JPH06213732A - 医療用温度センサ - Google Patents

医療用温度センサ

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JPH06213732A
JPH06213732A JP4314852A JP31485292A JPH06213732A JP H06213732 A JPH06213732 A JP H06213732A JP 4314852 A JP4314852 A JP 4314852A JP 31485292 A JP31485292 A JP 31485292A JP H06213732 A JPH06213732 A JP H06213732A
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Abstract

(57)【要約】 【目的】 体内局部温度や血液等と体外循環回路におけ
る温度等の医療用温度センサにおいて、生体に対する予
想される電気ショックの問題を低減すると共に、安価
で、分解能の高い、信頼性に富んだ小型の医療用温度セ
ンサを提供する。 【構成】 光を照射する光源１、温度が測定される被測
定部２、及び該被測定部２と該光源１との間に配置され
ている光ファイバ１０、該被測定部２に近接する該光フ
ァイバの端部からの反射光を受光して被測定部２の温度
を算出する演算処理部３及び該光ファイバ１０の該被測
定部２に近接する部分に設けられた温度により光透過率
が変化するポリマー５及び光反射手段６とで構成されて
いる医療用温度センサ。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、医療用温度センサに関
するものであり、更に詳しくは特に人体の局部の温度を
測定する際に光学的手段を使用して生体に対する予想さ
れる電気ショックを低減させ、且つ精度が良く使い捨て
が可能な医療用温度センサに関するものである。
【０００２】
【従来の技術】現在、癌に対するマイクロウェーブ ハ
イパーサーミヤ治療等において体内局部温度の測定に光
ファイバを用いた光学式温度計等が使われている。これ
は、電磁波の干渉を受けずに正確に測定可能なことと、
生体に対して電気ショックを与える危険が少ないためで
ある。ハイパーサーミヤ装置だけでなく、人工心肺装置
や人工透析装置等の血液の体外循環装置等や心臓カテー
テル用の温度プローブにおいても電気ショックの危険を
低減するために光学式温度計が望まれている。
【０００３】現在、光ファイバを用いた光学式温度計と
しては、主に四つの方式が提案されている。第１の方式
は半導体をトランスデューサに使ったセンサである。即
ち、半導体は、一般に温度変化によってエネルギーギャ
ップが変化し、これに伴い光学的吸収端及び、光の透過
スペクトルが変化するのでこれを利用した光ファイバセ
ンサが提案されている。（例えば特開昭６２−８５８３
２等にみられる。）又、半導体としては、ＩｎＧａＡ
ｓ，ＧａＡｓ等が利用されている。かかる半導体を使用
した温度センサの構成の１例を図９（Ａ）に示す。即ち
被測定体に近い光ファイバ１０の一端部の先端に上述の
半導体からなるセンサ１１を固定し、その先に適宜の反
射板１２を当接させておく、そして光ファイバの他端部
から適宜の波長を有する光を入射させ（ＬIN）その入射
光が上記半導体センサ１１を介して該反射板１２で反射
したのち再び該半導体センサ１１を介して光入射端まで
戻ってくるが、その時の強度を測定して被測定体の温度
を判定するものである。かかる半導体センサにおける厚
さが２５０μｍの時の同半導体における光波長と透過率
との関係を図９（Ｂ）に示したが、温度により透過率が
変化していることが理解される。従ってこの特性を利用
して、光による温度センサを作ることが出来るが、この
方法では温度変化に対する精度が良くないため医療用と
しては実用に至っていない。
【０００４】又第２の方法としては、クラッドの屈折率
変化を利用したセンサである。この方式は、図１０
（Ａ）に示す様に光ファイバ１０の先端部のクラッド１
３を取り除き、そこにグリセリン１４を入れたキャビテ
