能够测量温度、存储温度并使用标准NFC发送温度的柔韧且粘附电子检测设备温度计的制作方法

说明书本发明可应用于医疗和制药领域。本发明一般地涉及一种用于医疗用途的临床身体参数的数字电子检测系统。更特别地，本发明涉及一种用于医疗用途的粘附式检测设备，其允许立即且不用电池来测量诸如温度之类的临床身体值。经由nfc标准来为设备供应功率。
背景技术：
：在用于医疗用途的临床传感器并且特别地涉及体温的测量的当前场景中，存在以下测量仪器：·利用液体检测温度计设备的测量·利用数字检测温度计设备的测量·利用红外检测体温计设备的测量所有这些列出的仪器通过或多或少有些复杂的方法来执行测量：·液体检测温度计设备使用流体扩张和校准表·电子检测温度计设备使用热阻传感器以及或多或少有些复杂的算法来缩短测量时间·红外检测温度计设备使用红外光谱来确定温度根据现有技术的解决方案一个明显的缺点在于，液体温度计需要足够长的测量时间，最少3分钟。另一方面，数字类型温度计需要非常短的测量时间，但是不能避免测量误差，这是因为为了加快测量时间，算法执行估计，估计本身是会受到误差影响的。测量还影响仪器在腋窝或在直肠中的定位，这在任何情况下都不是容易的并且因此可能会给使用仪器者造成困扰。在红外温度计中，由于仪器需要正确地指向表面上，测量可能受到误差影响。实际上，指向不是总那么容易执行，尤其是对于常常移动的新生儿。还是在红外温度计领域，特别是插入耳朵后检测发烧的模型，系统很快但可能不是完全可靠的：即使没有发烧鼓膜也可能实际上是热的，并且这会影响检测的可靠性，或者耳道中耳垢的存在可能导致感测到较低的温度。红外检测温度计设备的成本很高。在所有上面列出的情况下，为了能够正确地执行测量，必须将仪器放在区域上并等待系统执行测量需要的时间，这可能从针对红外的2-3秒到针对数字的几分钟。最后，现在所有市面上可得的仪器都需要电源，这有时可能使得这些设备在需要时不可用。用于连续监视诸如糖尿病受试者的血糖之类的基本临床参数的其他传感器也是已知的。这些传感器越来越多地被设计来支持将要接受临床检查的人们。近年来针刺提取滴血的令人困扰的解决方案已经被克服，并且新设备的特征在于显示器持续传递血糖水平，在低血糖或高血糖的情况下发出警报以进行告警；与此同时更创新的设备允许将血糖值发送给小的读数器或者直接发送给移动应用。这些仪器存在一个基本缺陷：从外部进入表皮的血糖传感器可能很容易由于少量的汗或碰撞而掉下来。为了解决这个问题，最近提出了一个解决方案：通过在局部麻醉下在胳膊上切割而皮下植入传感器(1厘米长、3毫米厚的管)。在皮肤表面上，该传感器的正上方，定位可充电发射器，其将与血糖值有关的警报、告警和通知发送到智能电话的应用上。这种系统的优点是如果出汗、下水或碰上什么事物，最多可能发生接收器的而不是传感器的断连接，传感器处于皮肤下面绝对安全的位置。此外，其当然具有一个大的好处是最终能够避免在手指上的令人困扰的针刺。实际上，现在已经测试作为freestylelibre的应用允许在不针刺手指的情况下血糖状况的完整图片。freestylelibre工具包括两个部分：–穿戴并搁置在胳膊上的小型传感器(像一个2欧元硬币那么大)–允许跟踪患者血液中的血糖水平的读数器。该小型传感器不必被校准并且已经被设计为附着在胳膊上保持起作用达14天。为了检测血糖指数，患者只需要将读数器经过该传感器(甚至在衣服之上)，并且收集到的数据在触摸屏显示器中显示。此外，这种无需针刺的血液血糖计在雅培公司的freestylelibre链接上有详细的描述。根据本发明的解决方案在定位上、在检测设备的操作上以及在获取的值的传输上都使用了完全不同的系统和技术。本发明的一个目的是允许实现一种用于检测临床参数的设备，其具有适应于最复杂形状的能力。传感器实际上印刷在薄硬或硅树脂塑料上，其依据使用领域给予传感器柔韧性同时又不损失性能。本发明的另一个目的是提供一种临床身体参数检测器，其能够弯曲、伸长或扭曲，而无论如何不会损失其功能性。