JPS62114529A - 生体内温度測定センサ - Google Patents
生体内温度測定センサInfo
- Publication number
- JPS62114529A JPS62114529A JP60255300A JP25530085A JPS62114529A JP S62114529 A JPS62114529 A JP S62114529A JP 60255300 A JP60255300 A JP 60255300A JP 25530085 A JP25530085 A JP 25530085A JP S62114529 A JPS62114529 A JP S62114529A
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- JP
- Japan
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- sensor
- temperature
- coil
- frequency
- vivo
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- Pending
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野］
本発明は、生体内温度測定センサに係り、特にセンサを
覆う生体適合材料の内部に、不浸透層を設けてセンサ内
への体液の浸透を防止し、センサの信頼性を向上させた
生体内温度測定センサに関する。
覆う生体適合材料の内部に、不浸透層を設けてセンサ内
への体液の浸透を防止し、センサの信頼性を向上させた
生体内温度測定センサに関する。
例えば、癌の治療法の１つとして患部に高周波エネルギ
ーを照射し１．患部を４２．５℃以上の温度に加熱して
、癌細胞を死滅させるものがある。この加熱に際し、正
常細胞部が４３°Ｃを越えた場合には、癌細胞のみなら
ず、周囲の正常細胞をも死滅させてしまう。このため加
熱対象部分に複数個の生体内温度測定センサを加療期間
中植込み、生体内温度を常時監視しながら、高周波エネ
ルギーの照射量及び照射時間をコントロールし、撮部を
４２．５°Ｃ以上に加熱しながら正常細胞部が４３°Ｃ
以上にならないように制御しなければならない。
ーを照射し１．患部を４２．５℃以上の温度に加熱して
、癌細胞を死滅させるものがある。この加熱に際し、正
常細胞部が４３°Ｃを越えた場合には、癌細胞のみなら
ず、周囲の正常細胞をも死滅させてしまう。このため加
熱対象部分に複数個の生体内温度測定センサを加療期間
中植込み、生体内温度を常時監視しながら、高周波エネ
ルギーの照射量及び照射時間をコントロールし、撮部を
４２．５°Ｃ以上に加熱しながら正常細胞部が４３°Ｃ
以上にならないように制御しなければならない。
第５図（イ）は、生体内温度測定装置の一実施例を示す
。
。
生体内の所要部に植込まれる温度センサ１は、圧電素子
である水晶振動子２と、アンテナコイル３とをループ状
に接続し、生体との適合を考慮して生体適合材料（例え
ばテフロン等）により密封されている。生体外において
は、温度センサ１のアンテナコイル３と、生体表面にお
いて誘導結合するプローブ用センサコイル４と、このコ
イル４の両端に接続された高周波電圧計５と周波数可変
発振器６、及びこの周波数可変発振器６の出力周波数を
モニタする周波数カウンタ７とから構成される温度測定
系が用意されている。
である水晶振動子２と、アンテナコイル３とをループ状
に接続し、生体との適合を考慮して生体適合材料（例え
ばテフロン等）により密封されている。生体外において
は、温度センサ１のアンテナコイル３と、生体表面にお
いて誘導結合するプローブ用センサコイル４と、このコ
イル４の両端に接続された高周波電圧計５と周波数可変
発振器６、及びこの周波数可変発振器６の出力周波数を
モニタする周波数カウンタ７とから構成される温度測定
系が用意されている。
以上の構成において、その動作を説明する。
温度センサ１の共振周波数をｆｌとする（ここでｆ、は
水晶振動子の共振周波数と略同−であるが、アンテナコ
イルのインダクタンス等の影響によって若干共振周波数
が低い値となる）。一方、周波数可変発振器６の出力周
波数を温度センサ１の共振周波数ｆ、近傍において変化
させると、センサコイル４に接続した高周波電圧計５は
、第５図（ＩＩ）に示すように、センサ１の共振周波数
ｆ１において電圧値は最小を示す。これは、温度センサ
１のアンテナコイル３とプローブ用センサコイル４との