ィー１５を形成した温度センサが提案されている。（例
えば特開昭５９−１６０７２９等に示されている）グリ
セリン１４の屈折率は温度によって変化するため、コア
１６とクラッド１３の界面で、光の反射角度が変化す
る。その結果、ファイバ先端から戻る光強度が変化す
る。この戻り光量を測定することにより、温度を計るこ
とが出来る。
【０００５】即ち図１０（Ｂ）に示すように、上記セン
サにより、温度変化に対する戻り光量を変換した直流電
圧が変化することから、この直流電圧を測定することに
より被測定物の温度を測定することが可能である。しか
しながらこの種のセンサにおけるプローブ先端の強度が
弱く、また小型のプローブを作成するのが難しいと言う
問題があった。
【０００６】次に第３の方式としては液晶の色変化を利
用したセンサである。この方式においては、液晶が温度
によって、その色が変わることを利用して、光ファイバ
１０の先端に液晶を封入した極細ガラス管からなるキャ
ビティーを固定したセンサが提案されている。（例えば
特開昭５７−６３４３０等に示されている）図１１にそ
の原理図を示した。
【０００７】図１１は上記第３の方式による温度センサ
の例を示したものであり、液晶１７を封入したキャビテ
ィー１５を被測定体の近傍におき、該キャビティー１５
に光ファイバ１０を接続するものである。１例としては
光ファイバ１０の自由端から測定用の光を入射させ、該
液晶により反射して戻った光を測定して被測定体の温度
を算出するものである。つまり液晶が温度に応じて色が
変化するため、入射光の反射率が変化する原理を利用す
るものである。
【０００８】又本方式においては、入射光用の光ファイ
バ１０と反射光測定用の光ファイバ１０′とを別々に設
けてもよく、この場合はバンドル化された光ファイバが
使用される。然しながらこの方式は、コストが高い上に
分解能が低く、又液晶は毒性があるため万一ガラス管が
破損した場合、生体に悪影響を与える危険があった。
【０００９】次に第４の方式は蛍光体の強度変化を利用
したセンサである。つまり蛍光体には、温度により蛍光
波長がシフトするものがあり、本方式はこれを利用した
温度センサである。図１２に本方式の原理図を示した。
図１２（Ａ）は蛍光体の波長と光強度で示される蛍光ス
ペクトルが温度により変化することを示している。（尚
温度Ｔ1 〜Ｔ3 はＴ1 ＜Ｔ2 ＜Ｔ3 の関係にあるものと
する）この様な特性を有する蛍光体は例えばアセア社が
製造しているＧａＡｓ／ＡｌＧａＡｓを利用したもの、
ラクストロン社又はオムロン社が製造している無機蛍光
体を利用したもの等があり、これ等が温度センサとして
使用しうる。
【００１０】然しながら、これらのセンサは高分解能計
測が可能であるが、蛍光体が高価であると言う問題があ
った。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、上記
した従来技術の欠点を改良し、体内局部温度や血液等と
体外循環回路における温度等の医療用温度センサにおい
て、生体に対する電気ショックの問題を低減すると共
に、使い捨て可能で、分解精度が高く、信頼性の高い小
型の医療用温度センサを提供するものである。
【００１２】
【課題を解決するための手段】本発明は上記課題を解決
する為、以下に記載されたような技術構成を採用するも
のである。即ち、光を照射する光源と、その光源と温度
が測定される被測定部との間に配置されている光ファイ
バと、照射された光を反射する為の反射手段と、反射さ
れた光を受光して被測定部の温度を算出する演算処理部
からなる医療用温度センサーに於いて、光ファイバの先
端部近傍に温度により、屈折率の温度依存性が異なり、
等屈折率点が２５℃未満或いは４５℃を越え、且つミク
ロ相分離構造を有する少なくとも２種のポリマーからな
るトランスデューサーを設けた事を特徴とする医療用温
度センサーである。
【００１３】ここで、ポリマーの屈折率は常法の屈折率
計等で測定でき、生体温度に対応して２５〜４５℃の範
囲で温度依存性が異なっていれば良い。具体的には、係
る温度域で１×１０-4（−）／℃以上の屈折率の差があ
