JPH06502099A - キャリブレーションマッピングを利用した赤外線体温計 - Google Patents

Abstract

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Description

【発明の詳細な説明】 ［キャリブレーションマツピングを利用する赤外体温計ｉ　投棗立更 本発明は医学的計測に関し、更に詳細には、患者の外耳孔における赤外線放射を 検出し、分析することにより、人体の中心温度を測定するための−ａＷおよび方 法に関する。

！見艮亙 多くの疾患の診断および治療は、患者の体の内部すなわち中心温度の正確な読み 取りにより、ある場合には、従前の体温の読み取りに対する比較による。長年、 Ａ者の体温を計る最も一般的方法は水銀体温計の利用であった０体温計は、滅菌 され、振りおとされ、患者の口もしくは直腸に挿入されて数分間維持されなけれ ばならず１次に取り外された際、注意深く検査され、水銀柱の伸びを測定しなけ ればならない。これらの多くの欠点のため、電子体温計が開発され近年２０年に わたり広く用いられている。最初の広範に成功をおさめた電子体温計は口中予測 形式のものであった。これらの体温計の例は、商標名ｒ工ＶＡｃＪ及びｒＤＩＡ ＴＥＣＪで販売されるものである１代表的には、それらは電子回路を含む遠隔ユ ニットへワイヤーによって接続された伝熱性プローブを有する。プローブは患者 の口もしくは直腸内へ挿入される前に、保護使い捨てカバーに入れられる。予測 技術を使用することにより、患者の体温は、慣用の水銀体温計に必要な数分間と 比較して、非常に短時間１例えば３０秒のうちに読み取られる。かような電子体 温計は５通常メーターもしくは他の表示装置を有し、それによりガラス管内の水 銀柱の末端部の位置を読むことによりはるかに容易に技士が温度を測定すること が可能となる。また、上述の形式の電子体温計は、ある場合には、水銀体温計よ りも正確な温度の読み取りを提供することもある。更に、保護カバーは使い捨て であり、故に、オートクレーブ処理や他の滅菌をせずに何度も同じ体温計を使う ことを可能とする。

鼓膜は一般に、患者の温度を測定するために１口中、直腸もしくはわきの下の部 位より優れていると医療固体によって考えられている。これは鼓膜が身体の内部 すなおち中心温度をよりよく表わし、かつ、中心温度の変化によりよく応答する からである。バーンズの米国特許第３，２８２，１０６号は以前に、外耳孔内の 赤外放射を感知することによって人体温度を測定するような鼓膜体温計が望まし いということを提案した。しかしながら、ゲイリー・ジェー・オハラらの米国特 許第４，６０２，６４２号の装置がカリフォルニア州カールスパッドのＩｎｔｓ ｌｌｉｇｅｎｔ　Ｍｅｄｉｃａｌ　Ｓｙｓｔｅｍｓ、　Ｉｎｃ、により連邦登録 商標名ｒＦｉｒｓｔＴｅｔｚｐ）として製品化されて初めて、臨床上の正確な鼓 膜体温計が実際に医療固体に入手可能とされた。

ｒＦｉｒｓｔＴｅ■ｐ」体温計は３個のユニット、つまり赤外線センサーを有す るプローブユニット、ターゲットを有するチョッパーユニットおよび充電ユニッ トを含む、加えて、外耳孔のリファレンス温度に近いリファレンス温度（３６， ５℃）に赤外センサーおよびターゲットを予熱するための加熱制御手段が設けら れ、充電ユニットからの充電エネルギーによって湘動される。プローブユニット は、チョッパーユニット内に通常位置づけられ、そこで赤外センサーおよびター ゲットが加！！Ｓ制御手段によって予熱される。この状態でキャリブレーション が行なわれる。その後、プローブユニットはチョッパーユニットから取り外され 、鼓膜からの放射赤外線を検出するため外耳孔内に挿入される１体温濁定は、検 出された放射赤外線をターゲットからの放射赤外線と比較することによって行な われる。

温度測定精度は、下記の理由により上記ｒＦｉｒｓｔＴｅｓｐ」体温計によって 達成される。種々の誤差要因は、赤外センサーを有するプローブユニットおよび ターゲットを、加熱制御手段の使用により、通常の体温に近いリファレンス温度 （３６゜５℃）に予熱することによって解消される。すなわち、室温より高いリ ファレンス温度にプローブを加熱し、赤外センサーを周囲温度にかかわらず一定 温度に保つことによって、赤外センサーの感度変動は除去され、よってその誤差 は無視され得る。加えて、キャリブレーションはターゲットのリファレンス温度 を、ＩＭ定されるべき体温に近く設定するよう行われ、次に比較測定は、光学系 特性のための誤差等が無視できる水準まで減少されるよう行われる。更に、プロ ーブが体温に近い温度に予熱されるので、慣用の測定装置の降下問題は解決され 得る。すなわち、冷たいプローブが外耳孔内に挿入される際、外耳孔および鼓膜 の温度がプローブのために低下し、正しい体温測定が行われ得ないという問題で ある。

米国特許第４，６０２，６４２号に開示される、上述のｒ　Ｆｉｒｓｔ丁ｅＩＩ ｐ　Ｊ体温計は、検温精度の点において優れている。

しかしながら、この体温計はコントロール精度の高い加熱制御ユニットを必要と するので、それの構造および回路構成は複雑になり、それによりコストを増大す る。加えて、それはプローブおよびターゲットを予熱し、それらの温度を一定温 度に制御するための比較的長い安定時間を必要とする。更に。

加熱制御ユニットは、比較的大きい電池により駆動され、交流電源へ接続可能な 充電ユニットを必要とする。故に、エネルギー源として小型電池を用いる携帯型 体温計において米国特許第４，６０２，６４２号の発明を利用することは不可能 である。

加熱リファレンスターゲットを必要としない携帯型鼓膜体温計を提供するために 、種々の試みがなされてきた。

Ｔ）ＩＥＲＭＯ５ＣＡＮ、　Ｉｎｃ、に譲渡されたフラーボンの米国特許第４． ７９７，８４０号は、パイロ電気センサーを利用し、それ故、可動シャッターを 必要とする体温計を開示する。

０ｐｔｉｃａｌ　５ｅｎｓｏｒｓ、　Ｉｎｃ、に譲渡されたバーマンらの米国特 許第４．７８４，１４９号は、非加熱ターゲットを利用する赤外鼓膜体温計を開 示し、そのターゲットの温度はキャリブレーションの間に感知される。

