DE69832792T2

DE69832792T2 - Umwelt- und perfusionsnormalisierter temperaturdetektor

Info

Publication number: DE69832792T2
Application number: DE69832792T
Authority: DE
Inventors: Francesco Pompei
Original assignee: Exergen Corp
Current assignee: Exergen Corp
Priority date: 1997-06-24
Filing date: 1998-06-15
Publication date: 2006-09-28
Anticipated expiration: 2018-06-16
Also published as: US6499877B2; JP2002507904A; JP4278188B2; US6056435A; US20030169800A1; WO1998059227A1; EP0991926B1; US20020114375A1; US20050031014A1; US7314309B2; US6299347B1; EP0991926A1; DE69832792D1; US20060222048A1

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft einen Körpertemperaturdetektor bzw. -messer und ein Verfahren zum Feststellen der Körpertemperatur.
In vergangenen Jahren wurden Infrarotthermometer zum Feststellen der Temperatur von Erwachsenen weitverbreitet verwendet. Für Kern- bzw. Innentemperaturablesungen waren Infrarot-Thermometer äußerst erfolgreich, die derart ausgelegt sind, daß sie in das Ohr des Patienten einführbar sind. Frühere Infrarotthermometer waren so ausgelegt, daß sie sich in den Ohrkanal erstrecken, um das Trommelfell sehen zu können und eine unkorrigierte, direkte Ablesung der Mittelohrtemperatur zu ermöglichen, die mit der Temperatur der Lungenschlagader korreliert. Um einen besseren Komfort und einen einfacheren Gebrauch vorzusehen, wurden unlängst Ohrthermometer geschaffen, um korrigierte Ablesungen des im allgemeinen kühleren, distalen Ohrkanals zu liefern. Derartige Thermometer messen die Temperatur des Gewebes des distalen Ohrkanals und berechnen die arterielle Temperatur über einen Wärmeausgleich.
Die Näherung über den arteriellen Wärmeausgleich basiert auf einem Modell eines Wärmestroms durch eine Reihe thermischer Widerstände von der Temperatur des arteriellen Kerns zu der Ohrhauttemperatur und von der Ohrhauttemperatur zur Umgebungstemperatur. Nach dem Erfassen sowohl der Hauttemperatur wie auch der Umgebungstemperatur, kann demgemäß die Temperatur des arteriellen Kerns berechnet werden. Das Modell des thermischen Widerstands ermöglicht auch das Ermitteln bzw. Berechnen äquivalenter oraler und rektaler Temperaturen mit der reinen Einstellung eines Wichtungsfaktors bei der Ermittlung bzw. Berechnung.
Die Technik in Bezug auf die Infrarot-thermometrische Messung am Ohr hat keine starke Akzeptanz erfahren im Rahmen der Verwendung bei Neugeborenen. Neugeborene haben ein sehr hohes Feuchtigkeitsniveau in ihren Ohrkanälen aufgrund der Anwesenheit von Frucht- und amniotischem Restfluid, was aufgrund der damit in Verbindung stehenden Abkühlung durch Verdampfung zu niederen Ohrtemperaturen führt. Zudem können Ungenauigkeiten bewirkende Umgebungseinflüsse wie beispielsweise Heizstrahler und Wärmekissen wesentlich die Lufttemperatur beeinflussen. Des weiteren ist Klinikpersonal weniger darin geübt, die Spitze eines Infrarot-Thermometers in dem Ohr eines kleinen Neugeborenen zu positionieren.
Infrarot-Thermometer, die für Messungen der Achseltemperatur ausgestaltet sind, sind in den US 5,893,833 und US 5,874,736 wiedergegeben. Bei jeder dieser Vorrichtungen erstreckt sich eine Infrarot-Detektorsonde von einem Temperaturanzeigegehäuse und kann einfach unter die Achsel geschoben werden, um leicht den Scheitel der Achse zu berühren und in weniger als einer halben Sekunde eine genaue Infrarot-Temperaturablesung zu liefern. Das Achselthermometer beruht auch auf dem Ansatz eines arteriellen Wärmeausgleichs, um eine arterielle, orale oder rektale Temperatur zu liefern.