れば、本発明のポリマーとして使用可能である。本発明
に於いて、等屈折率点が２５℃未満或いは４５℃を越え
るものと規定するのは、係る温度域が医療用温度センサ
ーとしての使用温度域であり、この範囲に等屈折率点が
あると温度が一義的に定まらない為である。
【００１４】更に、２種以上のポリマーがミクロ相分離
構造を有する事と規定しているのは、完全相分離では、
取扱が困難なばかりでなく、温度測定が不正確になるお
それがあるためであり、一方、ポリマー同士が完全相溶
状態では、屈折率が１つになり、温度により、光透過率
が変化すると言う特性が得られない為である。尚、本発
明に於いて使用されているミクロ相分離構造とは、２種
以上のポリマーが微少サイズで相分離している状態を言
うものであり、所謂海・島構造を採っている状態を指す
ものである。
【００１５】
【作用】本発明に係る該医療用温度センサは、上記した
通りの技術構成を採用しているので、温度を測定したい
被測定部に接して設けられるか或いは被測定部の近傍に
配置されるポリマーから構成された温度センサが、温度
の変化により、光の透過率が変わる事から、光ファイバ
により入射された光の強度と、当該ポリマーを透過した
後の光の強度とを比較してその変化を検出する事によっ
て、当該被測定部の温度を測定する事が可能である。
【００１６】そして、本発明に於ける具体例に於いて
は、当該ポリマーに適宜の反射板からなる光反射手段を
一体化して構成し、該光ファイバにより入射された光を
当該ポリマーを介して該光反射手段に反射させ再び該ポ
リマーを通過させて、その反射光を測定する事によっ
て、該被測定部の温度を測定する様にしている。
【００１７】
【実施例】以下に、本発明に係る医療用温度センサの具
体例を図面を参照しながら詳細に説明する。図１は、本
発明に係る医療用温度センサの一具体例の構成を説明す
る図であり、図中、光を照射する光源１、温度が測定さ
れる被測定部２、及び該被測定部２と該光源１との間に
配置されている光ファイバ１０、該被測定部２に近接す
る該光ファイバの端部からの反射光を受光して被測定部
２の温度を算出する演算処理部３及び該光ファイバ１０
の該被測定部２に近接する部分に設けられた温度により
光透過率が変化するポリマー５及び反射手段６とで構成
されている医療用温度センサが示されている。
【００１８】そして、本発明に於いて使用される該ポリ
マーは温度センサとして機能するものである。又、本発
明に於ける該演算処理部３には、被測定部２から来る光
を受光する光センサ４が設けられている事が好ましい。
更に、本発明に於いては、該ポリマー５は適宜の光反射
板等から構成された光反射手段６と一体的に構成されて
いて、適宜の光源１から該光ファイバを介して入射され
てきた光を当該光反射手段６で反射させて、該光ファイ
バを介して該演算処理部３に帰還させ、当該演算処理部
３で所定の演算処理を実行して、当該被測定部の温度を
算出する様に構成されている事が好ましい。
【００１９】又、本発明に於ける該医療用温度センサに
使用される該ポリマー５と光反射手段とから構成される
温度センサ部２５は、該光ファイバの該被測定部２に近
接する一方の端部に図１に示す様に直接密着固定されて
いるもので有っても良く、又図２に示す様に、該温度セ
ンサ部２５は、該光ファイバの先端端部から分離されて
その近傍に配置されるものであっても良い。
【００２０】本発明に係る該温度センサ部２５は、図３
に示されている様に、光学式トランスデューサ２０を用
いるものであり、該トランスデューサ部２０が温度によ
り光透過率が変化するポリマー５で構成されるものであ
り、更に、該ポリマー５に適宜の光反射手段６を一体化
して構成する事によって、該温度センサ部２５に入射さ
れる光に対して反射されて該温度センサ２５から出て行
く光の光反射率が該被測定部の温度により変化する様に
構成されているものである。
【００２１】ここで、本発明に使用されるポリマーの構
成とその製造方法の具体例を以下に説明する。まずトラ
ンスデューサ２０に使われているポリマー５の作用を図
５（Ａ）に示す。ポリマー５は例えば光屈折率の異なる
二種類以上のモノマーと硬化剤類の混合物を硬化させた
