CN110431393A - 流体压力检测装置 - Google Patents
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Abstract
本发明提供能够从管外准确地检测通过管内的流体的压力变化的流体压力检测装置。检测通过管内的流体的压力的装置包括：基材(10)；设置于基材(10)的上表面的压电元件(20)；以包围压电元件(20)的方式为环状且支承基材(10)的上表面的支承体(30)；和以封闭支承体(30)的上部开口的方式设置的盖体(40)，经由支承体(30)按压基材(10)，用基材(10)的下表面使管变形。
Description
技术领域
本发明涉及一种检测通过管内的流体的压力的流体压力检测装置。
背景技术
例如，心脏是通过被称为右心房、右心室、左心房、左心室的4个部分同时运动而使血液在全身循环的生命之泵。当有规律地以一定的节奏活动时，被记为正常的“心跳”。关于通过血管或配管等管中的动作，不使用“心跳”而使用“脉动”的说法，在容积式往复运动泵的情况下产生脉动。脉动波形为动脉的内压波形，提出了从体表使用压电陶瓷或压电高分子树脂检测该内压波形的方法。
下述专利文献1涉及宽频带传感器，并公开了如下构成：包括绝缘基板、搭载于绝缘基板的表面的压电元件和以包围压电元件的方式安装的筒状部件，使筒状部件的与绝缘基板相反的一侧的开口抵接于体表，在筒状部件内形成密闭腔室，将从体表下的血管传来的脉动作为腔室内的空气压变化由压电元件进行探测。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本专利第5899308号公报
发明内容
发明要解决的技术问题
专利文献1的宽频带传感器中，压电元件的输出根据由绝缘基板、体表、筒状部件形成的腔室的密闭程度而变动，因此难以提高压力变化的准确性。
本发明是认识到这样的状况而完成的，其目的在于，提供一种能够从管外准确地检测通过管内的流体的压力变化的流体压力检测装置。
用于解决技术问题的技术方案
本发明的一方式为一种流体压力检测装置。该流体压力检测装置是检测通过管内的流体的压力的装置，其包括：
基材；
设置于所述基材的一面的压电元件；和
支承体，其在所述压电元件的两侧支承所述基材的所述一面，
经由所述支承体用所述基材的另一面使所述管变形。
本发明的另一方式为一种流体压力检测装置。该流体压力检测装置是检测通过管内的流体的压力的装置，其包括：
基材；
设置于所述基材的一面的压电元件；
支承体，其在所述压电元件的两侧支承所述基材的所述一面；和
按压部件，其从与基材相反的一侧按压所述支承体以将所述基材的另一面向所述管推压。
也可以为所述按压部件所述支承体的与基材相反的一侧施加40mmHg以上的压力。
也可以包括对所述压电元件的输出进行积分的积分电路。
也可以为所述支承体在沿包围所述压电元件的第一长方形的至少彼此相对的两边的部分支承所述基材的所述一面。
也可以为所述压电元件是长边与所述第一长方形的长边大致垂直的长方形。
也可以为所述压电元件沿所述第一长方形的长边方向在所述基材的所述一面排列有多个。
也可以为所述基材在所述第一长方形的长边方向的各压电元件的两侧具有狭缝。
此外，以上的构成要素的任意组合、将本发明的构成在方法与系统等之间变换的情况，作为本发明的方式仍是有效的。
发明效果
依照本发明，能够提供可从管外准确地检测通过管内的流体的压力变化的流体压力检测装置。
附图说明
图1是本发明的实施方式1的流体压力检测装置1的立体剖视图。
图2是图1的支承体30的立体图。
图3是流体压力检测装置1的剖视图。
图4是表示流体压力检测装置1的另一结构例1的剖视图。
图5是表示流体压力检测装置1的另一结构例2的剖视图。
图6是表示比较例的流体压力检测装置的剖视图。
图7是流体压力检测装置1的包含至涉及信号取出为止的结构的立体图。
图8是同一图的剖视图。
图9是表示将流体压力检测装置1直接推压到管7的状态的示意图。
