核心体温测量装置的制作方法

1.本技术涉及人体参数的监测，尤其涉及核心体温测量装置。


背景技术：

2.人体温度是人体四大生命体征之一，随身体部位不同而存在差异，在生理 稳态调节系统的作用下，人体中心部位的温度(核心体温)是稳定的，是成为 人们判断人体健康与否的重要依据。保持恒定的体温，是保证新陈代谢和生命 活动正常进行的必要条件。有效地监测人体体温尤其是核心体温成为一个重要 的课题。在睡眠障碍患者辅助诊断、女性生理周期管理、生物热应变监测等场 景下，核心体温的连续监测可以获得更为准确的生物节律预测和生理状况评 估。
3.发明专利cn110840416 a公开了一种包含多个传热单元的无创核心体温 检测探头，该发明通过核心体温检测探头中至少三个传热单元组合补偿处理由 于人体横向热流不均匀所导致的测量误差。该探头未能考虑个体差异、环境温 度变化等因素导致的测量误差，抗干扰能力较差。
4.发明专利us5816706公开了一种基于两个热传导比例已知的热敏单元以 测量核心体温。该装置抗干扰能力较差，往往受到温度、风速等环境因素的干 扰，传热单元原有的热稳态会急剧变化，从而导致测温准确度较低。


技术实现要素：

5.鉴于上述问题，本技术旨在提出一种核心体温测量装置，其具有环境热 交换补偿功能。
6.本技术的核心体温测量装置，其包括：容纳元件、第一热敏电阻、第二热 敏电阻、微电热片、控制单元、温度检测单元、外壳；
7.容纳元件由各向异性的材料制成，自其第一端到第二端形成多个管道，该 多个管道的第一端和第二端分别封闭，管道内容纳有空气或泡沫或者管道内为 真空；第一热敏电阻设置在容纳元件的第一端，用于测量体表温度；第二热敏 电阻设置在容纳元件的第二端，用于测量环境温度；微电热片设置在第二热敏 电阻附近，用于主动产生环境温度变化；
8.控制单元控制微电热片工作；第一热敏电阻、第二热敏电阻连接至温度检 测单元，温度检测单元连接至控制单元；
9.外壳由绝热材料制成，形成为筒状，其第一端开口，第二端封闭，用于将 核心体温测量装置的内部与外部环境进行热隔绝，保证第二热敏电阻测得的环 境温度的变化不受外界温度的影响；容纳元件、第一热敏电阻、第二热敏电阻、 微电热片、控制单元、温度检测单元被包围在外壳内部。
10.优选地，所述容纳元件的所述多个管道为直线形状或曲线形状。
11.优选地，所述多个管道的第一端集中在所述第一热敏电阻周围；所述多个 管道的第二端集中在所述第二热敏电阻周围。
12.优选地，所述多个管道等距间隔且彼此平行。
13.优选地，在所述容纳元件的第一端设置有生物相容层；该生物相容层封闭 外壳的第一端。
14.优选地，所述第二热敏电阻与所述微电热片之间连接有良导热层。
15.优选地，所述容纳元件位于所述外壳的中心位置，且所述外壳的内表面与 所述容纳元件的外表面之间形成预定间隔。
16.优选地，所述控制单元、温度检测单元设置在电路板上。
17.优选地，所述电路板位于所容纳元件的第一端，覆盖在所述第一热敏电阻 上。
18.优选地，从所述容纳元件的轴向上看，所述第一热敏电阻的轴线与第二 热敏电阻轴线垂直设置，以进一步减少第一热敏电阻与第二热敏电阻之间的 热干扰。
19.本技术的核心体温测量装置，由于设置了微电热片，具有环境热交换补 偿功能，即使在复杂作业环境下，暴露在不同的冷热环境下，体温测量结果不 受外界温度场变化和热交换影响，从而保证在各种状态下都能够获得高精度的 体温数据。
附图说明
20.图1为本技术的核心体温测量装置的结构示意图；
21.图2为本技术的核心体温测量装置的电路部分的连接示意图；
22.图3为本技术的核心体温测量装置对模拟体温发生器进行测量实验的 示意图；
23.图4为集总参数热模型示意图；
24.图5为简化可变参数热模型示意图；