もので、硬化の際に相分離により１μｍ以上のドメイン
相構造ｎ1 をもつ。このドメイン相ｎ1 とベース相ｎ2
はお互いに異なる屈折率とその温度依存性をもつ。その
ため、等屈折率温度の前後で屈折率の差が増大してドメ
イン相による光散乱が大きくなるため、硬化物の光透過
率が減少する。
【００２２】ここで、等屈折率温度は、少なくとも体温
以下、若しくは４５℃以上である事が望ましい。この変
化は可逆的におこるため、温度測定用のトランスデュー
サ２０として使うことができる。この材料を温度センサ
２５に応用するための一例としてその片面に図５（Ｂ）
に示す様に反射板６を取り付けて反射光を測定すればよ
い。反射板６としては銀、アルミニューム、金などの金
属薄膜等を形成させるか接着してやればよい。これによ
り、温度変化が反射率の変化としてとらえられる。この
変化の程度Ｑは、材料の屈折率の温度依存性、ドメイン
相の粒径ａ、厚さＬ、光の波長λにより変わる。これら
は以下に示すレイリー−ガンツ−デバイの方程式により
求められる。
【００２３】
【００２４】ここで ｌ（ｔ）／ｌ（０）＝Ｅｘｐ（−Ｑ・Ｌ） ｍ＝ｎ2(Ｂａｓｅ）／ｎ1(Ｄｏｍａｉｎ） ａ：ドメイン半径 ｎ：屈折率 λ：波長 Ｌ：厚さ（センサー厚み） ｔ：温度関数 であるとする。
【００２５】本発明においては医療温度センサとして使
用するに必要な温度範囲は２５℃から４５℃である。こ
の範囲で０．１℃の分解能を得られる感度と直線性が得
られる材料と硬化条件、厚さ、使用波長を決めてやれば
よく、具体的には、屈折率の差が１×１０-4（−）／℃
以上あれば望ましい。又、本発明において使用されるポ
リマー５としては、例えば、 （１）エポキシ基を有するカチオン重合性化合物（１０
０部） （２）ラジカル性不飽和基を有する重合性化合物（１か
ら１００部） （３）カチオン性重合開始剤（０．１から１０部） （４）ラジカル性重合開始剤（０．１から１０部） の範囲の配合により得られる硬化物を使用する事が出来
る。
【００２６】（１）の化合物としては、脂環式エポキシ
樹脂等が使用できる。又（２）の化合物としては、アク
リルモノマー、オリゴマー等が使用できる。又（３）及
び（４）はそれぞれ熱重合タイプでも光重合タイプでも
使用することができるが、望ましくは、（３）としては
熱重合性カチオン重合開始剤を又（４）としては光重合
性ラジカル重合開始剤を使用するのがよい。
【００２７】かかるトランスデューサ２０を使った温度
計の構造としては、図１及び図２に示す様に光ファイ
バ、ポリマー、反射板からなる温度プローブタイプ、ま
たは温度セルタイプと、光源、及び、光センサを含む測
定演算処理部とから構成されるものであり、更に好まし
くは、必要に応じて表示装置２１を設けることも出来
る。
【００２８】図１と図２に示される各タイプの温度セン
サの使用方法としては、生体内の局部温度の測定には口
径の小さいシングルファイバにトランスデューサ２０が
取り付けられた図１に示すプローブタイプが使われ、体
外循環回路に於ける温度測定用には、トランスデューサ
を取り付けたセルを分離使用するバンドルファイバーが
主に使用した図２のタイプが用いられる。
【００２９】本発明において使用される光ファイバー１
０は、バンドルファイバーまたはシングルファイバーを
使うことが出来る。バンドルファイバは一方が二分技に
なっているものが利用でき、光源１と光センサ４をそれ
ぞれの分技に接続することができる。シングルファイバ
を利用する場合は、トランスデューサ２０から戻った光
を光センサに導くためビームスプリッタまたは光カップ
ラを別に用意して使用することが出来る。
【００３０】光源１としては、発光ダイオード（ＬＥ
Ｄ）、半導体レーザ（ＬＤ）、キセノンランプ、ハロゲ
ンランプ等を使うことが出来る。光センサ４としては、
フォトダイオード、フォトマルチプライヤー、ＣｄＳ等
を使うことが出来る。又本発明に用いられる温度センサ
における温度の校正は異なる二つ以上の既値の熱源を利
用して行う。シングルファイバプローブの場合は例えば
３０℃と４０℃の滅菌水に入れて校正する。セルの場合
は、同じ様な温度の滅菌水を循環させて校正する。