本发明的再一个目的是提供一种临床身体参数检测器，其不会由于定位或对齐而表现出任何误差，这是因为其通过粘合剂约束在测量表面上。实际上，我们期望检测器独立于粘合剂而生产，以使其能够重复使用。本发明的又一个目的是提供一种临床参数检测器，其具有多次、瞬时的测量，而无需准备仪器以进行测量。本发明提供利用临床值检测器的操作，其存储利用nfc协议的传输所传送的能量并对电容充电，这允许以规律的时间间隔进行测量。测量的次数将依据所用电容的类型。最后，本发明的一个目的是提供一种使用采集协议的临床身体参数检测器，处理在医疗物理领域中最广泛的且被认定为标准的协议当中的所采集数据中的数据，以使本发明的实施例瞬时、可靠且容易地为终端用户所使用。上述给出的目的通过一种用于医疗用途的临床粘附式检测器来获得，其允许即时且不使用电池来测量临床参数。经由nfc标准给该设备供应功率。该临床身体参数检测器是有弹性且可变形的，这是因为其被印刷在塑料材料(kapton(聚酰亚胺))上，该材料使得其特别适合于应用的目的。此外，该临床身体检测器是粘附式的，以便在若干天中完美地粘附在皮肤上。实际上该检测器可以被折叠、翻卷和拉长，而从不会损失其功能性特点。本发明的多功能性的一个特征元素在于，该临床参数检测器能够被印刷在任何其他塑料聚合物上，只要其遵从医疗领域现行法规即可。此外，本发明的特征在于参考权利要求1-11所述的一系列区别性元件。仅为了更好地阐述本发明而不是由此限制其范围以及应用领域，下面还将参考附图描述一些特定实施例。附图说明图1是根据本发明的检测器的第一横向视图的示意性表示；图2是根据本发明的临床参数检测器的俯视图；图3是根据本发明的检测器的另一横向视图；图4是检测器的平面图，示出了在基板上获得的孔图；图5是根据本发明的检测器的柔韧性特点的视觉表示；图6是根据本发明的检测器的整体框图；图7是关于基板抗拉强度的估计的曲线图，其中的基板不具有用于根据本发明的检测器设备的孔；图8是关于基板抗拉强度的估计的曲线图，其中的基板具有用于根据本发明的检测器设备的孔矩阵。临床身体参数检测器10用作医疗用途的粘附式温度计，其允许立即且不使用电池来测量体温。经由nfc标准来为设备供应功率。临床身体参数检测器是有弹性且可变形的，因为其被印刷在塑料材料1(kapton)上，该材料使得其特别适合于应用的目的。为了完美地粘附到皮肤上，临床参数检测器10被涂覆。它可以被折叠、翻卷和拉伸，而从不会损失其功能性特点。所以由此创建的检测设备温度计具有适应最复杂形状的能力。传感器4实际上被印刷在薄硬或硅树脂塑料上，其给予传感器根据所使用领域的柔韧性，同时不损失性能。此外，临床身体参数检测器可以被印刷在任何其他塑料聚合物1上，只要其是绝缘体并且遵从医疗领域现行法规。根据本发明的临床身体参数检测器非常薄，厚度为925μm(微米)且重量仅为0.527g(该测量是利用精密刻度ohaus先进型天平执行的)。基于所选粘合剂，临床身体参数检测器的重量可以显著增大或减小。如图5中的图像可以看到的，表面可以变形，而不会经历任何电子或功能改变。在本上下文中，术语“硬塑料基板”的意思必须被阐明。形容词“硬”首先必须归因于支撑材料在保持检测设备10最初构成的初始尺寸方面时所固有的属性。实际上，尽管经受各种机械应力，如压缩、牵引或弯曲，在任何情况下都保持最初的尺寸。另一方面，支撑件的柔韧性的固有属性也是极佳的，因为同一基板能够经受牵引或弯曲而不涉及任何永久变形。总的来说，基本塑料类型的材料能够承受不同类型的机械应力，无论怎样仍返回其原有形状和尺寸。因此，术语“塑料”不应被理解为压缩、变为球形致密块状的塑料容器或类似贴膏的层，而只是表示基板本身的柔韧性和弹性。临床参数检测器10需要仅100ms(毫秒)的测量时间来执行测量。然而，需要区分当临床参数检测器第一次被放置时达到其热惯性所需的测量时间。实际上，在第一次使用时，临床参数检测器10需要平均5秒达到其热惯性，之后就忠实且即时地跟踪体温，返回即时的测量。由于临床参数检测器10由粘合剂2约束在测量表面上，因此其不会有由于定位或对齐产生的误差。