Das Infrarot-Thermometer für die Achsel hat nicht nur bei Neugeborenen umfangreiche Anwendung gefunden, sondern auch als Ablesegerät im Allgemeinen und insbesondere für kleine Kinder, bei denen herkömmliche Temperaturmessungen wie beispielsweise über ein Thermometer unter der Zunge oder ein Rektalthermometer, schwierig sind.
Die US-A-5,381,796 offenbart einen Strahlungsdetektor mit einer Verlängerung, die so ausgestaltet ist, daß sie bequem in einem Außenbereich positionierbar ist, um Temperaturanzeigen ohne Unannehmlichkeit für das Subjekt zu erzielen.
Die US-A-5,333,784 offenbart einen Strahlungsdetektor mit einer Kalibrierung über ein Thermopaar und einer entfernten Temperaturreferenz.
Die EP-A-0763349 offenbart einen Strahlungsdetektor für die Messung der Mittelohrtemperatur.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Unglücklicherweise konnte die Genauigkeit und Wiederholbarkeit der Infrarot-Thermometrie unter den Achseln bei Neugeborenen nicht auf ältere Patienten übertragen werden. Die vorliegende Erfindung betrifft Verbesserungen in Bezug auf Infrarot-Achselthermometer, basierend auf klinischer Forschung, um die Vorrichtung für ältere Patienten zu verbessern.
Bei Neugeborenen ist die Perfusion hoch und sowohl in dem Ohr von Erwachsenen, wie auch der Achsel von Neugeborenen sind die Perfusionsgeschwindigkeiten bzw. -raten relativ konstant, da vasomotorische Funktionen minimal sind. Bei älteren Patienten sind jedoch die Perfusionsgeschwindigkeiten in der Achsel variabler.
Bei der Thermometrie im Ohr und der Achsel eines Neugeborenen, wurde die Differenz zwischen der Hauttemperatur und der Umgebungstemperatur gewichtet durch einen Koeffizienten unter Näherung von h/pc, wobei h ein empirisch bestimmter Koeffizient ist, der einen Strahlungsdarstellfaktor (view factor) zwischen dem Hautgewebe und der Umgebung aufweist, p die Perfusionsgeschwindigkeit bzw. -rate ist und c die blutspezifische Wärme ist. Bei der Thermometrie im Ohr und der Achsel eines Neugeborenen wurde empirisch herausgefunden, daß der Koeffizient bei etwa 0,09 bzw. 0,05 lag, bei lediglich geringfügigen Variationen. Bei größerem Aussetzen gegenüber einem Wärmeübergang und höheren vasomotorischen Funktionen jedoch, wurde dieser Koeffizient empirisch für den Achselbereich eines Erwachsenen mit etwa 0,13 bei stärkeren Variationen, bestimmt.
Des weiteren wurde bestimmt, daß die Perfusionsgeschwindigkeit sich entsprechend der Temperatur des Patienten verändert. In fiebrigen (Fieber-)Zuständen erhöht sich der metabolische Bedarf und der Sauerstoffverbrauch erhöht sich in einer Rate, die größer ist als erforderlich, um eine Temperatur aufrechtzuerhalten und erfordert dabei eine Zunahme der Perfusion und dadurch eine Reduzierung des erforderlichen Wichtungskoeffizienten. Bei normalen, nicht fiebrigen Zuständen, verändert die normale thermische Regulierung die Hauttemperatur über einen breiten Bereich für Hauttemperaturänderungen von mehreren Graden bei einer Kerntemperaturänderung von lediglich wenigen Zehnteln eines Grades.
Wie bei Ohr- und Achselthermometern nach dem Stand der Technik, kann die innere Kerntemperatur ermittelt bzw. berechnet werden über die Funktion Tc = (1+ (h/pc))(Ts – Ta) + Ta, (1)wobei T_s und T_a die Haut und Umgebungstemperaturen sind. Es ist erkennbar, daß die Funktion eine gewichtete Differenz der Oberflächentemperatur und Umgebungstemperatur mit einem Wichtungskoeffizienten h/pc aufweist.