图10是表示将流体压力检测装置1的相对于管7的按压力设为1N、2N、3N、4N、5N的各情况下的、在管7内流动的流体6的压力差与传感器输出的关系的图表。
图11是表示将流体压力检测装置1的压电元件20的输出电流变换成电压的I-V变换电路(阻抗变换电路)的一例的电路图。
图12是表示图11所示的电路的输出电压Vout1的波形和由未图示的水压传感器直接检测流体6的压力而得的直接检测值Vt的波形的波形图。
图13是表示对流体压力检测装置1的压电元件20的输出电流进行积分的积分电路的一例的电路图。
图14是使在管7内流动的流体6以最低压力50mmHg～最高压力170mmHg脉动的情况下的、图13所示的电路的输出电压Vout2与由未图示的水压传感器直接检测流体6的压力而得的直接检测值Vt的关系图。
图15是使在管7内流动的流体6以最低压力50mmHg～最高压力130mmHg脉动的情况下的、图13所示的电路的输出电压Vout2与由未图示的水压传感器直接检测流体6的压力而得的直接检测值Vt的关系图。
图16是表示同一情况下的、图13所示的电路的输出电压Vout2的波形与由未图示的水压传感器直接检测流体6的压力而得的直接检测值Vt的波形的波形图。
图17是表示将流体压力检测装置1经由人体皮肤凝胶7a推压到管7的状态的示意图。
图18是将流体压力检测装置1不经由人体皮肤凝胶7a而推压到管7的情况(图9)和将流体压力检测装置1经由人体皮肤凝胶7a推压到管7的情况(图17)的各情况下，使在管7内流动的流体6以最低压力50mmHg～最高压力150mmHg脉动的情况下的、图13所示的电路的输出电压Vout2的波形图。
图19是使在管7内流动的流体6以最低压力50mmHg～最高压力150mmHg脉动的情况下的、将流体压力检测装置1不经由人体皮肤凝胶7a而推压到管7时的图13所示的电路的输出电压Vout2与由未图示的水压传感器直接检测流体6的压力而得的直接检测值Vt的关系图。
图20是同一情况下的、将流体压力检测装置1经由人体皮肤凝胶7a推压到管7时的图13所示的电路的输出电压Vout2与由未图示的水压传感器直接检测流体6的压力而得的直接检测值Vt的关系图。
图21是表示将流体压力检测装置1推压到人体5的表面(皮肤)使作为人体5内的动脉的管7变形的状态的示意图。
图22的(A)和图22的(B)是实施例1～3中使用的测量装置的概略剖视图，图22的(A)是表示测量前的状态的概略剖视图，图22的(B)是表示测量中的状态的概略剖视图。
图23是汇总实施例3中的测量结果(输出电压Vout1的峰-峰值Vpp)的表。
图24是将图23的表以柱状图表示的图。
图25是实施例3中的从对被测者No.8的测量(40mmHg)得到的、图11的I-V变换电路(阻抗变换电路)的输出电压Vout1和图13的积分电路的输出电压Vout2的波形图。
图26的(A)和图26的(B)是本发明的实施方式2的流体压力检测装置的基材10和压电元件20的俯视图，图26的(A)是表示第一结构例的情况的俯视图，图26的(B)是表示第二结构例的情况的俯视图。
图27的(A)～图27的(C)是实施方式2的支承体30的立体图，图27的(A)是全边支承型的立体图，图27的(B)是长边支承型(省去短边)的立体图，图27的(C)是短边支承型(省去长边)的立体图。
图28是将实施方式2的流体压力检测装置的标准化灵敏度(mV/mmHg)与比较例的流体压力检测装置的标准化灵敏度比较的柱状图。
图29是表示实施方式2的流体压力检测装置和比较例的流体压力检测装置各自的相对于管7的错位与灵敏度变化率的关系的图表。
图30是表示实施方式2的流体压力检测装置的按压电元件20的形状的、压力与标准化灵敏度的关系的图表。
图31的(A)和图31的(B)是本发明的实施方式3的流体压力检测装置的基材10和压电元件20的俯视图，图31的(A)是表示第一结构例的情况的俯视图，图31的(B)是表示第二结构例的情况的俯视图。