25.图6为个体化校正系数p测算流程图；
26.图7为测温精度测试bland
‑
altman图。
具体实施方式
27.下面，结合附图对本技术进行详细说明。
28.体温模拟发生器
29.本技术中用到的模拟体温发生器，其包括：圆桶容器11、第一水泵12a、 第二水泵12b、恒温水槽13。
30.圆桶容器11由abs塑料制成；圆桶容器11装有水介质；圆桶容器11的 端口通过隔热材料封闭。
31.恒温水槽13设置在圆桶容器11外部，恒温水槽13与圆桶容器11之间形 成第一管路和第二管路；第一管路和第二管路分别由隔热软管14构成；第一水 泵12a安装在第一管路中，第二水泵12b安装在第二管路中；第一管路用于自 恒温水槽13向圆桶容器11提供水介质，第二管路用于自圆桶容器向恒温水槽 提供水介质，由此构成水在恒温水槽和圆桶容器之间循环。
32.圆桶容器11内设置有测温单元15。测温单元15为热敏电阻，以测量圆桶 容器11中水介质的温度，此温度即模拟的核心体温。
33.圆桶容器11的内壁或外壁上设置有防辐射层，以防止热辐射导致的热流 失，使得所模拟的核心体温稳定。
34.第一水泵12a、第二水泵12b安装隔热箱体中，由此尽可能避免水泵本身 导致的热量流失。
35.圆桶容器11包括多个测温位置11a、11b，每个测温位置对应不同的壁厚。， 其中一个测温位置对应的壁厚为11mm。
36.圆桶容器11的高为250mm，内径为80mm，底厚为25mm。
37.由恒温水槽控制产生恒定的热量，通过第一水泵将恒温水槽中的水送到圆 桶容器中，通过第二水泵将圆桶容器中的水送到恒温水槽中，在圆桶容器与恒 温水槽之间形成热平衡，从而在体温发生器内产生了一个均匀稳定的体核热源， 这个体核热源就是用来模拟人体的体核热源，体核热源的热量通过桶壁传导到 圆桶容器的表面，使表面温度变化反映其内部体核温度的变化，这个表面温度 就是用来模拟人体体表温度。圆桶容器的桶壁用来模拟人体一定厚度的皮肤(脂 肪、肌肉和表皮等)热阻。不同壁厚对应的测温位置，代表不同厚度的皮肤所 代来的热阻。
38.桶壁厚度的计算过程如下：
39.人体皮肤导热系数λ
s
＝0.47w/(m.k)，脂肪导热系数λ
f
＝0.21w/(m.k)，正常 腹部男性皮肤皱襞(皮肤 皮下脂肪)厚度为5～15mm，女性皮肤皱襞为 12
‑
20mm。我们取平均皮厚δ＝10mm，其中表皮厚δ
s
＝2mm，脂肪厚δ
f
＝8mm， 根据导热稳态阶段，总热阻等于串联热阻之和，即公式1：
[0040][0041]
代入数据计算得皮皱平均导热系数为λ
a
＝0.236w/(m.k)。体温模拟发生器桶 壁由abs材料组成，abs材料导热系数λ
abs
＝0.2512w/(m.k)，则同样根据上述 热阻相等的原理，等价10mm皮皱厚度的abs材料厚度为 所以体温模拟发生器桶壁的主体厚度为11mm。其他 测温位置的厚度可以是9mm、10mm、12mm、13mm等。
[0042]
为既能达到实验要求又能节省材料，便于搬运，总体尺寸定为桶高250mm， 内径80mm，abs底座25mm厚，实验中加绝热材料铺垫，以减小底部热量 的流失而造成的桶壁温度不均匀。圆桶容器顶部为10mm厚密封球阀，保留单 向隔热软管孔和排气孔。圆桶容器内传热媒质为水，12v 4w的水泵安装在隔 热箱体中，避免水泵本身带来的热损失。搅动水流，使发生器内温度均匀。恒 温水槽控温精度在
±
0.05℃范围内，绘制恒温曲线测试控温能力。
[0043]
在核心体温稳定的情况下，不同测温部位由于皮肤皱襞厚度发生改变而容 易造成测量误差。因此，需要在体温发生器上设置不同的壁厚以模拟人体测温 部位的改变或不同人体皮肤皱襞厚度的差异。此外，不同的壁厚也可方便多个 测温装置进行多点测量，并行实验以加快温度计的校准。
[0044]