Ｄ１．ＡＴＥＫ、Ｉｎｃ、に譲渡されたススジンスキーらの米国特許第４，９９ ３，４２４号は、可動キャリブレーションプレートを必要とする鼓膜体温計を開 示する。

Ｅｘｅｒｇｅｎ　Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎに譲渡されたボンペイらの米国特許第 ４，９９３，４１９号および第５，０１２，８１３号は、商標名ｒＯＴＯＴＥＭ ＰＪとして販売される鼓膜体温計を開示する。サーモパイルは、テーパーさ九た 形態において管状導波管に沿って延長する単一吸熱器の内側に載置される。導波 管の長さおよび反射率は、サーモパイルの視野を制限するために制御される。電 子回路は、冷接点温度および既知のサーモパイル係数から測定されるサーモパイ ルの熱接点の温度の関数としてのターゲット温度を測定することにより、改良さ れた精度におそらく寄与する。測定された内部温度は、表面組織が露出される周 囲温度に基づいて！節される。

ＩＶＡＣＣ０ＲＰＯＲＡＴＩＯＮに譲渡されたエベレストの米国特許第４．９０ ７，８９５号は、チ目ツバ−ホイールを利用する鼓膜体温計を開示する。

ＮｌＰＰ０Ｎ　５ＴＥＥＬ　Ｃ０ＲＰＯＲＡＴＩＯＮに譲渡されたイウチらの米 国特許第５．０１７，０１８号は、他の鼓膜体温計を開示する。

先端部の種々の構造が、その内部の温度変化による誤差を防止するために使用さ れ、この先端部構造は先端部上の温度センサーを含む（図１８）。

置ＡＴＥ舅Ｐ　Ｃ０ＲＰＯＲＡＴＩＯＮに譲渡されたウッドの米国特許第４．８ ９５，１６４号は、サーモパイルと、サーモパイルの温度を検出するサーミスタ ーとが、導波管の周りに相当距離延長する等温ブロックにより、密接離隔関係に て保持される鼓膜体温計を開示する。

Ｃ１ｔｉｚｅｎ　Ｗａｔｃｈ　Ｃｏ、、　Ｌｔｄ、に譲渡されたエガヮらの米国 特許第５，０２４，５３３号は、外耳孔から金メッキされた管状導波管２ｏを通 じて赤外放射を受理するために、金属ハウジング１９内に支持されるサーモパイ ル３ａ（図１８）を利用する体温計を開示する。放射はＩＭＳにより販売される 一般形式のプローブカバー中、およびシリコンフィルター２ｂ中を通過する。第 一感温センサー３ｂは、ダイオードであってもよく、サーモパイルの第一の温度 および周囲温度を計測するためにサーモパイル３ａに隣接するハウジング１９内 に載置される。第二温度センサー３ｃは、導波管の第二の温度を測定するために 導波管２０の外側表面に取り付けられる６図１９の機能ブロック図にて示される 回路を利用して、シチズン体温計の第三の実ｉｆｆ様は、第一感温センサー３ｂ のデジタル変換された電圧を読み取り、その電圧を度数ＴＯへ変換する。回路は 次に第二感温センサー３Ｃのデジタル変換された電圧を読み取り、この電圧を度 数Ｔｐへ変換する。この回路はまた下記の蓄積データを読み取る。

１）既知の温度におけるサーモパイルの感度；２）サーモパイルの温度の関数と しての応答性における変化の係数； ３）サーモパイル増幅器の利得； ４）センサーの受光面積（視野）に基づくサーモパイル感度；５）フィルター透 過特性を補正するための対称軸温度；６）温度に対する周囲センサーの出力に関 する伝達係数（度）７）温度に対する光学導波管センサーの出力に関する伝達関 数（度）； ８）ターゲットの放射性（又は１と仮定する）；９）光学導波管の放射性； ′５３３シチズン特許の図１９の回路は更に、サーモパイル３ａのデジタル変換 された電圧を読み取る。それは、蓄積感度および放射データの関数としてのター ゲット温度（体温とも呼ばれる）を算出する。＠路は次いで、蓄積フィルター補 正データを用いてターゲット温度を補正し、最終的に周囲センサーと導波管セン サーとの間の温度差及び導波管の放射性の関数としてのターゲット温度を補正す る。

充分な精度をもって体温を算出するためには、電子及び光学部品の物理的相互作 用を表す固定された一組の方程式の使用は、サーモパイル、サーミスター及び他 の部品しこおし）て１遇されるユニット間の製造および組立の相違しこより妨げ られる。各部品によって導入される誤差は蓄積され、他の部品しこ影響を及ぼす 。従来技術の鼓膜体温計においては、各部品Ｉよ個別にキャリプレートされなけ ればならない６全ての入力と周囲温度の範囲に渡るターゲット温度との間の関係 番よ、特定するには複雑すぎる。サーモパイルおよび導波管の温度を感知するた めセンサーを利用すること、および次し１で導波管（こおける温度変化に帰する ターゲットの計測された温度よりある量を引き算する方程式に従って信号を処理 することシこよっては、充分な精度は達成可能ではなし１ことを、実験１士立証 してきた。

且ｍ丞 概して、本発明は、新規なキャリプレーシコン技術に基づいて９人体温度を測定 するための高精度の方法及び装置を提供し、該技術は、放射照度の物理学的法則 に関する。装置の部品の相互作用を表わす固定された一組の方程式によらない。

装置は、第一出力信号を発生させるための第一センサー手段を含み、該信号は、 患者の生物学的表面組織から該センサーへと衝突する赤外放射の量を表わす、該 装置は更に、第一センサーの温度を表わす第二出力信号を発生させるための第二 処理手段を含む、センサー手段へと接続される処理手段は、出力信号を処理し、 対応する出力信号に対する複数のターゲット温度のキャリブレーションマツピン グを利用して、患者の体温を測定する。処理手段へと接続される手段は、測定さ れた体温の表示を使用者に提供する。

方法は９．（！者の耳孔内で放出される赤外放射を受理し、第一センサーに衝突 する赤外放射の量を表すす第一出力信号を発生するための第一センサーと、該第 −センサーの温度を表わす第二出力信号を発生するための第二センサーとを有す るプローブヘッド組立体を設ける工程を含む。該方法は更に。

プローブヘッド組立体を、各々対応するリファレンス温度に維持される複数のタ ーゲットへと逐次向ける工程を含む。該方法は更に、各ターゲットに対する第− 及び第二出力信号の大きさのキャリブレーションマツピングを蓄積する工程を含 む、該方法の最終工程において、プローブヘッド組立体は外耳孔へと向けられ、 センサーからの出力信号及びキャリブレーションマツピングを利用して、患者の 体温が測定される。

本発明の更なる特徴に従って、患者の外耳孔内へと挿入可能なプローブ先端部と 、赤外センサーとを有するプローブヘッド組立体を設ける工程を含む、患者の体 温を測定する方法が提供される６赤外センサーの出力は、プローブ先端部を耳孔 内へと挿入するのに先立ってサンプリングされ、そ九を表わす一粗目の値が蓄積 される。前記方法の次の工程に従って。

外耳孔内の赤外放射が５赤外センサーに衝突することができるように、プローブ 先端部は外耳孔内へと挿入される。赤外センサーの出力が再びサンプリングされ 、それを表わす二粗目の値が蓄積される。最後に、−粗目及び二粗目の値のピー ク値に基づいて、患者の体温が淵定される。

