DE69332913T2

DE69332913T2 - Temperaturfühler

Info

Publication number: DE69332913T2
Application number: DE69332913T
Authority: DE
Inventors: Shunsuke Takaki
Original assignee: Terumo Cardiovascular Systems Corp
Current assignee: Terumo Cardiovascular Systems Corp
Priority date: 1992-11-25
Filing date: 1993-11-08
Publication date: 2003-10-30
Anticipated expiration: 2013-11-09
Also published as: WO1994012859A1; JPH06213732A; EP0670994A1; JP3375995B2; US6019507A; DE69332913D1; DE69307547T2; DE69307547D1; EP0732571B1; US6283632B1; EP0732571A1; EP0670994B1

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft einen Temperaturfühler für medizinische Anwendungen.
Zur Anwendung bei einer Mikrowellen-Überhitzungstherapie gegen Krebs sind verschiedene Thermometer verwendet worden, die zum Messen der Temperatur an den betreffenden Stellen eines Körpers eine optische Faser einsetzen. Optische Thermometer wurden aus den Gründen verwendet, um eine genaue Messung ohne Störung durch elektromagnetische Wellen zu erhalten und dem lebenden Körper keinen elektrischen Schlag zu versetzen. Nicht nur für das Überhitzungsgerät ist es wünschenswert, das optische Thermometer zu verwenden, sondern auch für Blut-Kreislaufsysteme außerhalb des Körpers, wie z. B. eine künstliche Herz-Lungen-Maschine oder ein künstliches Dialysegerät, sowie zum Untersuchen des Bluts während einer Herz-Katheterisierung, da es die Gefahr eines elektrischen Schlags reduzieren kann. Zur Zeit werden optische Thermometer angeboten, die optische Fasern hauptsächlich in vier Systemen verwenden.
Ein erstes System besteht aus einem Sensor, der als Meßwertwandler einen Halbleiter verwendet. D. h., der Halbleiter zeigt gewöhnlich einen Bandabstand an, der sich in Abhängigkeit von einer Änderung der Temperatur verändert und somit eine optische Absorption und ein damit verbundenes Lichtübertragungsspektrum anzeigt, das sich im Vergleich zu diesem verändert. Deswegen wurde ein optischer Fasersensor vorgeschlagen, der solche Eigenschaften ausnutzt (siehe z. B. die japanische, ungeprüfte Patentveröffentlichung (Kokai) Nr. 62-85832). Als Halbleiter können z. B. InGaAs und GaAs verwendet werden. Fig. 9(A) zeigt ein Beispiel des Aufbaus eines Temperaturfühlers, der einen solchen Halbleiter verwendet. Ein aus dem obigen Halbleiter bestehender Sensor 11 ist an einem Ende einer optischen Faser 10 starr angeordnet, und zwar auf der Seite, die sich näher bei einem zu prüfenden Körper befindet, und mit dem Sensor wird eine geeignete Reflektorplatte 12 in Kontakt gebracht. An dem anderen Ende der optischen Faser wird Licht mit einer geeigneten Wellenlänge einfallen gelassen (LIN): das einfallende Licht wird von der Reflektorplatte 12 über den Halbleitersensor 11 reflektiert und kehrt durch den Halbleitersensor 11 hindurch wieder zu dem Einfallsende zurück. In diesem Augenblick wird die Intensität des Lichts gemessen, um die Temperatur des zu messenden Körpers zu bestimmen. Fig. 9(B) zeigt eine Relation zwischen der Wellenlänge des Lichts in dem Halbleiter und dem Transmissionsfaktor für einen Halbleitersensor mit einer Dicke von 250 um, aus der verständlich wird, daß sich der Transmissionsfaktor in Abhängigkeit von der Temperatur ändert. (Kurve "A" zeigt die Relation bei 53ºC und Kurve "B" die Relation bei 40ºC.) Durch Verwendung dieser Charakteristika ist es daher möglich, einen Temperaturfühler zu fertigen, der in Abhängigkeit von Licht funktioniert. Jedoch fehlt diesem Verfahren bei einer Änderung der Temperatur die Genauigkeit, und es wurde für medizinische Anwendungen nicht zu einem praktischen Einsatz gebracht.
Ein zweites Verfahren besteht aus einem Sensor, der eine Änderung des Brechungsindex eines Mantelmaterials verwendet. Gemäß diesem System ist ein Temperaturfühler vorgesehen, bei dem, wie in Fig. 10(A) gezeigt ist, ein Mantel 13 von dem Ende der optischen Faser 10 entfernt und in diesem Bereich ein Behältnis 15 mit Glyzerin 14 darin angeordnet wird (siehe z. B. die japanische, ungeprüfte Patentveröffentlichung (Kokai) Nr. 59-160729). Der Brechungsindex des Glyzerins 14 ändert sich in Abhängigkeit von der Temperatur, und daher ändert sich der Winkel der Reflexion des Lichts auf der Verbindungsfläche zwischen dem Kern 16 und dem Mantel 13. Somit ändert sich die Intensität des Lichts, das vom Ende der Faser zurückkehrt (d. h. von der Reflektorplatte 12 reflektiert wird). Das Messen der Lichtmenge, die zurückgekommen ist, ermöglicht das Messen der Temperatur.
D. h., wie in Fig. 10(B) gezeigt, wird die aus der Menge des zurückgekommenen Lichts durch den Sensor umgewandelte Gleichspannung in Abhängigkeit von einer Änderung der Temperatur verändert. Daher ermöglicht die Messung der Gleichspannung das Messen der Temperatur des gemessenen Mediums. Bei dem Sensor dieses Typs hat das Ende der Sonde jedoch ungenügende Festigkeit. Darüber hinaus ist es schwierig, die Sonde in einer kleinen Größe zu fertigen.