Gemäß der vorliegenden Erfindung, ist ein Körpertemperaturdetektor vorgesehen, umfassend: einen Strahlungssensor, der ausgelegt ist zur Betrachtung eines Zieloberflächenbereichs des Körpers; und Elektronik, die ausgelegt ist zum Ermitteln einer Innentemperatur des Körpers als Funktion von Umgebungstemperatur und erfaßter Oberflächentemperatur, wobei die Funktion eine gewichtete Differenz von Oberflächentemperatur und Umgebungstemperatur aufweist, dadurch gekennzeichnet, daß das Gewichten mit der erfaßten Oberflächentemperatur verändert wird.
Bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist die Wichtung eine Näherung von h/pc, wobei h ein Wärmeübergangskoeffizient zwischen der Zieloberfläche und der Umgebung, p eine Blutperfusionsgeschwindigkeit bzw. -rate und c die blutspezifische Wärme ist.
Bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist die normale Näherung von h/pc etwa 0,13 für nicht fiebrige (kein Fieber) Zustände und sie variiert über einen Bereich von wenigstens 0,09 bis 1,13. Vorzugsweise variiert die Näherung von h/pc über einen Bereich von wenigstens 20% des bei normaler Achseltemperatur von etwa 36°C (97°F) berechneten Werts und die Variation mit erfaßter Oberflächentemperatur beläuft sich auf wenigstens 0,018/°C (0,01/°F). Vorzugsweise beläuft sich die Änderung von h/pc bei etwa normaler Achseltemperatur von 36°C (97°F) auf etwa –0,036/°C (–0,02/°F).
Die bevorzugte Näherung von h/cp als Funktion der Hauttemperatur ist ein Ausdruck, der die idealisierten, geraden Liniensegmente nähert, welche normale und fiebrige Zustände wiedergeben, die kombiniert sind, um eine Kurve mit einem glatten Übergang von einem physiologischen Regime zu dem anderen auszubilden. Der Ausdruck kann ein Exponentieller, zwei gerade Liniensegmente, ein einzelnes gerades Liniensegment oder vorzugsweise ein normiertes Polynom sein.
Die Näherung über den arteriellen Wärmeausgleich basiert auf einem Steady-State-Model und die Umgebungstemperatur T_a, die in der Funktion für den arteriellen Wärmeausgleich verwendet wird, wird als erfaßte Detektortemperatur genommen. Ein thermischer Abgleich eines Temperaturdetektors in Bezug auf sein Meßumfeld kann jedoch viele Sekunden dauern, so daß der Detektor tatsächlich kälter oder wärmer als die ihn umgebende Umgebung sein kann, der die Zielhaut vor der Messung ausgesetzt wurde. Obgleich der Detektor eine genaue Hauttemperaturablesung in Bezug auf die Detektortemperatur erzielt, kann die Detektortemperatur nicht als genaue Angabe der Steady-State-Umgebungstemperatur dienen, die zu der Hauttemperatur führte.
Es wurde empirisch bestimmt, daß eine geeignetere Umgebungstemperatur zur Verwendung bei der Berechnung des Wärmeausgleichs eine angenommene Temperatur von etwa 27°C (80°F) ist. Diese angenommene Temperatur kann verbessert werden, indem der erfaßten Detektortemperatur mehr Gewicht gegeben wird, jedoch wesentlich weniger als die 100% Wichtung, die bei Berechnungen des Wärmeausgleichs nach dem Stand der Technik vorlagen.
Gemäß einem anderen Ausführungsbeispiel der Erfindung, bei dem die Elektronik eine Innentemperatur des Körpers als Funktion der Umgebungstemperatur und der erfaßten Oberflächentemperatur berechnet, ist die Umgebungstemperatur innerhalb der Funktion eine angenommene Umgebungstemperatur, die bevorzugt etwa 27°C (80°F) ist. Vorzugsweise ist die Umgebungstemperatur eine Funktion einer angenommenen Umgebungstemperatur und erfaßten Detektortemperatur, wobei eine Verhältnisänderung von Umgebungstemperatur relativ zu der Änderung der Detektortemperatur kleiner als 1 ist. Vorzugsweise ist die Verhältnisänderung der angenommenen Umgebungstemperatur relativ zu der Änderung der erfaßten Detektortemperatur kleiner als 0,05 und bevorzugter etwa 0,02. Die angenommene Umgebungstemperatur kann weder vorzugsweise bei 27°C (80°F) fest sein.