凰皿五！１１１豆 図ＩＡ及び図ＩＢは、それぞれ本発明の好ましい実施態様において利用され得る プローブヘッド組立体の一部の横方向及び長手方向拡大破断断面図である。該組 立体内に載置されるサーモバイル検出器が立面にて示される。

図２は、好ましい実施態様の電子回路の機能ブロック図である。

図３は、好ましい実施態様の全操作のフロー図である。

図４は、体温を測定するために好ましい実施態様によって実行される工程のフロ ー図である。

図５は、好ましい実施態様の操作中に表示されるメニューを表わす状態図である 。

図６は、好ましい実施態様の先取り特徴を表わす温度対時間のグラフである。

図７は、複数の鼓膜温度計を支持するパレットの拡大平面図である。

図８は１本発明の好ましい実施態様を具体化する複数の鼓膜温度計をキャリプレ ートするために使用される装置の図解説明図である。

図９は１図８のキャリブレーション装置の、水によって加熱されるターゲットの うちのいくつかの拡大立面図である。

明を　′−するだめの　の　様 赤外センサー及び関連する光学部品を包含する鼓膜温度計のハウジングの設計に おいて、二つのアプローチが可能である。ハウジングは、装置の全てのエレメン トを等温に維持するために、伝熱性（つまり金ｍ）部品で構成され得る。フィル ター、導波管、及び赤外センサーが全て同じ温度に維持されれば、これはいわゆ る等温アブＯ−チであるが、上述のどの部品からの赤外放射の変動によっても導 入される誤差の量は小さくなるであろう。電気による加熱を使用しなければ、こ れは、センサーハウジングと異なる温度である耳と接触する鼓膜体温計において 、容易には達成されない、積極的加熱を伴わない等＠設計は、密接な熱的接触に ある全翼部品又は高伝熱性部品に全て依存してきた。しかし、温度勾配は依然と して存在している。我々の発明によって使用される別のアプローチは、フィルタ ー、導波管、及び赤外センサーの温度変化を減速するために、熱絶縁（つまりプ ラスチック）部品を用いてハウジングを構成するものである。これは、いわゆる 非等温アプローチである。

図ＩＡ及び図ＩＢを参照して１本発明の図示される実施態様は、サーモバイル１ ０の形式における第一センサーを含むプローブヘッド組立体８を有する。第一セ ンサーは、本明細書中において、赤外センサーと呼ばれることもある。該センサ ーは、［冷接点ｊに対する「熱接点Ｊの温度に対応する電圧を送る。適切なサー モバイル検出器は、Ｄｅｘｔｅｒ　Ｒｅ５ｅａｒｃｈｏｆ　Ｍｉｃｈｉｇａｎよ り製品として入手可能である。該検出器は、直列に接続される複数の個別サーモ カップルを含む、各サーモカップルは冷接点及び熱接点を有する。シャンカート らの１９８８年２月２日許可の米国特許第４，７２２，６１２号を参照のこと。

サーモバイルｌＯは、そこに衝突する赤外放射の量を表わすアナログ出力信号（ 電圧）を発生する１本発明の図示される実施態様は、生物学的表面組織、特に外 耳孔の皮膚及び人体の鼓膜によって放出される赤外放射を感知するように設計さ れている。

第二センサー１２（図ＩＢ）は、伝熱性ＥＰＯＸＹによってサーモパイル缶に固 定される。該センサーは、サーモバイル検出器１０の温度を表わすアナログ出力 信号（電圧）を線１２ａ上に発生させる。この目的に合ったセンサーの一つはサ ーミスターである。センサー１２は、体温計が使用されている部屋の周囲温度、 よってサーモバイル１０の温度を効果的に計測するので９本明ｍ’ｓ中にて周囲 センサーと呼ばれることもある。サーモパイルに衝突する放射赤外線の量をその 出力信号から測定する際に、サーモパイルの温度を知ることは重粟である。温度 計が、耳に関する体温計の向きの変化を受けやすくないように、第一センサーの かなり広い視野が望ましい。換言すると、耳孔上の小さな一点の温度を得るより も、耳孔及び鼓膜の温度を「統合する」はうが望ましい。管状導波管は、サーモ パイルの視野孔に近接して位置される時。

これを達成する。スペクトルの赤外領域、つまり８−１２ミクロンの波長におけ る可能な限り高い反射率を達成するために、導波管は真鍮又は綱で、内径を金メ ッキされていることが好ましい。

引き続き図ＩＡ及び図ＩＢを参照して、細長いほぼ円周形の中空プラスチックプ ローブ１４は、真鍮又は鋼管１６の形式における導波管を包囲し、支持する。導 波管及びプローブは、赤外放射を受理してそれをサーモパイル１０へと向けるた めの手段を提供する。金属管１６の内面壁は、−Ｎの金１６８でメッキされる。

プローブ１４は、患者の外耳孔内へ挿入するための寸度とされ形づけられる先端 部１４ａを有する。

プローブ１４は、中間部１４ｃの後方端へと接続される後部１４ｂを含む、後部 １４ｂ及び中間部１４ｃは、プラスチックケース１５（図ＩＢ）によって支持さ れる。ケースＩＳは、人間工学に基づいて形成される後方部分（図示せず）を有 し。

該部分は、使用者によって握られ１図２の回路を構成する電子部品の大半を包囲 する。ケース１５は、射出成形されたＡＢＳプラスチックであってもよい。プロ ーブ１４は、好まし［くは低伝熱係数を有する射出成形されたＡＢＳプラスチッ ク金属導波管１６の後方端は、プローブの後部１４ｂの内側に載置される円筒形 段付きプラスチック載置スリーブ１７（図ＩＡ）内に略合する。導波管の前方端 はプラスチックカラー１８によって包囲され、支持される６導波管の外径は。

プローブの中間部１４ｃの内径よりも小さく、その間にエアーギャップＧ１を設 ける。このエアーギャップは、外耳孔からプローブ１４中を通る導波管１６への 伝熱流を最小化する。

エアーギャップＧは、好ましくは幅約０．０８０インチ（０゜２ｃｍ）である、 導波管の後方端は、サーモパイル検出器１０よ’Ｊ、Ｏ０５から、０１０インチ （０，０１から０．２５ｃｍ）隔離される。図ＩＡ及び図ＩＢにおいて６２と付 されるこのギャップは、導波管とサーモパイルの間の熱を防ぐ。

サーモパイル検出器１０は、スリーブ１７の拡大された後方部分の内部に載置さ れ、フィルターを有するその活性面１９は、導波管１６の内部を通して透過され る赤外放射を受理する。成形プラスチック栓２０は、サーモパイル１０を、スリ ーブ１７内部の所定位置に保持する。サーモパイルのり−ド２２は栓２０の孔を 通って延長する。