【００３１】次に本発明で使用される前記したポリマー
５の製造方法の具体例を説明する。上記した様な特性を
示す材料としてエポキシ樹脂とアクリル樹脂から成るポ
リマー５が使用されるものであるが体温測定に適する直
線性をもつ範囲のポリマー５としては表−１に示す配合
により硬化した材料を使うことが出来る。硬化は約３
０．５mW／cm2 の紫外線照射を行ったのちに１２０℃／
１時間＋１５０℃／１時間の熱処理をした。この材料２
mm厚を使った温度プローブの感度は、８５０nmの光源を
使った場合、−０．０４８Ｖ／℃で分解能−０．０２１
℃／mV、直線性は２５℃から４５℃であった。
【００３２】
【表１】
【００３３】上記硬化物をトランスデューサに使うに
は、厚さが厚いため高感度のポリマーの配合及び硬化方
法が開発されておりその例を表−２に配合を示した。硬
化は３０．５mW／cm2 の紫外線を５分照射後、１００℃
／１時間＋１５０℃／１時間＋２００℃／１時間熱硬化
させた。高感度ポリマーはアクリル樹脂含有量を増加
し、アクリルドメインの選択的重合を光硬化剤により行
い、アクリルドメイン形成後エポキシ相を熱重合により
行って作成した。これにより相分離率が大きい海島構造
が得られ、各相の屈折率の違いによる光散乱効果が大き
くなったため、感度が大きいトランスデューサを得るこ
とができた。このトランスデューサは０．２５mm厚にお
いて、６７０nmの光源を使った場合、感度−０．０３９
Ｖ／℃、分解能−０．０２６℃／mV、直線性は２５℃か
ら６０℃であった。
【００３４】
【表２】
【００３５】図１３は、上記した表１及び表２に記載さ
れた本発明に使用されるベース相形成樹脂であるエポキ
シ系樹脂（ＥＲＬ４２２１）とドメイン相形成樹脂であ
るアクリル系樹脂（Ｍ１１３）のそれぞれの屈折率と温
度依存性との関係を示したものであり、グラフＡは、エ
ポキシ系樹脂（ＥＲＬ４２２１）の屈折率ｎ２の温度に
よる変化の状況を示すものである。
【００３６】又、グラフＢは、アクリル系樹脂（Ｍ１１
３）の屈折率ｎ１の温度による変化の状況を示すもので
ある。図１３から明らかな様に、アクリル系樹脂（Ｍ１
１３）の屈折率ｎ１は、 ｎ１=1.5048 - 0.00039764×ｔ で示される温度依存性を示し、又エポキシ系樹脂（ＥＲ
Ｌ４２２１）の屈折率ｎ２は、 ｎ２= 1.5062 - 0.00036576 ×ｔ で示される温度依存性を示す事が判る。
【００３７】そして、温度が高くなるに従って、両樹脂
の屈折率の差が拡大するので、当該ポリマーを通過する
光の散乱が大きくなる事から、光の透過率が低下する事
が判る。又図１４は、表１に示された混合比率を有する
エポキシ系樹脂とアクリル系樹脂とのミクロ相分離構造
ポリマーの光透過率と温度依存性との関係を示したもの
であり、縦軸は、図５（Ｂ）に示す様に、該ポリマーの
一面に反射板を当接させ、他の一面から入射光Ｉｏを入
射させ、該ポリマーから出力される反射光Ｉｔとの比Ｉ
ｔ／Ｉｏを温度との関係で測定した結果を示したもので
ある。
【００３８】尚、この測定に使用した光の波長は、６３
２ｎｍで有った。図１４から判る様に、該ポリマーの反
射率は、温度の上昇と共に急激に低下しており、特に、
温度が３２℃から５０℃にかけて、略直線的に低下して
いることから、人体の体温、血液の温度等の測定に際し
て、高度な分解能を発揮する事が出来、係る分野の温度
を正確に測定しえるので、係る分野の温度測定に適した
装置を提供する事が可能である。
【００３９】更に、本発明等が検討した結果では、温度
変化に依存する該反射率の変化は、例えば、光の波長を
８５０ｎｍに固定した場合で、該ポリマーにより形成さ
れるセンサー板の厚みを２ｍｍに設定した場合に、ドメ
イン粒子の直径を例えば１μm から１０μm に変化させ
ると、該直径が小さい程光の透過性が良くなるので、反
射率が高いレベルに維持されるので、感度が悪くなる事
が判った。
【００４０】又、同じ波長を用いて、ドメイン粒子の直
径を例えば２μm に調整した場合には、該ポリマー板の
厚みを０．５ｍｍから４ｍｍに変化させた場合には、板
圧が薄い程感度が悪くなる事が判明した。更に、ドメイ