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Die vorstehenden und anderen Ziele, Merkmale und Vorteile der Erfindung werden offensichtlich aus der folgenden, spezielleren Beschreibung bevorzugter Ausführungsbeispiele der Erfindung, wie sie in den beigefügten Zeichnungen dargestellt sind, in denen gleiche Bezugszeichen gleiche Teile in den unterschiedlichen Ansichten bezeichnen. Die Zeichnungen sind nicht notwendigerweise maßstabsgetreu, wobei sie jedoch anstelle dessen die Prinzipien der Erfindung darstellen.
1 stellt ein Infrarot-Achselthermometer unter Ausführung der vorliegenden Erfindung dar.
2 ist ein elektrisches Schalt- bzw. Blockdiagramm der Elektronik des Thermometers der 1.
3 stellt das Modell des arteriellen Wärmeausgleichs dar.
4 stellt eine Änderung der Hauttemperatur relativ zur Umgebungs- und Kerntemperatur bei Änderung der Perfusionsgeschwindigkeit dar.
5 stellt die Änderung des Wichtungskoeffizienten h/pc bei Änderung der Hauttemperatur dar.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
1 stellt einen Strahlungsdetektor dar, der ausgelegt ist für eine Achseltemperaturmessung.
Ein Strahlungsdetektor zeigt eine Zieloberfläche durch ein Fenster 22. Der Strahlungsdetektor ist vorzugsweise eine Thermosäule zwecks schnellem Ansprechverhalten, jedoch können auch andere Strahlungsdetektoren Verwendung finden. Der Detektor ist so ausgelegt, daß er am Handgriffabschnitt 24 gehalten wird und das Sensorende unter der Achsel eingeführt ist. Einmal an Ort und Stelle, wird der Knopf 26 gedrückt, um eine Messung auszulösen. Die Elektronik innerhalb des Gehäuses ermittelt bzw. berechnet dann die erfaßte Hauttemperatur und unter Verwendung der Gleichungen für den arteriellen Wärmeausgleich, berechnet sie eine innere Kerntemperatur zum Zwecke der Darstellung auf der Anzeige 28. Bei typischen Anwendungen zu Hause, wird die Kerntemperatur als äquivalente orale Temperatur angezeigt.
Ein elektrisches Blockschaltbild für den Strahlungsdetektor ist in 2 wiedergegeben. Ein Mikroprozessor 80 bildet das Herz der Schaltung. Ein Leistungssteuerkreis 82 reagiert auf eine Betätigung des Tastenschalters 84 durch den Nutzer, um dem Mikroprozessor und anderen Bauteilen der Schaltung Energie zuzuführen. Diese Energie wird beibehalten, bis der Mikroprozessor den Meßzyklus abgeschlossen hat und er der Leistungssteuerung 82 signalisiert hat, herunterzufahren. Der Mikroprozessor wird über einen Schwingkreis 86 getaktet und kann über Übertragungsleitungen 88 mit einer externen Quelle zum Programmieren und Kalibrieren kommunizieren. Die von dem Mikroprozessor bestimmte Temperatur wird auf der Flüssigkeitskristallanzeige 100 angezeigt und der Abschluß des Temperatur-(Meß-)Vorgangs wird durch einen akustischen Zeichengeber 102 angezeigt. Während des Meßvorgangs führt der Mikroprozessor Ablesungen über einen Multiplexer/Analog-zu-Digital-Wandler 90 durch. Der bevorzugte Mikroprozessor 80 ist ein PIC16C74, der einen internen 8-Bit A/D-Wandler beinhaltet. Zum Zwecke der Minimierung der Kosten, ist die Schaltung so ausgestaltet, daß sie lediglich von dem A/D-Wandler abhängt.
Eine Thermosäule 92 liefert ein Spannungsausgangssignal gleich der vierten Leistungsdifferenz zwischen der Zieltemperatur und der Temperatur der Kaltverbindung der Thermosäule, versetzt um eine Spannungsreferenz 94. Das Spannungsausgangssignal von der Thermosäule wird durch einen Verstärker 96 verstärkt, der eine Verstärkung in der Größenordnung von 1000 liefert, was auch einen Offset liefert, der bestimmt wird über ein durch den Mikroprozessor gesteuertes Impulsbreitenmodulationsfilter 108. Über die Betätigung des Multiplexers sieht der Mikroprozessor eine analoge in digitale Umwandlung des verstärkten Sensorausgangssignals und der von dem Temperatursensor 98 gelieferten Detektortemperatur T_d vor. Der Temperatursensor 98 ist so angeordnet, daß er die im wesentlichen gleichförmige Temperatur der Kaltverbindung der Thermosäule, des Gehäuses und der Wärmesenkung erfaßt. Ein automatischer Nullschalter 104 ist beinhaltet, um während eines Kalibrierungsablaufs eine Isolierung des Verstärkers 96 von der Thermosäule 92 zu ermöglichen.