スペキュラム２３（図ＩＡ）の形式における使い捨て衛生カバーは、プローブを 患者の外耳孔内へと挿入するのに先立って、プローブの先端部１４ａを被って載 置される。このスペキュラムは、横断赤外透明膜と、該膜が先端部１４ａを横切 って延長するように、該膜をプローブ上に取外し可能に載置するための手段とを 含む。載置手段は、変形してプローブの保持肩部１４ｄにスナップ式に嵌合する 管状胴部２３ｂを含む。オハラらの１９８７年５月５日許可米国特許第４，６６ ２．３６０号を参照のこと６ 耳に接触して位置される場合、プラスチックプローブと導波管との組合せは、温 度を急速に変化させないであろう６管状金属導波管１６は、赤外検出器リファレ ンス接点と同じ温度ではなく、導波管の反射率が１００％未満である場合、誤差 が導入されるであろう、９８％の反射率が、製品制限枠を与えられる実施可能限 度である。放射光線は、サーモパイルに到達する前に、平均的には、プローブと 導波管との組合せの内部において入口はね返るということを、光学分析は示して いる。見かけ上の反射率は、よって０．９８”つまり８５％である。導波管１６ は、従って１５％の放出性である。

エアーギャップで分離される非伝熱性外側プローブと内側導波管とを使用するこ との利点は、「引下げＪの最小化であるにれは、耳より低温の伝熱物体との接触 による。耳からの熱の降下である。メンキされた金属層を有するプラスチックプ ローブを導波管として使用することは、可能であるかもしれない。プラスチック 導波管の利点は、耳内に位置される際、急速に温度を変化させないということに ある。しかし、プラスチック導波管の不利な点は、以下に開示されるように、該 管上のある一つの位置に位置づけられるセンサーで、その全体温度を計測するこ とが容易ではないということにある。

外部フィルタ−２４Ｃ図１）は、プローブ１４の前方端１４ａに取付けられる。

フィルター２４は、導波管１６の前方端を被覆し、ちりや汚染物が入って抜管の 反射率を変化させるのを防ぐ２フイルター２４は、赤外領域において可能な限り 透過性で、サーモパイル上のフィルターと等しいかそれよりも広い帯域を有さな ければならない。例えば、サーモパイルフィルターが８から１２ミクロンの波長 帯域を有する場合。

外部フィルター２４は、８から１２ミクロン又は７から１３ミクロンの波長帯域 を有し得る。該帯域において、少なくとも９４％の透過性が望ましい。低い透過 性はフィルター２４からの赤外放出を増加させ、これは、直接接触の際、フィル ターを加熱する耳からの熱による誤差を導入する。ある一つの適当な赤外フィル ター２４はゲルマニウムで作られ１両方に多漕抗放射コーティングを有する。か ようなフィルターは、０ｐｔｉｃａｌ　Ｃｏａｔｉｎｇ　Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉ ｅｓ、　Ｉｎｃ、より製品として入手可能である。

第三センサー２６（図ＩＢ）は熱的に導波管１６へと連結される。このセンサー は、導波管１６の温度を表わすアナログ出力信号（電圧）を９２６ａ上に発生さ せる。センサー２６は、好ましくは熱ＥＰＯＸＹで取り付けられるサーミスター である。サーミスターからの線２６ａは、エアーギャップＧ及び載置スリーブ１ ７内のスロット１７ａを通って延長する。第三センサーは１本明細書中において 、導波管温度センサーと呼ばれることもある６ エゼクタ−スリーブ２８（図ＩＡ）は、プローブ部分１４ｂ及び１４ｃを包囲し 、スペキュラム２３の後部端を嵌合し又廃棄のためにプローブから押して取り外 すために、ケース１５に載置されるエゼクタ−ボタン（図示せず）を手動付勢す ることで、バネＳにより前方にスライドされてもよい。

図２は、我々の発明の好ましい実施態様において使用され得る電子回路の機能ブ ロック図である。抜口は、制御及び配列スイッチ３２を経てオペレーターコマン ドを受理し、メニュー駆動表示装！１３４を操作するマイクロコンピュータ−３ ０を含む。例として、マイクロコンピュータ−及びメニュー駆動表示装Ｗ３４は 、単一の日立モデル１（０４（１７４８０８）１チツプ及び液晶表示装置の形式 において設けられてもよい。制御及び配列スイッチは、複数のデュアルインライ ン（ＤＩＰ）スイッチを含んでもよく、該スイッチは、オペレーターが鼓膜モー ド、皮膚表面モード、華氏、摂氏、口中測定、又は直腸等価測定を選択すること を可能にする。同様の機能選択スイッチが、上述のｒ　ＦｉｒｓｔＴａｍｐ　Ｊ 鼓膜温度計において使用される。

マイクロコンピュータ−３０によって実行される操作プログラムは、マイクロコ ンピュータ−３０の内部リードオンリーメモリー（ＲＯＭ）又はＥＦＲＯＭに蓄 積されてもよい。

計測された体温を測定するために使用される多項式アルゴリズムの蓄積を可能と するために、別のメモリー３６がマイクロコンピュータ−へと接続される０例と して、このメモリーは、ＲＯＨＭから製品として入手可能な、１キロビツトの電 気的消去可能プログラム可能リードオンリーメモリー（ＥＥＰＲＯＭ）を含んで もよい。センサー１０．１２．及び２６からの信号は、アナログ大刀及び調整回 路３８を通して供給される。この後者の回路は、ＲＣＡがら製品として入手可能 な、モデルＮｏ、　７４ＨＣ４０５１人カマルチブレクサーチップによって提供 されてもよい。この回路からの信号は、ＡＤ変換器４０を通ってマイクロコンピ ュータ−３０へと供給される。これ（ＡＤ変換器）（ＡＤＣ）は、置ＥＤＹ’Ｎ Ｅがら入手可能な、モデルＮｏ、　ＴＳＣ５００集積回路によって設けられても よい。電ｇ４２は、好ましくは９ｖアルカリ電池の形式をとる。

この源からの直流電流は、＊整腸回路４４へと供給される。

この調整器回路は、電源制御装置４６へ５ｖ正信号を提供し、該装置は、Ｈに５ ■負信号を提供するために第二ｉｕ器回路４８へと接続される。調整器回路４４ は、５ＭＯ５から製品として入手可能な、モデル５ＣＩ７７１０ＹＢＡ集積回路 の形式において設けられてもよい、！！１ｌｌＩ器回路４８は−置ＥＤＹＮＥか ら製品として入手可能な、モデルｌｏ、　ＴＳＣ７６６０集積回路によって設け られてもよい。電源制御装置４６は１体温計が監視モードになる時、待機電源以 外の全てを遮断することができる。電源制御は、簡単な電界効果トランジスタ（ ＦＥＴ）の形式をとってもよい。