Ein drittes System stellt einen Sensor dar, der eine Änderung der Farbe von flüssigen Kristallen verwendet. Gemäß diesem System, das eine Änderung der Farbe von flüssigen Kristallen in Abhängigkeit von der Temperatur verwendet, wird ein Sensor vorgeschlagen, der durch Befestigen eines Behältnisses 15 aus einer flüssige Kristalle 17 enthaltenden sehr engen Glasröhre an dem Ende der optischen Faser 10 hergestellt wird (siehe z. B. die japanische, ungeprüfte Patentveröffentlichung (Kokai) Nr. 57-63430). Fig. 11 ist ein Diagramm, das dessen Prinzip veranschaulicht.
Fig. 11 zeigt einen Temperaturfühler gemäß dem oben erwähnten dritten System, bei dem ein Behältnis 15 mit flüssigen Kristallen 17 in der Nähe des zu messenden Mediums angeordnet und eine optische Faser 10 mit dem Behältnis 15 verbunden ist. Ein Muster besteht darin, daß Licht an einem freien Ende der optischen Faser 10 eintreten kann und das durch die flüssigen Kristalle reflektierte Licht gemessen wird, um die Temperatur des zu messenden Mediums zu errechnen. D. h., es wird das Prinzip benutzt, daß sich die Farbe der flüssigen Kristalle in Abhängigkeit von der Temperatur und somit der Reflexionsfaktor des auftreffenden Lichts ändert.
Überdies kann gemäß diesem System die optische Faser 10 für einfallendes Licht getrennt von der optischen Faser 10' angeordnet werden, um das reflektierte Licht zu messen. In diesem Fall werden die optischen Fasern in gebündelter Form verwendet, bei der beide optischen Fasern zusammengebunden sind.
Jedoch ist dieses System kostspielig, und es besitzt eine schlechte Auflösung. Darüber hinaus beeinflussen die flüssigen Kristalle, die giftig sind, den lebenden Körper ungünstig, wenn die Glasröhre zerbricht.
Das nächste, das vierte System ist ein Sensor, der eine Änderung der Helligkeit eines fluoreszierenden Materials benutzt. D. h., die Wellenlänge der Fluoreszenz verschiedener fluoreszierender Materialien verschiebt sich in Abhängigkeit von der Temperatur. Der Temperaturfühler dieses Systems benutzt diese Eigenschaft. Fig. 12 ist ein Diagramm, welches das Prinzip dieses Systems zeigt.
Fig. 12(A) zeigt, daß das Fluoreszenzspektrum in Abhängigkeit von der Temperatur des Sensors in Intensität und Wellenlänge eine Veränderung erfährt (hier wird angenommen, daß die Temperaturen T&sub1;, T&sub2; und T&sub3; zueinander folgende Relation besitzen: T&sub1; < T&sub2; < T&sub3;). Die Kurve "C" stellt das Spektrum des Anregungslichts dar. Die Kurven D, E und F stellen jeweils das Fluoreszenzspektrum des Mediums bei den Temperaturen T&sub1;, T&sub2; bzw. T&sub3; dar. Das fluoreszierende Medium, das solche Eigenschaften besitzt, kann GaAs/AlGaAs sein, das von Asea Co. produziert wird, oder ein anorganisches fluoreszierendes Material, das von Luxtron Co. oder Omron Co. hergestellt wird, und es kann als Temperaturfühler verwendet werden.
Fig. 12B zeigt ferner einen solchen Sensor, bei dem eine optische Faser 10 mit einem Sensor 84 (in Fig. 12C gezeigt) und einer Meßeinrichtung 80 verbunden ist. Die Meßeinrichtung 80 weist eine Lichtquelle 81 (d. h. eine lichtemittierende Diode), ein die Temperatur analysierendes Teil 82 und eine Photodiode 83 auf. Der Sensor 84 weist Schichten aus GaAs 85 und AlGaAs 86 auf.
Obwohl jedoch diese Sensoren Messungen mit hoher Auflösung durchführen und gewährleisten können, besteht ein Problem darin, daß die fluoreszierenden Materialien teuer sind.
In US-A-5 052 850 wird ein Temperaturfühler mit mehreren unterschiedlichen Arten von Anordnungen offenbart. In EP-A-868 wird ein Gerät mit umkehrbar veränderlicher, temperaturabhängiger Lichtlöschung mit einem transparenten polymeren Matrixmaterial und in dem Matrixmaterial verteiltem organischem Material offenbart.
Die vorliegende Erfindung stellt einen Temperaturfühler mit kleinen Ausmaßen für medizinische Anwendung zum Messen von lokalen Temperaturen im Körper und zum Messen von Temperaturen in einem Blutkreislaufsystem außerhalb des Körpers bereit, der die Möglichkeit eines elektrischen Schlags auf den Körper reduziert sowie verringerte Kosten und erhöhte Auflösung und Zuverlässigkeit gewährleistet.
Fig. 1 ist ein Blockdiagramm des Aufbaus eines Temperaturfühlers für medizinische Anwendung gemäß der vorliegenden Erfindung.
Fig. 2 ist ein Blockdiagramm eines weiteren Aufbaus des Temperaturfühlers für medizinische Anwendung gemäß der vorliegenden Erfindung.
Fig. 3 ist ein Diagramm zum Erklären eines ersten Ausführungsbeispiels des Temperaturfühlers für medizinische Anwendung gemäß der vorliegenden Erfindung.
Fig. 4 ist ein Diagramm zum Erklären eines zweiten Ausführungsbeispiels des Temperaturfühlers für medizinische Anwendung gemäß der vorliegenden Erfindung.
Fig. 5 ist ein Diagramm, das den Aufbau eines Polymers gemäß der vorliegenden Erfindung erläutert.
Fig. 6 ist ein Diagramm zum Erklären eines dritten Ausführungsbeispiels des Temperaturfühlers für medizinische Anwendung gemäß der vorliegenden Erfindung.
Fig. 7 ist ein Diagramm, das eine Eichkurve des Temperaturfühlers für medizinische Anwendung gemäß der vorliegenden Erfindung zeigt.
Fig. 8 ist ein Diagramm, das eine Temperaturverlaufkurve des Temperaturfühlers gemäß dem dritten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung zeigt.
