JP2003061957A - Piezoelectric transducer and pulse wave detector using piezoelectric transducer - Google Patents
Piezoelectric transducer and pulse wave detector using piezoelectric transducerInfo
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、圧電トランスデュ
ーサ、及び圧電トランスデューサを用いた脈波検出装置
に係わり、詳細には、動脈に対する超音波の送受信によ
り脈波を検出するための、圧電トランスデューサ、及び
脈波検出装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a piezoelectric transducer and a pulse wave detecting device using the piezoelectric transducer. More specifically, the present invention relates to a piezoelectric transducer for detecting a pulse wave by transmitting and receiving ultrasonic waves to and from an artery, and The present invention relates to a pulse wave detection device.
【０００２】[0002]
【従来の技術】生体の脈波には、病気の診断において重
要な情報が含まれており、近年、病院等の医療施設にお
いて、患者の腕に携帯型脈波検出装置を装着させて、こ
の携帯型脈波検出装置から送信された患者の脈波検出デ
ータを病院側で受信し、患者の状態を把握するシステム
が検討されている。圧電素子は、脈波検出装置の小型化
・軽量化に有効であり、上述したシステムに適用するこ
ともふまえ、圧電素子を使用した脈波検出装置の開発が
進められている。2. Description of the Related Art The pulse wave of a living body contains important information for diagnosing a disease. In recent years, in a medical facility such as a hospital, a portable pulse wave detecting device has been attached to the arm of a patient, A system for receiving the pulse wave detection data of the patient transmitted from the portable pulse wave detection device at the hospital side and grasping the condition of the patient is under study. The piezoelectric element is effective in reducing the size and weight of the pulse wave detecting device, and the pulse wave detecting device using the piezoelectric element is being developed in consideration of the application to the system described above.
【０００３】図１４は、従来における脈波検出装置に使
用される圧電トランスデューサ１００を示す図である。
図１４に示すように、圧電トランスデューサ１００は、
２つの圧電素子１１０，１２０を樹脂１３０の中に埋め
込み固定したものである。ここで、各圧電素子１１０，
１２０の厚み方向の両面には、金属製の電極が形成され
る（図示省略）。また、圧電素子１１０の両電極には、
駆動電圧印加用のプローブ（端子、引き出し線等）が接
続され、圧電素子１２０の上下電極には、電圧信号出力
用のプローブ（図示省略）が接続される。FIG. 14 is a diagram showing a piezoelectric transducer 100 used in a conventional pulse wave detecting device.
As shown in FIG. 14, the piezoelectric transducer 100 is
Two piezoelectric elements 110 and 120 are embedded and fixed in a resin 130. Here, each piezoelectric element 110,
Metal electrodes are formed on both sides of 120 in the thickness direction (not shown). In addition, both electrodes of the piezoelectric element 110,
Drive voltage application probes (terminals, lead wires, etc.) are connected, and voltage signal output probes (not shown) are connected to the upper and lower electrodes of the piezoelectric element 120.
【０００４】圧電素子１１０、１２０はどちらか一方を
超音波送信用として、他方を超音波受信用として使用す
ることで、送信用の圧電素子によって送信された超音波
が血管内の血液で反射し、反射してきた超音波を受信用
圧電素子で受信することで血流の変化を得ようとしてい
る。By using one of the piezoelectric elements 110 and 120 for transmitting ultrasonic waves and the other for receiving ultrasonic waves, the ultrasonic waves transmitted by the transmitting piezoelectric element are reflected by blood in the blood vessel. By receiving the reflected ultrasonic wave with the receiving piezoelectric element, the change in blood flow is to be obtained.
【０００５】また、図１６に従来の超音波探触子を示
す。FIG. 16 shows a conventional ultrasonic probe.
【０００６】図１６のように、超音波を一定の深さの焦
点に集中させるため、圧電素子の表面に圧電素子の長手
方向に凸となるレンズ２１０（音響レンズ）を設けてい
る。As shown in FIG. 16, a lens 210 (acoustic lens), which is convex in the longitudinal direction of the piezoelectric element, is provided on the surface of the piezoelectric element in order to concentrate the ultrasonic waves on the focal point of a certain depth.
【０００７】複数の短冊状に切断された圧電素子２２０
を配列し、各圧電素子２２０を走査して駆動することで
生体内部の情報を得ようとしている。各圧電素子は超音
波の送信、受信を一枚で行っており、超音波の送信後、
一定時間後に生体内部で反射してきた超音波を受信す
る。Piezoelectric element 220 cut into a plurality of strips
Are arranged, and each piezoelectric element 220 is scanned and driven to obtain information on the inside of the living body. Each piezoelectric element transmits and receives ultrasonic waves with one sheet, and after transmitting ultrasonic waves,
After a certain period of time, the ultrasonic waves reflected inside the living body are received.
【０００８】[0008]
【発明が解決しようとする課題】図１５は、手首２と圧
電トランスデューサ１００の関係を示した図であるが、
従来の樹脂に生め込んだ圧電トランスデューサの場合、
図１５のように送信側の圧電素子１１０から広がって放
射された超音波の反射波を受信することとなってしまい
（図１５中の矢印で示す経路）、図１５に示す超音波の
一部１４０は受信側の圧電素子１２０によって受信され
ずに漏洩してしまうため、感度に限界があった。FIG. 15 is a diagram showing the relationship between the wrist 2 and the piezoelectric transducer 100.
In the case of a piezoelectric transducer embedded in conventional resin,
As shown in FIG. 15, the reflected wave of the ultrasonic wave radiated from the piezoelectric element 110 on the transmission side is radiated (path shown by an arrow in FIG. 15), and a part of the ultrasonic wave shown in FIG. Since 140 is leaked without being received by the piezoelectric element 120 on the receiving side, the sensitivity is limited.
【０００９】また、生体内部には動脈以外にもさまざま
な組織があり、これらの組織からの情報は脈波の検出の
際にはノイズ信号となり、脈波の検出感度の低下につな
がる。In addition, there are various tissues other than arteries in the living body, and information from these tissues becomes a noise signal when detecting a pulse wave, which leads to a decrease in pulse wave detection sensitivity.
【００１０】従来の樹脂に生め込んだ圧電トランスデュ
ーサの場合、焦点が無いため、皮膚から血管までの間の
すべての組織で超音波の反射、反射波の受信が起こって
しまい、ノイズ信号を検出しやすい構造であった。超音
波の減衰は生体内部の深さとともに増大するため、特に
血管の位置より浅い部位の組織（たとえば腱など）から
の反射波は減衰が少ないため、反射波の大きさが大きく
なり、大きなノイズ信号となってしまった。In the case of a conventional piezoelectric transducer embedded in resin, since there is no focal point, reflection of ultrasonic waves and reception of reflected waves occur in all tissues between the skin and blood vessels, and noise signals are detected. The structure was easy. Since the attenuation of ultrasonic waves increases with the depth inside the living body, the reflected waves from the tissue (such as the tendon) at a site shallower than the position of the blood vessel are less attenuated. It became a signal.
【００１１】一方、図１６に示す一般的な超音波探触子
においては以下の問題点があった。図１６における音響
レンズ２１０のレンズ形状においては、レンズ中での音
速をＶ１、生体中での音速をＶ２とすると、レンズを透
過した超音波は次式で与えられる距離の点に集束する。On the other hand, the general ultrasonic probe shown in FIG. 16 has the following problems. In the lens shape of the acoustic lens 210 in FIG. 16, assuming that the sound velocity in the lens is V1 and the sound velocity in the living body is V2, the ultrasonic waves that have passed through the lens are focused at a distance point given by the following equation.
【００１２】Ｆ=ｒ/(Ｖ２／Ｖ１−１) （１）
ここで、Ｆは焦点距離、ｒはレンズの曲率半径である。
一般的に脈波を測定するのは橈骨動脈、頚動脈などであ
るが、皮膚からの深さは３〜５ｍｍ程度である。F = r / (V2 / V1-1) (1) where F is the focal length and r is the radius of curvature of the lens.
Generally, the pulse wave is measured in the radial artery, carotid artery, etc., but the depth from the skin is about 3 to 5 mm.
【００１３】生体中での音速を１５００ｍ／ｓ、レンズ
の材質を、その材質中での音速が１０００ｍ／ｓである
シリコンゴムとすると、レンズの曲率半径は１．５〜
３．０ｍｍ程度となる。When the sound velocity in the living body is 1500 m / s and the material of the lens is silicon rubber whose sound velocity in the material is 1000 m / s, the radius of curvature of the lens is 1.5 to
It becomes about 3.0 mm.
【００１４】図１６のような探触子の場合、図１７は図
１６の探触子２００の側面図であるが、音響レンズ２１
０の曲率半径Ｒを１．５〜３．０ｍｍとすると、使用す
る圧電素子の長さＬを１．５ｍｍ〜３．０ｍｍ以下にす
る必要が生じる。In the case of the probe shown in FIG. 16, FIG. 17 is a side view of the probe 200 shown in FIG.