間の電磁誘導作用によって、プローブ用センサコイル４
に印加した高周波エネルギーが生体内湯度センサ１に吸
収されるため生ずるものである（ディップ現象）。従っ
て、高周波電圧計５の指示が最小になる点の周波数を周
波数カランタフにより読み取り、予め既知である温度セ
ンサ１の共振周波数と温度と関係（第５図（ハ））に照
らして、生体内温度を正確に知ることができる。これは
、共振周波数ｆ、は温度に応じて変化する特性を有して
いるため、この共振周波数ｆ、と温度の関係を予め把握
しておくことによって共振周波数ｆ、を検知することに
より生体内温度を知ることができるものである。
水晶振動子の共振周波数と略同−であるが、アンテナコ
イルのインダクタンス等の影響によって若干共振周波数
が低い値となる）。一方、周波数可変発振器６の出力周
波数を温度センサ１の共振周波数ｆ、近傍において変化
させると、センサコイル４に接続した高周波電圧計５は
、第５図（ＩＩ）に示すように、センサ１の共振周波数
ｆ１において電圧値は最小を示す。これは、温度センサ
１のアンテナコイル３とプローブ用センサコイル４との
間の電磁誘導作用によって、プローブ用センサコイル４
に印加した高周波エネルギーが生体内湯度センサ１に吸
収されるため生ずるものである（ディップ現象）。従っ
て、高周波電圧計５の指示が最小になる点の周波数を周
波数カランタフにより読み取り、予め既知である温度セ
ンサ１の共振周波数と温度と関係（第５図（ハ））に照
らして、生体内温度を正確に知ることができる。これは
、共振周波数ｆ、は温度に応じて変化する特性を有して
いるため、この共振周波数ｆ、と温度の関係を予め把握
しておくことによって共振周波数ｆ、を検知することに
より生体内温度を知ることができるものである。
第５図（イ） 、 （Ｄ） 、 （＋＋）で示した方法
は、生体内温度センサ１の共振周波数を生体外から検出
する基本原理を示すものであるが、安定した電圧制御発
振器を採用したフェーズ・ロック・ループを使用するこ
とによってプローブ側から温度センサの共 ゛振周波数
を検出して、生体内温度を自動的に測定するようにした
ものが特願昭５９−２４３０９７号として提案されてい
る（これは同一出願人によって特許出願されたものであ
るが、ここではその詳細を省略する）。
は、生体内温度センサ１の共振周波数を生体外から検出
する基本原理を示すものであるが、安定した電圧制御発
振器を採用したフェーズ・ロック・ループを使用するこ
とによってプローブ側から温度センサの共 ゛振周波数
を検出して、生体内温度を自動的に測定するようにした
ものが特願昭５９−２４３０９７号として提案されてい
る（これは同一出願人によって特許出願されたものであ
るが、ここではその詳細を省略する）。
これらの温度測定方法によれば、従来のサーミスタを用
いる方法或いは光フアイバスコープを用いる方法と異な
り、生体内温度センサと、生体外測定装置との間のケー
ブルが不要であるため、衛生的且つ正確であることから
、非常に有意義な生体内温度測定手段である。
いる方法或いは光フアイバスコープを用いる方法と異な
り、生体内温度センサと、生体外測定装置との間のケー
ブルが不要であるため、衛生的且つ正確であることから
、非常に有意義な生体内温度測定手段である。
しかしながら、従来の生体内温度測定センサにあっては
、その外周のカプセルに使用する生体適合材料には非浸
透特性を持つものがないので、加療期間中に体液がセン
サ内に浸透するため、コイルが腐食して機能が停止した
り、圧電振動子の振動数が変化し、生体内温度を誤検出
する恐れがある。また、コイルの腐食を防止するために
センサ内のコイルをチタン材を使用したり、金メツキ加
工を施すと高価になるという欠点がある。
、その外周のカプセルに使用する生体適合材料には非浸
透特性を持つものがないので、加療期間中に体液がセン
サ内に浸透するため、コイルが腐食して機能が停止した
り、圧電振動子の振動数が変化し、生体内温度を誤検出
する恐れがある。また、コイルの腐食を防止するために
センサ内のコイルをチタン材を使用したり、金メツキ加
工を施すと高価になるという欠点がある。
（問題点を解決するための手段および作用）本発明は、
上記に鑑みてなされたものであり、生体適合性を１貝な
わずに且つ長期にわたり性能の安定化を計ることができ
、コスＩ−アンプを招かずにけ能停止や誤検出を防止す
ため、外周を生体適合材で形成するカプセルの内側に隣
接してセンサ機能の一部又は全部を体液浸透を遮断する
不浸透層を設けて、シール加工した生体内温度測定セン