此外，传感器4可以独立于粘合剂而生产，使得其能够重复使用。nfc通信传输的能量由传感器存储，并对小电容6进行充电，该电容允许其以规律的时间执行测量。测量的次数依据所用电容的类型。所检测温度的数据在存储器区域中获取，其能够为利用nfc协议操作的任何设备所读取。利用这种配置，可以执行多次且瞬时的测量，而无需准备仪器以进行测量。根据ncf标准负责通信的天线7被优化为即使当针对与天线为一体的平面没有完美对齐的情况下仍能使传送给临床参数检测器的能量最大化。检测设备温度计10可以具有不同的形状，包括：圆形、三角形、方形、菱形、椭圆形、矩形。下面将示出，与具有纵向和横向对称轴的基板相关联的形式是基本的。如图1和图2所示，临床参数检测器10包括下述部分：·kapton支撑件1·粘合剂2·贴片3·天线7·cpu(微控制器)4·编程连接器5·解耦合和电源电容6下面分析各单个部件。kapton支撑件1通常在电子学中仅用于生产柔性印刷电路的目的，直接使用它来制造生物识别温度计检测器肯定不是已知的。在这种情况下，为了实现主题应用而选择这种支撑件，是因为kapton具有柔韧性属性，并且具有较小的厚度、较低的热阻。实验测试已经显示，确保最佳性能(就机械稳定性和热传导性而言)的支撑件的厚度在0.025mm到0.125mm的范围内。选择0.075mm的值作为原型，因为其具有较低市场成本且确保极佳的柔韧性和机械强度。贴片3为矩形，且尺寸为59.69×53.34mm。实际上，它由布带及施加的粘合剂组成，正像经典的贴膏那样。临床参数检测器10的大小可以在从15×15mm到最大65×65mm的范围内。依据所用粘合剂的类型，临床参数检测器10的厚度在从0.925mm到1.5mm的范围内。当前qfn格式封装的处理器达到该最大尺寸。通过选择滴落封装，临床身体参数检测器的厚度可以在其最高点下降到为0.575mm。如图4所示，支撑件1具有在整个电路上排列成矩阵的一系列孔。这一选择有三个目的：·使检测器10的质量最小化。·允许皮肤的自然水分蒸发。·赋予基板1本身弹性和柔韧性。从图4清楚看到，孔排列成矩阵，但是在部件和天线路径处纵向的区域不设置孔，以免弱化支撑结构1。孔之间的间距为2.54mm。依据支撑件1以及粘附剂2的厚度，孔可以具有在0.5mm到1.5mm之间的可变直径，以便能够达到上述的重量。明显地，质量越小，达到热惯性越快。在当前情况下，依据所选材料的厚度，临床身体参数检测器的重量可以在0.4g到1.5g之间波动。为了说明kapton具有所有上述特点，示出了在相同条件(环境参数、传感器定位和衣物)下，传感器确定的温度对应于可重复客观测量结果。为此，报告下述前提：·众所周知，衣物减少了能量从人体损失并且因此根据提供的热阻水平进行分类。通常用于测量衣物区域中表面热阻的测量单位为clo。根据下面关系式执行clo与si(m2k/w)之间的转换：1clo＝0，155m2k/w下表示出了常用衣物的典型热阻：表1-衣物热阻的典型值·下面是示出作为厚度函数的典型kapton隔热参数的表格：厚度[m]热阻[k/w]0.00000753.906250.00001256.5104166670.000025013.020833330.000050026.041666670.000075039.06250.000125065.10416667表2-热传导等于0.12w/mk的kapton的热阻的列表所讨论的表格示出了热传导值的典型值等于0.12w/mk，但是应当说明的是这些值可以在0.1到0.4之间浮动，增大了现场值的分辨率。为了能够正确地比较数据，需要考虑具有衣物项的传感器的使用情况。为了演示kapton使用的双重性，选择无袖背心作为服装。由于仅考虑一项衣物(没有诸如衬衫、夹克衫或衬衫之类的附加衣物)，这显然是最坏的情况场景。