When the radius of curvature R of 0 is 1.5 to 3.0 mm, the length L of the piezoelectric element to be used needs to be 1.5 mm to 3.0 mm or less.
【００１５】図１８は手首２と超音波探触子２００の関
係を示した図であるが、圧電素子の長さLは手首回り方
向の検出範囲と等しくなる。ここで、動脈の血管径は３
ｍｍ程度であり、手首回り方向の検出範囲は前述のとお
り、１．５ｍｍ〜３．０ｍｍであるため、超音波探触子
を橈骨動脈付近に当接させて脈などの情報を検出する
際、動脈と超音波探触子の位置合わせが極めて困難なも
のとなり、測定が困難なものとなってしまった。また、
圧電素子の幅、長さ方向の形状を変えると、圧電素子の
幅、長さ方向の共振点が変わり、所望の振動モード（例
えば厚み方向）に悪影響を及ぼす可能性もあるため、圧
電素子の形状が制限されるのは圧電トランスデューサの
設計上、望ましくない。FIG. 18 is a diagram showing the relationship between the wrist 2 and the ultrasonic probe 200. The length L of the piezoelectric element is equal to the detection range in the wrist circumference direction. Here, the diameter of the artery is 3
Since the detection range in the wrist circumference direction is about 1.5 mm to 3.0 mm as described above, when the ultrasonic probe is brought into contact with the vicinity of the radial artery to detect information such as a pulse, The alignment between the artery and the ultrasonic probe became extremely difficult, and the measurement became difficult. Also,
When the width and length of the piezoelectric element are changed, the resonance point in the width and length of the piezoelectric element changes, which may adversely affect the desired vibration mode (eg, thickness direction). The shape limitation is not desirable in the design of the piezoelectric transducer.
【００１６】さらに、超音波を送信した後、時間差をつ
けて同じ圧電素子で受信を行うため、駆動回路が複雑に
なるという問題点があった。Further, since ultrasonic waves are transmitted by the same piezoelectric element with a time lag after the ultrasonic waves are transmitted, the driving circuit becomes complicated.
【００１７】以上の点から、従来の圧電素子を利用した
圧電トランスデューサ、及び該圧電トランスデューサを
用いた脈波検出装置において、以下の問題点があった。
通常の超音波探触子に関しては、
１．圧電素子の長手方向に凸になるレンズでは、浅い部
位の測定を行う場合は、圧電素子の長さを極端に短くす
る必要があり、測定できる範囲が極めて狭くなってしま
う。From the above points, the conventional piezoelectric transducer using the piezoelectric element and the pulse wave detecting device using the piezoelectric transducer have the following problems.
Regarding a normal ultrasonic probe, 1. In the case of a lens that is convex in the longitudinal direction of the piezoelectric element, the length of the piezoelectric element needs to be extremely short when measuring a shallow portion, and the measurable range becomes extremely narrow.
【００１８】２．1枚の圧電素子で送信、受信を行うの
は駆動回路が複雑になる。2. The drive circuit becomes complicated when transmitting and receiving with one piezoelectric element.
【００１９】一方、超音波を送信、受信を別々の圧電素
子で行うタイプの圧電トランスデューサについては、
１．送信側圧電素子によって送信し、橈骨動脈などの血
管によって反射してきた超音波のうち、広がって漏れて
くるものを受信側圧電素子で受信していたため、送信・
受信効率が悪かった。On the other hand, regarding a piezoelectric transducer of a type in which ultrasonic waves are transmitted and received by separate piezoelectric elements, Of the ultrasonic waves transmitted by the transmitting piezoelectric element and reflected by blood vessels such as the radial artery, the ultrasonic waves that spread and leaked were received by the receiving piezoelectric element.
The reception efficiency was poor.
【００２０】２．焦点がないため、必要のない部位から
の反射も大きくなり、ノイズの原因となっていた。2. Since there is no focal point, the reflection from unnecessary parts also becomes large, causing noise.
【００２１】そこで、本発明は、複雑な回路、駆動を用
いる必要がなく、また、圧電素子の形状を制約すること
がなく、受信感度を向上させ、ノイズ信号を検出しにく
い、すなわちＳ／Ｎ比の高い圧電トランスデューサ及
び、該圧電トランスデューサを使用した脈波検出装置を
提供することを目的とする。Therefore, according to the present invention, it is not necessary to use a complicated circuit and driving, and the shape of the piezoelectric element is not restricted, the receiving sensitivity is improved, and it is difficult to detect a noise signal, that is, S / N. An object of the present invention is to provide a piezoelectric transducer having a high ratio and a pulse wave detecting device using the piezoelectric transducer.
【００２２】[0022]
【課題を解決するための手段】上記課題を解決するた
め、本発明による脈波検出装置は、入力された駆動信号
に応じて測定対象物内に超音波を送信する圧電素子（以
下、送信用圧電素子）と、該圧電素子から間隙を隔てて
設けられ、かつ、前記超音波が前記測定対象物内部によ
って反射した反射波を受信する圧電素子（以下、受信用
圧電素子）とを、少なくとも一対有する圧電トランスデ
ューサにおいて、前記送信用圧電素子と受信用圧電素子
上に設けられ、かつ、前記送信用圧電素子と受信用圧電
素子との前記間隙上部の前記測定対象物位置に焦点を有
するレンズ層を設ける構成とした。In order to solve the above-mentioned problems, a pulse wave detecting apparatus according to the present invention is a piezoelectric element (hereinafter referred to as a transmitting element) for transmitting an ultrasonic wave into an object to be measured according to an input drive signal. At least one pair of a piezoelectric element) and a piezoelectric element that is provided with a gap from the piezoelectric element and that receives a reflected wave of the ultrasonic wave reflected by the inside of the measuring object (hereinafter, a receiving piezoelectric element). In a piezoelectric transducer having, a lens layer provided on the transmitting piezoelectric element and the receiving piezoelectric element, and having a focus at the measurement object position above the gap between the transmitting piezoelectric element and the receiving piezoelectric element. It is configured to be provided.
【００２３】さらに、前記レンズ層は、前記生体に対し
て凸状、凹状に形成したり、前記レンズ層を、前記送信
用圧電素子と受信用圧電素子の間で分割したり、前記レ
ンズ層の上部に生体と音響インピーダンスが近い材質の
樹脂層を設けた構成とした。このような構成とすること
で、超音波の送信、受信を別々の圧電素子で行っても、
生体内部の任意の深さの点に超音波をフォーカスするこ
とが可能となり、受信感度の向上、及びノイズの減少を
達成することができる。Further, the lens layer may be formed in a convex shape or a concave shape with respect to the living body, the lens layer may be divided between the transmitting piezoelectric element and the receiving piezoelectric element, or the lens layer may be formed. A resin layer made of a material having an acoustic impedance close to that of the living body is provided on the upper portion. With such a configuration, even if ultrasonic waves are transmitted and received by separate piezoelectric elements,
It is possible to focus the ultrasonic wave on a point of any depth inside the living body, and it is possible to improve the receiving sensitivity and reduce the noise.
【００２４】[0024]
【発明の実施の形態】本発明による脈波検出装置は、入
力された駆動信号に応じて生体内に超音波を送信する圧
電素子（以下、送信用圧電素子）と、超音波が生体内部
によって反射した反射波を受信する圧電素子（以下、受
信用圧電素子）を少なくとも有する圧電トランスデュー
サにおいて、前記送信用圧電素子と受信用圧電素子上に
設けられ、前記送信用圧電素子と受信用圧電素子との間
隙上に焦点を有するレンズ層を設ける構成とした。BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION A pulse wave detecting device according to the present invention is a piezoelectric element (hereinafter referred to as a transmitting piezoelectric element) that transmits an ultrasonic wave in a living body according to an input drive signal, and an ultrasonic wave is transmitted by the inside of the living body. A piezoelectric transducer having at least a piezoelectric element for receiving a reflected reflected wave (hereinafter referred to as a receiving piezoelectric element), wherein the transmitting piezoelectric element and the receiving piezoelectric element are provided, and the transmitting piezoelectric element and the receiving piezoelectric element are provided. A lens layer having a focus is provided on the gap.
【００２５】このような構成とすることで、超音波の送
信、受信を別々の圧電素子で行っても、生体内部の任意
の深さの点に超音波をフォーカスすることが可能とな
り、受信感度の向上、及びノイズの減少を達成すること
ができる。With such a configuration, even if ultrasonic waves are transmitted and received by separate piezoelectric elements, it becomes possible to focus the ultrasonic waves on a point at an arbitrary depth inside the living body, and the reception sensitivity. And noise reduction can be achieved.
【００２６】さらに、前記レンズ層は、前記生体に対し
て凸状、凹状に形成した。Further, the lens layer is formed in a convex shape or a concave shape with respect to the living body.