サを提供するものである。
上記に鑑みてなされたものであり、生体適合性を１貝な
わずに且つ長期にわたり性能の安定化を計ることができ
、コスＩ−アンプを招かずにけ能停止や誤検出を防止す
ため、外周を生体適合材で形成するカプセルの内側に隣
接してセンサ機能の一部又は全部を体液浸透を遮断する
不浸透層を設けて、シール加工した生体内温度測定セン
サを提供するものである。
以下、添付した図面に基づいて本発明による生体内温度
測定センサを詳細に説明する。
測定センサを詳細に説明する。
本発明の生体内温度測定センサ１０の実施例を第１図か
ら第５図に示す。
ら第５図に示す。
第１図は最も腐食しやすいコイル８０の部分への体液の
侵入を防いだセンサ１０の主要部を示し、支持器（図示
せず）によって支持された水晶振動子５０と、その振動
を伝える電極６０及びセンサコイル４０と電気的に誘導
結合させるためのコイル８０よりなり、電極６０とコイ
ル８０はリード線７０によって結線されている。コイル
８０の部分は後述する不浸透層９０ａによってその中に
空間１０ａを保って封入される不浸透層９０ａは液密で
あり、例えば、二酸化ケイ素系、窒化ケイ素系等の硬質
ガラスによって形成される。カプセル４０は生体適合材
料、例えば、テフロン等により振動子５０の部分及び前
記のシールされたコイル部分等のすべてを含めて全体を
カバーする。
侵入を防いだセンサ１０の主要部を示し、支持器（図示
せず）によって支持された水晶振動子５０と、その振動
を伝える電極６０及びセンサコイル４０と電気的に誘導
結合させるためのコイル８０よりなり、電極６０とコイ
ル８０はリード線７０によって結線されている。コイル
８０の部分は後述する不浸透層９０ａによってその中に
空間１０ａを保って封入される不浸透層９０ａは液密で
あり、例えば、二酸化ケイ素系、窒化ケイ素系等の硬質
ガラスによって形成される。カプセル４０は生体適合材
料、例えば、テフロン等により振動子５０の部分及び前
記のシールされたコイル部分等のすべてを含めて全体を
カバーする。
このセンサ１０を製造するためには、例えば、コイル８
０の部分は従来の電球のフィラメントの投入と同様でよ
く、このコイル部分と振動子部分をリード線７０でつな
いだ状態でテフロンを被覆する。
０の部分は従来の電球のフィラメントの投入と同様でよ
く、このコイル部分と振動子部分をリード線７０でつな
いだ状態でテフロンを被覆する。
第２図に示す実施例は、第２図（イ）の実施例において
コイル８０を不浸透層９０ｂによって核部に空間を残す
ことなく封入したものである。 第３図に示す実施例は
、体液がセンサ内のどの部分へも浸透しないようにした
ものであり、第２図に示した実施例と共通のところは同
一符号にて示し省略するが、カプセル４の内側に隣接し
て、不浸透層９０ｃを全周囲にわたって設置する。この
不浸透層９０Ｃの材質は第１図に示した実施例の不浸透
層９０ａのそれと同じである。
コイル８０を不浸透層９０ｂによって核部に空間を残す
ことなく封入したものである。 第３図に示す実施例は
、体液がセンサ内のどの部分へも浸透しないようにした
ものであり、第２図に示した実施例と共通のところは同
一符号にて示し省略するが、カプセル４の内側に隣接し
て、不浸透層９０ｃを全周囲にわたって設置する。この
不浸透層９０Ｃの材質は第１図に示した実施例の不浸透
層９０ａのそれと同じである。
このセンサ１０を製造するためには、振動子部とコイル
部をリード線７０で繋いだものを硬質ガラスの不浸透層
内に封入し、その上をテフロンにて被覆する。
部をリード線７０で繋いだものを硬質ガラスの不浸透層
内に封入し、その上をテフロンにて被覆する。
第４図に示す実施例は、第３図の実施例において振動子
５０、電極６０の部分にのみ空所を残して不浸透層９０
ｄによって封入したものである。
５０、電極６０の部分にのみ空所を残して不浸透層９０
ｄによって封入したものである。
以上の構成において、その動作を第５図（イ）を用いて
説明する。
説明する。
周波数可変発振器６の出力周波数を温度センサ１の共振
周波数ｆ、近傍において変化させると、センサコイル４
に接続した高周波電圧計５は第５図（ロ）に示すように
センサ１の共振周波数ｆ、において電圧値は最小を示す
（ディップ現象）。
周波数ｆ、近傍において変化させると、センサコイル４
に接続した高周波電圧計５は第５図（ロ）に示すように
センサ１の共振周波数ｆ、において電圧値は最小を示す
（ディップ現象）。
従って、高周波電圧計５の支持が最小になる点の周波数
を周波数カウンタ７により読み取り、予め既知である温