アナログ入力調整回路３８及びＡＤ変換器４０の双方とも、電圧リファレンス回 路５０（図２）へと接続される。この電圧リファレンス回路は、ＭＯＴＯＲＯＬ Ａから製品として入手可能な、モデル！１ｃ１４０３０集積回路によって設けら れてもよい。外部キャリブレーション装置ｉ　５２は、装置をキャリプレートす るためにマイクロコンピュータ−３０へと接続されてもよい、以下に図７に関連 して説明されるように、この装置は、外部コンピューターを含み、該コンピュー ターは、その内部直列出入口を通してマイクロコンピュータ−３０と連通ずる。

オペレーターの動作を促したり、新しい衛生使い捨てカバ一つまりスペキュラム のプローブ上への設置の失敗、及び電池電力低下状況等の他の状況を警告するた めの可聴ブザーを提供するために、オーディオスピーカー５４が、マイクロコン ピュータ−によって駆動される。

我々の体温計の好ましい実施態様は、ブランクの法則やステファン・ボルツマン 方程式などの放射照度の物理学的法則に関して、部品の相互作用を表す、固定さ れた一組の方程式を使用しようとする。先行技術の赤外感知体温計とは著しく異 なる方法にて操作する。これら先行技術体温計のいくつかは、導波管とサーモパ イルとの間の温度の差違による成分を引くことによって、算出された体温を補正 する。

我々の発明によって用いられるアプローチは、放射照度の物理的特性というより むしろ複合システムモデリングの分野からきている。我々は、詳細にわたる実験 の後に、全ての入力とターゲット温度との間の関係は、決定するのに余りに複雑 であることを発見した９代りに、我々の体温計の好ましい実施！！様のキャリブ レーションの間に、ターゲット温度と周囲温度の充分な数の例を表わすマトリッ クスがつくられる。

したがって多次元面は、入力間の相互関係の物理的特性に関係なく、入力を計湧 された出力に関連させてマツプされる。

例えば９８°Ｆ　（３６，７℃）の所定のターゲット温度は、３１マイクロボル トのサーモパイル電圧、１２３４オームの周囲温度センサー抵抗、及び４３２１ オームの光学導波管温度センサー抵抗に対応するであろう、９８°Ｆ　（３６， ７℃）の出力は、具体ターゲットの温度に対する３つの入力のキャリブレーショ ンマツピングの結果である。我々の体温計の好ましい実施態様は１周囲温度が何 度であるのが、導波管温度が何度であるのか、サーモパイルの応答性がどれだけ であるのかは、測定しない。

キャリブレーションの間、我々の体温計の好ましい実施態様は、 ｌ）体温計は、目的ターゲット範囲のスパンをカバーする黒体ターゲットのシー ケンスに対して露出される。

２）周囲温度は１Ｍ述した露出のシーケンスの間に１ｇ的操作範囲のスパンをカ バーする種々の設定を通して循環させられる。

３）それぞれのターゲット温度のために、サーモパイル、周囲温度センサー、光 学導波管温度センサー及び零増帽値からの信号が集められる。

４）以上が完了すると、入力の組は、多−次回帰式技術に従って、その出力へと マツプされる。種々の入力並びにその２乗及び３乗は独立変数であり、ターゲッ トは従属変数である。

５）カーブフィツトの結果は、−組の１３個の係数であり。

これらの係数はターゲット温度を測定する計測時に用いられる。

計測時において、我々の体温計の好ましい実施態様は、１ン４つのデジタル変換 された久方電圧を読む。

Ｂ）周囲温度センサー電圧（Ｖ　） Ｃ）導波管温度センサー電圧（Ｖ　） Ｄ）零増幅電圧（Ｖ　） ２）ターゲット温度Ｔｔは、キャリブレーションの間に測定さｈる１３個の係数 （ａニーａ０、）を有する下記のアルゴリズムを用いて計算される。

Ｔｔ”ａｘ　＋　ａｍ　＜ｖ、　ｖｏ＞　＋　ａｉ（Ｖｔ　Ｖｎ）”　＋　ａ４ （Ｖｔ−■、）”　＋　ａ、Ｖ、＋　ａｓＶａ”＋ａ、Ｖ８ｊ＋ａ、Ｖ、＋ａ、 Ｖ、”＋ａ１゜Ｖ、’　十ａ　Ｌｚ　（Ｖｔ　−ｖ、ｖ８）十ａ　１ｚ　（Ｖ、 Ｖ、’７）”　”　ａ　Ｘ　３　（”ｖ　ｔ　−Ｖ。ｙ、）３上記されているア ルゴリズムの２乗項及び３乗項は、お互いに関して、方程式のいくつかの項を非 常に大きく、また別のいくつかの項を非常に小さくする。我々の体温計の好まし い実施態様は、限定されたプログラムメモリー、限定されたスクラッチパッドメ モリー、コンスタント蓄積のための限定されたメモリー及び限定された処理速度 を有する小さなマイクロプロセッサ−を利用する。この比較的小さなマイクロプ ロセッサ−の資源を最適化するために、アルゴリズムにおける項の相対絶対値の 大きな差違が、浮動小数点数を利用して最もよく適合される。かような数は２つ の部分を有する、すなわち指数部と仮数部である。仮数は、最も多くのビット数 を必要とする。比較的小さなマイクロプロセッサ−が、最も効率のよい態様にて 上記アルゴリズムを用い１体温を計算することを可能とするために、浮動小数点 数の仮数のサイズは限定されなければならない、仮数のサイズを限定することは 。

算術演算のコーディングにおけるプログラムメモリーを節約し、数字が少ないの でスクラッチパッドメモリーとコンスタントメモリーのサイズを節約し、はとん どプロセスに対するビットがないので処理時間を節約する。しかしながら、仮数 のビット数が減少されると、打ち切り誤差により大きな数が小さな数に加えられ る時に、いくらかの精度が失なわれる。

この誤差を許容範囲内に保つために、加えられる数の大きさの差違は限定される 範囲内に維持されなければならない。

前述の１３個の係数のアルゴリズムにおいて述べられなかったが１本明細書中で ０ＦＦＳＥＴと称するコンスタントを回帰式中の１以上の項に加えることによっ て、結果の精度に影響をおよぼすことなしに、アルゴリズムの係数が変えられ、 同時に打ち切り誤差を減少させることができるということを我々は発見した。こ の０ＦＦＳＥＴコンスタントの選択において、多数の試行回帰が行すれる１次に 、どのセットの係数が最小の打ち切り誤差を有するかを決定することが必要であ る。２つの可能な解決法がある。まず最初に、多くの試行計算が１選択されたマ イクロプロセッサ−あるいは１選択されたマイクロプロセッサ−の浮動小数点パ ッケージのソフトウェアあるいはハードウェアエミュレーションで遂行され得る 。

別のアプローチは、係数それ自体を考察することによって。

どのセットの係数が最良の結果を生ずるかを決定する二とである。この後者のア プローチは実行するために最小量の時間と出費しか必要としないので、最も望ま しい、この２番目のアプローチを行うために５測定値あるいは統計値の切捨てが 要求される。我々は、係数の比から得ることができる。かような統計値を明らか にした。我々の明らかにした比は。