Es ist sehr wohl bekannt, daß das Ausgangssignal der Thermosäule proportional zu (T 4 / s- T 4 / d) ist, wobei T_s die Zielhauttemperatur, betrachtet durch den Strahlungsdetektor ist und T_d die von dem Sensor 98 gemessene Temperatur des Detektors ist. Aus dieser Beziehung kann T_s berechnet werden. Es ist auch bekannt, daß basierend auf der vorbestimmten Hauttemperatur und der Umgebungstemperatur, der die Haut ausgesetzt wird, eine innere Kerntemperatur ermittelt bzw. berechnet werden kann unter Ausnutzung der in 3 dargestellten Näherung in Bezug auf den arteriellen Wärmeausgleich. Ein Wärmestrom q der internen Kerntemperatur T_c gelangt über die Haut 30 zu der Umgebung bei der Temperatur T_a. Die Haut wird dadurch auf einer gewissen Zwischentemperatur T_s gehalten.
Der Wärmeverlust der Haut, wie beispielsweise des externen Ohrkanals oder der Achsel hin zur Umgebung, kann über die folgende, sehr wohl bekannte Gleichung berechnet werden: q = hA(Ts – Ta) (2)wobei q der Wärmestrom, A der Oberflächenbereich, T_s und T_a die Haut- bzw. Umgebungstemperaturen und h ein empirisch bestimmter Koeffizient sind, der einen Strahlungsdarstellfaktor zwischen dem Hautgewebe und der Umgebung beinhaltet.
Aus Gründen der Vereinfachung hat die Gleichung lineare Form. Obgleich die exakte Form der Gleichung aufgrund des Strahlungsaustausches die vierte Potenz annimmt, liefert die linearisierte Form eine exzellente Genauigkeit im interessanten Bereich von etwa 32 bis 41°C (90 bis 105°F).
Ein Wärmestrom von der Kernarterienquelle zu der Haut erfolgt über die Blutzirkulation, was um ein Vielfaches effektiver ist als eine Gewebeübertragung. Ein Wärmetransport über die Zirkulation kann mit der folgenden Gleichung beschrieben werden: q = wc(Tc – Ts) (3)wobei q wieder der Wärmestrom, w die Strömungsgeschwindigkeit der Blutmasse, c die spezifische Wärme des Bluts und T_c und T_s die Kern- bzw. Hauttemperaturen sind.
Demgemäß kann die Haut thermisch dargestellt werden als Gewebe, das durch seine Blutversorgung aufgewärmt wird, wie dies durch Gleichung 3 wiedergegeben ist, ausgeglichen durch Strahlungswärme an die Umgebung, wie dies durch Gleichung 2 wiedergegeben ist.
Eingesetzt: hA(Ts – Ta) = wc(Tc – Ts) (4)
Eine Vereinfachung erfolgt durch Teilen mit dem Oberflächenbereich A: h(Ts – Ta) = pc(Tc – Ts) (5)wobei p der Blutstrom pro Flächeneinheit ist, auch genannt Perfusionsgeschwindigkeit bzw. -rate.
Die Gleichung 5 liefert dann ein Verfahren zur Berechnung der Kerntemperatur T_c, wenn die Hauttemperatur T_s und die Umgebungstemperatur T_a bekannt sind und die Koeffizienten (oder ihr Verhältnis) empirisch bestimmt wurden.
Aufgelöst nach T_c: Tc = (h/pc)(Ts – Ta) + Ts (6)wobei h/pc, der Wichtungskoeffizient, der die Differenz der Oberflächentemperatur und der Umgebungstemperatur wichtet, empirisch auf einer statistischen Basis bestimmt wird über einen Bereich von Patienten und klinischen Situationen.
