTEモードである。上記のように、皮膚温度センサー２８は、隣接するスロット３６間の中心部に配置されているため、それらのアンテナの送信／受信経路を乱さない。

図３〜図５に示すように、２つの金属層３と７は、誘電体層４及び６にある金属めっきされた穴３８によって互いに電気的に接続されており、それらの穴はスロット３６の周囲に隔置されている。図５では、層７の半分と層４及び６が明瞭化のために取り除かれており、穴３８は、正方形（または四角形）の断面を有するものとして示されている。ただし、該断面の形状を、円形またはその他の形状とすることもできる。

接地層（グランド層ともいう）３と７の間にある金属層５は、ストリップライン導体層である。層５を層４または６の上に印刷することができる。層５は、２つのストリップライン導体５ａ及び５ｂを形成し、それらの導体５ａと５ｂは、各スロットをまたいでおり（または各スロットを横断しており）、めっきされた穴３８のうちの選択された穴を介して（または経由して）関連するスロットの一方の側で接地層３及び７に接続して、インピーダンス整合した状態でスロット伝送線路からストリップラインへの遷移（transition。遷移は移行部ともいう）を形成している。これら２つの導体は、スロットの長さ（長手）方向に望ましい生体組織の電磁界パターン（場パターン）を生成するために、対応するスロットに沿って最適に配置される。

図４及び図５から最も良くわかるように、各スロットにおけるストリップライン導体５ａ及び５ｂは、金属層５によって形成されたストリップラインスタブ５ｃ及び５ｄから作られたインピーダンス整合回路に接続し、これによって、該スロット遷移（slot transition。スロット移行部ともいう）をストリップラインフィードネットワーク２４の特性インピーダンスに効果的に結合する。より具体的には、一番上のスロット３６における２つのスタブは、ブリッジトレース（bridging trace）５ｅによってフィードネットワーク２４の１つの脚部２４ａに接続されている。他の３つのスロット３６に関連付けられている類似のトレース５ｅが、同様に、ネットワーク２４の枝部２４ｂ〜２４ｄにそれぞれ接続されている。枝部２４ａと２４ｂは、該ネットワークの脚部２４ｅで結合されており、枝部２４ｃと２４ｄは、脚部２４ｆで結合されており、それらの脚部の出力は、２つの変換器出力を伝送するケーブル１４の導体１４ａで結合される。

したがって、ネットワーク２４は、変換器１０のストリップライン／スロット遷移（stripline/slot transition。ストリップライン／スロット移行部ともいう）の各々からの信号を単一の出力にする無効電力結合器（reactive power combiner）ネットワークである。追加の帯域幅が必要な場合には、このネットワークを、広帯域ウィルキンソン結合ネットワーク（broad band Wilkinson combiner network）で置き換えることができる（「Stripline Circuit Design」のpp.94, 95（H.Howe著）を参照）。図示の変換器１０では、該出力は同軸ケーブルに移るが、該出力が、コネクタや他の従来の伝送線路構成に移るようにすることもできる。いずれにしても、スロットの機能を妨げないようにするために、フィードネットワーク２４、及び金属層５によって形成されたスタブ及びトレース５ｃ〜５ｅ及び２８ａは、スロット３６間のストリップライン領域中を通るようにされる。

図３に最もよく示されている誘電体層８は、ストリップラインの裏側の金属層９と共に誘電体充填キャビティ（dielectric-filled cavity。誘電体で充填されたキャビティないし空洞）を形成する。エッジメッキ（edge plating）４６は、外部ソース（外部の放射源など）からの干渉ないし妨害を遮断するために、金属層１及び９に接続して、変換器１０の周りに接地された金属筐体すなわちシールドを形成している。誘電体層の周囲で層１及び９に接続している該誘電体層内のめっきが施された隔置された貫通穴（スルーホール）またはねじ（不図示）も、この機能を果たすことができる。

図示の変換器は４つのスロット３６を有しており、各スロットは、一対のストリップライン導体５ａ、５ｂによって給電されるが、特定の用途に応じて、他の数のスロット及び他の数の給電点（導体５ａ、５ｂ）が可能である。上記したように、変換器１０は、患者の頭蓋の形状に（ぴったり）合う必要がある。これを容易にするために、誘電体層２、４、６、及び８を、Rogers（ロジャース）5880材料などのある程度曲げやすいかまたは柔軟な材料とすることができる。

各スロット３６は、ダイポール型のアンテナパターンを生じ、４つのスロットのパターンは加法的である。図６Ａと図６Ｂは、それぞれ、Y/Z軸とX/Z軸に沿った、４スロットアンテナアセンブリ２２によって生成された合成場パターン（合成電磁界パターン）の形状を示している。