Fig. 9 ist ein Diagramm des Aufbaus einer Temperaturfühlereinheit in einem herkömmlichen Temperaturfühler für medizinische Anwendung.
Fig. 10 ist ein Diagramm eines weiteren Aufbaus der Temperaturfühlereinheit in einem herkömmlichen Temperaturfühler für medizinische Anwendung.
Fig. 11 ist ein Diagramm eines weiteren Aufbaus der Temperaturfühlereinheit in einem herkömmlichen Temperaturfühler für medizinische Anwendung.
Fig. 12 ist ein Diagramm eines weiteren Aufbaus der Temperaturfühlereinheit in einem herkömmlichen Temperaturfühler für medizinische Anwendung.
Fig. 13 ist eine graphische Darstellung einer Relation zwischen den Brechungsindizes und den Temperaturabhängigkeiten von einem Epoxydharz (ERL 4221), das ein die Basisphase bildendes Harz ist, und einem Acrylharz (M 113), das ein die Domänenphase bildendes Harz ist.
Fig. 14 ist ein Diagramm einer Relation zwischen dem Übertragungsfaktor und der Temperaturabhängigkeit eines Polymers der Mikrophasen-Trennungsstruktur, die das Epoxydharz und das Acrylharz enthält.
Um die dem Stand der Technik anhaftenden oben erwähnten Mängel zu verbessern, ist es Aufgabe der vorliegenden Erfindung, einen Temperaturfühler für medizinische Anwendungen, wie z. B. dem Messen einer lokalen Temperatur im Körper oder zum Messen der Temperatur in dem Blutkreislaufsystem außerhalb des Körpers, bereitzustellen, der die Möglichkeit eines elektrischen Schlags auf den lebenden Körper reduziert, wegwerfbar ist und hohe Auflösung, große Zuverlässigkeit sowie geringe Größe gewährleistet.
Um die oben erwähnten Probleme zu lösen, setzt die vorliegende Erfindung das Verfahren gemäß Anspruch 1 ein.
Insbesondere betrifft die Erfindung einen Temperaturfühler für medizinische Anwendung, der beim Messen der Temperatur an einer bestimmten Stelle des menschlichen Körpers die Möglichkeit eines elektrischen Schlags auf den lebenden Körper dank der Verwendung einer optischen Einrichtung reduziert, und der gute Genauigkeit gewährleistet und wegwerfbar ist. D. h., die Erfindung betrifft einen Temperaturfühler gemäß Anspruch 6.
Hierbei haben die Polymere Brechungsindizes, die unter Verwendung eines üblichen Brechungsindexmessers gemessen werden können, und sie sollten eine Temperaturabhängigkeit besitzen, die in dem Temperaturbereich von 25 bis 45ºC, welcher der Temperatur eines lebenden menschlichen Körpers entspricht, unterschiedlich ist.
Geeignete Polymere zur Verwendung in dem Meßwertwandler der vorliegenden Erfindung besitzen beim Brechungsindex in dem oben erwähnten Temperaturbereich eine Differenz von größer als 0,0001. Bevorzugte Polymere zur Verwendung bei der vorliegenden Erfindung haben bei dem Brechungsindex eine Differenz größer 0,001.
Bei der vorliegenden Erfindung ist der Punkt des gleichen Brechungsindex auf unter 25ºC oder über 45ºC festgelegt. Dies ist deswegen so, weil der obige Temperaturbereich derjenige ist, in welchem die Temperaturfühler für medizinische Anwendungen verwendet werden, und die Temperatur kann nicht exklusiv ermittelt werden, wenn sich der Punkt des gleichen Brechungsindex in diesem Bereich befindet.
Außerdem müssen die zwei oder weitere Polymere eine Mikrophasen-Trennungsstruktur besitzen. Dies ist so, weil im Falle einer gesamten Phasentrennung die Handhabung schwierig und die Messung der Temperatur falsch wird. Wenn die Polymere völlig kompatibel sind, wird andererseits nur ein Brechungsindex angezeigt, und der Lichtübertragungsfaktor ändert sich nicht mehr in Abhängigkeit von der Temperatur.
Die bei dar vorliegenden Erfindung verwendete Mikrophasen- Trennungsstruktur betrifft die Bedingung, bei der zwei oder mehrere Polymere bei dem Molekularpegel phasengetrennt sind, oder die Bedingung einer sogenannten "See-Insel"-Struktur.
Der Temperaturfühler für medizinische Anwendungen gemäß der vorliegenden Erfindung verwendet die oben erwähnte technische Konstruktion. Der Temperaturfühler bewirkt nämlich, daß sich der Lichtübertragungsfaktor in Abhängigkeit von einer Temperaturänderung verändert, wobei der Temperaturfühler aus Polymeren gebildet ist, die mit einem Bereich in Kontakt gebracht werden, von dem die Temperatur gemessen werden soll, oder die in die Nähe des Bereichs gebracht werden, dessen Temperatur gemessen werden soll. Die Intensität des Lichteinfalls durch die optische Faser wird mit der Intensität des Lichts verglichen, das durch das Polymer hindurch gelangt ist, und eine Änderung zwischen diesen wird erfaßt, um die Temperatur des zu messenden Bereichs zu messen.
Bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung wird eine Lichtreflexionseinrichtung aus einer geeigneten Reflektorplatte an den Polymeren als integrierte Struktur angebracht, der Lichteinfall durch die optische Faser von der Lichtreflexionseinrichtung über die Polymere reflektiert und dann wieder durch die Polymere geleitet, und das reflektierte Lieht wird gemessen, um die Temperatur des zu messenden Bereichs zu messen.
Nun werden Ausführungsbeispiele des Temperaturfühlers für medizinische Anwendung gemäß der vorliegenden Erfindung unter Bezugnahme auf die Zeichnungen ausführlich beschrieben.