Ein alternatives Verfahren zur Berechnung besteht in der Anwendung einer elektrischen Analog-Technik, da die Gleichungen 2 und 3 die identische Form einer einfachen Spannungs-/Strombeziehung haben. Das Verfahren wendet die Konvention an, daß ein elektrischer Strom analog zu einem Wärmestrom ist und ein Stannungsdifferential analog zu einem Temperaturdifferential.
Demgemäß können die Gleichungen 2 und 3 geschrieben werden als: q = (1/R1)(Ts – Ta) (7) q = (1/R2)(Tc – Ts) (8)und der elektrische Schaltkreis kann gezeichnet werden mit T_c und T_s als konstante Temperatur (Spannungs)Reservoirs (3). Eine dritte Gleichung mit einer bequemeren Form kann geschrieben werden als: q = (1/(R1 + R2))(Tc – Ta) (9)
Unter Verwendung der Gleichungen 7 und 9 und Auflösung nach T_c. Tc = ((R1 + R2)/R1)(Ts – Ta) + Ta (10)und schließlich: Tc = k(Ts – Ta) + Ta (11)was die präzise Form der Wärmeausgleichsgleichung ist, die in den arteriellen Wärmeausgleichsinstrumenten einprogrammiert wird, wobei (R₁ + R₂)/R₁ ausgedrückt wird als der k-Faktor.
Der k-Faktor kann wieder geschrieben werden wie folgt:
Demgemäß kann in beiden Formen der Gleichung 6 oder 11 erkannt werden, daß der Wichtungskoeffizient h/pc angewandt wird auf die Differenz von Oberflächen- und Umgebungstemperatur.
Bei dem Wichtungskoeffizienten ist h relativ konstant und c eine Konstante. Bei den Messungen der Ohrtemperatur und Achseltemperatur eines Neugeborenen, ist die Perfusionsgeschwindigkeit bzw. -rate ebenfalls im Allgemeinen konstant und führt zu h/pc von etwa 0,09 für die Ohren von Erwachsenen und 0,05 für Neugeborene. Für einen normalen Erwachsenen ist die Perfusionsgeschwindigkeit der Achsel derart, daß der Wichtungskoeffizient h/pc etwa 0,13 ist. Des weiteren variiert die Perfusionsgeschwindigkeit entsprechend dem Zustand des Patienten. Insbesondere bei Fieber kann die Perfusionsgeschwindigkeit sehr viel höher werden, so daß h/pc unter 0,9 fällt.
4 stellt die Änderung der Hauttemperatur mit der Änderung der Perfusionsgeschwindigkeit dar, wie dies bestimmt wird durch das Wärmeausgleichsmodell und empirisch. Ohne Perfusion ist der Widerstand R₂ sehr hoch, derart, daß die Hauttemperatur nahezu die Umgebungstemperatur ist. Mit erhöhter Perfusion jedoch ist der Widerstand R₂ reduziert und die Hauttemperatur nähert sich der Kerntemperatur. Im allgemeinen ist die Perfusionsgeschwindigkeit in dem Bereich der 4, wo eine im wesentlichen Änderung der Hauttemperatur mit einer Änderung der Perfusionsgeschwindigkeit einhergeht. Da T_s exponentiell mit der Perfusion variiert, kann der Wichtungskoeffizient h/pc so gesehen werden, daß er sich exponentiell mit der Hauttemperatur ändert, wie dies in 5 dargestellt ist. Aus den Perfusionsdaten, die von Benzinger, T.H., "Heat Regulation: Hemostasis of Central Temperature in Man", Physl. Rev., 49:4, (Oktober 1969) geliefert werden, kann der Koeffizient h/pc von 0,05 bis 3,5 variieren.
Da alle interessanten Temperaturen an Orten des Körpers von der arteriellen Temperaturquelle aus ansteigen, kann der arterielle Wärmeausgleich bei jedem Ort angewandt werden. Basierend auf dem Thevenin-Äquvalente-Theorem, können demgemäß orale und rektale diagnostische Äquivalente T_o und T_r der arteriellen Temperatur durch geeignete Wahl des k-Faktors unter empirischer Berücksichtigung der Widerstände R₀ und R_r berechnet werden.