图32的(A)和图32的(B)是表示实施方式3的流体压力检测装置的相对于管7的错位与标准化灵敏度的关系的图表，图32的(A)是表示第一结构例的情况的图表，图32的(B)是表示第二结构例的情况的图表。
图33的(A)和图33的(B)是表示实施方式3的流体压力检测装置的相对于管7的错位与灵敏度变化率的关系的图表，图33的(A)是表示第一结构例的情况的图表，图33的(B)是表示第二结构例的情况的图表。
图34是表示基材10与管7的角度偏差的说明图。
图35的(A)和图35的(B)是表示实施方式3的流体压力检测装置的相对于管7的角度偏差与标准化灵敏度的关系的图表，图35的(A)是表示第一结构例的情况的图表，图35的(B)是表示第二结构例的情况的图表。
图36的(A)和图36的(B)是表示实施方式3的流体压力检测装置的相对于管7的角度偏差与灵敏度变化率的关系的图表，图36的(A)是表示第一结构例的情况的图表，图36的(B)是表示第二结构例的情况的图表。
图37是表示组合了基材10与管7的角度偏差和错位的情况的说明图。
具体实施方式
以下，参照附图，详细叙述本发明的优选的实施方式。此外，对各附图中表示的相同或等同的构成要素、部件等标注相同的附图标记，并适当省略重复的说明。另外，实施方式不限定发明而是示例，实施方式中叙述的所有的特征及其组合并不限于一定是发明本质上的特征及其组合。
(实施方式1)
参照图1～图21，说明本发明的实施方式1的流体压力检测装置1。流体压力检测装置1是用于液压计、水位计、血压计等的装置，如图1所示，包括基材10(隔膜(diaphragm))、压电元件20、支承体30和盖体40。基材10例如为厚度10～200μm的板状或片状，由不锈钢等的金属构成。基材10的上表面(一面)为压电元件20的搭载面，下表面(另一面)为对图9所示的管7的按压面。压电元件20为例如厚度10～200μm的压电陶瓷，设置(装配)于基材10的上表面(一面)。在压电元件20的两面分别设置信号取出用的金属电极(例如通过溅射金而得的数μm～20μm程度的金电极)，但图1中省略了图示。该金属电极和压电元件20构成压电单层片。基材10和压电元件20在图1的例子中为大致圆形。
支承体30是具有比压电元件20充分大的厚度(高度)的圆环状部件，由不锈钢等刚体构成。支承体30以包围压电元件20的方式设置。如图1和图3所示，支承体30在下表面的内缘部附近具有台阶部32，用台阶部32支承基材10的外缘附近的上表面。如图2所示，支承体30在内缘具有配线引出用的切口31。
盖体40为俯视时与基材10大致相同形状的板状或片状，由不锈钢等金属构成。盖体40以封闭支承体30的上部开口(一端开口)的方式设置于支承体30的上端(一端)。如图7所示，具有与支承体30的切口31连通的配线引出用的贯通孔41。在盖体40的上表面设置利用配线51与压电元件20电连接的端子部50。用于与未图示的测量装置内的电路(图11或图13)连接的电缆60从端子部50延伸。
由支承体30对基材10的支承不限定于图1和图3所示的台阶部32的支承，如图4所示，也可以在在具有台阶部32的支承体30的下表面支承基材10。另外，如图5所示，也可以不设置盖体40。此外，图6所示的比较例是在支承体30的内周面支承基材10的外缘(外周面)的情况，不过在压力检测的再现性的方面，优选图3～图5所示的支承结构。
图9是表示将流体压力检测装置1直接推压到管7的状态的示意图。该示意图表示用于定量评价流体压力检测装置1的评价装置的截面。管7是具有柔软性乃至粘弹性的例如硅胶管，由截面为U字状的管保持件8保持。在此，使管7的外径为6mm。从未图示的活塞泵供给的流体6在管7内流动(与脉动一起被输送)。在检测流体6的压力时，利用测力计9从盖体40侧按压流体压力检测装置1(从基材10的相反侧按压支承体30)，将基材10的另一面向管7推压，利用基材10的另一面使管7变形。后述的测量结果是通过上述活塞泵的泵作用以96bpm供给流体6的情况的结果。为了评价流体压力检测装置1的输出，也由未图示的压力传感器(KEYENCE公司制造的型号AP-13S)直接检测了流体6的压力。