Fig. 1 ist ein Diagramm der Komponenten eines Ausführungsbeispiels des Temperaturfühlers für medizinische Anwendung gemäß der vorliegenden Erfindung, die eine Lichtquelle 1 zum Bestrahlen mit Licht, eine zwischen dem zu messenden Bereich 2 und der Lichtquelle 1 angeordnete optische Faser 10, eine Recheneinheit 3, die die Temperatur des zu messenden Bereichs 2 errechnet, indem sie das reflektierte Licht von dem Ende der optischen Faser, das sich dicht bei dem zu messenden Bereich 2 befindet, aufnimmt, ein Polymer 5, das an einem Ende der optischen Faser 10 nahe dem zu messenden Bereich 2 angeordnet ist und dessen Lichtdurchlaßgrad sich in Abhängigkeit von der Temperatur ändert, und eine Reflexionseinrichtung 6 aufweist. Es ist erwünscht, daß die Recheneinheit 3 der vorliegenden Erfindung mit einem Lichtsensor 4 versehen ist.
Das Polymer 5 wird vorzugsweise komplett mit einer Lichtreflexionseinrichtung 6 eingesetzt, die eine geeignete lichtreflektierende Platte oder dergleichen sein kann. Es ist erwünscht, daß der Lichteinfall von einer geeigneten Lichtquelle 1 durch die optische Faser tritt, von der Lichtreflexionseinrichtung 6 reflektiert und über die optische Faser zu der Recheneinheit 3 zurückgeschickt wird, die einen vorgegebenen Rechenprozeß ausführt, um die Temperatur des zu messenden Bereichs zu errechnen.
Gemäß der vorliegenden Erfindung kann außerdem ein in den Temperaturfühler für medizinische Anwendungen eingesetzter optischer Meßwertwandler 20 (der das Polymer 5 und die Lichtreflexionseinrichtung 6 enthält) entweder, wie in Fig. 1 gezeigt, an das Ende der optischen Faser dicht an dem zu messenden Bereich 2 befestigt oder, wie in Fig. 2 gezeigt, nahe dem Ende der optischen Faser, aber von ihr getrennt, angeordnet werden.
Gemäß der vorliegenden Erfindung verwendet die Temperaturfühlereinheit 25, wie in Fig. 3 gezeigt, einen optischen Meßwertwandler 20, der das Polymer 5 enthält, dessen Lichtdurchlaßgrad sich in Abhängigkeit von der Temperatur ändert. Ferner wird an dem Polymer 5 eine geeignete Lichtreflexionseinrichtung 6 als Struktureinheit angebracht, und der Reflexionsfaktor des aus der Temperaturfühlereinheit 25 austretenden Lichts ändert sich in Abhängigkeit von der Temperatur des, zu messenden Bereichs 2 (nicht gezeigt), nachdem das Licht auf die Temperaturfühlereinheit 25 gefallen und von ihr reflektiert worden ist.
Der Aufbau des in der vorliegenden Erfindung verwendeten Polymers und ein Verfahren zu seiner Herstellung sind, wie nachfolgend beschrieben, bevorzugt.
Zuerst wird in Fig. 5(A) die Funktionsweise des Polymers 5 gezeigt, das für den optischen Meßwertwandler 20 verwendet wird. Das Polymer 5 wird durch Aushärten einer Mixtur aus z. B. zwei oder mehreren Arten von Monomeren (die unterschiedliche Brechungsindizes haben, wenn sie ausgehärtet sind) und einem geeigneten Aushärtungsmittel oder mehreren Aushärtungsmitteln gewonnen. Das Polymer 5 besitzt wegen der Phasentrennung während der Aushärtung eine Domänenphasenstruktur n&sub1; von größer als 1 um. Die Domänenphase n&sub1; und die Basisphase n&sub2; haben unterschiedliche Brechungsindizes und unterschiedliche Temperaturabhängigkeiten. Daher ändert sich die Differenz des Brechungsindex (d. h. sie steigt) als Funktion der Temperatur, und die Lichtstreuung auf Grund der Domänenphase ändert sich und verursacht eine Änderung (d. h. eine Abnahme) des Lichtdurchlaßgrads des ausgehärteten Produkts.
Hier wird gewünscht, daß die Temperatur bei gleichem Brechungsindex zumindest tiefer als die Körpertemperatur oder höher als 45ºC ist.
Da die Änderung des Brechungsindex umkehrbar ist, kann der optische Meßwertwandler 20 für die Messung von Temperaturen verwendet werden. Als Beispiel für die Anwendung dieses Materials für die Temperaturfühlereinheit 25 sollte eine Reflektorplatte 6 an einer Oberfläche desselben angebracht werden, wie in Fig. 5(B) gezeigt ist, um die Messung des reflektierten Lichts zu erleichtern. Die Reflektorplatte 6 kann durch Aufbringen oder Festkleben eines dünnen Metallfilms wie z. B. Silber, Aluminium oder Gold gebildet werden. Dann kann eine Änderung der Temperatur als Änderung beim Brechungsindex festgestellt werden. Dies wird gemäß der nachfolgend gezeigten Gleichung von Rayleigh-Gans-Debye festgestellt.
I(t)/I(0) = Exp(-QL)
m = n&sub2;(Basis)/n&sub1;(Domäne)
wobei
I(t): übertragene Lichtintensität bei Tº
I(0): Lichteinfall-Intensität
a: Radius der Domäne
n: Brechungsindex
λ: Wellenlänge
L: Länge des Lichtwegs
t: Temperaturfunktion
bedeuten.
Gemäß der vorliegenden Erfindung mißt der Temperaturfühler für medizinische Anwendung Temperaturen in einem Bereich von 25ºC bis 45ºC. Ein Material mit einer solchen Empfindlichkeit und Linearität, Aushärtungseigenschaften, Dicke und Wellenlänge sollte so festgelegt werden, daß es über diesen Bereich eine Auflösung von 0,1ºC erreicht. Insbesondere sollte eine Differenz beim Brechungsindex größer als 1 · 10&supmin;&sup4; sein.
Für die vorliegende Erfindung verwendete geeignete Polymere 5, einschließlich eines durch Mischung erzielten ausgehärteten Produkts, sind z. B.
(1) eine kationisch polymerisierbare Mischung mit Epoxidgruppen (100 Teile);