【００２７】レンズ層の音速が生体内の音速より早い場
合は凹状、遅い場合は凸状のレンズ層を用いることで、
効果的に超音波を収束させることが可能となる。By using a concave lens layer when the sound velocity of the lens layer is faster than the sound velocity in the living body, and by using a convex lens layer when the sound velocity is slower than in the living body,
It is possible to effectively converge the ultrasonic waves.
【００２８】また、前記レンズ層を、前記送信用圧電素
子と受信用圧電素子の間で分割したり、前記レンズ層の
上部に生体と音響インピーダンスが近い材質の樹脂層を
設け、前記樹脂層を圧電トランスデューサの表面が平坦
になるように設けられた構成とした。Further, the lens layer is divided between the transmitting piezoelectric element and the receiving piezoelectric element, or a resin layer made of a material having an acoustic impedance close to that of a living body is provided on the lens layer, and the resin layer is formed. The configuration was such that the surface of the piezoelectric transducer was flat.
【００２９】このような構成とすることで、レンズ層を
通して超音波が直接送信用圧電素子から受信用圧電素子
に伝播し、ノイズの原因となることを防ぐことができ
る。また、前記レンズ層の上部に生体と音響インピーダ
ンスが近い材質の樹脂層を設け、前記樹脂層を圧電トラ
ンスデューサの測定対象物と接する面が平坦になるよう
に設けることで、圧電トランスデューサを生体などに押
し当て、前記レンズ層の形状が変化してしまうような場
合でも、超音波の伝播経路を変えることなく、前記レン
ズ層の形状が変化することを防ぐことができる。With such a structure, it is possible to prevent ultrasonic waves from directly propagating from the transmitting piezoelectric element to the receiving piezoelectric element through the lens layer and causing noise. In addition, by providing a resin layer of a material whose acoustic impedance is close to that of a living body on the lens layer, and by providing the resin layer so that the surface in contact with the measurement target of the piezoelectric transducer is flat, the piezoelectric transducer can be applied to a living body or the like. Even if the shape of the lens layer is changed by pressing, it is possible to prevent the shape of the lens layer from changing without changing the propagation path of ultrasonic waves.
【００３０】詳細は以下の実施例において述べる。Details will be described in the following examples.
【００３１】［実施例１］図１〜図７を参照して本発明
の圧電トランスデューサを使用した、脈波検出装置の１
実施例について詳細に説明する。[Embodiment 1] Referring to FIGS. 1 to 7, a pulse wave detecting device 1 using the piezoelectric transducer of the present invention will be described.
Examples will be described in detail.
【００３２】先ず、図１〜図２を参照して、脈波検出装
置１の外観について説明する。First, the external appearance of the pulse wave detecting device 1 will be described with reference to FIGS.
【００３３】図１は、本発明を適用した脈波検出装置１
の外観上の構成を示す側面図であり、図２は、図１に示
した脈波検出装置１を生体２（腕）に装着した状態を示
す図である。FIG. 1 shows a pulse wave detecting device 1 to which the present invention is applied.
2 is a side view showing the external configuration of FIG. 2, and FIG. 2 is a view showing a state in which the pulse wave detection device 1 shown in FIG. 1 is attached to a living body 2 (arm).
【００３４】図２に示すように、脈波検出装置１は、処
理部３、圧電トランスデューサ４、バンド５、及び止め
金具６によって概略構成されており、図２に示すよう
に、脈波検出装置１は、生体２に装着することにより常
時携帯可能である。ここで、処理部３及び圧電トランス
デューサ４は、バンド５に取り付けられており、バンド
５及び止め金具６によって生体２（図中の破線部）に装
着される。この時、圧電トランスデューサ４は、生体２
の橈骨（とうこつ）動脈あるいは尺骨動脈付近（図示省
略）に当接される。また図示しないが、処理部３と圧電
トランスデューサ４は導線により接続されており、この
導線を介して処理部３から駆動用電圧信号が圧電トラン
スデューサ４に入力され、圧電トランスデューサ４で測
定された電圧信号が処理部３に入力される。As shown in FIG. 2, the pulse wave detecting device 1 is roughly constituted by a processing section 3, a piezoelectric transducer 4, a band 5 and a stopper 6, and as shown in FIG. 1 can be carried at all times by being attached to the living body 2. Here, the processing unit 3 and the piezoelectric transducer 4 are attached to the band 5, and are attached to the living body 2 (broken line portion in the drawing) by the band 5 and the fastener 6. At this time, the piezoelectric transducer 4 is
It is brought into contact with the radial artery or the vicinity of the ulnar artery (not shown). Although not shown, the processing unit 3 and the piezoelectric transducer 4 are connected by a conductive wire, and a driving voltage signal is input to the piezoelectric transducer 4 from the processing unit 3 via the conductive wire, and the voltage signal measured by the piezoelectric transducer 4 is input. Is input to the processing unit 3.
【００３５】次に、図３を参照して脈波検出装置１の処
理部３について説明する。図３は、処理部３の内部構成
と、処理部３と圧電トランスデューサ４の接続状態を示
すブロック図である。図３に示すように、処理部３は、
演算処理部３１、駆動回路３２、及び表示部３３によっ
て概略構成されている。Next, the processing section 3 of the pulse wave detecting apparatus 1 will be described with reference to FIG. FIG. 3 is a block diagram showing an internal configuration of the processing unit 3 and a connection state between the processing unit 3 and the piezoelectric transducer 4. As shown in FIG. 3, the processing unit 3 is
The processing unit 31, the drive circuit 32, and the display unit 33 are roughly configured.
【００３６】演算処理部３１は、内部に備えた記憶領域
（図示省略）に記憶されている処理プログラムを実行す
ることによって、脈の検出に関する各種処理を実行し、
その処理結果を表示部３３に表示する。The arithmetic processing section 31 executes various processing relating to the detection of a pulse by executing a processing program stored in a storage area (not shown) provided inside,
The processing result is displayed on the display unit 33.
【００３７】演算処理部３１は、脈測定時に、駆動回路
３２から圧電トランスデューサ４の送信用圧電素子４１
（詳細は後述）に特定の駆動用電圧信号を出力させる。The arithmetic processing unit 31 is configured to transmit the piezoelectric element 41 of the piezoelectric transducer 4 from the drive circuit 32 during pulse measurement.
A specific driving voltage signal is output to (details will be described later).
【００３８】また、演算処理部３１は、送信用圧電素子
４１から発せられた超音波の周波数と、受信用圧電素子
４２で受信され血流のドップラ効果により変化した超音
波の周波数と、を比較して脈を検出する。Further, the arithmetic processing section 31 compares the frequency of the ultrasonic wave emitted from the transmitting piezoelectric element 41 with the frequency of the ultrasonic wave received by the receiving piezoelectric element 42 and changed by the Doppler effect of blood flow. Then, the pulse is detected.
【００３９】駆動回路３２は、演算処理部３１の指示に
従って、特定の駆動用電圧信号を圧電トランスデューサ
４の送信用圧電素子４１に出力する。The drive circuit 32 outputs a specific drive voltage signal to the transmitting piezoelectric element 41 of the piezoelectric transducer 4 according to an instruction from the arithmetic processing section 31.
【００４０】表示部３３は、液晶表示画面等によって構
成されており、演算処理部３１から入力される脈波検出
結果等を表示する。The display unit 33 is composed of a liquid crystal display screen or the like, and displays the pulse wave detection result or the like input from the arithmetic processing unit 31.
【００４１】次に、図４、図５を参照して、脈波検出装
置１の圧電トランスデューサ４について説明する。図４
は、圧電トランスデューサ４の構成を示す概要図であ
り、図５は、圧電トランスデューサ４を側面から見た図
である。Next, the piezoelectric transducer 4 of the pulse wave detecting device 1 will be described with reference to FIGS. Figure 4
FIG. 5 is a schematic view showing the configuration of the piezoelectric transducer 4, and FIG. 5 is a view of the piezoelectric transducer 4 as seen from the side surface.
【００４２】図４に示すように、圧電トランスデューサ
４は、送信用圧電素子４１、受信用圧電素子４２、基板
４４、レンズ層５０によって概略構成されている。送信
用圧電素子４１と受信用圧電素子４２は短冊状であり、
その長手方向が向き合う形で、間隙を設けて形成されて
いる。As shown in FIG. 4, the piezoelectric transducer 4 is roughly constituted by a transmitting piezoelectric element 41, a receiving piezoelectric element 42, a substrate 44, and a lens layer 50. The transmission piezoelectric element 41 and the reception piezoelectric element 42 are strip-shaped,
It is formed with a gap so that its longitudinal directions face each other.