核心体温测量装置
[0045]
核心体温测量装置包括：容纳元件7、第一热敏电阻4、第二热敏电阻3、 微电热片6、控制单元81、温度检测单元82、外壳1。
[0046]
容纳元件7由各向异性的材料制成，导热系数在0.05～0.3w/mk之间，优 选聚醚醚酮(peek)材料，在保证较低热导率的同时也容易注塑加工。也可以 选择聚乙烯(pe)、聚甲基丙烯酸甲酯(pmma)、聚碳酸酯(pc)或聚砜(psu) 等材料。自容纳元件7第一端到第二端形
成多个管道，该多个管道的第一端和 第二端分别封闭，管道内容纳有空气或泡沫(0.01～0.1w/mk之间)。管道可以 降低径向导热，降低径向导热误差。管道允许容纳元件具有显著的各向异性， 有利于提供比轴向导热更低(2～20倍)的径向导热水平，保证测量的准确性。
[0047]
第一热敏电阻4设置在容纳元件7的第一端，用于测量体表温度；第二热 敏电阻3设置在容纳元件7的第二端，用于测量环境温度；微电热片6设置在 第二热敏电阻附近，用于产生扰动温度，以主动方式模拟环境温度的变化。
[0048]
控制单元81控制微电热片6工作；第一热敏电阻4、第二热敏电阻3通过 开关电路84连接至温度检测单元82，温度检测单元82连接至控制单元81；控 制单元81可连接有蓝牙单元83，以与外部进行通信。电池85为整个电路供电。
[0049]
控制单元采用36引脚的stm32f103tbu6，该芯片引脚少，体积小，功耗 较低，价格较低，技术成熟，性能稳定。温度检测单元采用max31865，该芯 片集成度高，精度较高，理论精度0.003，实测精度约为0.008。开关电路为模 拟开关，用于切换两个传感器的输入。蓝牙模块采用成熟的蓝牙4.0模块，功 耗较低。
[0050]
外壳1由绝热材料制成，形成为筒状，其第一端开口，第二端封闭，用于 将核心体温测量装置的内部与外部环境进行热隔绝，使得被动的环境温度的扰 动尽量的小；容纳元件7、第一热敏电阻4、第二热敏电阻3、微电热片6、控 制单元81、温度检测单元82被包围在外壳1内部，尽量与外部形成热隔绝。
[0051]
容纳元件7的多个管道为直线形状或曲线形状。曲线形成的管道在保证通 道长度的情况下，可以使得容纳元件7的高度尽可能地小。
[0052]
多个管道的第一端集中在第一热敏电阻4周围；多个管道的第二端集中在 第二热敏电阻3周围，使得环境温度对体表温度的影响尽量地小。多个管道等 距间隔且彼此平行。
[0053]
在容纳元件7的第一端设置有生物相容层；该生物相容层封闭外壳1的第 一端。本技术中的生物相容层可以上生物相容性胶体。生物相容性层设置在电 路结构下且生物相容性层用于粘性连接人体皮肤与核心体温测量装置。其中， 生物相容层与绝热外壳紧密贴合，保证隔绝环境剧烈温度扰动的同时，能够满 足长期监测的需求。
[0054]
第二热敏电阻3与微电热片6之间连接有良导热层5，以使得通过微电热 片6施加的主动式环境扰动能够快速地反映到第二热敏电阻3上。
[0055]
容纳元件7位于外壳1的中心位置，且外壳1的内表面与容纳元件7的外 表面之间形成预定间隔。外壳1内可以是将空气抽空，进一步避免外部温度对 外壳内部温度的影响。
[0056]
控制单元81、温度检测单元82、蓝牙单元83、开关电路84设置在电路板 8上。
[0057]
电路板8位于容纳元件7的第一端，覆盖在第一热敏电阻4上。
[0058]
第一热敏电阻4与第二热敏电阻3平行地设置。
[0059]
采用fluke温度计为参比设备，对热敏电阻的测量进行校准。校准实验测 试记录如表1所示。误差值约为0.003～0.01℃之间，使用卡尔曼滤波，基本 稳定在0.01℃的精度。温度测量值通过蓝牙无线传输至上位机。
[0060]
表1温度传感读值校准实验表
