JP7088166B2 - 流体圧力検出装置 - Google Patents

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Description

本発明は、管内を通過する流体の圧力を検出する流体圧力検出装置に関する。
例えば、心臓は、右心房、右心室、左心房、左心室と呼ばれる４つの部分が同時に運動することで、血液を全身に循環させており、生命におけるポンプである。規則正しく一定のリズムで動いていれば正常な「拍動」を刻んでいるということになる。血管や配管などの管の中を通るものについては、「拍動」ではなく「脈動」という言葉を使い、容積式往復運動ポンプの場合に脈動が発生する。脈波形は動脈の内圧波形であり、この内圧波形を体表から圧電セラミックスや圧電高分子樹脂を用いて検出する方法が提案されている。
下記特許文献１は、広帯域センサに関し、絶縁基板と、絶縁基板の表面に搭載された圧電素子と、圧電素子を囲んで取り付けられる筒状部材と、を有し、筒状部材の反絶縁基板側の開口を体表に当接させ、筒状部材内に密閉キャビティを形成し、体表下の血管から伝動される脈波をキャビティ内の空気圧変化として圧電素子で検知する構成を開示する。
特許第５８９９３０８号公報
特許文献１の広帯域センサは、絶縁基板と体表と筒状部材とで形成するキャビティの密閉度によって圧電素子の出力が変動するため、圧力変化の正確性を高めることが困難であった。
本発明はこうした状況を認識してなされたものであり、その目的は、管内を通過する流体の圧力変化を管外から正確に検出することの可能な流体圧力検出装置を提供することにある。
本発明のある態様は、流体圧力検出装置である。この流体圧力検出装置は、
管内を通過する流体の圧力を検出する装置であって、
基材と、
前記基材の一方の面に設けられた圧電素子と、
前記圧電素子の両側において前記基材の前記一方の面を支持する支持体と、を備え、
前記基材及び前記圧電素子が略長方形であり、
前記支持体が長方形環状であって、前記圧電素子を囲む第１長方形を有し、
前記支持体は、前記圧電素子を囲む前記第１長方形の少なくとも相互に対向する２辺に沿う部分において前記基材の前記一方の面を支持し、
前記支持体を介して前記基材の他方の面で前記管を変形させる。
本発明のもう１つの態様は、流体圧力検出装置である。この流体圧力検出装置は、
管内を通過する流体の圧力を検出する装置であって、
基材と、
前記基材の一方の面に設けられた圧電素子と、
前記圧電素子の両側において前記基材の前記一方の面を支持する支持体と、
前記支持体を反基材側から押圧して前記基材の他方の面を前記管に向けて押し付ける押圧部材と、を備え、
前記基材及び前記圧電素子が略長方形であり、
前記支持体が長方形環状であって、前記圧電素子を囲む第１長方形を有し、
前記支持体は、前記圧電素子を囲む前記第１長方形の少なくとも相互に対向する２辺に沿う部分において前記基材の前記一方の面を支持する。
前記押圧部材は、前記支持体の反基材側から40mmHg以上の圧力をかけてもよい。
前記圧電素子の出力を積分する積分回路を備えてもよい。
前記圧電素子は、長辺が前記第１長方形の長辺と略垂直な長方形であってもよい。
前記圧電素子は、前記第１長方形の長手方向に沿って、前記基材の前記一方の面に複数配列されてもよい。
前記基材は、前記第１長方形の長手方向における各圧電素子の両側にスリットを有してもよい。
なお、以上の構成要素の任意の組合せ、本発明の表現を方法やシステムなどの間で変換したものもまた、本発明の態様として有効である。
本発明によれば、管内を通過する流体の圧力変化を管外から正確に検出することの可能な流体圧力検出装置を提供することができる。