Ｔｓｔａｔ　”　ａ　１　＋　ａ　ｘ　／　ａ　ｘ　＋　ａ　ｓ　／　ａ　ｓ　 ＋　ａ　ｓ　／　ａ　９　＋　ａ　１　Ｌ／　ａｉ２最も低いＴｓｔａｔを有す る回帰式は１次に最小の打切り誤差を生じる可能性が最もある回帰式として選ば れる。

サーモパイルと導波管との間の熱平衡の範囲の決定は、我々の体温計の好ましい 実ｋＭ様では可能ではない。これは。

サーモパイルに取り付けられたセンサーも導波管に取り付けられたセンサーも互 いに、もしくはいかなる温度尺度に関してもキャリプレートされないからである 。したがって我々の体温計の好ましい実施態様は、キャリブレーション時間ある いは温度測定時間にて、どの程度までセンサーが互いに平衡であるのか決定する ことができない。かような測定は赤外放射から体温を画定する我々の新しい方法 には不必要である。

我々の体温計の好ましい実施態様には、赤外センサーからの電気的信号を補正す るための手段はない。補正の概念は。

我々の発明のキャリプレーシコンまたは測定方法には適用できない、キャリブレ ーション時間に決定された１３次元面マツプに従ってターゲット温度を生ずるた め、すべてのセンサー人力がマツプされる。いかなるセンサー人力も、いかなる 他のセンサー人力を補正するために使用されない。いかなる中間（未補正）温度 も測定されない。

我々の体温計の初期設計段階の間に、サーモパイルと導波管との間の温度差違を 補正する先行技術のアプローチを用いる補正技術が検査された。しかしながら、 条件の充分な範囲に渡る補正及び個々の部品における許容誤差の許容できない蓄 積を補正することが不可能であるため、我々は、この先行技術アプローチを断念 した。この失敗は１本発明を結果として生ずる極端に異なるアプローチを促した 。

図３は１本発明の鼓膜体温計の第１実施態様の操作の全体フロー図である。

図４は１体温を測定するため好ましい実施態様によって遂行さ九る工程のフロー 回である。

我々の体温計の好ましい実施Ｍ様は、また好ましくは「予想」特徴を組込む。操 作者の間で、プローブ１４の外耳孔への挿入と５ＣＡＮボタンの押込みとの間の 時開間隔は異なるであろう。降下の影響のために、この操作者間の変這は、異な る温度が計測されるという結果となり得るであろう０図６のグラフを参照すれば 、降下は、「平坦な」波形を防止することが理解され得る。降下がサンプル温度 を減少した後に。

操作者が５ＣＡＮボタンを押す場合、ピーク温度は失なわれる。上記のように、 解決は、プローブカバーすなわちスペキュラムが、まずプローブ先端１４ａをお おって据え付けられるｔＢにおいて、サーモパイルの出力をサンプリングし始め ることである。サンプルは１秒サーキュラ−リストにセーブされ得る。５ＣＡＮ ボタンが押されると、サーモパイルの出力のサンプリングは更に１秒間続く。マ イクロプロセッサ−３０は２次に、２秒のサンプルからピーク値を選択する。Ｓ ＣＡ　Ｎ　ホタンの押圧の前の最初の１秒インターバルは、　ｔＲからｔｒとし て表わされる。第２の１秒インターバルはｔ、ＩからｔＥである。

図４を参照すれば、以下に説明される機構は、スベキュラムすなわちプローブカ バーの体温計上への据え付けを感知する。プローブカバーがＯＮであることを示 す信号がマイクロコンピュータ−３０へと送られる。マイクロコンピュータ−は 、次いで、１秒間に１６サンプルの割合でサーモパイルの出力をサンプリングし 始める。サーモパイルのアナログ出力信号のデジタル変換された値は、サーキュ ラ−リストに蓄積される。一旦５体温計のＳＣＡＭボタンが押されると、マイク ロコンピュータ−はサーモパイルの出力を１４回サンプリングし、次いで周囲セ ンサーと導波管センサーの出力を１つにつき１度サンプリングし、これら出力信 号のデジタル変換された値を蓄積する。加えて、マイクロコンピュータ−は、零 増幅電圧（Ｖｎ）をサンプリングし、そのデジタル変換された値を蓄積する。マ イクロコンピュータ−は、次いで、前スキャンサーキュラ−リスト及び後スキャ ンサーキュラ−リストからピークサーモパイル出力信号をサーチする。第２及び 第３センサー出力と零増幅電圧のデジタル値と共に、このビークサーモパイル出 力信号のデジタル値を用いて１体温が、前述のアルゴリズムを利用して計算され る。このアルゴリズムは、キャリブレーションマツピングについてなされた多− 次回帰式技法によって創比されたものである。

プリント回路基板５８上のリードスイッチ５６（図ＩＡ）は、往復エジェクター スリーブ２８に載置されたマグネット５９によって付勢される。プリント回路基 板はプローブ部１４ｂの後部端へとｆｉ置される。スペキュラム２３がプローブ 先端１４ａをおおって設置される時、その後部端はスリーブ２８の前方端を係合 し、スプリングＳを圧縮してスリーブをその後退位置へと押す。これは、マグネ ット５９をリードスイッチ５６から離れるように移動させ、スペキュラムが設置 されたことをマイクロプロセッサ−３０に伝える信号を図２の回路へと送る。次 いで、これは、マイクロプロセッサ−に１秒当り１６の割合でサンプル測定を開 始させる。

前述の型式の体温計の大量生産の間に１体温計は、その組立の完了時にキャリプ レートされなければならない。図７は。

３個一組の複数の鼓膜体温計６１を支持するパレット６ｏの拡大平面図である６ それぞれの体温計のプローブは、パレットの対応する穴（目視できず）を通して 下方に突出する０図８は１本発明の好ましい実施態様を具現化する複数の鼓膜体 温計をキャリプレートするために用いられる装置の図解説明図である０体温計を 載せた複数のパレットは、第一所定周囲温度に設定された周囲環境室６２内に設 置される。１つの適当な周囲環境試験室は、カリフォルニア州アーバインのＣｙ ｂｏｒｔｒｏｎｉｃｓ　Ｉｎｃ、から商業的に入手し得るＣＹＢＯＲＴＲＯ！１ Ｉｃｓシリーズ３０００である。試験床６３は１周囲環境室の中心に位置される 。試験床は、８５°Ｆ　（２９，４℃）、９５°Ｆ（３５，０℃）、１０２°Ｆ 　（３８，９℃）及び１１０°Ｆ（４３，３℃）の精密温度に維持される３つの 黒体ターゲットの４個のセット６４，６６．６８及び７０を支持する。黒体ター ゲットは、以下により詳細に説明されるように、温度を正確に維持するためにそ の中を流れる水を有する。水は流れて、別個のパイプ７２，７４，７６及び７８ を通して各４個のセットのターゲットへと戻る。これらの別個の水パイプは、対 応温度制御ポンプユニット８２，８４．８６及び８８へと供給する単一の線とし て略して示される。１つの適当なポンプユニットは英国ケンブリッジのＴｅＣｈ ｎｅ　Ｌｔｄ、から商業的に入手し得るＴｅｌ１ρｅｔｔｅ　ＴＥ−８Ｄである 。