[0061][0062][0063]
注释：每个水浴温度下读值10次，结果为mean
±
sd。
[0064]
建立双通道热量流动模型
[0065]
假设人体组织传热系数为kg≈45w/m2k，结构化容纳元件7轴向传热系数 kv≈50w/m2k，良导热层5的传热系数ks≈401w/m2k，测量装置检测近体表皮 温度ts，远体环境温度te，其中主热流从身体组织进入热流绝缘体并从近体的 温度传感元件流向远体的温度传感元件，则由公式2可计算得出人体核心温度 tcore。
[0066][0067]
建立可变参数热模型
[0068]
简单来说，生理温度场由内部温度tc、表皮温度ts、环境温度te及三者 之间的相互联系组成。
[0069]
内部温度场主要由体表组织内部产热源物质及热学特性相似的物质组成 (皮肤、脂肪等)，一方面包括内部物质化学能转化为热能过程中能量转化效率 (生理状态变化，如进食、运动等)，根据生理状态水平的不同，不同物质化学 反应提供的能量参差不齐；另一方面当生理活动处于正常状态下，深层组织和 体表组织结构在热学特性上表现与绝热材料热学特性高度一致，这两部分共同 反映了内部温度变化最为灵敏的结构，以上就是内部温度场的组成。表皮温度 场由皮肤表面以及皮肤结构形状共同决定，不同的肤色、毛发、部位的热学性 质表现出较大差异，吸热和导热效率体现了皮肤表明的热学特性，而皮肤的外 部形状测算方法可根据放置部位、毛发长度及放置表面面积结合内部温度场进 行具体设计，其目的主要是尽可能的降低接触表面积，减少散热效率，以获得 更精确的测温数值。外
界温度场由外界环境决定，外界环境因素包括空气温度、 湿度以及外界空气流速都会不同程度的影响着热传递速率，进而影响着外界温 度场分布。
[0070]
综合以上对生理温度场分析，影响温度场变化的因素主要有内部中心热学 特性区域变化、内部导热速率不均匀、皮肤表面不同位置散热不均匀以及外界 环境影响的散热速率等；另外，在一定程度上生理温度场变化可用数值方式体 现为内部温度tc、表皮温度ts及环境温度te的变化。综上，采用不同方式处 理以上影响温度场变化因素可得到不同的生理热模型。
[0071]
因此，在对生理温度场分析后，生理集总参数(lumped parameter)热模 型是当前用来描述生理状态下热行为及实现对内部温度估计的主要模型。该模 型主要包括身体核心产热源、内部热传导、表面吸热、外部热传递和环境温度 补偿几个方面内容，在该模型中利用热电相似原理描述生理温度场，将整个温 度场等效为内部热容、产热速率、内部与外部热传导速率用热阻表示，集总参 数热模型如图4。图4中，q为内部热源，cc、cs分别内部热容及表面热容， ri、ro分别为内部热阻与外部热阻；在生理集总参数热模型中，将热模型参数 cc、cs、ri及ro以恒定不变的方式处理，未能充分的将影响生理温度场变化 的各个因素加以考虑及合适的处理。
[0072]
为解决集总参数模型存在的两大问题：1)ri因人体体表脂肪、肌肉等因 素的个体差异及生理状态而不同，需个性化测算ri；2)ts变化同时受到tc和 te变化的共同影响，需要考虑温度场的动态转换。如果维持te恒定，则ts的 变化就能直接反映tc的动态变化，因此，需要从ts变化中去除环境温度变化 的影响。
[0073]
为实现生理内部温度的准确估计，最重要的是要建立合理的生理热模型。 根据semenov燃烧理论，热模型将物体内部温度视为均匀且具有周期性和稳定 性的结构，是分析和描述物体内部热量分布较为适用的科学性方法，该理论模 型是当前用来模拟估算物体内部温度的主要模型之一，故本发明将生理内部温 度视为均匀稳态变化。
[0074]
同时，本发明在图1双热敏电阻基本结构的基础上，在容纳元件8和第二 热敏电阻3外部增设一个微电热片6，通过微电热片来模拟环境温度变化，获 得rc与re的比值，实现个性化校正，同时获得环境温度对皮肤温度影响的量 化系数。