图10是表示将流体压力检测装置1的对管7的按压力设为1N、2N、3N、4N、5N的各情况下的、在管7内流动的流体6的压力差与传感器输出的关系的图表。本图表为对于使压力差为40mmHg(最低压力50mmHg～最高压力90mmHg)、80mmHg(最低压力50mmHg～最高压力130mmHg)、120mmHg(最低压力50mmHg～最高压力170mmHg)的各情况进行测量，按按压力对流体压力检测装置1的输出电压(后述的图11所示的电路的输出电压Vout1)的峰-峰值进行线形近似的图表。根据图10能够确认，在任意按压力下，在管7内流动的流体6的压力差与流体压力检测装置1的输出电压存在相关系数超过0.98的较高的相关关系，并大致成比例。以下的测量中，使按压力为3N。
图11是表示将流体压力检测装置1的压电元件20的输出电流变换成电压的I-V变换电路(阻抗变换电路)的一例的电路图。该电路是由压电元件20和电阻R1构成闭环的电路，在电阻R1的两端出现输出电压Vout1。输出电压Vout1与产生于压电元件20的电荷的时间微分成比例，即与流体6的压力变化速度成比例(比例常数为电阻R1的电阻值)。图12是表示图11所示的电路的输出电压Vout1的波形与由未图示的水压传感器直接检测流体6的压力而得的直接检测值Vt的波形的波形图。根据图12能够确认，输出电压Vout1与直接检测值Vt的倾斜度连动。利用图11所示的电路，能够检测伴随活塞泵的跳动而产生的流体压力的压差(最大压力－最小压力)。
图13是表示对流体压力检测装置1的压电元件20的输出电流进行积分的积分电路的一例的电路图。该电路是利用了运算放大器A1的积分电路，在设置于运算放大器A1的输出端子与反相输入端子之间的电容器C1蓄积压电元件20的输出电流。压电元件20的一端与作为固定电压端子的地连接。压电元件20的另一端与电阻R2的一端连接。电阻R2的另一端与运算放大器A1的反相输入端子连接。运算放大器A1的同相输入端子与地连接。在运算放大器A1的输出端子与反相输入端子之间，电容器C1与电阻R3并联连接。电阻R3是为了防止运算放大器A1的输出饱和而设置的。运算放大器A1与作为两电源驱动的正侧的电源线(电压Vcc)和负侧的电源线(电压-Vcc)连接。通过假设短路，运算放大器A1的反相输入端子的电压与地电位大致相等，因此在运算放大器A1的输出端子出现的输出电压Vout2成为电容器C1的两端的电压，且与压电元件20的输出电流的积分成比例(比例常数为电容器C1的电容值的倒数)。利用图13所示的电路，能够得到压电元件20最初的电荷产生输出波形来计算压力变化。
图14是使在管7内流动的流体6以最低压力50mmHg～最高压力170mmHg脉动的情况下的、图13所示的电路的输出电压Vout2与由未图示的水压传感器直接检测流体6的压力而得的直接检测值Vt的关系图。此外，图14的结果是以1kHz的采样频率在10秒钟的期间测量的结果，数据量为10000。在图15、图19、图20所示的关系图中也一样。根据图14能够确认，在输出电压Vout2与直接检测值Vt之间存在相关系数超过0.99的较高的相关关系。因此，能够利用输出电压Vout2的峰-峰值检测在管7内流动的流体6的最低压力与最高压力之差。
图15是使在管7内流动的流体6以最低压力50mmHg～最高压力130mmHg脉动的情况下的、图13所示的电路的输出电压Vout2与由未图示的水压传感器直接检测流体6的压力而得的直接检测值Vt的关系图。图16是表示同一情况下的、图13所示的电路的输出电压Vout2的波形与由未图示的水压传感器直接检测流体6的压力而得的直接检测值Vt的波形的波形图。根据图15，与图14一样，能够确认在输出电压Vout2与直接检测值Vt之间有较高的相关关系。另外，根据图16能够确认，输出电压Vout2与直接检测值Vt的波形成为彼此大致一致的形状。