Durch klinisches Testen wurde herausgefunden, daß die folgende Polynomfunktion bzw. ganzrationale Funktion eine enge Näherung von h/pc bei Änderung der Hauttemperatur für sowohl nicht fiebrige wie auch fiebrige Bereiche liefert: h/pc = 0,001081T2s – 0,2318Ts + 12,454 wobei T_s in °F ausgedrückt ist.
Um Prozeßeinschränkungen des Mikroprozessors zu genügen, kann diese Polynomfunktion ersetzt werden durch eine vernünftige lineare Näherung: h/pc = –0,018259Ts + 1,9122 (14)
Bei beiden Näherungen ist die Änderung von (h/pc) relativ zur Änderung der Hauttemperatur etwa –0,036/°C (–0,02/°F) bei einer normalen Achseltemperatur von etwa 36°C (97°F). Mit der polynomen Näherung reicht die Änderung von –0,009/°C (–0,005/°F) bis 0,054/°C (–0,03°F). Über einen Temperaturbereich von 32 bis 41°C (90 bis 105°F) führt die lineare Näherung zu einem Koeffizientenbereich h/pc von 0,06 bis 0,16, während die polynome Näherung zu einem Bereich von 0,04 bis 0,25 führt. Der kritischste Abschnitt dieses Bereiches wird von dem normalen Koeffizientenwert von 0,13 bis etwa 0,09 angesehen, entsprechend der hohen Perfusionsgeschwindigkeit im fiebrigen Zustand. Dieser Bereich zeigt eine Änderung von (0,13 – 0,09)/0,13 = 30,8%. Ein Bereich von wenigstens 20% des normalen Koeffizienten liefert wesentliche Verbesserungen in Bezug auf die Genauigkeit.
Ein anderer Fehler bei den Messungen der Kerntemperatur nach dem Stand der Technik basierend auf der Hauttemperatur eines Erwachsenen resultierte aus der Durchführung der Messungen, bevor die Haut und der Detektor den Steady-State-Wärmeausgleich erreichten, auf dem das Modell des arteriellen Wärmeausgleichs basiert. Es wurde herausgefunden, daß während einer kurzen Meßdauer, die wesentlich kleiner ist als die thermische Zeitkonstante der Meßumgebungen, die Detektortemperatur eine schlechte Abschätzung der Umgebungstemperatur liefert. Tatsächlich wurde herausgefunden, daß ohne eine genaue Messung der Umgebungstemperatur eine geeignetere Wahl für die Umgebungstemperatur in Gleichung 1 eine angenommene Temperatur von 27°C (80F) ist. Diese angenommene Temperatur kann verbessert werden durch Berücksichtigung der Detektortemperatur, jedoch wenn die Umgebungstemperatur direkt mit der erfaßten Detektortemperatur übereinstimmt, erfolgt für die Detektortemperatur lediglich eine 20%-ige Wichtung. Demgemäß ist eine bevorzugte Wahl für die Umgebungstemperatur in Bezug auf die Wärmeausgleichsgleichung:
Liegt der Detektor bei 27°C (80°F), so ist basierend auf dieser Gleichung die gewählte Umgebungstemperatur ebenfalls 27°C (80°F). Bewegt sich jedoch die Detektortemperatur von 27°C (80°F) weg, so bewegt sich die gewählte Umgebungstemperatur ebenfalls von 27°C (80°F) weg, jedoch lediglich um 20%. Wenn die Detektortemperatur 21°C (70°F) ist, so beläuft sich beispielsweise die gewählte Umgebungstemperatur auf 26°C (78°F). Die 26°C (78°F) sind eine vernünftigere Abschätzung für die Wärmeausgleichsgleichung, da die Hauttemperatur im Steady-State-Zustand war, während eine Umgebungstemperatur von etwa 27°C (80°F) betrachtet wurde, wobei sie jedoch temperaturmäßig aufgrund des kühleren Instruments bei 21°C (70°F) langsam abfällt.
Würde der Detektor gegen die Haut gehalten, bis der Steady-State erreicht ist, so wäre dann die erfaßte Detektortemperatur die genaueste Wahl für die Umgebungstemperatur. In diesem Falle würde jeglicher Fehler, der aus der Verwendung der Gleichung 15 resultiert, angesichts des minimalen Temperaturdifferentials (T_s – T_a) minimal.