(2) eine radikalisch polymerisierbare Mischung mit ungesättigten Gruppen (1 bis 100 Teile);
(3) ein kationischer Polymerisationsinitiator (0,1 bis 10 Teile); und
(4) ein radikalischer Starker für die Polymerisation (0,1 bis 10 Teile).
Geeignete kationisch polymerisierbare Zusammensetzungen (1) enthalten alizyklische, aliphatische und aromatische Epoxidharze oder dergleichen. Vorzugsweise kationisch polymerisierbare Zusammensetzungen enthalten aromatische Epoxidharze. Geeignete radikalisch polymerisierbare Zusammensetzungen (2) enthalten Acrylmonomere, Oligomere oder dergleichen. Geeignete Ausgangszusammensetzungen (3) und (4) können entweder von einer durch Wärme polymerisierbaren Art oder von einer leicht polymerisierbaren Art sein. Wünschenswert wäre jedoch, wenn die Zusammensetzung (3) ein durch Wärme polymerisierbarer kationischer Polymerisationsinitiator und die Zusammensetzung (4) ein leicht polymerisierbarer radikalischer Starter für die Polymerisation wäre.
Das Thermometer, das den obigen optischen Meßwertwandler 20 verwendet, ist, wie in den Fig. 1 und 2 gezeigt, aus einer Temperatursonde oder einer Temperaturzelle, die aus einer optischen Faser angefertigt ist, einer Polymer- und einer Reflektorplatte, einer Lichtquelle und einer Recheneinheit auf gebaut, die einen Lichtsensor enthält. Falls gewünscht, kann eine Anzeigevorrichtung 21 vorgesehen werden, wie in den Fig. 1 und 2 gezeigt ist.
Die Temperaturfühler der in den Fig. 1 und 2 gezeigten Art können wie nachfolgend beschrieben verwendet werden. D. h., der Temperaturfühler von der Art der in Fig. 1 gezeigten Sonde, bei der der optische Meßwertwandler 20 an einer einzigen Faser mit einem kleinen Durchmesser montiert ist, wird für die Messung lokaler Temperaturen am lebenden Körper verwendet, und der Temperaturfühler von der in Fig. 2 gezeigten Art, bei dem eine Zelle mit einem Meßwertwandler getrennt angeordnet und mit einem Faserbündel verbunden ist, wird für die Messung von Temperaturen im Kreislaufsystem außerhalb des Körpers verwendet.
Die in der vorliegenden Erfindung verwendete optische Faser 10 kann entweder ein Faserbündel oder eine einzelne Faser sein. Das Faserbündel wird an einem Ende in zwei Teile verzweigt, die mit der Lichtquelle 1 und dem Lichtsensor 4 verbunden werden. Wenn die einzelne Faser verwendet wird, kann ein Strahlaufteiler oder ein Lichtkoppler getrennt vorgesehen werden, um das Licht von dem optischen Meßwertwandler 20 zu dem Lichtsensor zurückzuführen.
Als Lichtquelle 1 kann eine lichtemittierende Diode (LED) ein Halbleiter-Laser (LD), eine Xenonlampe, eine Halogenlampe oder dergleichen verwendet werden. Als Lichtsensor 4 kann eine Photodiode, ein Photoelektronenvervielfacher, CdS oder dergleichen verwendet werden.
Bei dem Temperaturfühler der vorliegenden Erfindung wird die Temperatur durch Verwendung von zwei oder mehreren Wärmequellen geeicht, deren Werte bekannt sind. Im Fall einer Einzelfasersonde wird der Temperaturfühler durch Eintauchen des Sensors in sterilisiertes Wässer, das z. B. auf 30ºC und 40ºC gehalten wird, geeicht. Im Fall der Zelle wird die Eichung durch Zirkulieren von sterilisiertem Wasser mit einer konstanten Temperatur durchgeführt.
Nachfolgend wird ein bevorzugtes Verfahren zum Herstellen des oben erwähnten, in der vorliegenden Erfindung verwendeten Polymers 5 beschrieben. Das Polymer 5 besteht aus einem Epoxidharz und einem Acrylharz und kann als Material verwendet werden, das die oben erwähnten Eigenschaften zeigt. Ein ausgehärtetes Material mit einer wie in Tabelle 1 gezeigten Mischung kann nämlich als Polymer 5 verwendet werden und zeigt einen linearen Verlauf, wenn es zum Messen der Körpertemperatur über einen bestimmten Bereich angepaßt wird. Das Aushärten besteht aus einer Bestrahlung mit ultravioletten Strahlen mit einer Intensität von ungefähr 30,5 mW/cm² und einer Wärmebehandlung mit 120ºC für eine Stunde und dann für eine weitere Stunde mit 150ºC. Wenn die Quelle der Lichtstrahlen eine Wellenlänge von 850 nm hat, zeigt eine Temperatursonde, die das obige Material (mit einer Dicke von 2 mm) verwendet, eine Empfindlichkeit von -0,048 V/ºC, eine Auflösung von -0,021ºC/mV und einen linearen Verlauf zwischen 25ºC und 45ºC. Tabelle 1
¹"ERL 4221" = 3,4-Epoxid-Cyclohexylmethyl-3',4'-Epoxid-Cyclohexancaloxyrat.
²"M-113" = CH&sub2;=CHCO-(OC&sub2;H&sub4;)&sub4;-O-C&sub6;H&sub4;-C&sub9;H&sub1;&sub9;.
³"BIBE" = Benzoin-Isobutyläther.
&sup4;"UVOX" = Ar&sub3;S&spplus;SbF&sub6;&supmin;.