【００４３】ここで、送信用圧電素子４１及び受信用圧
電素子４２の厚み方向の両面には、図示しない電極が形
成されている。図示しない導線により、送信用圧電素子
４１及び受信用圧電素子４２の厚さ方向に電圧を印加す
る事が可能である。Here, electrodes (not shown) are formed on both surfaces in the thickness direction of the transmitting piezoelectric element 41 and the receiving piezoelectric element 42. It is possible to apply a voltage in the thickness direction of the transmitting piezoelectric element 41 and the receiving piezoelectric element 42 by a conductor wire (not shown).
【００４４】また、送信用圧電素子４１は、図示しない
両面の電極が処理部３の駆動回路３２と導線によって接
続されている。そして、送信用圧電素子４１の両面に設
けられた電極に、駆動回路３２から特定の駆動用電圧信
号が印加されると、送信用圧電素子４１は、励振して特
定周波数の超音波を発生し、生体内（図６の２ａ参照）
に送信する。本実施例では９．６ＭＨｚで励振させた。Further, in the transmitting piezoelectric element 41, electrodes on both surfaces (not shown) are connected to the drive circuit 32 of the processing section 3 by a conducting wire. Then, when a specific drive voltage signal is applied from the drive circuit 32 to the electrodes provided on both sides of the transmitting piezoelectric element 41, the transmitting piezoelectric element 41 is excited to generate ultrasonic waves of a specific frequency. , In vivo (see 2a in FIG. 6)
Send to. In this example, the excitation was performed at 9.6 MHz.
【００４５】受信用圧電素子４２は、その両面に設けら
れた電極が処理部３の演算処理部３１と導線によって接
続されている。受信用圧電素子４２は、生体から超音波
を受信すると、この超音波を電圧信号に変換し、処理部
３の演算処理部３１に出力する。The electrodes provided on both surfaces of the receiving piezoelectric element 42 are connected to the arithmetic processing section 31 of the processing section 3 by a conductive wire. When the receiving piezoelectric element 42 receives an ultrasonic wave from a living body, the receiving piezoelectric element 42 converts the ultrasonic wave into a voltage signal and outputs the voltage signal to the arithmetic processing unit 31 of the processing unit 3.
【００４６】尚、送信用圧電素子４１と受信用圧電素子
４２に、同一の圧電素子を使用してもよい。また、これ
ら圧電素子４１，４２の形状については任意であり、送
信用と受信用に形状の異なる圧電素子を使用してもよ
い、さらに送信用圧電素子及び受信用圧電素子は、それ
ぞれ複数個設置することも可能である。The same piezoelectric element may be used for the transmitting piezoelectric element 41 and the receiving piezoelectric element 42. Further, the piezoelectric elements 41, 42 may be of any shape, and piezoelectric elements having different shapes may be used for transmitting and receiving. Further, a plurality of transmitting piezoelectric elements and plural receiving piezoelectric elements may be installed. It is also possible to do so.
【００４７】本実施例では、送信用圧電素子、受信用圧
電素子として厚さ０．２ｍｍ（共振周波数９．６ＭＨ
ｚ）、外形１．０×８ｍｍのＰＺＴを、基板４４は厚さ
１．０ｍｍ、外形４×１２ｍｍのガラスエポキシ基板を
使用した。In this embodiment, the piezoelectric element for transmission and the piezoelectric element for reception have a thickness of 0.2 mm (resonance frequency of 9.6 MH).
z), PZT having an outer shape of 1.0 × 8 mm, and the substrate 44 was a glass epoxy substrate having a thickness of 1.0 mm and an outer diameter of 4 × 12 mm.
【００４８】次に、図３及び図６を参照して、脈波検出
装置１における処理部３及び圧電トランスデューサ４の
動作について説明する。図６は本実施例の脈波検出装置
の圧電トランスデューサ４と生体２との配置関係を示し
た図である。Next, the operations of the processing section 3 and the piezoelectric transducer 4 in the pulse wave detecting device 1 will be described with reference to FIGS. 3 and 6. FIG. 6 is a diagram showing the positional relationship between the piezoelectric transducer 4 and the living body 2 of the pulse wave detection device of this embodiment.
【００４９】先ず、生体に脈波検出装置１を装着すると
（図６では圧電トランスデューサ４のみ記載）、図６に
示すように、圧電トランスデューサ４が生体２（の橈骨
（とうこつ）動脈あるいは尺骨動脈付近）に当接され
る。そして、脈の検出時に、図３に示す演算処理部３１
は、駆動回路３２から送信用圧電素子４１の両面に設け
られた電極に特定の駆動用電圧信号を出力させる。First, when the pulse wave detecting device 1 is attached to a living body (only the piezoelectric transducer 4 is shown in FIG. 6), the piezoelectric transducer 4 is moved to the living body 2 (radial artery or ulnar artery) as shown in FIG. Abutting). When the pulse is detected, the arithmetic processing unit 31 shown in FIG.
Causes the drive circuit 32 to output a specific drive voltage signal to the electrodes provided on both surfaces of the transmission piezoelectric element 41.
【００５０】送信用圧電素子４１は、両面に設けられた
電極に入力された駆動用電圧信号に基づいて励振し超音
波を発生し、該超音波を生体２（図６参照）内に送信す
る。生体２内に送信された超音波は動脈内の血流２ａに
より反射され、圧電トランスデューサ４の受信用圧電素
子４２により受信される（超音波の伝播経路を矢印で示
す）。受信用圧電素子４２は、受信した超音波を電圧信
号に変換して、両面に設けられた電極から演算処理部３
１に出力する。The transmitting piezoelectric element 41 is excited on the basis of the driving voltage signal input to the electrodes provided on both sides to generate ultrasonic waves, and transmits the ultrasonic waves into the living body 2 (see FIG. 6). . The ultrasonic wave transmitted to the living body 2 is reflected by the blood flow 2a in the artery and is received by the receiving piezoelectric element 42 of the piezoelectric transducer 4 (the ultrasonic wave propagation path is indicated by an arrow). The receiving piezoelectric element 42 converts the received ultrasonic wave into a voltage signal, and the arithmetic processing unit 3 converts the electrodes provided on both surfaces.
Output to 1.
【００５１】次に、演算処理部３１は、送信用圧電素子
４１から送信された超音波の周波数と、受信用圧電素子
４２で受信され血流のドップラ効果により変化した超音
波の周波数と、を比較して生体の脈を検出する。そし
て、演算処理部３１は、脈の検出結果を表示部３３に表
示する。Next, the arithmetic processing section 31 determines the frequency of the ultrasonic wave transmitted from the transmitting piezoelectric element 41 and the frequency of the ultrasonic wave received by the receiving piezoelectric element 42 and changed by the Doppler effect of blood flow. The pulse of the living body is detected by comparison. Then, the arithmetic processing unit 31 displays the pulse detection result on the display unit 33.
【００５２】このようにして、脈波検出装置１は、生体
の脈を測定・表示する。In this way, the pulse wave detecting device 1 measures and displays the pulse of the living body.
【００５３】次に本実施例の圧電トランスデューサ４の
製造方法について図４を用いて説明する。送信用圧電素
子４１及び受信用圧電素子４２はアルミ、Ａｕなどの金
属を真空蒸着等をすることで両面に電極を形成し、外形
をダイシングなどにより切断する。Next, a method of manufacturing the piezoelectric transducer 4 of this embodiment will be described with reference to FIG. The transmission piezoelectric element 41 and the reception piezoelectric element 42 have electrodes formed on both sides by vacuum-depositing a metal such as aluminum or Au, and the outer shape is cut by dicing or the like.
【００５４】基板４４と送信用圧電素子４１、受信用圧
電素子４２を接着剤などにより固定する。The substrate 44, the transmitting piezoelectric element 41, and the receiving piezoelectric element 42 are fixed with an adhesive or the like.
【００５５】さらに、送信用圧電素子４１に設けられた
両面電極は図示しない配線により、図３の処理部３の駆
動回路３２に接続され、受信用圧電素子に設けられた両
面電極はは処理回路３１に接続される。Further, the double-sided electrode provided on the transmitting piezoelectric element 41 is connected to the drive circuit 32 of the processing unit 3 of FIG. 3 by wiring not shown, and the double-sided electrode provided on the receiving piezoelectric element is a processing circuit. 31 is connected.
【００５６】次に、送信用圧電素子４１、受信用圧電素
子４２の上面にレンズ層５０を設けて圧電トランスデュ
ーサ４を形成する。Next, the lens layer 50 is provided on the upper surfaces of the transmitting piezoelectric element 41 and the receiving piezoelectric element 42 to form the piezoelectric transducer 4.
【００５７】次にレンズ層５０について図５、図６、図
７を用いて詳細に説明する。前述した通り、橈骨動脈な
ど脈波を測定する部位の血管の皮膚からの深さは３〜５
ｍｍ程度である。Next, the lens layer 50 will be described in detail with reference to FIGS. 5, 6 and 7. As described above, the depth of the blood vessel at the site for measuring the pulse wave such as the radial artery from the skin is 3 to 5
It is about mm.