本発明の実施の形態１に係る流体圧力検出装置１の斜視断面図。 図１の支持体３０の斜視図。 流体圧力検出装置１の断面図。 流体圧力検出装置１の他の構成例１を示す断面図。 流体圧力検出装置１の他の構成例２を示す断面図。 比較例に係る流体圧力検出装置の断面図。 流体圧力検出装置１の、信号取出しに係る構成まで含めた斜視図。 同断面図。 流体圧力検出装置１を管７に直接押し付けた状態を示す模式図。 流体圧力検出装置１の管７に対する押力を１Ｎ,２Ｎ,３Ｎ,４Ｎ,５Ｎとした各場合における、管７内を流れる流体６の圧力差とセンサ出力の関係を示すグラフ。 流体圧力検出装置１の圧電素子２０の出力電流を電圧に変換するＩ－Ｖ変換回路（インピーダンス変換回路）の一例を示す回路図。 図１１に示す回路の出力電圧Ｖout1の波形と、流体６の圧力を不図示の水圧センサで直接検出した直接検出値Ｖtの波形と、を示す波形図。 流体圧力検出装置１の圧電素子２０の出力電流を積分する積分回路の一例を示す回路図。 管７内を流れる流体６を最低圧力50mmHg～最高圧力170mmHgで脈動させた場合における、図１３に示す回路の出力電圧Ｖout2と、流体６の圧力を不図示の水圧センサで直接検出した直接検出値Ｖtと、の相関図。 管７内を流れる流体６を最低圧力50mmHg～最高圧力130mmHgで脈動させた場合における、図１３に示す回路の出力電圧Ｖout2と、流体６の圧力を不図示の水圧センサで直接検出した直接検出値Ｖtと、の相関図。 同場合における、図１３に示す回路の出力電圧Ｖout2の波形と、流体６の圧力を不図示の水圧センサで直接検出した直接検出値Ｖtの波形と、を示す波形図。 流体圧力検出装置１を人肌ゲル７ａを介して管７に押し付けた状態を示す模式図。 人肌ゲル７ａを介さずに流体圧力検出装置１を管７に押し付けた場合（図９）、及び人肌ゲル７ａを介して流体圧力検出装置１を管７に押し付けた場合（図１７）、の各々において、管７内を流れる流体６を最低圧力50mmHg～最高圧力150mmHgで脈動させた場合における、図１３に示す回路の出力電圧Ｖout2の波形図。 管７内を流れる流体６を最低圧力50mmHg～最高圧力150mmHgで脈動させた場合における、人肌ゲル７ａを介さずに流体圧力検出装置１を管７に押し付けたときの図１３に示す回路の出力電圧Ｖout2と、流体６の圧力を不図示の水圧センサで直接検出した直接検出値Ｖtと、の相関図。 同場合における、人肌ゲル７ａを介して流体圧力検出装置１を管７に押し付けたときの図１３に示す回路の出力電圧Ｖout2と、流体６の圧力を不図示の水圧センサで直接検出した直接検出値Ｖtと、の相関図。 流体圧力検出装置１を人体５の表面（皮膚）に押し付け、人体５内の動脈である管７を変形させた状態を示す模式図。 図２２（Ａ）及び図２２（Ｂ）は、実施例１～３で用いた測定装置の概略断面図であって、図２２（Ａ）は測定前の状態を示す概略断面図、図２２（Ｂ）は測定中の状態を示す概略断面図。 実施例３における測定結果（出力電圧Ｖout1のピークピーク値Ｖpp）をまとめた表。 図２３の表を棒グラフで示した図。 実施例３における被験者No.8に対する測定（40mmHg）から得られた、図１１のＩ－Ｖ変換回路（インピーダンス変換回路）による出力電圧Ｖout1、及び図１３の積分回路による出力電圧Ｖout2の波形図。 図２６（Ａ）及び図２６（Ｂ）は、本発明の実施の形態２に係る流体圧力検出装置の基材１０及び圧電素子２０の平面図であり、図２６（Ａ）は第１構成例の場合を示す平面図、図２６（Ｂ）は第２構成例の場合を示す平面図。 図２７（Ａ）～図２７（Ｃ）は、実施の形態２における支持体３０の斜視図であり、図２７（Ａ）は全辺支持型の斜視図、図２７（Ｂ）は長辺支持型（短辺抜き）の斜視図、図２７（Ｃ）は短辺支持型（長辺抜き）の斜視図。 実施の形態２の流体圧力検出装置の規格化感度（mV/mmHg）を、比較例に係る流体圧力検出装置の規格化感度と比較した棒グラフ。 実施の形態２の流体圧力検出装置と比較例に係る流体圧力検出装置の各々における、管７に対する位置ずれと感度変化率との関係を示すグラフ。 実施の形態２の流体圧力検出装置における、圧電素子２０の形状ごとの、押力と規格化感度との関係を示すグラフ。 図３１（Ａ）及び図３１（Ｂ）は、本発明の実施の形態３に係る流体圧力検出装置の基材１０及び圧電素子２０の平面図であり、図３１（Ａ）は第１構成例の場合を示す平面図、図３１（Ｂ）は第２構成例の場合を示す平面図。 図３２（Ａ）及び図３２（Ｂ）は、実施の形態３に係る流体圧力検出装置における管７に対する位置ずれと規格化感度との関係を示すグラフであり、図３２（Ａ）は第１構成例の場合を示すグラフ、図３２（Ｂ）は第２構成例の場合を示すグラフ。 図３３（Ａ）及び図３３（Ｂ）は、実施の形態３に係る流体圧力検出装置における管７に対する位置ずれと感度変化率との関係を示すグラフであり、図３３（Ａ）は第１構成例の場合を示すグラフ、図３３（Ｂ）は第２構成例の場合を示すグラフ。 