Es wurde das Mischen eines Polymers, das hohe Empfindlichkeit zeigt, und eine Aushärtungsmethode entwickelt. Tabelle 2 zeigt ein Beispiel für das Mischen. Das Aushärten besteht zuerst aus einem Bestrahlen der Mischung mit ultravioletten Lichtstrahlen von 30,5 mW/cm² für fünf Minuten und einer nachfolgenden Wärmebehandlung der Mischung bei 100ºC für eine Stunde, dann bei 150ºC für eine Stunde und abschließend bei 200ºC für eine Stunde. Das hochempfindliche Polymer wurde hergestellt, indem der Gehalt an Acrylharz erhöht wurde, die Acryl- Domäne durch Verwendung eines lichtaushärtenden Mittels selektiv polymerisiert wurde und dann die Epoxidphase mit Hitze polymerisiert wurde, nachdem die Acryl-Domäne gebildet worden war. Dadurch wird ermöglicht, eine "See-Insel"-Struktur mit einem großen Phasentrennungsfaktor zu erzielen. Die Phasen mit unterschiedlichen Brechungsindizes zeigen eine erhöhte Lichtstreuung, die es ermöglicht, einen Meßwertwandler zu erzielen, der hohe Empfindlichkeit besitzt. Wenn die Quelle der Lichtstrahlen eine Wellenlänge von 670 nm besitzt, zeigt ein 0,25 mm dicker Meßwertwandler eine Empfindlichkeit von -0,039 V/ºC, eine Auflösung von -0,026ºC und einen linearen Verlauf zwischen 25ºC und 60ºC. Tabelle 2
¹"DEAP" = 2,2-Diethoxy-Acetophenon
²"CP-66" = eine Mischung aus 1-(2-Butylen)-Tetrahydro-Thiophen Fluorantimonat und Propylenkarbonat, das von Asahi Denka angeboten wird.
Fig. 13 zeigt die Relation zwischen Brechungsindex und Temperatur eines Epoxidharzes (ERL 4221), das ein phasenbildendes Basisharz ist, und eines Acrylharzes (M 113), das ein phasenbildendes Domänenharz ist. Diese Harze werden bei der vorliegenden Erfindung wie in den obigen Tabellen 1 und 2 bezeichnet verwendet. Die Linie "I" zeigt eine Änderung beim Brechungsindex n&sub2; des Epoxidharzes (ERL 4221) in Abhängigkeit von der Temperatur. Die Linie "J" zeigt eine Änderung beim Brechungsindex n&sub1; des Acrylharzes (M-113) in Abhängigkeit von der Temperatur.
Wie aus Fig. 13 ersichtlich wird, hat der Brechungsindex n&sub1; des Acrylharzes (M-113) eine Temperaturabhängigkeit, die durch n&sub1; = 1,5048 - 0,00039764x t ausgedrückt wird, und der Brechungsindex n&sub2; des Epoxidharzes (ERL 4221) hat eine Temperaturabhängigkeit, die durch n&sub2; = 1,5062 - 0,00036576x t ausgedrückt wird.
Wenn die Temperatur höher wird, steigt die Differenz beim Brechungsindex zwischen den zwei Harzen an, und somit wird der Lichtdurchgang durch das Polymer stark zerstreut, und der Lichtdurchlaßgrad des Lichts nimmt ab.
Fig. 14 zeigt die Relation zwischen dem Lichtdurchlaßfaktor und der Temperatur der Mikrophasen-Trennungsstruktur, die das Epoxidharz und das Acrylharz umfaßt und ein wie im Tabelle 1 gezeigtes Mischungsverhältnis besitzt. Die Ordinate in Fig. 14 stellt das gemessene Verhältnis It/I&sub0; dar. Wie in Fig. 5(B) gezeigt ist, strahlt ein Lichtschein I&sub0; auf dessen andere Oberfläche, und ein Lichtschein It, der reflektiert wird, wird von dem Polymer ausgestrahlt. Das für die Messung verwendete Licht besitzt eine durchgelassene Wellenlänge von 632 nm.
Wie aus Fig. 14 deutlich wird, fällt der Lichtdurchlaßfaktor des Polymers mit einem Ansteigen der Temperatur abrupt ab. Vor allem fällt der Lichtdurchlaßfaktor von einer Temperatur von 32ºC bis 50ºC nahezu linear ab, wodurch ermöglicht wird, beim Messen der Temperatur des menschlichen Körpers und der Temperatur des Blutes eine hohe Auflösung zu erhalten, und somit wird ermöglicht, die Temperatur in solchen Bereichen korrekt zu messen und eine Einrichtung zu schaffen, die dafür eingerichtet ist, die Temperatur in solchen Bereichen zu messen.
Ferner haben die Erfinder eine Änderung des Lichtdurchlaßfaktors erforscht, die sich in Abhängigkeit von der Temperatur verändert, und sie haben entdeckt, daß der Faktor auf einem genügend hohen Pegel gehalten wurde, wenn der Durchmesser von Domänenpartikeln verändert wurde, z. B. von 1 um auf 10 um, sofern die Wellenlänge des Lichts auf 850 nm festgelegt und die Dicke der aus dem Polymer hergestellten Sensorplatte mit 2 mm vorgegeben wurde. Der Durchmesser von Domänenpartikeln wurde vorzugsweise auf der höheren Seite des Bereichs festgelegt, und auf diese Weise wurde die Empfindlichkeit verbessert, da der Lichtdurchlaßgrad mit einer Erhöhung des Durchmessers der Domänenpartikel ansteigt.
Durch Verwendung derselben Wellenlänge wurde festgestellt, daß sich die Empfindlichkeit mit dem Herabsetzen der Plattendicke verschlechtert hat, wenn der Durchmesser der Domänenpartikel auf z. B. 2 um eingestellt und die Dicke der Polymerplatte von 0,5 mm auf 4 mm geändert wurden.
Außerdem wurde festgestellt, daß die Empfindlichkeit mit einer Abnahme der Wellenlänge verbessert wurde, wenn der Durchmesser der Domänenpartikel auf z. B. 2 um und die Dicke der Polymerplatte auf 2 mm eingestellt sowie die Wellenlänge des Lichts von 400 nm auf 1000 nm geändert wurde.
Durch Verwendung des oben erwähnten Wissens ist es möglich, einen Meßwertwandler zu konstruieren, der zum Messen der Temperatur in einem vorgegebenen Bereich bestens geeignet ist.