度センサｌの共振周波＃！Ｉｆ、と温度との関係（第５
図（ハ））に照らして生体内温度を正確に知ることがで
きる。
を周波数カウンタ７により読み取り、予め既知である温
度センサｌの共振周波＃！Ｉｆ、と温度との関係（第５
図（ハ））に照らして生体内温度を正確に知ることがで
きる。
本発明による第１図、第２図に示した実施例では、最も
腐食しやすいコイル部を、第３図、第４図に示した実施
例では、コイル部のみならず、すべての機能部品を不浸
透層によりシールしているので、体液浸透による悪影響
から解放され、長期にわたって安定した性能を保持する
ことができる。
腐食しやすいコイル部を、第３図、第４図に示した実施
例では、コイル部のみならず、すべての機能部品を不浸
透層によりシールしているので、体液浸透による悪影響
から解放され、長期にわたって安定した性能を保持する
ことができる。
なお、上記において、第１図に示した実施例で、空所１
００ａは真空にするかまため不活性ガス、例えば、窒素
ガス等を封入してもよい。また、第２図。
００ａは真空にするかまため不活性ガス、例えば、窒素
ガス等を封入してもよい。また、第２図。
第３図に示した実施例で、空所１００ｂ、 １００ｃに
は体液と同浸透圧の液体と同浸透圧の液体、例えば、生
理食塩水又はリンゲル液等を充填してお（ようにしても
よい。第３図、第４図に示した実施例で空所１００ｄ、
１００ｅは真空にするか又は不活性ガス、例えば、窒
素ガス等を封入してもよい。
は体液と同浸透圧の液体と同浸透圧の液体、例えば、生
理食塩水又はリンゲル液等を充填してお（ようにしても
よい。第３図、第４図に示した実施例で空所１００ｄ、
１００ｅは真空にするか又は不活性ガス、例えば、窒
素ガス等を封入してもよい。
以上、説明した通り、本発明による生体内温度測定セン
サによれば、外周を生体適合材で形成するカプセルへの
内側に隣接してセンサ機能の一部又は全部を体液浸透を
遮断する不浸透層を設けて、シール加工したため、生体
適合性を損なわず且つ長期にわたり性能の安定を計るこ
とができ、コストアンプを招かずに機能停止や誤検出を
防止することができる。
サによれば、外周を生体適合材で形成するカプセルへの
内側に隣接してセンサ機能の一部又は全部を体液浸透を
遮断する不浸透層を設けて、シール加工したため、生体
適合性を損なわず且つ長期にわたり性能の安定を計るこ
とができ、コストアンプを招かずに機能停止や誤検出を
防止することができる。
第１図から第４図は本発明による生体内温度測定センサ
の実施例を示す構造説明図、第５図（イ）は生体内温度
測定システムを示す説明図、第５図（０）は周波数と電
圧レベルの関係を示すグラフ、第５図（ハ）は周波数と
温度レベルの関係を示すグラフである。 符号の説明 １０−・・・・・・温度センサ ４０−−−−−カ
プセル５０−−・−水晶振動子 ８ｏ−曲コイル９
０ ａ 〜９０ ｄ −−−−−不浸ｉ３ Ｎ特許出願
人 東洋通信機株式会社 代理人 弁理士 松 原 伸 ２同 同
村 木 清 旬間 同
上 島 淳 −同 同
酒 井 宏 明第１ 図 ＩＯ 第２図 、Ｑ 第３図 第４図 ７゜ 第５図 （ロ） ｆｒ １→ （ハ） 二漬アＬ 度 −
の実施例を示す構造説明図、第５図（イ）は生体内温度
測定システムを示す説明図、第５図（０）は周波数と電
圧レベルの関係を示すグラフ、第５図（ハ）は周波数と
温度レベルの関係を示すグラフである。 符号の説明 １０−・・・・・・温度センサ ４０−−−−−カ
プセル５０−−・−水晶振動子 ８ｏ−曲コイル９
０ ａ 〜９０ ｄ −−−−−不浸ｉ３ Ｎ特許出願
人 東洋通信機株式会社 代理人 弁理士 松 原 伸 ２同 同
村 木 清 旬間 同
上 島 淳 −同 同
酒 井 宏 明第１ 図 ＩＯ 第２図 、Ｑ 第３図 第４図 ７゜ 第５図 （ロ） ｆｒ １→ （ハ） 二漬アＬ 度 −
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 温度に応じて共振周波数が変化する圧電素子を備え、且
つ、生体内の被測定点に配置し、前記圧電素子の共振周
波数を検出して被測定点の温度を測定する生体内温度測
定センサにおいて、 前記生体内温度測定センサ機能の一部又は全部を不浸透
層で封入し、 前記不浸透層の外部を生体適合材料により加工したこと