[0075]
首先分析环境产热源(微电热片)途径，起主要作用的是电阻丝内部等效 欧姆内阻产生的焦耳热，而环境热场中其它产热与吸热相对于焦耳热可以忽略 不计，故文中采用公式3产热速率计算公式。生理与外界环境热传递主要通过 热交换方式进行，生理内部热传递主要通过热传导方式进行。
[0076]
qh＝i2r
ꢀꢀꢀ
(公式3)
[0077]
式中，qh为环境产热源(微电热片)产热速率(单位：w)，i为微电热 片工作电流(单位：a)，r为电阻丝等效欧姆内阻(单位：ω)。
[0078]
其次，综合考虑内部中心区域变化、内部导热速率不均匀、表皮不同位置 散热不均匀以及外界环境影响的散热速率等因素，特对当前热模型进行优化处 理。本研究将生理内部温度视为等效均匀，并且该区域存在一定程度的变化， 实验中为体现这一变化对内部温度的影响，将内部热容视为可变的。同时，内 部导热速率及表面散热速率随着位置变化差异较大，尽管存在一定差异，但从 整体角度来说，二者起到主要作用只是热量传递，故研究中在对二者建模时分 别统一等效处理。另外，为体现外界环境特殊性变化，亦将外部热
传递速率视 为均匀可变的，同时，会根据电热片热流测算对核心温度的影响。表皮由于肤 质不同导致的热容不一致性问题，亦对表皮热容等效统一处理，便于建模。
[0079]
在分析生理内部产热机理、热传递机制和经典集总参数热模型基础上，结 合本研究改进内容，为体现环境温度对热模型参数的影响，使构建生理热模型 能够尽可能的贴近真实热模型。同时为减小模型复杂度增加适用性，本发明建 立融合可变内部热容和外部热阻模型的简化可变参数热模型，如图5。
[0080]
图5中cc和cs分别为电池内部热容和电池表面热容(单位：j/k)，表征 物质吸收和散热能力的大小；tc、ts、te分别为生理内部、表面和环境温度(单 位：℃)；ri为内部热阻表征生理内部热传导速率；ro为外部热阻表征皮肤表 面与环境热交换的速率(单位：k/w)；q为内部热源(生理产热速率)；qh 为外部热源(微电热片产热速率)。基于简化可变参数热模型，由电池内外能量 守恒方程、傅里叶热定律和牛顿散热定律，类比一阶rc滤波网络，系统特性 方程如公式4、公式5：
[0081][0082][0083]
为体现ta对cc与ro的影响，用公式6对内部热容与外部热阻进行建模：
[0084][0085]
综上得出核心温度估算公式：
[0086][0087]
热模型参数测算，包括等效欧姆内阻r，个体化校正系数p，环境温度校正 系数α，环境温度te对内部热容cc与外部热阻ro关系方程。在建立合理的 生理热模型后，热模型参数及微电热片特性参数的准确辨识是实现核心温度估 计的关键，并在此基础上对参数进行建模，对参数模型机理分析。
[0088]
等效欧姆内阻建模r
[0089]
热电阻设计中误差主要来源于引线电阻、自热效应、非线性误差以及一些 电路上的微小误差。为提高环境产热源产热速率估算准确性，考虑到环境温度 对内部欧姆内阻的非线性影响，进一步对本发明中微电热片等效欧姆内阻进行 测定并建模，同时为避免热敏测温元件的非线性测温影响，限制在较窄加热温 度进行实验，为简化计算并且使拟合结果更逼近真实内阻特性，拟合上述关系 为：
[0090]
r＝l
×
t
e
m
×
t
e2
n
×
r o
×
r2 z
×
t
e
×
r y ε
ꢀꢀꢀ
(公式7)
[0091]
公式7中l、m、n、o、z为待拟合系数，y为常数项，ε为误差。
[0092]
设计实验，温度范围为25～30℃进行测算，并建立多元回归模型进行拟合。
[0093]
回归拟合方程为：
[0094]
r＝
‑
9.7441
×
t
e