图17是表示将流体压力检测装置1经由人体皮肤凝胶7a推压到管7的状态的示意图。该示意图是表示用于定量评价流体压力检测装置1的评价装置的截面的图，与图9相比，在追加了具有柔软性乃至粘弹性的人体皮肤凝胶7a这一方面上不同，在其它方面相同。通过追加人体皮肤凝胶7a，成为接近测量在人体的血管内流动的血流的压力(血压测量)的状态。
图18是将流体压力检测装置1不经由人体皮肤凝胶7a而推压到管7的情况(图9)和将流体压力检测装置1经由人体皮肤凝胶7a推压到管7的情况(图17)的各情况中，使在管7内流动的流体6以最低压力50mmHg～最高压力150mmHg脉动的情况下的、图13所示的电路的输出电压Vout2的波形图。根据图18能够确认，将流体压力检测装置1经由人体皮肤凝胶7a推压到管7的情况与将流体压力检测装置1不经由人体皮肤凝胶7a而推压到管7的情况相比，能够得到除了灵敏度(振幅)降低以外大致一致的形状的波形。
图19是使在管7内流动的流体6以最低压力50mmHg～最高压力150mmHg脉动的情况下的、将流体压力检测装置1不经由人体皮肤凝胶7a而推压到管7时的图13所示的电路的输出电压Vout2与由未图示的水压传感器直接检测流体6的压力而得的直接检测值Vt的关系图。图20是同一情况下的、将流体压力检测装置1经由人体皮肤凝胶7a推压到管7时的、图13所示的电路的输出电压Vout2与由未图示的水压传感器直接检测流体6的压力而得的直接检测值Vt的关系图。在作为图20的结果的基础的测量中，作为人体皮肤凝胶7a，使用了Exseal Corporation公司制造的人体皮肤凝胶(型号H0-2)。通过图19与图20的对比，将流体压力检测装置1经由人体皮肤凝胶7a推压到管7的情况与将流体压力检测装置1不经由人体皮肤凝胶7a而推压到管7的情况相比，虽然仅相关系数变低，但能够确认在输出电压Vout2与直接检测值Vt之间存在相关系数超过0.97的较高的相关关系。
图21是表示将流体压力检测装置1推压到人体5的表面(皮肤)使作为人体5内的动脉的管7变形的状态的示意图。按压部件70是从与基材10相反的一侧按压支承体30以将基材10的下表面向管7推压的部件，简单的也可以是具有膏药等的粘合面的粘合带或皮带。通过将基材10的下表面经由支承体30向管7推压以如图21所示使管7变形，由此能够从人体5外以比以往高精度地检测在管7内流动的流体6(血液)的最低压力(最低血压)与最高压力(最高血压)之差。由于存在支承体30，能够使检测稳定且再现性优异。
实施例1
图22的(A)和图22的(B)是实施例1～3中使用的测量装置的概略剖视图，图22的(A)是表示测量前的状态的概略剖视图，图22的(B)是表示测量中的状态的概略剖视图。该测量装置是在使支承体30的外径为12mm的图7的流体压力检测装置1组合了壳体81、圆线螺旋弹簧82和帽83的装置。壳体81是为了引导帽83的按入且保持所按入的帽83而设置的。圆线螺旋弹簧82使用了外径8mm、总长15mm、弹簧常数0.1N/mm的弹簧。帽83是聚氨酯制的使用了外径18mm、内径14mm材料的帽。对帽83的锪孔深度a、流体压力检测装置1的厚度b和圆线螺旋弹簧82的总长(自然长)进行了设定，以使得如图22的(B)所示将帽83按入至下限位置时，用圆线螺旋弹簧82对流体压力检测装置1的上表面施加40mmHg的压力。
如图22的(B)所示，使用3M公司制造医用胶带将上述的测量装置在圆线螺旋弹簧82被压缩的状态下固定到8名各被测者的颞浅动脉上的皮肤(触摸到脉动位置)，测量出图11的I-V变换电路(阻抗变换电路)的输出电压Vout1。其结果，对任意被测者均得到稳定的输出。因此，可知当对流体压力检测装置1的上表面施加40mmHg的压力时，能够在颞浅动脉上进行正常的血压测量。
实施例2
对8名各被测者的总颈动脉进行与实施例1同样的测量。即，以与实施例1相同的方法将上述的测量装置固定到总颈动脉上的皮肤(能够接触到脉动的位置)并测量出输出电压Vout1。其结果，对任意被测者均得到稳定的输出。因此，可知当对流体压力检测装置1的上表面施加40mmHg的压力时，能够在总颈动脉上进行正常的血压测量。