制御装置１６（図１）において、アンテナアセンブリ２２の出力は、プロセッサ／コントローラ１６ｂの制御下で放射計１６ａに加えられて、患者の頭蓋の深部（または内部）における温度が表示装置１６ｃに表示される。同時に、該患者の表面近くの温度を表す、検出装置２８からの出力信号が表示装置１６ｃに結合され、これによって、患者Ｐの頭蓋内の温度と表面近くの温度の両方が、医療スタッフに同時に提示される。プロセッサ／コントローラ１６ｂは、上記のアルゴリズムを用いて、検出装置２８からの表面近くの温度（を表す）信号と放射計によって提供される頭蓋内の温度を処理して、表示装置１６ｃによって表示される深部（または内部）の温度のより正確な表現を提供するのが望ましい。

したがって、上述の説明から明らかにされた目的のうちの上記の目的が効果的に達成されることが理解されよう。また、本発明の範囲から逸脱することなく、上記の構成にいくつかの変更を行うことができる。たとえば、（１以上の）スロット３６を金属層３内にのみ設け、その場合、層６及び７を省き、これによって、層８を層５に接触させて配置することができる。また、変換器は、2012年4月30日に提出された米国出願第13/459,391に記載されているような酸素飽和度センサーを内蔵することができる。尚、当該米国出願の内容は参照により本明細書に組み込まれるものとする。したがって、上記の説明に含まれている、または、添付の図面に示されている全ての事物は、限定ではなく例示として解釈されるべきであることが意図されている。

Claims (11)

1. 深部における熱放射を検出して、対応する第１の変換器出力を生成するために体表に接触して配置される作業面を有するロープロファイルの温度変換器であって、
   該温度変換器が、
   導電層と誘電体層の交互層からなる平坦な積層構造であって、前記体表から発する熱放射を受けて対応するアンテナ出力を生成するように構成された少なくとも１つのスロットラインアンテナを画定する積層構造と、
   前記第１の変換器出力に接続されたある特性インピーダンスを有するフィードネットワークと、
   前記少なくとも１つのアンテナと前記フィードネットワークとの間に接続されて、前記少なくとも１つのアンテナにおけるインピーダンスと前記特性インピーダンスとの間の整合をもたらすスロットライン−ストリップライン移行部
   を備える温度変換器。
2. 前記作業面における第１の金属層がアンテナの開口を画定し、
   前記第１の金属層の向こう側にある第２の金属層には、前記少なくとも１つのアンテナを形成するためにスロットがつけられており、前記第１の層と前記第２の層は接地されており、
   前記第２の金属層の向こう側にある第３の金属層が、前記フィードネットワークと前記移行部を含むことからなる、請求項１の温度変換器。
3. 前記移行部は、一対のストリップライントレースと、スタブトレースとを有し、該一対のストリップライントレースは、各スロットアンテナの長さに沿った、選択された隔置された位置で各スロットアンテナをまたぎ、各ストリップライントレースの一方の端部は、前記第２の金属層に接続され、前記インピーダンス整合をもたらすために、前記スタブトレースは、各ストリップライントレースの他方の端部に接続され、
   前記フィードネットワークは、ストリップライントレースの各対に関連する前記スタブトレースと前記第１の変換器出力との間の電気的接続部を備える、請求項２の温度変換器。
4. 前記少なくとも１つのアンテナは、２以上の類似のアンテナを含み、
   前記フィードネットワークは、全ての前記アンテナの出力を前記第１の変換器出力において結合する、請求項３の温度変換器。
5. 前記第３の金属層の向こう側にある第４の金属層には、前記第２の金属層と同じ構造でスロットがつけられ、前記第２及び第４の金属層の対応するスロットは、前記少なくとも１つのアンテナを形成するために、該スロットの周囲部において電気的に接続される、請求項２〜４のいずれかの温度変換器。
6. めっきされた貫通孔が、前記第２の金属層と前記第４の金属層の間の誘電体層に設けられて、それらの金属層の周囲部を電気的に接続する、請求項５の温度変換器。
7. 前記第１の金属層は、他のすべての層を囲んで外部からの電気的な影響を遮断する接地された導電性のシールドの一部である、請求項２〜６のいずれかの変換器。
8. 前記変換器の下の前記体表の温度を検出するために前記作業面に張り付けられた温度センサーをさらに備え、該センサーの出力は第２の変換器出力を構成する、請求項１〜７のいずれかの温度変換器。
9. 前記センサーは、赤外線センサー、サーミスター、及び、熱電対からなるグループから選択される、請求項８の温度変換器。
10. 前記作業面に血中酸素飽和度センサーをさらに備える、請求項１〜９のいずれかの温度変換器。
11. 請求項１〜１０のいずれかの温度変換器と、
    前記第１の変換器出力を受けて、対応する温度信号を生成するように接続された放射計と、
    前記温度信号及び前記センサー出力を処理して、前記温度変換器の下の深部の実際の温度の指標を提供するためのプロセッサ
    を備える温度測定装置。
    

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