基材１０と管７との角度ずれを示す説明図。 図３５（Ａ）及び図３５（Ｂ）は、実施の形態３に係る流体圧力検出装置における管７に対する角度ずれと規格化感度との関係を示すグラフであり、図３５（Ａ）は第１構成例の場合を示すグラフ、図３５（Ｂ）は第２構成例の場合を示すグラフ。 図３６（Ａ）及び図３６（Ｂ）は、実施の形態３に係る流体圧力検出装置における管７に対する角度ずれと感度変化率との関係を示すグラフであり、図３６（Ａ）は第１構成例の場合を示すグラフ、図３６（Ｂ）は第２構成例の場合を示すグラフ。 基材１０と管７との角度ずれ及び位置ずれが組み合わさった場合を示す説明図。
以下、図面を参照しながら本発明の好適な実施の形態を詳述する。なお、各図面に示される同一または同等の構成要素、部材等には同一の符号を付し、適宜重複した説明は省略する。また、実施の形態は発明を限定するものではなく例示であり、実施の形態に記述されるすべての特徴やその組み合わせは必ずしも発明の本質的なものであるとは限らない。
（実施の形態１）
図１～図２１を参照し、本発明の実施の形態１に係る流体圧力検出装置１を説明する。流体圧力検出装置１は、油圧計、水位計、血圧計等に用いられるものであり、図１に示すように、基材１０（ダイヤフラム）、圧電素子２０、支持体３０、及び蓋体４０、を備える。基材１０は、例えば、厚さ１０～２００μｍの板状ないしシート状であり、ステンレス鋼等の金属からなる。基材１０の上面（一方の面）は、圧電素子２０の搭載面であり、下面（他方の面）は、図９に示す管７に対する押圧面である。圧電素子２０は、例えば、厚さ１０～２００μｍの圧電セラミックスであり、基材１０の上面（一方の面）に設けられる（装着される）。圧電素子２０の両面にはそれぞれ、信号取り出し用の金属電極（例えば金のスパッタによる数μｍ～２０μｍ程度の金電極）が設けられるが、図１では図示を省略している。当該金属電極と、圧電素子２０とが、圧電ユニモルフを構成する。基材１０及び圧電素子２０は、図１の例では略円形である。
支持体３０は、圧電素子２０よりも十分に大きい厚さ（高さ）を有する円環状部材であり、ステンレス鋼等の剛体からなる。支持体３０は、圧電素子２０を囲むように設けられる。図１及び図３に示すように、支持体３０は、下面の内縁部近傍に段差部３２を有し、段差部３２により基材１０の外縁近傍の上面を支持する。図２に示すように、支持体３０は、内縁に配線引出し用の切欠３１を有する。
蓋体４０は、平面視で基材１０と略同形状の板状ないしシート状であって、ステンレス鋼等の金属からなる。蓋体４０は、支持体３０の上部開口（一端開口）を閉じるように支持体３０の上端（一端）に設けられる。図７に示すように、支持体３０の切欠３１と連通する配線引出し用の貫通穴４１を有する。蓋体４０の上面には、配線５１によって圧電素子２０と電気的に接続された端子部５０が設けられる。端子部５０から、図示しない測定装置内の回路（図１１又は図１３）に接続するためのケーブル６０が延出する。
支持体３０による基材１０の支持は、図１及び図３に示す段差部３２による支持に限定されず、図４に示すように段差部３２を有さない支持体３０の下面で基材１０を支持してもよい。また、図５に示すように、蓋体４０を設けなくてもよい。なお、図６に示す比較例は、支持体３０の内周面で基材１０の外縁（外周面）を支持するものであるが、圧力検出の再現性の点では図３～図５に示す支持構造が好ましい。
図９は、流体圧力検出装置１を管７に直接押し付けた状態を示す模式図である。この模式図は、流体圧力検出装置１を定量評価するための評価装置の断面を示す。管７は、柔軟性ないし粘弾性を有する例えばシリコーンチューブであり、断面Ｕ字状の管ホルダ８に保持される。ここでは、管７の外径は６ｍｍとした。図示しないピストンポンプから供給された流体６が、管７内を流れる（脈動と共に移送される）。流体６の圧力検出の際には、フォースゲージ９により流体圧力検出装置１を蓋体４０側から押圧して（支持体３０を基材１０の反対側から押圧して）、基材１０の他方の面を管７に向けて押し付け、基材１０の他方の面により管７を変形させる。後述の測定結果は、前記ピストンポンプのポンプ作用により９６ｂｐｍで流体６を供給した場合のものである。流体６の圧力は、流体圧力検出装置１の出力の評価のために、図示しない圧力センサ（キーエンス社製の型番ＡＰ－１３Ｓ）により直接検出も行った。