Claims

Körpertemperaturdetektor, umfassend: einen Strahlungssensor (92), der ausgelegt ist zur Betrachtung eines Zieloberflächenbereichs des Körpers; und Elektronik (80), die ausgelegt ist zum Ermitteln einer Innentemperatur des Körpers als Funktion von Umgebungstemperatur und erfaßter Oberflächentemperatur, wobei die Funktion eine gewichtete Differenz von Oberflächentemperatur und Umgebungstemperatur aufweist, dadurch gekennzeichnet, daß das Gewichten mit der erfaßten Oberflächentemperatur verändert wird.
Temperaturdetektor nach Anspruch 1, bei welchem das Wichten eine Näherung von h/pc ist, wobei h ein Wärmeübergangskoeffizient zwischen der Zieloberfläche und Umgebung, p die Blutperfusionsgeschwindigkeit und c die blutspezifische Wärme ist.
Temperaturdetektor nach Anspruch 2, bei welchem die Näherung von h/pc etwa 0,13 bei einer normalen Achseltemperatur von etwa 36°C (97°F) ist.
Temperaturdetektor nach Anspruch 3, bei welchem die Näherung von h/pc über einen Bereich von wenigstens 0,09 bis 0,13 variiert.
Temperaturdetektor nach Anspruch 2, bei welchem die Näherung von h/pc über einen Bereich von wenigstens 20 des bei einer normalen Achseltemperatur von etwa 36°C (97°F) berechneten Wertes variiert.
Temperaturdetektor nach Anspruch 2, bei welchem die Änderung von h/pc mit erfaßter Oberflächentemperatur wenigstens 0,018/°C (0,01/°F) ist.
Temperaturdetektor nach Anspruch 6, bei welchem die Änderung etwa 0,036/°C (0,01/°F) bei normaler Achseltemperatur von etwa 36°C (97°F) ist.
Temperaturdetektor nach Anspruch 1, bei welchem die in der Funktion beinhaltete Umgebungstemperatur eine angenommene Umgebungstemperatur ist.
Temperaturdetektor nach Anspruch 1, bei welchem die Umgebungstemperatur eine Funktion einer angenommenen Umgebungstemperatur und erfaßten Detektortemperatur ist, wobei eine Verhältnisänderung von Umgebungstemperatur zur Änderung der Detektortemperatur kleiner als 1 ist.
Temperaturdetektor nach Anspruch 9, bei welchem die Verhältnisänderung von Umgebungstemperatur relativ zur Änderung der erfaßten Detektortemperatur kleiner als 5 ist.
Temperaturdetektor nach einem der Ansprüche 8 bis 10, bei welchem die angenommene Umgebungstemperatur etwa 27°C (80°F) ist.
Körpertemperaturdetektor nach Anspruch 1, bei welchem die Wichtung eine Näherung von h/pc ist, wobei h ein Wärmeübergangskoeffizient zwischen der Zieloberfläche und Umgebung ist, p die Blutperfusionsgeschwindigkeit und c die blutspezifische Wärme und h/pc über einen Bereich von wenigstens 0,09 bis 0,13 mit erfaßter Oberflächentemperatur variiert und die Umgebungstemperatur eine angenommene Umgebungstemperatur ist, die modifiziert ist als Funktion der erfaßten Detektortemperatur, wobei die Verhältnisänderung von Umgebungstemperatur relativ zur Änderung der erfaßten Detektortemperatur kleiner als 0,5 ist.
Temperaturdetektor nach Anspruch 12, bei welchem die Umgebungstemperatur etwa 27°C (80°F) ist und die Verhältnisänderung von Umgebungstemperatur relativ zur Änderung der Detektortemperatur etwa 0,2 ist.
Verfahren zur Erfassung einer Körpertemperatur, umfassend: Erfassen eines Wärmeflusses von einem Zieloberflächenbereich des Körpers, um dabei eine erfaßte Oberflächentemperatur vorzusehen; Ermitteln einer Innentemperatur des Körpers als Funktion von Umgebungstemperatur und erfaßter Oberflächentemperatur, wobei die Funktion eine gewichtete Differenz der Oberflächentemperatur und Umgebungstemperatur aufweist; und Vorsehen einer Anzeige für die Innentemperatur; dadurch gekennzeichnet, daß das Gewichten mit erfaßter Oberflächentemperatur variiert wird.