【００５８】そのため、レンズ層５０の焦点距離を３ｍ
ｍとした。この場合、式（１）で算出すると、レンズ層
の曲率半径は１．５ｍｍとなる。したがって、今回はレ
ンズ層５０として材質はシリコンゴム、形状は半径１．
５ｍｍの半円筒形状とした。Therefore, the focal length of the lens layer 50 is 3 m.
m. In this case, the radius of curvature of the lens layer is 1.5 mm when calculated by the equation (1). Therefore, this time, the material for the lens layer 50 is silicon rubber, and the shape is radius 1.
It was a semi-cylindrical shape of 5 mm.
【００５９】この場合、図５のように、距離ｆ（この場
合は３ｍｍ）離れた焦点５５に超音波が収束して送信さ
れ、焦点５５に反射物があれば、反射波は収束して受信
用圧電素子４２に受信される。この時、レンズの曲率中
心が、送信用圧電素子４１と受信用圧電素子４２を結ん
だ線の垂直二等分線上にあるようにすると受信感度をよ
り向上させることができる。この図では焦点５５は、送
信用圧電素子４１受信用圧電素子４２の間隙ｇ上方にあ
る。In this case, as shown in FIG. 5, the ultrasonic waves are converged and transmitted to the focal point 55 which is a distance f (3 mm in this case), and if there is a reflector at the focal point 55, the reflected wave is converged and received. It is received by the piezoelectric element 42. At this time, if the center of curvature of the lens is on the perpendicular bisector of the line connecting the transmitting piezoelectric element 41 and the receiving piezoelectric element 42, the receiving sensitivity can be further improved. In this figure, the focal point 55 is above the gap g between the transmitting piezoelectric element 41 and the receiving piezoelectric element 42.
【００６０】図４で、レンズ層を、短冊状の圧電素子の
長手方向に中心軸を有する半円筒形状とした。すなわ
ち、図５に示すように、測定する部位に焦点を結ぶため
に、送信用圧電素子４１のある部分とそこから最短距離
にある受信用圧電素子４２の相対する部分を結んだ線を
含む面でのレンズ断面の上部端面が円弧上である。In FIG. 4, the lens layer has a semicylindrical shape having a central axis in the longitudinal direction of the strip-shaped piezoelectric element. That is, as shown in FIG. 5, a surface including a line connecting a portion of the transmitting piezoelectric element 41 and a facing portion of the receiving piezoelectric element 42 located at the shortest distance from the portion in order to focus on the site to be measured. The upper end surface of the lens cross section at is an arc.
【００６１】水中に設置した真鍮板への超音波の反射強
度（送信用圧電素子４１から送信された超音波が圧電ト
ランスデューサ４から３．０ｍｍ程度離して対向・設置
された真鍮板に反射して受信用圧電素子４２によって検
出される割合）を測定したところ、レンズ層５０がない
状態では２．５％だったが、本実施例のようなレンズ層
５０を設けたところ、４．０％になり、反射強度が１．
５倍程度になり、結果として脈検出感度も向上すること
ができた。Reflection intensity of ultrasonic waves on a brass plate installed in water (ultrasonic waves transmitted from the transmitting piezoelectric element 41 are separated from the piezoelectric transducer 4 by about 3.0 mm and reflected on a brass plate facing and installed. When the ratio detected by the receiving piezoelectric element 42) was measured, it was 2.5% without the lens layer 50, but when the lens layer 50 as in this example was provided, it was 4.0%. And the reflection intensity is 1.
It was about 5 times, and as a result, the pulse detection sensitivity was also improved.
【００６２】なお、図５における圧電素子の間隔ｇも感
度に大きく影響するが、本実施例では０．３ｍｍとし
た。Although the distance g between the piezoelectric elements in FIG. 5 also greatly affects the sensitivity, it is set to 0.3 mm in this embodiment.
【００６３】図７にこのときの圧電トランスデューサ表
面から反射物（真鍮板）までの距離と反射強度の結果を
示す。横軸がトランスデューサ表面から反射物（真鍮
板）までの距離であり、縦軸が反射強度（感度）であ
る。図７から明らかに離間距離３ｍｍに焦点が生じ、ま
た、検出感度も全体的に向上していることがわかる。FIG. 7 shows the results of the distance from the surface of the piezoelectric transducer to the reflector (brass plate) and the reflection intensity at this time. The horizontal axis is the distance from the transducer surface to the reflector (brass plate), and the vertical axis is the reflection intensity (sensitivity). It can be seen from FIG. 7 that the focus is clearly generated at the separation distance of 3 mm and the detection sensitivity is also improved as a whole.
【００６４】また、本実施例のように、脈波検出装置１
において処理部３と圧電トランスデューサ４とを離れた
構造にするのではなく、１つのモジュールとして構成し
てもよい。これによって、脈波検出装置１の部品点数が
少なくなり製造コストを抑えることができる。さらに、
処理部３と圧電トランスデューサ４の間の配線を簡略化
することができる。Further, as in this embodiment, the pulse wave detecting device 1
In the above, the processing unit 3 and the piezoelectric transducer 4 may not be separated from each other, but may be configured as one module. As a result, the number of parts of the pulse wave detection device 1 is reduced, and the manufacturing cost can be suppressed. further,
Wiring between the processing unit 3 and the piezoelectric transducer 4 can be simplified.
【００６５】また、処理部３内に通信部等を設けて、脈
測定結果を病院内の管理システムに送信する構成にして
もよく、これにより、脈波検出装置１を装着した患者の
状態を常時把握することができる。Further, a communication unit or the like may be provided in the processing unit 3 to transmit the pulse measurement result to the management system in the hospital, whereby the condition of the patient wearing the pulse wave detecting device 1 can be confirmed. You can always grasp.
【００６６】なお、本実施例の詳細な部分については、
上記実施例の内容に限定されるものではなく、本発明の
要旨を逸脱しない範囲で適宜変更可能である。例えば、
本実施例では圧電素子の励振周波数を９．６ＭＨｚとし
たが、共振周波数５ＭＨｚ程度の圧電素子を利用して、
励振周波数を５ＭＨｚ程度としても特に問題はない。The detailed parts of this embodiment are as follows.
The present invention is not limited to the contents of the above-mentioned embodiment, and can be appropriately changed without departing from the scope of the present invention. For example,
In the present embodiment, the excitation frequency of the piezoelectric element is set to 9.6 MHz, but a piezoelectric element having a resonance frequency of about 5 MHz is used,
There is no particular problem even if the excitation frequency is set to about 5 MHz.
【００６７】［実施例２］本発明の脈波検出装置に関わ
る圧電トランスデューサの１実施例について図８を用い
て説明する。図８は本実施例の脈波検出装置に関わる圧
電トランスデューサ４の側面図である。処理部、バンド
及び止め具、圧電素子、基板の材質、形状は実施例１と
同様のものを使用した。[Embodiment 2] An embodiment of the piezoelectric transducer relating to the pulse wave detecting device of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 8 is a side view of the piezoelectric transducer 4 related to the pulse wave detecting device of this embodiment. The same materials and shapes as in Example 1 were used for the processing part, the band and the stopper, the piezoelectric element, and the substrate.
【００６８】図８は圧電素子４１，４２とレンズ層５０
との間に整合層４８を設けた形態である。FIG. 8 shows the piezoelectric elements 41 and 42 and the lens layer 50.
And a matching layer 48 is provided between and.
【００６９】整合層４８の材質について説明する。整合
層４８は、エポキシ系樹脂またはシリコン系樹脂からな
り、送信用圧電素子４１、受信用圧電素子４２の保護
と、生体と各圧電素子４１，４２との間で効率良く超音
波を伝搬させる効果がある。The material of the matching layer 48 will be described. The matching layer 48 is made of epoxy resin or silicon resin, and has an effect of protecting the transmission piezoelectric element 41 and the reception piezoelectric element 42 and efficiently propagating ultrasonic waves between the living body and the piezoelectric elements 41, 42. There is.
【００７０】生体と各圧電素子４１，４２との間で効率
良く超音波を伝搬するためには、整合層４８の音響イン
ピーダンスを、音響レンズの音響インピーダンスＺｌと
圧電素子の音響インピーダンスＺｃとの間の値にする必
要がある。音響インピーダンスとは、音波の伝搬のしや
すさを示す値であり、その値はヤング率や密度によって
変化する。In order to propagate ultrasonic waves efficiently between the living body and each piezoelectric element 41, 42, the acoustic impedance of the matching layer 48 is set between the acoustic impedance Zl of the acoustic lens and the acoustic impedance Zc of the piezoelectric element. Must be the value of. The acoustic impedance is a value indicating the ease of propagation of sound waves, and the value changes depending on the Young's modulus and the density.