实施例3
对8名各被测者的桡骨动脉进行与实施例1同样的测量。即，以与实施例1相同的方法将上述的测量装置固定到桡骨动脉上的皮肤(能够接触到脉动的位置)并测量出输出电压Vout1。但是，本实施例中，圆线螺旋弹簧82加上外径8mm、总长20mm、弹簧常数0.1N/mm的弹簧和外径10mm、总长15mm、弹簧常数0.2N/mm的弹簧为3种，并且调节帽83的锪端面深度，由此用圆线螺旋弹簧82在流体压力检测装置1的上表面施加40mmHg、60mmHg、80mmHg、100mmHg、120mmHg各压力并进行了测量。
图23是汇总实施例3中的测量结果(输出电压Vout1的峰-峰值Vpp)的表。图24是以柱状图表示图23的表的图。测量结果的数值是30秒的测量时间中的结束的10次跳动的峰-峰值Vpp(最高－最低)的平均值。图23和图24中，“用胶带固定”是不使用壳体81、圆线螺旋弹簧82和帽83，而以感觉不到压力地、流体压力检测装置1不错位的方式用手术胶带固定的情况。利用图23和图24，在“用胶带固定”的情况下，对于被测者No.6、No.8这2名未得到输出。另一方面，在对流体压力检测装置1的上表面施加了40mmHg、60mmHg、80mmHg、100mmHg、120mmHg的压力的各情况下，在任意被测者均得到输出。因此，可知当对流体压力检测装置1的上表面施加40mmHg的压力时，能够在桡骨动脉上进行正常的血压测量。
所得到最高的峰-峰值Vpp的压力根据被测者不同而不同，但对于所有被测者，与40mmHg相比60mmHg时得到较高的峰-峰值Vpp，与60mmHg相比80mmHg时得到较高的峰-峰值Vpp。另外，对于除被测者No.2以外的所有被测者，与80mmHg相比100mmHg时得到较高的峰-峰值Vpp。另一方面，对于除被测者No.5、No.6以外的所有被测者，与100mmHg相比120mmHg时成为较低的峰-峰值Vpp。在对被测者的负荷的观点上，压力越小越好。因此，可知当考虑到灵敏度与对被测者的负荷的平衡时，优选压力为100mmHg以下或80mmHg以下。
在利用流体压力检测装置1进行的血压测量中，不需要如上述的测量装置那样使用壳体81、圆线螺旋弹簧82和帽83。为了得到所需的压力，也可以将橡胶等弹性体配置于流体压力检测装置1上，从该弹性体上用手术胶带将流体压力检测装置1固定到测量部位上。或者，也可以将具有伸缩性的胶带伸长规定长度，用该胶带将流体压力检测装置1固定到测量部位上。此时，为了获得厚度，也可以在流体压力检测装置1上配置垫片(垫等)。也可以将流体压力检测装置1及包含在测量部位上固定流体压力检测装置1的部件这一整体作为流体压力检测装置。
图25是从实施例3中的对被测者No.8的测量(40mmHg)得到的、图11的I-V变换电路(阻抗变换电路)的输出电压Vout1和图13的积分电路的输出电压Vout2的波形图。根据图25能够确认，成为噪声较少的波形。
(实施方式2)
图26的(A)和图26的(B)是本发明的实施方式2的流体压力检测装置的基材10和压电元件20的俯视图，图26的(A)表示第一结构例的情况，图26的(B)表示第二结构例的情况。本实施方式的流体压力检测装置与实施方式1的流体压力检测装置相比，在基材10和压电元件20为大致长方形且支承体30为与基材10的外形相同的长方形环状这一方面不同，在其它方面相同。在检测流体6的压力时，使基材10的长边方向与管7的延伸方向平行。图26的(A)所示的第一结构例中，压电元件20的长边与基材10的长边大致垂直(与短边大致平行)，图26的(B)所示的第二结构例中，压电元件20的长边与基材10的长边大致平行。支承体30如果是图27的(A)所示的全边支承型则支承基材10的全边(4边)及其附近，如果是图27的(B)所示的长边支承型(在短边下部具有凹部33)则支承基材10的两个长边及其附近(不与短边接触)，如果是图27的(C)所示的短边支承型(在长边下部具有凹部34)，则支承基材10的两个短边及其附近(不与长边接触)。在下面的说明中，支承体30为图27的(A)所示的全边支承型。