对于背心，存在热阻为：rshirt＝5812.5k/w传感器数据表单表明接合点与封装之间的热阻等于19.6k/w：rpackage＝19.6k/w如果我们假设传感器直接安装在皮肤上，则总热阻等于：rt＝rshirt+rsupport+rpackage用tp来指示皮肤温度，ts指示传感器温度，并且ta指示外部环境温度，我们可以综合得到传感器温度如下：由于直接使用的测量方法中涉及到的热阻引起的测量误差为：如果我们假设被测量者的温度等于tp＝37℃，且室温为ta＝22℃，获得下式：temperaturedrop％＝0，14％现在假设是在间接安装的情况下。在这种情况下，皮肤表面与传感器之间热流动遇到的热阻等于：rs＝rsupport+rpackage+rplaster在所讨论的情况下，不可能获得与贴片的热特点有关的数据。然而，在更普遍的使用中，粘合剂的热阻值相对于rsupport和rpackage来说几乎可以忽略不计。因此，可以容许将上述关系近似为如下等式：rs＝rsupport+rpackage总热阻与前一种情况相同：rt＝rshirt+rsupport+rpackage因此，可以提供将温度损失表示为实际测量结果的百分比的关系式：如在前一种情况中地，我们假设被测量者的温度等于tp＝37℃，且室温为ta＝22℃：下面是对于不同kapton厚度的制表数据：厚度rpackagersupportrt-shirtrsrt温度下降0.000007519.62.1306818185812.521.73068185834.230680.1489874710.000012519.63.5511363645812.523.15113645835.651140.1586875970.000025019.67.1022727275812.526.70227275839.202270.1829172650.000050019.614.204545455812.533.80454555846.304550.2312882960.000075019.621.306818185812.540.90681825853.406820.2795419450.000125019.635.511363645812.555.11136365867.611360.3756988表3-相对于绝对值的温度下降百分比如表中可以看到的，通过尺寸标注kapton的厚度，在工业化量产中，可以获得完全可与直接模式相比的间接模式性能。实际上最佳选择是厚度为0.0000075m的kapton，其给出了0.148％的下降百分比。因此在适当选择基板尺寸的基础上，在实施的研究中，数学地演示了传感器安装在皮肤一侧上或者传感器安装在衣物一侧上的测量中的差异百分比是很小的，并且从热阻的视角来看表现是相同的。对于大规模工业生产，实际上，差距在相对于测量数量量级的千分之一量级。还应当强调的是，数学研究和实验测试显示出，由于在所执行测量的基础上，检测器10的表现没有得出明显的变化，因此事实上证明了理论假设。对于这种类型的检验，kapton支撑件在实验分析中被制作为具有不同宽度和长度，利用宽kapton和窄kapton均执行测量，并且可以检测到相同的温度测值量。在实践中，即使在更宽范围中调节kapton的尺寸，也未检测到明显的变化，因为差非常小，几乎约为0.008％。即使常用的测量仪器也不具有灵敏到允许检测到的分辨率。也即，利用不同尺寸的kapton一直执行测试，而未检测到任何温度测量差。换言之，实验分析支持数学方法。利用公式和表格1、2和3，已经显示了通过减小kapton的厚度，利用提供位于基板之上或之下的传感器的配置，可以获得同一性能。显而易见的是，实验结果验证了初步的理论检验。检验的值的范围很宽：对于厚度为7μm和厚度为75μm的kapton执行了实验测试，并且实际上结果是相同的。理论上讲，如果选择了较小的kapton厚度，其仍然等效于其他较大的厚度，并且实际上在实验和数学水平上，例如使用75μm的kapton并且开始将其放在前侧而随后放在后侧上，测量结果没有什么可观的改变。就测量误差而言，误差数量的量级保持在0.1℃的量级。只有基板1的宽度影响与所选择衣物项的参数有关的检测，如可预见的与接触表面的不同延伸有关。