外部コンピュータ９０（図８）、好ましくは、　ＩＮ置　４８６マイクロプロセ ツサーを組み込んでいるＩＢＭ互換パーソナルコンピュータは、具体ターゲット のセット６４，６６．６８及び７０の温度に関して試験床６２から信号を受理す る。

図９を参照して、６４などの黒体ターゲットの各セクトは。

７２などの対応する別個の水パイプと整列して接続される円筒状中空容器９２を 含む、３個の円筒状容器９４．９６及び９８は、容器９２の側壁の対応する穴を 通して外方へと開放しており１図９の点線の円によって示される密封底を有する 。

キャリプレートされる体温計の対応するプローブ先端は、これらの円筒状容器内 へと下方に向けて入り、かような円筒状容器は、好ましくは、黒メンキされたア ルミニウムで作られる。故に容器は黒体ターゲットとして機能する。サーミスタ ー１００．１０２及び１０４は、熱エポキシを介して容器９４．９６及び９８の 壁へと固定される。これらのサーミスターの引出し線１００ａ、１０２ａ及び１ ０４ａは１図８で１０６にて合わせて示される対応するＡＤ変換器へと接続され る。

１２個の体温計６１が各々載せられた複数のパレット５６は１周囲環境室６２内 部に入れられ、それによりパレットは周囲環境室内で６０”　Ｆ　（１５，６℃ ）などの選択初期周囲温度にて全て平衡に達し得る。パレットは１次いで試験床 ６２の中心の支持台１０８上に手動で載せられる。これは、操作者が室の側壁の 手袋付き口を通して室内に到達することによりなされる。パレットは、体温計各 々が、そのプローブ先端を、黒体ターゲットの関連するセットの対応容器の内部 に向けるように配置される。体温計は各々１図８の線１１０によって表される１ ２個の連続データバスの対応する１１！Ｉを通して、及び１１２にて略図的に示 されるワイヤーハーネスコネクターセットを通して一制御コンピュータ９０へと 接続される０台１０８は、モータ（図示せず）によって９０度増大するように回 転させられ＋　８５＠Ｆ　（２７，８℃）、９５゜Ｆ　（３５，０’Ｃ）、１０ ２’　Ｆ　（３８，９℃）及び１１００Ｆ　（４３，３℃）に維持される黒体タ ーゲットをおおうように各々の体温計のプローブ先端を順次設置指向させ得る。

コンピューターは、パレット６０の回転方向の記録を保ち、したがって！１１６ に感知されたスイッチ１１４の閉鎖を介して、どのターゲットを各温度計が指向 したかの記録を保つ。

これは、パレット６０の各９０度回転時に生ずる。

センサー１０．１２及び２６からの信号を表わす各体温計のマイクロコンピュー タ−３０からの出力データは、！ｆｉｌｌＯを介して外部コンピュータ９ｏに供 給され、ウィンチェスタ−ディスクドライブの形式をとり得るメモリー１１８に ログされる。キャリブレーションは、キーボードインプットを介して操作者によ って制御され、ＣＲＴディスプレー１２０上にモニターされる。この工程は１周 囲環境室内の７０’　Ｆ（２１，１’ｃ）、８０＠Ｆ　（２６，７℃）、９０” 　Ｆ　（３２２℃）及び１００°Ｆ　（３７，８℃）の周囲温度にて繰り返また 好ましくはキャリブレーションマツピングは、移動周囲温度を刺激する態様にて 行われる。たとえば、室は６０’Ｆ　（１５，６℃）に設定され得る。１２個の 体温計を有するパレットは、７０°Ｆ　（２１，１’ｔ：）の室温にて安定化す ることが許容され得る。次いで、パレットは、室内の試験床上に設置され、体温 計が６０°Ｆ　（１５，６℃）へと冷却されている時間の間にパレットが黒体タ ーゲット上を回転される時にセンサーの出力がログされ得る。

一度、すべてのデータがメモリー１１８上に集取され、ログされると、各体温計 のキャリブレーションマツピングに近似する方程式は、上述の回帰式技法を用い て計算される。方程式の各項の係数は、対応する体温計のメモリー３６に蓄積セ ンサーの時間歴に関する情報を回帰式入力に加えることによって、マツピングを 改良することが可能であるというこ汁　とを我々は発見した。これは、特にサー モバイルについて正Ｌ　しい、サーモパイル出力は、それが現時点で判る環境に 比例人　するばかりではなく、その直前の過去での環境にも比例する。

コ　回帰式は、センサーの時間歴ＴＰＩＬＡＤ（ｔ−１）、　ＴＰＩＬＡＤ（ｔ −２）。

ＴＰＩＬＡＤ（ｔ−３）、　ＴＰＩＬＡＤ（ｔ−４）・・・等に関する情報を含 むいく）　つかの追加項目を加えることによって改良され、ここにおいてＴＰＩ ＬＡＤ（ｔ−１）は、１回期間戻ったサーモパイルセンサー読み取りを表わし、 ＴＰＩＬＡＤ（ｔ〜２）は、２回期間戻ったサーモバＫ　イルセンサー読み取り を表わし、ＴＰＩＬＡＩ）（ｔ−３）は、３＠期間前のサーモバイルセンサー読 み取りを表わす１回期間は、セＩ　ンサーの時間定数により、秒又はその倍数あ るいは分数となり得る。直線マツプが不充分な場合にマツピングをさらに改良す るために、上記パラメーターの２乗又は３乗形式が含まにおけるセンサー出力を 用いる代わりに、１個以上の低パスフィルターが、センサー出力を積分するため に用いられ得る。

センサー出力の第１及び多分第２導関数は、センサーの変化割合を測定するため に利用され得る。これらのパラメーターは、単独又は時間ｔ−１，ｔ−２等にお けるセンサー出力とスター１２及び２６は、ダイオード、　ＲＴＤ、サーモカッ プＪしあるいは集積回路を含む、他の固定時間一定温度センサーで置換され得る 。マクピングに近イ身する方程式の係数は、近似数字、多回帰式あるいは他の「 カーブフィッティング」技術によって決定され得る。値調査表は、蓄積された方 程式で体温を計算する代わりに用いられ得る。何らかの精度の低下が結果として 生ずるかもしれないが、導波管の第３センサーは省略され得る。この不正確さは 、降下を最小化するために光学ヘッド組立体を積極的に加熱することによって最 小化され得る。さもなければプローブ先端を外耳孔に挿入する際にこの降下が生 ずるであろう６周囲センサー１２によって検出される例えば７０″Ｆ　（２１１ ℃）の名目室温からの室温の変動を補なうための操作プログラムは、測定された 体温を表示する前にオフセット訂正を導入するように書かれ得る。オフセット訂 正の強さは、固定オフセットよりむしろ検出された周囲温度の関数となり得る。