图28是将实施方式2的流体压力检测装置的标准化灵敏度(mV/mmHg)与比较例的流体压力检测装置的标准化灵敏度比较的柱状图。标准化灵敏度是图11所示的电路的输出电压Vout1的峰-峰值除以最低压力与最高压力之差的值，基于实测值。图28中，#1为比较例，使基材10为直径9mm的圆形，支承体30为圆环状，压电元件20为与本实施方式的第一结构例相同的形状。#2为本实施方式的第一结构例，使基材10的尺寸为8mm×18mm。#3为比较例，使基材10为直径9mm的圆形，支承体30为圆环状，压电元件20为与本实施方式的第二结构例相同的形状。#4为本实施方式的第二结构例，使基材10的尺寸为8mm×18mm。#1～#4的任意者中，压电元件20的尺寸均为2mm×4mm。此外，比较例为实施方式2的比较例，不是本发明以外的比较例。
根据#1和#2的对比可知，在压电元件20的长边方向与基材10的宽边方向平行的情况下，使基材10为长方形的情况与基材10为圆形的情况相比，即使长方形的短边比圆形的直径短也成为较高的灵敏度。另外，根据#3和#4的对比可知，在压电元件20的长边方向与基材10的长边方向平行的情况下，无论使基材10为圆形还是长方形，灵敏度都没有显著差别。
图29是表示实施方式2的流体压力检测装置和比较例的流体压力检测装置各自的相对于管7的错位与灵敏度变化率的关系的图表。图29的横轴的错位是在管7的延伸方向与基材10的长边方向平行的状态下管7在基材10的宽边方向上相对地偏移的量，0mm是管7通过基材10的宽边方向中心的情况。根据图29可知，在2mm以内的错位的情况下，基材10为长方形的#2和#4的情况与基材10为圆形的#1和#3的情况相比，能够抑制对错位的灵敏度降低。
依照本实施方式，与基材10为圆形且支承体30为圆环状的情况相比，能够抑制对错位的灵敏度降低。因此，在流体压力检测装置的安装位置受到制约的情况下，也能够抑制灵敏度降低。另外，在如第一结构例那样压电元件20的长边方向与基材10的宽边方向平行的情况下，与基材10为圆形的情况相比，能够进一步提高灵敏度。
图30是表示实施方式2的流体压力检测装置的、按压电元件20的形状的按压力与标准化灵敏度的关系的图表。#5是本实施方式的第二结构例中使压电元件20的尺寸为1mm×8mm的结构例。根据图30，#2的结构的标准化灵敏度最高。因此，在后述的实施方式3中，以#2的结构为基础实现进一步的改善。
(实施方式)
图31的(A)和图31的(B)是本发明的实施方式3的流体压力检测装置的基材10和压电元件20的俯视图，图31的(A)表示第一结构例的情况，图31的(B)表示第二结构例的情况。本实施方式的第一结构例与实施方式2的第一结构例(图26的(A))相比，在压电元件20沿基材10的长边方向排列有3个(阵列化)的方面不同，在其它方面相同。本实施方式的第二结构例与第一结构例相比，在基材10在各压电元件20的宽边方向两侧具有与压电元件20的长边方向平行的狭缝11的方面不同，在其它方面相同。此外，为了区别3个压电元件20，从图中上方依次一并标注了E1、E2、E3的附图标记。相对于各压电元件20，设置图11所示的I-V变换电路和图13所示的积分电路。
图32的(A)和图32的(B)是表示实施方式3的流体压力检测装置的相对于管7的错位与标准化灵敏度的关系的图表，图32的(A)表示第一结构例的情况，图32的(B)表示第二结构例的情况。图33的(A)和图33的(B)是表示实施方式3的流体压力检测装置的相对于管7的错位与灵敏度变化率的关系的图表，图33的(A)表示第一结构例的情况，图33的(B)表示第二结构例的情况。通过图32的(A)和图32的(B)的对比以及图33的(A)和图33的(B)的对比可知，基材10具有狭缝11时能够抑制由2mm以内的错位引起的灵敏度降低。