ン粒子の直径を例えば２μm に調整し、且つ該ポリマー
板の厚みを２ｍｍに設定して、光の波長を４００ｎｍか
ら１０００ｎｍと変化させた場合には、波長が短くなる
に従って、感度が良くなる事が判明した。
【００４１】以上の知見を利用する事によって、所定の
測定温度範囲に最適なトランスデューサを設計する事が
可能である。次に本発明に係る温度センサの他の具体例
として図３に示す様な、ポリマー５から成る温度トラン
スデューサ２０を２分技ランダムバンドルファイバー１
０の未分技部２５に透明接着剤で取り付けて、温度プロ
ーブを作成した。プローブ先端の０．２５mm厚のトラン
スデューサ２０に反射板用の銀の蒸着フィルム６を張り
付け、その回りに外部遮光のための黒色塗料２６を塗っ
た。光源１は６７０nmの半導体レーザを使いコリメータ
レンズ３０により分技ファイバ一端３１に光を入射させ
た。トランスデューサ部２０からの反射光をもう一端の
ファイバー３２より取り出しシリコンフォトダイオード
からなる受光素子４により光強度を測定した。出力信号
はプリアンプ３３とデジタルボルトメータ３４により電
圧表示され、また記録計３５にも表示された。このプロ
ーブの感度は−０．０３９Ｖ／℃、分解能−０．０２６
℃／mV、直線性２５℃から６０℃、９５％応答時間３０
秒／７０℃であった。
【００４２】又本発明に係る温度センサの別の具体例と
して第４図に示すような構造をもつ温度センサを作成し
た。即ちポリマー５からなるトランスデューサ２０を光
ファイバー１０に直接、付けずに測定部位２に取り付け
ておき、その上に光ファイバー１０を固定することで温
度を計るようにしたものである。即ち透明ポリカーボネ
ート製の血液のフローセル４０の内部にポリマー５を接
着して、反射板としてさらに銀の蒸着フィルム６を接着
した。測定用バンドルファイバー１０はフローセル４０
のトランスデューサ２０の裏側に一定のギャップで固定
できるようになっている。この固定用具４１はセル４０
の外部遮光も兼ねている。このフローセル４０は使い捨
てタイプであり、使用前にセルの校正が必要である。校
正器は温度コントロール、標準温度プローブ、滅菌水の
循環回路からなり、これにセルを接続して異なる二つの
温度で校正する。校正後、血液回路に接続して測定す
る。この温度トランスデューサは単機能のセンサだけで
なくその他のセンサが取り付けられているセルの一機能
として使うこともできる。
【００４３】尚本具体例においてフローセル４０はビニ
ールチューブ４２等に接続されていてもよく、又該セン
サ部は別に形成した遮光カバー４３で覆われていてもよ
い。本具体例は体外循環回路用温度測定セルとして使用
するのに適している。更に本発明に係る温度センサとし
ての別の具体例を図６に示しておく。図６における、温
度センサは、ハイパーサーミヤ療法における温度計測や
局所における温度計測に使用される口径の小さい温度プ
ローブとして使用するに適した構成となっている。大き
さとしては１mm以下の口径である。ファイバー１０は石
英のコアとポリマークラッド、フッソ樹脂ジャケットか
らなる。ファイバー１０の一端６１にトランスデューサ
５を形成し、他方６２には光カップラ６３を取り付け
た。ポリマー５は液体の状態でジャケット６４のファイ
バ穴に流し込み、ファイバの反対端から紫外線をコリメ
ータを使って照射しアクリルドメインを形成した後、エ
ポキシ相を熱硬化させた。硬化したポリマー５をファイ
バー端から０．２５mmから０．５mmの長さで端面に平行
に平滑に切断したのち、反射板６として銀の蒸着フィル
ムを切断面に接着した。また蒸着フィルムの変わりに銀
を真空蒸着により直接切断面にコーテングしたものでも
よい。反射板６形成後、外部遮光のための黒色塗料６５
を先端部にコーテングした。光源６６は６６０nmの発光
ダイオード（ＬＥＤ）とモニタセンサからなる光源ユニ
ットを使いコリメータにより光ファイバー１０に入射さ
せた。
【００４４】入射光は光カップラ６３を通って温度プロ
ーブに入射させ、反射光は再びカップラ６３によりフォ
トダイオードからなる検出器６７に導かれた。その出力
信号はプリアンプ６８およびデジタルボルトメーター６