【００７１】そして、図８に示す構成を有する圧電トラ
ンスデューサ４において、整合層４８の理想的な音響イ
ンピーダンスＺｍは、
Ｚｍ＝（Ｚｃ×Ｚｌ）1/2 …式（１）
によって示すことができる。そして、式（１）に、シリ
コンゴムの音響インピーダンスＺｌ＝１．５Ｍ（Ｎ・ｓ
ｅｃ／ｍ3）、Ｚｃ（ＰＺＴを使用）＝３０Ｍ（Ｎ・ｓ
ｅｃ／ｍ3）を代入すると、Ｚｍ＝約６．７Ｍ（Ｎ・ｓ
ｅｃ／ｍ3）となる。In the piezoelectric transducer 4 having the structure shown in FIG. 8, the ideal acoustic impedance Zm of the matching layer 48 can be expressed by Zm = (Zc × Zl) 1/2 (1). Then, in the equation (1), the acoustic impedance of the silicon rubber Zl = 1.5 M (Ns
ec / m 3 ), Zc (using PZT) = 30 M (N · s)
ec / m 3 ), Zm = about 6.7 M (N · s)
ec / m 3 ).
【００７２】また、整合層４８の基板厚み方向の厚さ
は、薄いほど良く、本実施例のような構成では、１００
μｍ以下が適当である。スピンコートあるいは、バーコ
ートにより整合層４８を基板４４上に塗布し、熱あるい
は紫外線で整合層４８を硬化させることにより、一定の
厚さで均一に整合層４８を配置することができる。The thickness of the matching layer 48 in the substrate thickness direction is preferably as thin as possible. In the structure of this embodiment, the thickness is 100.
A value of μm or less is suitable. By applying the matching layer 48 on the substrate 44 by spin coating or bar coating and curing the matching layer 48 with heat or ultraviolet rays, the matching layer 48 can be uniformly arranged with a constant thickness.
【００７３】以上から、本実施例では、整合層４８に、
音響インピーダンスが約３Ｍ（Ｎ・ｓｅｃ／ｍ3）であ
るエポキシ系の樹脂を厚さ１００μｍで塗布して使用し
ている。From the above, in this embodiment, the matching layer 48 is
An epoxy resin having an acoustic impedance of about 3 M (N · sec / m 3 ) is applied to a thickness of 100 μm and used.
【００７４】このような音響整合層を設けることで圧電
素子と音響レンズの間で超音波の反射が起こりにくくな
り、さらに効果的に超音波を生体内に送信し、また生体
内からの反射波を受信することが可能となる。By providing such an acoustic matching layer, it becomes difficult for ultrasonic waves to be reflected between the piezoelectric element and the acoustic lens, and the ultrasonic waves are transmitted more effectively into the living body, and the reflected waves from the living body are reflected. It becomes possible to receive.
【００７５】［実施例３］本発明の脈波検出装置の１実
施例に関わる圧電トランスデューサ４について、図９を
用いて説明する。図９は本実施例の脈波検出装置に関わ
る圧電トランスデューサ４の斜視図である。処理部、バ
ンド及び止め具、圧電素子、基板の材質、形状は実施例
１と同様のものを使用した。[Embodiment 3] A piezoelectric transducer 4 according to an embodiment of the pulse wave detecting apparatus of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 9 is a perspective view of the piezoelectric transducer 4 related to the pulse wave detection device of this embodiment. The same materials and shapes as in Example 1 were used for the processing part, the band and the stopper, the piezoelectric element, and the substrate.
【００７６】図９はレンズ層５０を送信用圧電素子４
１、受信用圧電素子４２の間で分割して溝５６を設けた
構成である。In FIG. 9, the lens layer 50 is used as the transmitting piezoelectric element 4.
1. The groove 56 is provided by dividing the piezoelectric element 42 for reception.
【００７７】レンズ層５０がつながっている場合、送信
用圧電素子４１から受信用圧電素子４２へ超音波が生体
内に入らずに音響レンズ層内を通じて伝播してしまう。
このような直接伝播波はノイズの原因となり、感度、Ｓ
／Ｎ比の低下につながる。When the lens layer 50 is connected, ultrasonic waves propagate from the transmitting piezoelectric element 41 to the receiving piezoelectric element 42 through the acoustic lens layer without entering the living body.
Such a direct propagating wave causes noise, sensitivity, S
This leads to a decrease in the / N ratio.
【００７８】本実施例のように音響レンズ層５０を分割
することで上記直接伝播波を抑制することができる。The direct propagation wave can be suppressed by dividing the acoustic lens layer 50 as in this embodiment.
【００７９】また、図１０はレンズ層５０を分割した溝
に超音波反射層５２を設けた構成を示す。図９のように
レンズ層５０を分割してもレンズ層５０がシリコンゴム
などのやわらかい材質である場合、生体に圧電トランス
デューサを押し当てると、レンズ層５０が変形し、分割
した溝５６がつながってしまう可能性がある。そこで本
実施例のように、超音波反射層５２を溝５６にうめ込め
ば、上記のような場合にも分割の効果を損ねることがな
い。Further, FIG. 10 shows a structure in which the ultrasonic reflection layer 52 is provided in the groove formed by dividing the lens layer 50. Even if the lens layer 50 is divided as shown in FIG. 9, when the lens layer 50 is made of a soft material such as silicon rubber, when the piezoelectric transducer is pressed against the living body, the lens layer 50 is deformed and the divided grooves 56 are connected. There is a possibility that it will end up. Therefore, if the ultrasonic reflection layer 52 is embedded in the groove 56 as in the present embodiment, the dividing effect is not impaired even in the above case.
【００８０】なお、超音波反射層５２の材質は、音響イ
ンピーダンスがレンズ層５０と大きくことなれば良く、
今回はステンレス製の板を溝５６に挿入した。The material of the ultrasonic wave reflection layer 52 may be such that its acoustic impedance is larger than that of the lens layer 50,
This time, a stainless steel plate was inserted into the groove 56.
【００８１】［実施例４］本発明の脈波検出装置の１実
施例に関わる圧電トランスデューサ４について、図１１
を用いて説明する。図１１は本実施例の脈波検出装置に
関わる圧電トランスデューサ４の斜視図である。処理
部、バンド及び止め具、圧電素子、基板の材質、形状は
実施例１と同様のものを使用した。[Embodiment 4] FIG. 11 shows a piezoelectric transducer 4 according to an embodiment of the pulse wave detecting apparatus of the present invention.
Will be explained. FIG. 11 is a perspective view of the piezoelectric transducer 4 related to the pulse wave detecting device of this embodiment. The same materials and shapes as in Example 1 were used for the processing part, the band and the stopper, the piezoelectric element, and the substrate.
【００８２】図１１はレンズ層５０の周りに樹脂層５３
を設けた構成を示す図である。レンズ層５０が剥き出し
の場合、圧電トランスデューサ４を生体の皮膚などに押
し当てると、レンズ層５０が変形して図７に示すような
特性が得られない恐れがある。FIG. 11 shows a resin layer 53 around the lens layer 50.
It is a figure which shows the structure which provided. When the lens layer 50 is exposed, if the piezoelectric transducer 4 is pressed against the skin of a living body, the lens layer 50 may be deformed and the characteristics shown in FIG. 7 may not be obtained.
【００８３】本実施例のように、樹脂層５３をレンズ層
５０の周りに設け、圧電トランスデューサ４の表面を平
坦にすることで生体に押し当てたときでも良好な特性を
得ることができる。By providing the resin layer 53 around the lens layer 50 and flattening the surface of the piezoelectric transducer 4 as in the present embodiment, good characteristics can be obtained even when pressed against a living body.
【００８４】なお、樹脂層５３の材質は、前述の式
（１）を損ねないためには、生体の音速に近い必要があ
る。生体の音速と異なると、式（１）の関係は成立しな
い。本実施例では、音速１４００ｍ／ｓ程度のシリコン
ゴムを用いた。The material of the resin layer 53 needs to be close to the speed of sound of the living body in order not to impair the above-mentioned formula (1). If it is different from the sound velocity of the living body, the relation of the equation (1) is not established. In this embodiment, silicon rubber having a sound velocity of about 1400 m / s is used.
【００８５】［実施例５］本発明の脈波検出装置の１実
施例に関わる圧電トランスデューサ４について、図１
２、図１３を用いて説明する。図１２は本実施例の脈波
検出装置に関わる圧電トランスデューサ４の斜視図であ
る。処理部、バンド及び止め具、圧電素子、基板の材
質、形状は実施例１と同様のものを使用した。[Embodiment 5] FIG. 1 shows a piezoelectric transducer 4 according to an embodiment of the pulse wave detecting apparatus of the present invention.
2 and FIG. 13 will be described. FIG. 12 is a perspective view of the piezoelectric transducer 4 related to the pulse wave detecting device of this embodiment. The same materials and shapes as in Example 1 were used for the processing part, the band and the stopper, the piezoelectric element, and the substrate.