したがって本発明に与えられる保護は、以下の特許請求の範囲にしたがって限定 されるのみである。

■ 図６ ）”ＩＧ、　７

Claims (26)

【特許請求の範囲】
1. １．患者の生物学的表面組織から、センサー手段に衝突する赤外放射量を表わす 第一の出力信号を発生させるための第一のセンサー手段と、前記第一のセンサー の温度を表わす第二の出力信号を発生させるための第二のセンサー手段と、対応 する出力信号に対する複数のターゲット温度のキャリブレーションマッピングを 利用して患者の体温を測定するため出力信号を処理するセンサー手段に接続した 処理手段と、測定体温の指示を使用者に与えるため処理手段に接続された手段と を含む体温計。
2. ２．生物学的表面組織により放出された赤外放射を受理し、該放射を前記第一の センサー手段へ指向させるための手段を更に含む請求項１の体温計。
3. ３．赤外放射受理指向手段の温度を表わす第三の出力信号を発生させるため処理 手段に接続した第三のセンサー手段を更に含む請求項２の体温計。
4. ４．測定体温の指示を与えるための手段が表示装置を含む請求項１の体温計。
5. ５．処理手段がキャリブレーションマッピングに近似する方程式の複数の蓄積係 数を含む請求項１の体温計。
6. ６．前記方程式がキャリブレーションマッピングについて多１次回帰式を実行す ることによって得られる請求項５の体温計。
7. ７．処理手段が所定時間間隔にわたり体温のシークエンスを測定し、そこからピ ーク体温を選択し、これを指示手段に提供する請求項１の体温計。
8. ８．前記受理指向手段が細長い導波管を含み、前記第三のセンサー手段が熱的に 導波管に結合される請求項３の体温計。
9. ９．赤外放射受理指向手段が更に導波管を囲む中空プラスチックプローブを含む 請求項２の体温計。
10. １０．第一のセンサー手段がサーモパイルを含む請求項１の体温計。
11. １１．第二のセンサー手段が第一のセンサーに熱的に結合される請求項１の体温 計。
12. １２．対応する出力信号に対する複数のターゲット温度のキャリブレーションマ ッピングが所定範囲の周囲温度にわたりとられる請求項１の体温計。
13. １３．患者の外耳孔から、センサーに衝突する赤外放射量を表わす第一の出力信 号を発生させるための第一のセンサー手段と、前記第一のセンサーの温度を表わ す第二の出力信号を発生させるための第二のセンサー手段と、生物学的表面組織 により放出された赤外放射を受理し、該放射を第一のセンサー手段へ指向させる ためのプローブ手段と、赤外放射受理指向手段の温度を表わす第三の出力信号を 発生させるための第三のセンサー手段と、所定範囲の周囲温度にわたる対応する 出力信号に対する複数のターゲット温度のキャリブレーションマッピングを利用 して患者の体温を測定するため出力信号を処理するセンサー手段に接続した処理 手段と、測定体温の指示を使用者に与えるため処理手段に接続された手段とを含 む鼓膜体温計。
14. １４．測定体温の指示を与えるための手段が表示装置を含む請求項１３の体温計 。
15. １５．処理手段がキャリブレーションマッピングに近似する方程式の複数の蓄積 係数を含む請求項１３の体温計。
16. １６．処理手段が所定時間間隔にわたり体温のシークエンスを測定し、そこから ピーク体温を選択し、これを指示手段に提供する請求項１３の体温計。
17. １７．前記プローブ手段が細長い導波管を含む請求項１３の体温計。
18. １８．前記第三のセンサー手段が熱的にプローブ手段に結合される請求項１３の 体温計。
19. １９．第一のセンサー手段がサーモパイルを含む請求項１３の体温計。
20. ２０．患者の外耳孔中に挿入可能なプローブ先端部と赤外センサーとを有するプ ローブヘッド組立体を提供し、プローブ先端部を外耳孔に挿入する前に赤外セン サーの出力をサンプリングし、出力を表わす値の第一の組を蓄積し、外耳孔中の 赤外放出が赤外センサーに衝突するようプローブ先端部を外耳孔中に挿入し、赤 外センサーの出力をサンプリングし、出力を表わす値の第二の組を蓄積し、第一 及び第二の組の値のピーク値に基づいて患者の体温を測定する各工程を含む患者 の体温を測定する方法。
21. ２１．患者の外耳孔内において放出される赤外放射を受理し、センサーに衝突す る赤外放射の量を表わす第一の出力信号を発生させるための第一のセンサーと、 第一のセンサーの温度を表わす第二の出力信号を発生させる第二のセンサーとを 有するプローブヘッド組立体を提供し、対応するリファレンス温度に各々維持さ れた複数のターゲットにプローブヘッド組立体を順次向け、各ターゲットに関す る第一及び第二の出力信号の強さのキャリブレーションマッピングを蓄積し、プ ローブヘッド組立体を外耳孔に向け、センサーからの出力信号とキャリブレーシ ョンマッピングとを利用して患者の体温を測定する各工程を含む患者の体温を測 定する方法。
22. ２２．キャリブレーションマッピングに近似する方程式をつくリ、センサーの出 力を方程式にインプットすることにより体温を測定する各工程を更に含む請求項 ２１の方法。
23. ２３．前記プローブヘッド組立体が外耳孔からの赤外放射を受理し、赤外放射を 第一のセンサーに指向するための手段と、該受理指向手段の温度を表わす第三の 出力信号を発生させるための第三のセンサーとを含み、キャリブレーションマッ ピングが各ターゲットに関する第三の出力信号の強度を含む請求項２１の方法。
24. ２４．プローブヘッド組立体が順次複数の周囲温度に維持され、各周囲温度にお いてプローブヘッド組立体は順次複数のターゲットの各々に向けられ、更にキャ リブレーションマッピングが各周囲温度における各ターゲットに対する第一及び 第二の出力信号の強度を含む請求項２１の方法。
25. ２５．プローブヘッド組立体が第二の周囲湿度に付される前に第一の周囲温度に て安定化され、プローブヘッド組立体が第二の周囲温度へ冷却又は加熱される時 間間隔の間キャリブレーションマッピングを発生させる請求項２１の方法。
26. ２６．赤外センサーと、患者の外耳孔及び鼓膜からの赤外放射を受理し、指向さ せるための導波管と、導波管の後端を赤外センサーの活性面近くに離隔するよう 導波管及び第一のセンサーを支持する手段であって熱流を最小とするためプラス チックのみでつくられる支持手段とを含む非等温プローブヘッド組立体と、該プ ローブ組立体に載置された周囲センサーと、患者の体温を測定するため赤外セン サー及び周囲センサーを接続する手段とを含む鼓膜体温計。