Anschließend wird als weiteres Ausführungsbeispiel des Temperaturfühlers der vorliegenden Erfindung eine Temperatursonde erzeugt, indem ein Temperatur-Meßwertwandler 20 aus dem Polymer 5 an einem nichtverzweigten Teil 25 eines willkürlich zweigeteilten Faserbündels 10 befestigt wurde, das ein durchsichtiges Klebematerial verwendet, wie in Fig. 3A gezeigt ist. An den Meßwertwandler 20 wurde ein Silberbelag 6 mit einer Dicke von 0,25 mm am Ende der Sonde angeklebt, um eine Reflektorplatte zu bilden, und um diese herum wurde ein schwarzer Anstrich 26 aufgebracht, um externes Licht abzuschirmen (wie in Fig. 3A gezeigt ist). Die Lichtquelle 1 war ein Halbleiter- Laser mit einer Wellenlänge von 670 nm, und das Licht konnte an dem Ende 31 der verzweigten Faser durch eine Kollimatorlinse 30 eintreten. Das von der Meßwertwandlereinheit 20 reflektierte Licht wurde durch ein anderes Ende 32 der Faser abgenommen und auf seine Intensität gemessen, indem ein Lichtaufnahme-Element 4 verwendet wurde, das z. B. aus einer Silizium-Photodiode besteht. Das Ausgangssignal wurde über einen Vorverstärker 33 und ein Digitalvoltmeter 34 als Spannung angezeigt, und es wurde außerdem auf einem Registrierzähler 35 angezeigt. Die Sonde zeigte eine Empfindlichkeit von -0,039 V/ºC, eine Auflösung von -0,026ºC/mV, einen linearen Verlauf zwischen 25ºC und 60ºC und eine 95%ige Ansprechzeit von 30 Sekunden/70ºC.
Als weiteres Ausführungsbeispiel des Temperaturfühlers der vorliegenden Erfindung wurde ein Temperaturfühler mit einem in Fig. 4 gezeigten Aufbau hergestellt. D. h., der aus dem Polymer 5 bestehende Meßwertwandler 20 wurde nicht direkt an der optischen Faser 10 angeschlossen, sondern wurde an dem Meßteil 2 montiert, und anschließend wurde in diesen die optische Faser 10 eingebaut, um die Temperatur zu messen. In Wirklichkeit wurde das Polymer 5 an die Innenseite der Blut-Durchflußzelle 40 geklebt, die z. B. aus einem durchsichtigen Polycarbonat hergestellt ist, und dann wurde ein Silberbelag 6 angeklebt, um eine Reflektorplatte zu bilden. Das Faserbündel 10 für die Messung kann mit einem vorgegebenen Abstand an der Rückseite des Meßwertwandlers 20 in der Durchflußzelle 40 befestigt werden. Eine Befestigungseinrichtung 41 dient außerdem zur Abschirmung des externen Lichts, das auf die Zelle 40 fällt. Die Durchflußzelle 40 ist wegwerfbar, muß aber vor dem Gebrauch geeicht werden. Das Eichinstrument besteht aus einem Temperaturwächter, einer üblichen Temperatursonde und einem sterilisierten Wasserkreislaufsystem, und an dieses ist die Zelle angeschlossen und wird unter Verwendung von zwei unterschiedlichen Temperaturen geeicht. Nach der Eichung wird die Durchflußzelle mit dem Blutkreislaufsystem verbunden, um Messungen vorzunehmen. Der Temperatur-Meßwertwandler wird nicht nur als Sensor mit einer einzigen Funktion verwendet, sondern auch als eine Funkton einer Zelle, die mit weiteren Sensoren ausgestattet ist.
Bei diesem Ausführungsbeispiel kann außerdem die Durchflußzelle 40 mit einem Vinylrohr 42 oder dergleichen verbunden und die Sensoreinheit mit einem lichtabschirmenden Deckel 43 bedeckt werden, der getrennt ausgebildet ist. Dieses Ausführungsbeispiel ist dafür eingerichtet, als Zelle zum Messen der Temperatur eines Kreislaufsystems außerhalb des Körpers verwendet zu werden.
Bezüglich Fig. 6 hat der Temperaturfühler einen zur Verwendung als Temperatursonde geeigneten Aufbau mit einem kleinen Durchmesser zum Messen der Temperatur bei der Überhitzungstherapie oder zum Messen lokaler Temperaturen. Der Durchmesser ist kleiner als 1 mm. Die Faser 10 besteht aus einem Quarzkern, einem Polymermantel und einem Mantel aus einem fluorhaltigen Harz. An einem Ende 61 der Faser 10 wurde ein Meßwertwandler 25 angeordnet und an dem anderen Ende 62 wurde ein Photokoppler 63 angebracht. Wie in Fig. 6A gezeigt, wurde das Polymer 5 in flüssiger Form in die Faseröffnung eines Mantels 64 gegossen, und das andere Ende der Faser wurde unter Verwendung eines Kollimators mit ultraviolettem Licht bestrahlt, um die Acryldomäne zu bilden, und dann wurde die Epoxidphase durch Erhitzen ausgehärtet. Das ausgehärtete Polymer 5 wurde auf eine Länge von 0,25 mm bis 0,5 mm vom Ende der Faser entfernt parallel zum Ende ihrer Fläche glatt geschnitten, und auf die Schnittfläche wurde ein Silberbelag geklebt, um eine Reflektorplatte 6 zu bilden. Anstatt einen Belag zu bilden, kann die Schnittfläche, z. B. durch Vakuumverdampfung, direkt mit Silber überzogen werden. Nachdem die Reflektorplatte 6 gebildet wurde, wurde ein schwarzer Anstrich 65 auf das Ende aufgetragen, um das externe Licht abzuschirmen. Es wurde eine Lichtquelleneinheit 66, die aus einer lichtemittierenden Diode (LED) mit einer Wellenlänge von 660 nm und einem Meßfühler besteht, eingesetzt, und das erzeugte Licht wurde unter Verwendung eines Kollimators auf die optische Faser 10 fallen gelassen.
Das einfallende Licht fällt durch den Photokoppler 63 hindurch auf die Temperatursonde, und das reflektierte Licht wird durch den Koppler 63 wieder zu einem Detektor 4 geleitet, der aus einer Photodiode besteht. Das Ausgangssignal wird über einen Vorverstärker 68 und ein Digitalvoltmeter 69 als Spannung angezeigt und außerdem zur Verarbeitung an einen Mikroprozessor 70 angekoppelt. Fig. 7 zeigt eine Eichkurve der Temperatursonde. Die Empfindlichkeit war -0,077 V/ºC, die Auflösung -0,013 ºC/mV und die Sonde hatte zwischen 22ºC und 45ºC einen linearen Temperaturverlauf. Fig. 8 zeigt eine Temperaturverlaufkurve des Sensors dieses Ausführungsbeispiels. Die Reaktionszeit war ungefähr 10 Sekunden, wenn der Sensor von einer 6ºC-Umgebung (als Spannungsplateau "G" gezeigt) zu einer 75ºC-Umgebung (als Spannungsplateau "H" gezeigt) gebracht wurde.