‑
0.0377
×
t
e2
0.2399
×
r
‑
0.0002
×
r2 0.0107
×
t
e
×
r
ꢀꢀꢀ
(公式8)
[0095]
置信区间分别为[
‑
23804.2019862140，4316.03520634591]， [
‑
92.1913388073052，16.7386726429827]，[
‑
96.0680748222936， 575.938694895014]，[
‑
0.575625139000544，0.0960727813991399]， [
‑
4.68413278354100，26.0187150992556]，[0，0]。
[0096]
表2热敏电阻读值校准实验表
[0097]
[0098][0099]
个体化校正系数p及环境温度校正系数α测算
[0100]
皮肤温度传感器稳态测量结果ts受四种因素影响，即体核温度tc，环境 温度te，绝热材料物理性质(热阻ro，密度ρ和比热容c)和体表组织等效热 阻ri。
[0101]
瞬态导热电路模型为公式9：
[0102]
[0103]
稳态导热电路模型为公式10：
[0104][0105]
保持核心温度tc不变，通过加热微电热片改变环境温度te到te δte， 记录ts的变化量δts，则个体化校正系数为公式11：
[0106][0107]
环境温度校正系数为公式12：
[0108][0109]
实验测算可得个体化校正系数p，同时查阅资料可得不同温度下cs(绝热 材料热容)的数值表或关系函数。
[0110]
设计核心温度tc为35℃，通过微电热片加热环境温度te，并记录ts的 变化量δts，实验记录如表3所示。
[0111]
表3核心温度tc维持在35℃时表皮温度ts随环境温度te的变化情况
[0112]
[0113][0114]
环境温度对内部热容cc与外部热阻ro关系建模
[0115]
通过分析内部温度均衡可知，当生理内部温度处于热稳态时，此时内部温 度变化率近似为零，首先对不同环境温度te下的内外热阻ri和ro进行辨识， 流程如图6。
[0116]
由已获得不同环境温度te下cs(绝热材料热容)和个体化校正系数p(也 就是内阻和外阻之比，r0)。在此基础上通过热稳态之前内部温度变化某一瞬态 过程并结合公式6，采用最小二乘法对热电参数进行辨识。记录不同环境温度 te下内部热容和外部热阻的数值如表1所示，并进行非线性拟合为公式13：
[0117][0118]
g、s、u、j、q、h为待拟合系数。
[0119]
拟合方程为：
[0120]
[0121]
表4不同te下对组织热容和外部热阻的计算
[0122][0123]
[0124]
内部热容cc与外部热阻ro的机理分析
[0125]
根据所建可变内部热容模型，可以看出cc随着te变化，表现出不同te 下，内部温升速率不一致及tse与tcs比值变化明显的特性，原因在于te低时， 内部中心热学特性相似区域组成范围较小，使生理表皮组织内部结构热容变小， 随着te升高，内部中心热学特性相似区域组成范围随之变大，这种随te变化 特性，体现了te对cc存在一些影响，不能单纯地以固定值约简。
[0126]
双温度传感器绝热材料的热交换速率用外部热阻表示，其中表面周围的导 热介质(空气分子)，由于te不同，导热介质密度具有较大差异，使表面外围 有温度分层而造成外部热交换速率表现出不均匀特性，te较低时，表面周围的 导热介质散热速率较低，随着te升高，散热速率有向相反方向变化的趋势。为 方便计算，且尽可能表现出cc、ro随te变化的动态非线性关系，特将cc、 ro等效视为均匀且可变，并用公式7拟合微电热片传热速率(等效欧姆内阻)。
[0127]
建立扩展卡尔曼滤波估算模型，确定核心体温的动态测量算法
[0128]