在最坏的假设条件下实施测试：假设将你自己置于衣物仅包括短袖棉衬衫的情况下，测量仪器位于该服装下面并且检测到非常高的关联热阻。因此，使用kapton作为基板材料的效果是显而易见的，因为其已经给出了仅0.05℃的测量误差。如果使用70μm的kapton，将传感器放在衣物一侧上，即使实际上从0.14％翻倍为0.28％，这一误差也是产生了最小的变化：这是数量量级的误差，其小到最终仅影响±0.1℃的幅度。在想要进行更精确测量的情况下，其将仍可在该kapton的厚度上工作以获得引起低于0.1℃变化的结果。然而，如果期望具有最终精度低于0.1℃的最终值的非常精细的测量，则可以参考有待实现的初步选择。因此必须重申基本原则，根据该原则，对于非常精细的测量，支撑件厚度的选择对传感器的安装侧是有作用的。实际上，传感器可以被放置为与皮肤直接(传感器安装在与皮肤接触的壁上)或者间接(传感器安装在与皮肤接触面的相对面上)接触。在上述情况下，在隔热方面有不同的需求。这意味着，如果与皮肤的接触是直接的，则优选的是具有高热阻的支撑材料。在间接安装的情况下，当然优选的是使用具有低热阻的支撑件，因为支撑件的热阻夹在传感器与人体之间。kapton本身具有很高的热阻，但是由于其生产为具有不同的厚度，则可以精确地干预对应用最方便的热阻的大小，选择了适当的厚度对于这些精细检测温度的条件，如上所述有两个不同的操作条件：a-如果传感器4安装在与皮肤的直接接触“a”中，则设备将被设置大小以具有较高热阻的kapton，从而在这种情况下其工作为隔热器。事实充当隔热器，传感器4的温度在皮肤附近保持独立。如果允许做比较的话，则实践中其与穿着的衣物表现相同，穿着的衣物永远不会精确地达到体温因为其特点是高隔热度。b-代替地，相反，如果传感器安装在皮肤外面的另一侧上，在支撑件的另一侧“b”上，则感兴趣的是热能快速积累。因此需要kapton支撑件1的减小的厚度，其允许温度向传感器4迅速传递。在这另一种情况下，传感器4的头被配置为与支撑接触件但不与皮肤接触。换言之，众所周知kapton不是良好的热导体，但是在想要以高灵敏度温度计进行工作的情况下，令人惊讶的是其非常适合充当良好的导体和良好的隔热器二者。这是由于kapton被生产为具有非常多变的厚度，这允许它以其双重能力而被使用。在本发明的实现中，将所选处理器封装的热阻与kapton的热阻进行比较，根据所描述的内容进行了选择。产品的技术数据页显示出，封装的热阻等于19.6k/w。由于传感器安装在皮肤一侧上，必须选择具有高热阻的kapton，以便保持热量尽可能独立于系统的其余部分。测试显示出，利用厚度为75μm(微米)、等效热阻为39.0625k/w的kapton，可以达到性能与厚度之间良好折衷。在选择将传感器安装在皮肤接触面的相对一侧上的情况下，选择具有低热阻的kapton，以便获得热量到传感器本体的更好和更快的传送。如上所述，刺破基板1允许基板获得拉伸弹性方面更好的性能。对有孔和无孔的传感器执行了伸长度测试。下面的结果给出了传感器不被损坏或失去形状的情况下的最大伸长度，以mm为单位：有孔的传感器无孔的传感器在短的一侧上变长6.42mm2.10mm表4-不失去形状或功能性的情况下的最大变形为了验证刺破带来的改进，对有孔和无孔的设备执行了拉伸测试。使用具有sr-ltf载荷传感器的controls的型号triax50的压力机(s/n170901)和controls型号82-p0334的电气测量换能器(s/n04117780)执行了测试。在图7和图8中，纵坐标显示破裂σ(n/mm2)，其为横坐标上显示的变形百分比的函数。在这些图中，关于用于根据本发明的检测器设备的无孔矩阵/有孔矩阵的基板的拉伸强度估计的曲线图的不同是显而易见的。如在曲线图中容易看到的，无孔基板的断点在单位负荷σ＝16,97n/mm2。对于有孔基板，断点达到了统一负荷，等于σ＝22,82n/mm2。这种解决方案显示出在断裂负荷上性能提高了34.47％。