を特徴とする生体内温度測定センサ。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60255300A JPS62114529A (ja) | 1985-11-14 | 1985-11-14 | 生体内温度測定センサ |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60255300A JPS62114529A (ja) | 1985-11-14 | 1985-11-14 | 生体内温度測定センサ |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS62114529A true JPS62114529A (ja) | 1987-05-26 |
Family
ID=17276858
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60255300A Pending JPS62114529A (ja) | 1985-11-14 | 1985-11-14 | 生体内温度測定センサ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS62114529A (ja) |
Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS62263429A (ja) * | 1986-05-12 | 1987-11-16 | Sumitomo Bakelite Co Ltd | 温度センサ− |
| JPS62263430A (ja) * | 1986-05-12 | 1987-11-16 | Sumitomo Bakelite Co Ltd | 温度センサ− |
| JPH01172715A (ja) * | 1987-12-24 | 1989-07-07 | W C Heraeus Gmbh | 電子温度計 |
| JPH01172713A (ja) * | 1987-12-24 | 1989-07-07 | W C Heraeus Gmbh | 電子温度計 |
| JPH02122335U (ja) * | 1989-03-17 | 1990-10-05 | ||
| WO2008099624A1 (ja) * | 2007-02-15 | 2008-08-21 | Panasonic Corporation | 生体情報取得装置 |
| JP2013040931A (ja) * | 2011-08-08 | 2013-02-28 | General Electric Co <Ge> | 回転デバイス用センサ組立体および製作方法 |
-
1985
- 1985-11-14 JP JP60255300A patent/JPS62114529A/ja active Pending
Cited By (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS62263429A (ja) * | 1986-05-12 | 1987-11-16 | Sumitomo Bakelite Co Ltd | 温度センサ− |
| JPS62263430A (ja) * | 1986-05-12 | 1987-11-16 | Sumitomo Bakelite Co Ltd | 温度センサ− |
| JPH01172715A (ja) * | 1987-12-24 | 1989-07-07 | W C Heraeus Gmbh | 電子温度計 |
| JPH01172713A (ja) * | 1987-12-24 | 1989-07-07 | W C Heraeus Gmbh | 電子温度計 |
| JPH02122335U (ja) * | 1989-03-17 | 1990-10-05 | ||
| WO2008099624A1 (ja) * | 2007-02-15 | 2008-08-21 | Panasonic Corporation | 生体情報取得装置 |
| JP2013040931A (ja) * | 2011-08-08 | 2013-02-28 | General Electric Co <Ge> | 回転デバイス用センサ組立体および製作方法 |
| US9932852B2 (en) | 2011-08-08 | 2018-04-03 | General Electric Company | Sensor assembly for rotating devices and methods for fabricating |
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