【００８６】図１２は凹状のレンズ層５０を用いた実施
例である。FIG. 12 shows an embodiment using a concave lens layer 50.
【００８７】式（１）が成立するためにはレンズ層の音
速をＶ１、生体の音速をＶ２とすると、Ｖ１＜Ｖ２の場
合である。If the sound velocity of the lens layer is V1 and the sound velocity of the living body is V2 in order to satisfy the expression (1), V1 <V2.
【００８８】音速は物質のヤング率と密度で決まるた
め、音速が小さいものは一般的にヤング率が小さくな
る。そのため、レンズ層の強度を考慮すると、ヤング率
が大きく、耐久性の高い材質を選定する場合もある。こ
のような場合、図１２のような凹レンズ形状とすること
で、レンズ層５０の強度を向上させつつ、レンズの効果
も得ることができる。Since the speed of sound is determined by the Young's modulus and the density of the substance, those having a low speed of sound generally have a low Young's modulus. Therefore, considering the strength of the lens layer, a material having a large Young's modulus and high durability may be selected in some cases. In such a case, by forming the concave lens shape as shown in FIG. 12, it is possible to improve the strength of the lens layer 50 and also obtain the lens effect.
【００８９】図１３は図１２のレンズ層５０の上部に樹
脂層５４を設けた実施例である。橈骨動脈などの比較的
皮膚から浅い部位の測定の場合、レンズの曲率は前述し
たように数ｍｍと小さくなる。そのため、凹状のレンズ
層のくぼみに生体の皮膚が追従せず、レンズ層と皮膚が
接触しなくなるため、脈波などの生体情報を検出できな
くなる。FIG. 13 shows an embodiment in which a resin layer 54 is provided on the lens layer 50 of FIG. When measuring a region relatively shallow from the skin such as a radial artery, the curvature of the lens is as small as several mm as described above. Therefore, the skin of the living body does not follow the depression of the concave lens layer and the lens layer and the skin do not contact each other, so that biological information such as a pulse wave cannot be detected.
【００９０】この場合、実施例５と同じく、生体と音速
が極めて近い材質の樹脂層を凹状のレンズのくぼみに設
けることで、圧電トランスデューサ４の表面を平坦化す
ることができる。樹脂層５４の音速が生体の音速と差が
あると、超音波の伝播経路が変わるため、生体の音速に
近い材質を選定する必要がある。In this case, similarly to the fifth embodiment, the surface of the piezoelectric transducer 4 can be flattened by providing a resin layer made of a material having a sound velocity extremely close to that of the living body in the recess of the concave lens. If the sound velocity of the resin layer 54 is different from the sound velocity of the living body, the propagation path of the ultrasonic waves changes, so it is necessary to select a material close to the sound velocity of the living body.
【００９１】[0091]
【発明の効果】以上のように、本発明の脈波検出装置に
よれば、複雑な回路、駆動を用いる必要がなく、また、
圧電素子の形状を制約することなく受信感度を向上させ
ることができる。As described above, according to the pulse wave detecting apparatus of the present invention, it is not necessary to use a complicated circuit and driving, and
The reception sensitivity can be improved without restricting the shape of the piezoelectric element.
【００９２】レンズ層を送信用圧電素子、受信用圧電素
子上に設け、送信用圧電素子から測定対象物に当たって
反射し受信用圧電素子に行く時の上記レンズ層の焦点
が、送信用圧電素子と受信用圧電素子との間隙上方にく
るようにしたことで、所望の深さに焦点を合わせ、超音
波の送信強度、受信感度を向上させ、脈波などの生体情
報の検出感度、Ｓ／Ｎ比を向上させることができ、結果
として脈検出能力の向上、消費電力の低下を達成するこ
とができる。A lens layer is provided on the transmitting piezoelectric element and the receiving piezoelectric element, and when the transmitting piezoelectric element hits the object to be measured and is reflected to the receiving piezoelectric element, the focal point of the lens layer is the transmitting piezoelectric element. Since it is located above the gap between the piezoelectric element for reception, it focuses on a desired depth, improves the transmission intensity and reception sensitivity of ultrasonic waves, detects the biological information such as pulse waves, and S / N. The ratio can be improved, and as a result, improvement in pulse detection capability and reduction in power consumption can be achieved.
【００９３】また、レンズ層を送信用圧電素子、受信用
圧電素子の間隙状で分断したり、分断した溝に超音波反
射層を設けることで、送信用圧電素子から受信用圧電素
子へ直接超音波が伝播してノイズが発生することを防ぐ
ことができ、さらにＳ／Ｎ比の向上ができるという効果
がある。Further, by dividing the lens layer in a gap between the transmitting piezoelectric element and the receiving piezoelectric element, or by providing an ultrasonic reflection layer in the divided groove, the transmitting piezoelectric element is directly superposed on the receiving piezoelectric element. It is possible to prevent sound waves from propagating to generate noise, and it is possible to further improve the S / N ratio.
【００９４】さらにレンズ層の上部に生体の音速に近い
材質の樹脂層を設けることで、生体に圧電トランスデュ
ーサを押し当てても、レンズ形状が変形することが無
く、所望の効果を得ることができ、感度の向上を図るこ
とができる。Furthermore, by providing a resin layer of a material close to the sound velocity of the living body on the lens layer, the desired shape can be obtained without deforming the lens shape even when the piezoelectric transducer is pressed against the living body. Therefore, the sensitivity can be improved.
【図１】本発明を適用した脈波検出装置の構成を示す外
観図である。FIG. 1 is an external view showing a configuration of a pulse wave detection device to which the present invention is applied.
【図２】本発明の脈波検出装置を生体（腕）に装着した
状態を示す外観図である。FIG. 2 is an external view showing a state in which the pulse wave detection device of the present invention is attached to a living body (arm).
【図３】処理部の内部構成と、圧電トランスデューサと
の接続状態を示すブロック図である。FIG. 3 is a block diagram showing an internal configuration of a processing unit and a connection state with a piezoelectric transducer.
【図４】本発明による脈波検出装置の圧電トランスデュ
ーサの構成を示す図である。FIG. 4 is a diagram showing a configuration of a piezoelectric transducer of the pulse wave detecting device according to the present invention.
【図５】圧電トランスデューサの側面図である。FIG. 5 is a side view of the piezoelectric transducer.
【図６】圧電トランスデューサが生体に当接された状態
を示す図である。FIG. 6 is a diagram showing a state in which a piezoelectric transducer is brought into contact with a living body.
【図７】測定結果を示す図である。FIG. 7 is a diagram showing measurement results.
【図８】整合層を設けた圧電トランスデューサの説明図
である。FIG. 8 is an explanatory diagram of a piezoelectric transducer provided with a matching layer.
【図９】レンズ層を分割した圧電トランスデューサの説
明図である。FIG. 9 is an explanatory diagram of a piezoelectric transducer in which a lens layer is divided.
【図１０】分割した溝に超音波反射層を設けた説明図で
ある。FIG. 10 is an explanatory diagram in which an ultrasonic reflection layer is provided in the divided groove.
【図１１】樹脂層を設けた圧電トランスデューサの説明
図である。FIG. 11 is an explanatory diagram of a piezoelectric transducer provided with a resin layer.
【図１２】凹状のレンズ層を設けた圧電トランスデュー
サの説明図である。FIG. 12 is an explanatory diagram of a piezoelectric transducer provided with a concave lens layer.
【図１３】凹状のレンズ層を設けた圧電トランスデュー
サの説明図である。FIG. 13 is an explanatory diagram of a piezoelectric transducer provided with a concave lens layer.
【図１４】従来の圧電素子を使用した脈波検出装置を示
す図である。FIG. 14 is a diagram showing a pulse wave detection device using a conventional piezoelectric element.
【図１５】従来の圧電素子を使用した脈波検出装置を示
す図である。FIG. 15 is a diagram showing a pulse wave detection device using a conventional piezoelectric element.
【図１６】従来の圧電素子を使用した超音波探触子を示
す図である。FIG. 16 is a diagram showing an ultrasonic probe using a conventional piezoelectric element.
【図１７】従来の圧電素子を使用した超音波探触子を示
す側面図である。FIG. 17 is a side view showing an ultrasonic probe using a conventional piezoelectric element.
【図１８】従来の圧電素子を使用した脈波検出装置を示
す図である。FIG. 18 is a diagram showing a pulse wave detection device using a conventional piezoelectric element.