建立内部温度估计算法，基于上述步骤建立的可变参数热模型，结合双温 度传感器的动态特性方程及整个生理测温系统的复杂性，采用基于扩展卡尔曼 滤波器(extended kalman filter,ekf)的核心体温的动态测量算法。
[0129]
状态方程及观测方程建模
[0130]
基于ekf的内部温度估计算法，需要先利用状态空间模型准确描述生理测 温系统的可变参数热模型系统特性。为体现可变参数热模型系统的动态特性， 根据公式4建立状态方程(公式15)：
[0131]
以核心温度(tc)为系统状态变量，微电加热片电流(i)作为系统输入， 则
[0132][0133]
动态系统的观测向量是系统自适应滤波的依据，其精度和可靠性直接影响 系统滤波的精度和可靠性，结合式(6)，将表皮温度(ts)和环境温度(te) 作为观测向量，同时为表征tc与te对ts变化影响，观测方程用公式16表示：
[0134][0135]
公式15、16中，tc(t)、ts(t)为t时刻tc和ts，tc(0)、ts(0)为 tc和ts初值(基准量)，i为微电加热片工作电流，r为微电加热片的等效欧姆 内阻。
[0136]
ekf离散化
[0137]
在实际应用中，往往事先将所建立的连续动态系统模型进行离散化处理， 因为离散模型有其特有的优点，不仅便于在计算机上实现运算，而且离散模型 能够更加直观的描述系统动态特性。基于以上分析，首先对状态方程进行离散 化，同时考虑模型误差，加入过程噪声，并将前面步骤中所建可变内部热容等 效模型代入公式15，得到离散化后的状态方程(公式17)：
[0138][0139]
其次对系统观测方程离散化，同时加入由于观测误差带来的观测噪声，并 将上面所建可变外部热阻等效模型带入公式16，进一步得到离散化后的观测方 程(公式18)：
[0140][0141]
公式17、18中，g、s及u为可变内部热容拟合系数；l、m、n、o、z、y及 ε为等效欧姆内阻拟合系数；j、q及h为可变外部热阻拟合系数；δt为采样 时间(s)；w
k
、v
k
为相互独立的零均值高斯白噪声；k
‑
1及k为第k
‑
1及第k次 计算序号；tc(k
‑
1)及ts(k
‑
1)为第k
‑
1次计算的内部温度及表面温度，tc (k
‑
1)及ts(k)为第k次计算的内部温度及表面温度。
[0142]
ekf算法流程
[0143]
具体地，x
k
为第k次计算tc(k)，u
k
为k时刻输入i
k
，y
k
为第k次计算t
s
(k)
[0144]
定义：
[0145][0146]
设定滤波初值：
[0147]
设定方差初值：
[0148]
状态预测：
[0149]
误差协方差预测：
[0150]
增益矩阵：
[0151]
状态更新：
[0152]
误差协方差更新：
[0153]
单位延时：k＝k 1
[0154]
温度传感器测温精度测试
[0155]
利用体温模拟发生器设计核心体温从26～46℃等间波动，记录核心体温 检测装置对核心体温的估算值，并绘制bland
‑
altman图如图7。观察95％一致 性界限(95％limits of agreement，95％loa)，当绝大多数差值位于该区间内， 则可以认为这两种方法具有较好的一致性。核心体温检测装置在26～46℃温 度区间内的测温差值的均值为
‑
0.14℃，一致性界限为0.41℃，具有较高的测 温精度。
[0156]
除非另有定义，本技术中使用的所有技术和/或科学术语具有与由本发明所 涉及的领域的普通技术人员通常理解的相同含义。本技术中提到的材料、方法 和实施例仅为说明性的，而非限制性的。
[0157]
虽然已结合具体实施方式对本发明进行了描述，在本技术的发明主旨下， 本领域的技术人员可以进行适当的替换、修改和变化，这种替换、修改和变化 仍属于本技术的保护范围。