从曲线图中清楚看到，甚至弹性模量也经历了性能上的显著提升。如果将自己放置在曲线图上约σ＝10n/mm2,的单位负荷处，可以注意到两个样本的弹性模量表现为如下方式：表5-有孔和无孔样本的弹性模量如可以看到的，有孔的基板具有低约25.09％的弹性模量，这可以理解为在相同的作用力下更好的拉长倾向性。钻孔的轮廓基本上采用环形、四边形、同心结构，从而使扁平结构具有典型构造，由此已知空心管的弯曲阻力大于同一实心管所提供的阻力。实际上，如图4所示的实心区域(无孔)的构造是一个具有多个同心插入空隙的结构，因此呈现出特有一个接一个连续放置的层状结构的明显弯曲阻力。在这种情况下，一切都必须转换到弹性响应的层面，更具体地说，关于对由于皮肤上的延伸和/或弯曲而产生的外部应力的阻力以及由此而产生的弹性的条件，表4和表5已确认了这一点，且其将归因于在同一扭矩下的切向应力的摊销。实际上，因此具有同心环形状矩阵钻孔的基板1相对于非穿孔基板能够承受更大的扭矩。在实践中，根据一系列同心矩形使钻孔与实心区域交替的配置是不同需求组合的结果，其产生单个极为有利的结果。一方面，的确需要保留非穿孔区域以便能够定位有源部件(天线、微处理器、连接器)，而另一方面也需要为基板本身赋予柔韧性和抗拉阻力。这个双重目标通过一个折衷了两种需求的单个解决方案实现，其为n环同心正方形孔与实心区域交替的构造，其虽然保留沿两个维度1和l(典型地，矩形基板1的长度和宽度)的显著的线性。天线7为螺旋状，具有八角形几何形状。在本优选实施例中，尺寸为50.08x52.07mm。具有不规则对称性的中心八角形的尺寸提供了l和l的长边的测量结果分别为50mm和52mm，以及短边的测量结果在外侧的10.5mm到最内侧的5mm的范围内。天线7被设计成使与天线本身为一体的平面上接收到的功率最大化。即使在传感器和接收天线之间没有完美对准，该选择也允许读取传感器。这一结果非常重要，因为在当前的nfc技术中，天线需要两个收发器天线之间的完美对准，这使得读取受到对齐因素的影响。相反，这种类型的天线允许即使在天线之间无论是在垂直于平面的轴上还是在平面它们本身之间没有完美的对齐的情况下，传感器也能被读取。所使用的微控制器4的类型为：nhs3100。这种选择被如下事实证明是正确的：此mcu内部具有正确执行测量所需要的一切，即：nfc接口、高精度ptc传感器、微处理器。该选择没有约束力，因为任何其他处理器都可以与上述的相同特征一起使用。为了实施误差幅度为+/-0.1℃的测量，在热处理室内以1摄氏度为步进在与临床区域相当的温度范围35～42℃内对传感器进行校准。为了使测量准确，在35℃、36℃、37℃、38℃、39℃、40℃、41℃、42℃下执行校准。该数据允许执行非常精细的数据插值，以获得所需的准确性。编程连接器5的唯一目的是在处理器内部传送已编译的代码，但它不是唯一的编程方法，因为这也可以通过相同的nfc协议来实现，以使过程在工业化方面快速进行。解耦合电容6具有将信号部分从电源解耦合的任务。该值的范围从100nf到100uf，并与传感器在待机状态下的工作时间有关。这意味着即使在电路的充电步骤之后，传感器也可以继续进行采样，并将采样数据返回到下一个读数。所制作原型的电容为smt0805型，但为了使该部件无电路，可将其印刷在fcb上。具有贴片功能用于使临床参数检测器粘附在皮肤上的粘合部件3是pic公司生产的soffixstretch。然而，只要其是医学用途的，任何粘合剂都可以使用。用于使传感器支撑件粘附到贴片3上的粘合剂2(胶水)是loctite4601，但是也可以使用具有相同特性的任何其他粘合剂。贴片3的厚度在最高点仅为0.925mm。支撑部分的测量结果为0.275mm。下面参考图6描述身体临床参数检测器10的功能逻辑框图。临床参数检测器10的功能部件如下：·天线7·ac/dc解耦合器8·温度传感器9·微控制器4该方案突出介绍了为能够根据本发明的方法监视温度所必需的的功能性特征。当通过nfc天线7给系统馈电时，解耦合电容8使微控制器4的电源电压保持稳定。