１ 脈波検出装置 ２ 生体 ２ａ 血管 ３ 処理部 ３１ 演算処理部 ３２ 駆動回路 ３３ 表示部 ４ 圧電トランスデューサ ４１ 送信用圧電素子 ４２ 受信用圧電素子 ４３ 基板 ５０ レンズ層 ５２ 超音波反射層 ５３ 樹脂層 ５４ 樹脂層 ５６ 溝 ５ バンド ６ 止め金具 １００ 脈波検出装置 １１０，１２０ 圧電素子 １３０ 樹脂 １４０ 超音波 ２００ 超音波探触子 ２１０ 音響レンズ ２２０ 圧電素子 1 Pulse wave detector 2 living body 2a blood vessel 3 processing units 31 arithmetic processing unit 32 drive circuit 33 Display 4 Piezoelectric transducer 41 Transmitting piezoelectric element 42 Piezoelectric element for reception 43 substrate 50 lens layer 52 Ultrasonic reflection layer 53 Resin layer 54 resin layer 56 groove 5 bands 6 stopper 100 pulse wave detector 110,120 Piezoelectric element 130 resin 140 ultrasound 200 ultrasonic probe 210 acoustic lens 220 Piezoelectric element
フロントページの続き (51)Int.Cl.7 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考） Ｂ０６Ｂ 3/04 Ａ６１Ｂ 5/02 ３１０Ｐ ３１０Ｋ Ｆターム(参考） 4C017 AA09 AB02 AC23 FF30 4C301 AA02 AA03 DD02 DD10 EE04 EE06 EE15 EE17 EE20 GA01 GB04 GB22 GB28 GB29 GB33 GB37 GB40 HH23 4C601 DD07 DE01 EE02 EE03 EE12 EE14 EE30 GA01 GB01 GB02 GB03 GB04 GB24 GB25 GB26 GB32 GB33 GB34 GB35 GB41 GB42 GB45 GB50 5D019 BB17 FF04 GG03 5D107 AA03 BB07 CC01 CC10 CC13 FF02 FF08 Front page continuation (51) Int.Cl. 7 Identification code FI theme code (reference) B06B 3/04 A61B 5/02 310P 310K F term (reference) 4C017 AA09 AB02 AC23 FF30 4C301 AA02 AA03 DD02 DD10 EE04 EE06 EE15 EE17 EE20 GA01 GB04 GB22 GB28 GB29 GB33 GB37 GB40 HH23 4C601 DD07 DE01 EE02 EE03 EE12 EE14 EE30 GA01 GB01 GB02 GB03 GB04 GB24 GB25 GB26 GB32 GB33 GB34 GB35 GB41 GB42 GB45 GB50 5D019 BB17 FF04 GG03 5D107 AA03 FF13 CC01
Claims (12)
内に超音波を送信する圧電素子（以下、送信用圧電素
子）と、 該圧電素子から間隙を隔てて設けられ、かつ、前記超音
波が前記測定対象物内部によって反射した反射波を受信
する圧電素子（以下、受信用圧電素子）とを、 少なくとも一対有する圧電トランスデューサにおいて、 前記送信用圧電素子と受信用圧電素子上に設けられ、か
つ、前記送信用圧電素子と受信用圧電素子との前記間隙
上方の前記測定対象物位置に焦点を有するレンズ層を設
けたことを特徴とする圧電トランスデューサ。1. A piezoelectric element (hereinafter, referred to as a transmission piezoelectric element) for transmitting ultrasonic waves into an object to be measured according to an input drive signal, and a piezoelectric element provided with a gap from the piezoelectric element. In a piezoelectric transducer having at least one pair of a piezoelectric element that receives a reflected wave in which a sound wave is reflected by the inside of the measurement object (hereinafter, a receiving piezoelectric element), the piezoelectric element for transmission and the piezoelectric element for reception are provided. A piezoelectric transducer comprising a lens layer having a focus at the position of the measurement object above the gap between the transmitting piezoelectric element and the receiving piezoelectric element.
までの距離が等しくなるように設けられたことを特徴と
する請求項１に記載の圧電トランスデューサ。2. The piezoelectric transducer according to claim 1, wherein the lens layer is provided so that a distance from the gap to the focal point is equal.
て凸状に形成されたことを特徴とする請求項１あるいは
請求項２に記載の圧電トランスデューサ。3. The piezoelectric transducer according to claim 1, wherein the lens layer is formed in a convex shape with respect to the object to be measured.
て凹状に形成されたことを特徴とする請求項１あるいは
請求項２に記載の圧電トランスデューサ。4. The piezoelectric transducer according to claim 1, wherein the lens layer is formed in a concave shape with respect to the measurement object.
受信用圧電素子の間で分断されていることを特徴とする
請求項１から請求項４のいずれかに記載の圧電トランス
デューサ。5. The piezoelectric transducer according to claim 1, wherein the lens layer is divided between the transmitting piezoelectric element and the receiving piezoelectric element.
反射する材質を設けたことを特徴とする請求項１から５
のいずれかに記載の圧電トランスデューサ6. A material for reflecting ultrasonic waves is provided between the divided lens layers.
Piezoelectric transducer according to any one of
ーダンスが近い材質の樹脂層を設けたことを特徴とする
請求項１から請求項６のいずれかに記載の圧電トランス
デューサ。7. The piezoelectric transducer according to claim 1, wherein a resin layer made of a material having an acoustic impedance close to that of a living body is provided on the lens layer.
の前記測定対象物に接する面が平坦になるように設けら
れたことを特徴とする請求項７に記載の圧電トランスデ
ューサ。8. The piezoelectric transducer according to claim 7, wherein the resin layer is provided so that a surface of the piezoelectric transducer that is in contact with the measurement object is flat.
インピーダンスが前記レンズ層と前記圧電素子との間の
値となる材質の層を設けたことを特徴とする請求項１か
ら８のいずれかに記載の圧電トランスデューサ。9. A layer made of a material having an acoustic impedance between the lens layer and the piezoelectric element is provided between the lens layer and the piezoelectric element. A piezoelectric transducer according to item 1.
デューサを有し、 前記送信用圧電素子及び受信用圧電素子を駆動する駆動
部と、 前記送信用圧電素子が発生した超音波と、前記受信用圧
電素子が受信した反射波とから脈波を検出する検出部と
からなり、 前記圧電素子は短冊状であり、前記測定対象物である血
管内を流れる血流に対して、この短冊状の圧電素子の長
手方向を垂直方向に配して測定を行うことを特徴とする
脈波検出装置。10. The piezoelectric transducer according to claim 1, further comprising: a drive unit that drives the transmitting piezoelectric element and the receiving piezoelectric element; an ultrasonic wave generated by the transmitting piezoelectric element; and the receiving unit. A piezoelectric element for detecting a pulse wave from the reflected wave received by the piezoelectric element, the piezoelectric element is a strip shape, for the blood flow in the blood vessel that is the measurement object, the strip shape A pulse wave detecting device, wherein the longitudinal direction of a piezoelectric element is arranged in a vertical direction to perform measurement.
物内に超音波を送信する圧電素子（以下、送信用圧電素
子）と、 該圧電素子から間隙を隔てて設けられ、かつ、前記超音
波が前記測定対象物内部によって反射した反射波を受信
する圧電素子（以下、受信用圧電素子）とを、 少なくとも一対有する圧電トランスデューサにおいて、 前記送信用圧電素子と受信用圧電素子上に設けられたレ
ンズ層であって、前記測定対象物位置に焦点を結ぶため
に、前記送信用圧電素子のある部分と前記送信用圧電素
子と対になる前記受信用圧電素子の相対する部分を結ん
だ線を含む面での前記レンズ断面の上部端面が円弧上で
あるレンズ層を設けたことを特徴とする圧電トランスデ
ューサ。11. A piezoelectric element (hereinafter, referred to as a transmitting piezoelectric element) that transmits an ultrasonic wave into an object to be measured according to an input drive signal, and a piezoelectric element that is provided with a gap from the piezoelectric element. A piezoelectric transducer having at least one pair of a piezoelectric element (hereinafter, a receiving piezoelectric element) that receives a reflected wave of a sound wave reflected by the inside of the measurement object, wherein the piezoelectric element is provided on the transmitting piezoelectric element and the receiving piezoelectric element. In the lens layer, in order to focus on the position of the measurement object, a line connecting a part of the transmitting piezoelectric element and a facing part of the receiving piezoelectric element paired with the transmitting piezoelectric element is formed. A piezoelectric transducer comprising a lens layer having an arc-shaped upper end surface of the lens cross section in the surface including the lens layer.
は短冊状であり、長手方向が向かいあっており、前記レ
ンズは前記長手方向に中心軸を有する半円筒形状である
ことを特徴とする請求項１１記載の圧電トランスデュー
サ。12. The transmission piezoelectric element and the reception piezoelectric element are strip-shaped and face each other in a longitudinal direction, and the lens is a semi-cylindrical shape having a central axis in the longitudinal direction. The piezoelectric transducer according to claim 11.
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|---|---|---|---|
| JP2001258356A JP2003061957A (en) | 2001-08-28 | 2001-08-28 | Piezoelectric transducer and pulse wave detector using piezoelectric transducer |
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| JP2001258356A JP2003061957A (en) | 2001-08-28 | 2001-08-28 | Piezoelectric transducer and pulse wave detector using piezoelectric transducer |
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