９により電圧表示され、またマイクロプロセッサ７０に
接続され処理される。図７に、この温度プローブの校正
曲線を示した。感度は−０．０７７Ｖ／℃、分解能−
０．０１３℃／mV、直線性２２℃から４５℃であった。
図８には本具体例のセンサにおける温度応答曲線を示し
た。応答速度は約１０秒／７０℃であった。
【００４５】
【発明の効果】本発明に於ける該医療用温度センサに於
いては、体内局部温度や血液等の体外循環回路における
温度等の医療用温度センサにおいて、生体に対する電気
ショックの問題を低減すると共に、安価で、分解精度の
高い、信頼性に富んだ小型の医療用温度センサを得る事
が出来る。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は、本発明に係る医療用温度センサの構成
例を示すブロック図である。
【図２】図２は、本発明に係る医療用温度センサの他の
構成例を示すブロック図である。
【図３】図３は、本発明に係る医療用温度センサの第１
の具体例を説明する図である。
【図４】図４は、本発明に係る医療用温度センサの第２
の具体例を説明する図である。
【図５】図５は、本発明にかかるポリマーの構成例を説
明する図である。
【図６】図６は、本発明に係る医療用温度センサの第３
の具体例を説明する図である。
【図７】図７は、本発明に係る医療用温度センサに於け
る温度センサの校正曲線を示す図である。
【図８】図８は、本発明に係る温度センサの第３の具体
例に於ける温度センサの温度応答曲線の例を説明する図
である。
【図９】図９は、従来に於ける医療用温度センサの温度
センサ部の構成例を示す図である。
【図１０】図１０は、従来に於ける医療用温度センサの
温度センサ部の他の構成例を示す図である。
【図１１】図１１は、従来に於ける医療用温度センサの
温度センサ部の他の構成例を示す図である。
【図１２】図１２は、従来に於ける医療用温度センサの
温度センサ部の他の構成例を示す図である。
【図１３】図１３は、ベース相形成樹脂であるエポキシ
系樹脂（ＥＲＬ４２２１）とドメイン相形成樹脂である
アクリル系樹脂（Ｍ１１３）のそれぞれの屈折率と温度
依存性との関係を示したグラフである。
【図１４】図１４は、エポキシ系樹脂とアクリル系樹脂
とのミクロ相分離構造ポリマーの光透過率と温度依存性
との関係を示したものである。
【符号の説明】
１…光源 ２…被測定部 ３…温度測定演算処理部 ４…光センサ ５…ポリマー ６…光反射手段 １０…光ファイバ ２０…トランスデューサ ２５…温度センサー部

Claims (4)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 光を照射する光源と、その光源と温度が
    測定される被測定部との間に配置されている光ファイバ
    と、照射された光を反射する為の反射手段と、反射され
    た光を受光して被測定部の温度を算出する演算処理部か
    らなる医療用温度センサーに於いて、光ファイバの端部
    近傍に、屈折率の温度依存性が異なり、且つミクロ相分
    離構造を有する少なくとも２種のポリマーからなるトラ
    ンスデューサーを設けた事を特徴とする医療用温度セン
    サ。
  2. 【請求項２】 前記ポリマーが、エポキシ基を有するカ
    チオン重合化合物とラジカル性不飽和基を有する重合化
    合物とカチオン性重合開始剤及びラジカル性開始剤とか
    らなる硬化物である事を特徴とする請求項１記載の医療
    用温度センサ。
  3. 【請求項３】 前記ポリマーが、前記光ファイバーの先
    端に直接密着するか、その先端近傍に当該光ファイバー
    の先端から分離して配置されている事を特徴とする請求
    項１乃至２記載の医療用温度センサ。
  4. 【請求項４】 該演算処理部には、被測定部から来る光
    を受光する光センサが設けられている事を特徴とする請
    求項１乃至３の何れかに記載の医療用温度センサ。
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