微控制器4通过传感器9(其可能在微控制器内部或外部)进行测量，将测量存储在与nfc发射器共享的存储器区域中。为了执行测量，数据与校准数据一起被传送给读数器。然后读数器的任务是利用校准数据的简单线性插值执行数据到温度的正确变换。传感器9不需要电池，因为它使用nfc技术提供的功率。为了理解系统提供的潜力，在android移动电话上开发了应用，其在屏幕上显示和示出结果。为使其起作用，只需将移动电话靠近临床参数检测器10。一旦执行了测量(几千分之一秒)，电话就发出轻微的振动，并在显示器上示出测量结果。在本发明的一个优选实施例中，使用die混合装配技术来制造检测器。为了改进采集的总体性能，利用混合技术以die格式安装传感器。这意味着利用引线接合技术将处理器安装在电路上，电路以其天然形式(即硅晶圆)直接安装在支撑件上。此外，利用相同的技术，将解耦合电容放在处理器附近。然后所有部件通过树脂滴落实现电气绝缘。这一技术提供了电路的厚度比前一配置更小的优点，因为die格式的处理器和冷凝器二者的厚度均在0.1到0.4mm的范围内(比smt表面安装技术提交的原型小0.4mm到0.6mm)。这一解决方案得到几乎扁平的表面，因此没有凸起。此外，电路具有极低的成本，这是因为相对于smt装配技术减少了生产步骤。另一方面，该电路具有比塑料封装更好的热响应，因为厚度且随之质量也有相当多的减小。此外，树脂滴落封装保证了比塑料更好的热传导性。此外，电路具有比smt安装更好的机械强度，因为电路没有表面焊接。本发明的优点和工业应用性具有类似于kapton的属性的不同材料的使用已经经过了测试。在被选为支撑件的各种候选材料中，发现了以其各种配置形式使用聚丙烯的有用性，例如pet，其用于食品行业中并且当然是一种适合于所讨论应用的塑料。聚丙烯作为一种材料是相当坚硬的。实际上它不是很有弹性，尽管由于材料的刚度降低它仍能具有弹性属性。钻孔赋予它更大的弹性，这因为其减少了其机械阻力。然后，还有一些硅树脂材料，可以用各种丝网印刷技术在其上执行印刷。在工业水平上这是非常有趣的，因为使用硅树脂，可以利用引线接合印刷来完成丝网印刷配置。这种技术可以在pet或硅树脂上执行，如同可以在kapton上使用那样。这是一种肯定有使产品工业化前景的技术，因为它将使传感器变得超薄。使用引线接合，可以达到甚至比上述厚度还要更低的厚度，因为其允许：a-去除厚度，以及b-使用导热树脂代替塑料层以完成覆盖。这允许以比上述配置高得多的速度达到换能器的热惯性。这种测量是有效的，这是因为一方面减小了厚度，另一方面树脂的热传导性比现在用于硅芯片的塑料高得多。即使厚度已经极小，是0.9mm的量级，使用上述解决方案，厚度将变为0.4mm的量级。以这种方式，热阻减半。这个结果非常令人惊讶，这是因为当传感器接触到皮肤时，它会立即达到体温。所提出的解决方案解决了检测身体临床参数的设备中数据收集的客观性问题。该解决方案具有无数优点：·没有因定位或对齐而产生的测量误差。·在其第一次安装产生的热惯性之后，用于检测临床参数的设备10的响应时间是瞬时的。·没有电池或化学形式的储能系统。·检测温度计设备是柔韧和可变形的，因此其适应于其放置在上的表面。·设备易于消毒和可回收。·其可在医院使用，因为它可以制成一次性版本。·设备没有侵入性。·其基于诸如fcb之类的简单的生产过程。·其使得减少了诸如塑料或电池之类的污染性原材料的使用，并减少了对环境的影响。用于检测临床参数的设备10允许多次且瞬时测量，而无需准备仪器以进行测量。实际上正如所突出介绍的，它可以存储nfc传送的能量，并给小电容充电，这允许它以规律的时间间隔执行测量。测量次数依据于所用电容的类型。传感器将检测到的温度数据存储在存储器区域中，任何ncf设备都可以读取这些数据。临床参数检测设备10可以批量生产，并且成本远低于目前的成本。这种设备的成本非常低(与超市里使用的防扒窃传感器的成本相当)。预计针对样本未来的生产成本仅为0.4欧元/件(euro/pcs)。当前第1页12