图34是表示基材10与管7的角度偏差的说明图。以下研究的角度偏差是如图34所示在管7通过基材10的中心的状态下，管7的延伸方向相对于基材10的长边方向相对地旋转的角度，0度是管7的延伸方向与基材10的长边方向平行的情况。
图35的(A)和图35的(B)是表示实施方式3的流体压力检测装置的相对于管7的角度偏差与标准化灵敏度的关系的图表，图35的(A)表示第一结构例的情况，图35的(B)表示第二结构例的情况。图36的(A)和图36的(B)是表示实施方式3的流体压力检测装置的相对于管7的角度偏差与灵敏度变化率的关系的图表，图36的(A)表示第一结构例的情况，图36的(B)表示第二结构例的情况。如各图表所示，可知中央的压电元件20即使产生角度偏差，与没有角度偏差的情况相比，也能够维持80％以上的较高的灵敏度。在此，如图37的(A)和图37的(B)所示，除角度偏差外还有一定以上的错位的情况下，中央以外的压电元件20能够维持高灵敏度。具体而言，在图37的(A)的情况下，同一图中下方的压电元件20维持高灵敏度，在图37的(B)的情况下，同一图中上方的压电元件20维持高灵敏度。
依照本实施方式，通过将压电元件20阵列化，能够抑制由管7的角度偏差(以及角度偏差与错位的组合)引起的灵敏度降低。另外，通过如第二结构例那样设置狭缝11，能够抑制由管7的错位引起的灵敏度降低。此外，压电元件20的数不限定于3个，也可以是2个或4个以上。另外，压电元件20也可以沿基材10的长边方向及宽边方向或者沿任意的两个方向阵列配置(矩阵配置)。
以上，以实施方式为例对本发明进行了说明，但本领域技术人员应当理解，实施方式的各构成要素及各处理工艺在权利要求所记载的范围内能够进行各种变形。以下，涉及变形例。
基材10、支承体30和盖体40也可以是树脂等绝缘体。支承体30不限定于一个环状部件，也可以在压电元件20的两侧或者以包围压电元件20的方式设置多个。实施方式中给出的具体的数值(基材10和压电元件20的尺寸、按压力等)为一例，可根据要求的规格等适当改变。
附图标记说明
1流体压力检测装置，5人体，6流体，7管，7a人体皮肤凝胶，8管保持件，9测力计，10基材，11狭缝，20压电元件，30支承体，31切口，32台阶部，33、34凹部，40盖体，41贯通孔，50端子部，51配线，60电缆，70按压部件，81壳体，82圆线螺旋弹簧，83帽。
Claims (8)
1.一种检测通过管内的流体的压力的流体压力检测装置，其特征在于，包括：
基材；
设置于所述基材的一面的压电元件；和
支承体，其在所述压电元件的两侧支承所述基材的所述一面，
经由所述支承体用所述基材的另一面使所述管变形。
2.一种检测通过管内的流体的压力的流体压力检测装置，其特征在于，包括：
基材；
设置于所述基材的一面的压电元件；
支承体，其在所述压电元件的两侧支承所述基材的所述一面；和
按压部件，其从与基材相反的一侧按压所述支承体以将所述基材的另一面向所述管推压。
3.如权利要求2所述的流体压力检测装置，其特征在于：
所述按压部件从所述支承体的与基材相反的一侧施加40mmHg以上的压力。
4.如权利要求1～3中任一项所述的流体压力检测装置，其特征在于：
包括对所述压电元件的输出进行积分的积分电路。
5.如权利要求1～4中任一项所述的流体压力检测装置，其特征在于：
所述支承体在沿包围所述压电元件的第一长方形的至少彼此相对的两边的部分支承所述基材的所述一面。
6.如权利要求5所述的流体压力检测装置，其特征在于：
所述压电元件是长边与所述第一长方形的长边大致垂直的长方形。
7.如权利要求6所述的流体压力检测装置，其特征在于：
所述压电元件沿所述第一长方形的长边方向在所述基材的所述一面排列有多个。
8.如权利要求7所述的流体压力检测装置，其特征在于：
所述基材在所述第一长方形的长边方向的各压电元件的两侧具有狭缝。
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