Claims

1. Verfahren zum Herstellen eines Temperaturfühlers mit den Schritten:

Mischen einer kationisch polymerisierten Zusammensetzung, einer radikalisch polymerisierten Zusammensetzung, einem kationischen Polymerisationsinitiator und einem Radikal- Initiator zum Herstellen einer Mischung,

Ausformen des Gemisches in Form eines nahe dem Ende einer optischen Faser angeordneten Fühlers, und

Aushärten der kationisch polymerisierten Zusammensetzung und der radikalisch polymerisierten Zusammensetzung zum Bilden einer Mikrophasen-Trennstruktur.

2. Verfahren nach Anspruch 1, ferner mit dem Schritt zum Aufbringen oder Aufkleben einer dünnen Metallschicht auf der polymerisierten Zusammensetzung.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei der Fühler aufweist:

eine Lichtquelle, die Licht abstrahlt,

eine optische Faser deren eines Ende zum Empfangen von Licht von der Lichtquelle angeordnet ist,

einen nahe dem anderen Ende der optischen Faser angeordneten Wandler, der aus mindestens zwei Polymeren hergestellt ist, die unterschiedliche Temperaturabhängigkeiten des Brechungsindex aufweisen,

eine Reflektoreinrichtung zum Reflektieren des eingestrahlten Lichts, und

eine Arithmetik-Verarbeitungseinheit, die das reflektierte Licht Empfängt und die Temperatur des zu messenden Abschnitts berechnet, und wobei die Mikrophasen-Trennstruktur eine Domänenphasenstruktur aufweist, deren Länge größer als die Wellenlänge des von der Lichtquelle emittierten Lichts ist, und mit einer die Domänenphase umgebenden Basisphase.

4. Verfahren nach Anspruch 3, wobei die Reflektionseinrichtung ausgewählt ist aus der Gruppe umfassend Silber, Gold und Aluminium, und wobei die Domänenphase in der Form dispergierter Teilchen mit einem mittleren Durchmesser zwischen 1 und 10 um vorliegt.

5. Verfahren nach Anspruch 3 oder 4, wobei die Polymere ausgehärtete Erzeugnisse sind, die folgendes enthalten:

eine kationisch polymerisierbare Zusammensetzung mit Epoxygruppen, und

eine radikalisch polymerisierbare Zusammensetzung mit radikalisch ungesättigten Gruppen, und wobei die Polymere eine Differenz irres Brechungsindex größer als 0,001 über einen Temperaturbereich zwischen 25º und 45ºC und gegebenenfalls einen Punkt mit gleichem Brechungsindex aufweisen bei einer Temperatur unterhalb 25ºC oder über 45ºC.

6. Temperaturfühler herstellbar mit dem Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5 und aufweisend:

eine Lichtquelle, die Licht abstrahlt,

eine optische Faser, deren eines Ende Licht von der Lichtquelle empfängt,

einen nahe dem anderen Ende der optischen Faser angeordneten Wandler, der aus mindestens zwei Polymeren hergestellt ist, die unterschiedliche Temperaturabhängigkeiten des Brechungsindex haben und eine Mikrophasen-Trennstruktur bilden, und

eine Arithmetik-Verarbeitungseinheit, die das reflektierte Licht empfängt und die Temperatur des gemessenen Abschnitts berechnet.