図１０は、流体圧力検出装置１の管７に対する押力を１Ｎ,２Ｎ,３Ｎ,４Ｎ,５Ｎとした各場合における、管７内を流れる流体６の圧力差とセンサ出力の関係を示すグラフである。本グラフは、圧力差を40mmHg（最低圧力50mmHg～最高圧力90mmHg）、80mmHg（最低圧力50mmHg～最高圧力130mmHg）、120mmHg（最低圧力50mmHg～最高圧力170mmHg）とした各場合について測定を行い、押力ごとに流体圧力検出装置１の出力電圧（後述の図１１に示す回路の出力電圧Ｖout1）のピークピーク値を線形近似したものである。図１０より、いずれの押力においても、管７内を流れる流体６の圧力差と、流体圧力検出装置１の出力電圧とは、相関係数が0.98を超える高い相関関係があり、略比例することが確認できた。以下の測定では、押力は３Ｎとした。
図１１は、流体圧力検出装置１の圧電素子２０の出力電流を電圧に変換するＩ－Ｖ変換回路（インピーダンス変換回路）の一例を示す回路図である。この回路は、圧電素子２０と抵抗Ｒ１により閉ループを構成したもので、抵抗Ｒ１の両端に出力電圧Ｖout1が現れる。出力電圧Ｖout1は、圧電素子２０に発生する電荷の時間微分に比例し、すなわち流体６の圧力変化速度に比例する（比例定数は抵抗Ｒ１の抵抗値）。図１２は、図１１に示す回路の出力電圧Ｖout1の波形と、流体６の圧力を不図示の水圧センサで直接検出した直接検出値Ｖtの波形と、を示す波形図である。図１２より、出力電圧Ｖout1は、直接検出値Ｖtの傾きに連動していることが確認できた。図１１に示す回路により、ピストンポンプの拍動に伴って生じる流体圧力の圧差（最大圧力－最小圧力）を検出することができる。
図１３は、流体圧力検出装置１の圧電素子２０の出力電流を積分する積分回路の一例を示す回路図である。この回路は、演算増幅器Ａ１を利用した積分回路であり、演算増幅器Ａ１の出力端子と反転入力端子との間に設けたコンデンサＣ１に圧電素子２０の出力電流を蓄積する。圧電素子２０の一端は固定電圧端子としてのグランドに接続される。圧電素子２０の他端は、抵抗Ｒ２の一端に接続される。抵抗Ｒ２の他端は、演算増幅器Ａ１の反転入力端子に接続される。演算増幅器Ａ１の非反転入力端子は、グランドに接続される。演算増幅器Ａ１の出力端子と反転入力端子との間に、コンデンサＣ１と抵抗Ｒ３が並列接続される。抵抗Ｒ３は、演算増幅器Ａ１の出力の飽和を防止するために設けられる。演算増幅器Ａ１は、両電源駆動であり、正側の電源ライン（電圧Ｖcc）と負側の電源ライン（電圧－Ｖcc）に接続される。仮想ショートにより演算増幅器Ａ１の反転入力端子の電圧はグランド電位と略等しくなるため、演算増幅器Ａ１の出力端子に現れる出力電圧Ｖout2は、コンデンサＣ１の両端の電圧となり、圧電素子２０の出力電流の積分に比例する（比例定数はコンデンサＣ１の容量値の逆数）。図１３に示す回路により、圧電素子２０本来の電荷発生出力波形を得て、圧力変化を算出することができる。
図１４は、管７内を流れる流体６を最低圧力50mmHg～最高圧力170mmHgで脈動させた場合における、図１３に示す回路の出力電圧Ｖout2と、流体６の圧力を不図示の水圧センサで直接検出した直接検出値Ｖtと、の相関図である。なお、図１４の結果は、１ｋＨｚのサンプリング周波数で１０秒間測定したものであり、データ数は10,000である。図１５、図１９、図２０に示す相関図においても同様である。図１４より、出力電圧Ｖout2と直接検出値Ｖtとの間には、相関係数が0.99を超える高い相関関係があることが確認できた。したがって、出力電圧Ｖout2のピークピーク値より、管７内を流れる流体６の最低圧力と最高圧力の差を検出することができる。
図１５は、管７内を流れる流体６を最低圧力50mmHg～最高圧力130mmHgで脈動させた場合における、図１３に示す回路の出力電圧Ｖout2と、流体６の圧力を不図示の水圧センサで直接検出した直接検出値Ｖtと、の相関図である。図１６は、同場合における、図１３に示す回路の出力電圧Ｖout2の波形と、流体６の圧力を不図示の水圧センサで直接検出した直接検出値Ｖtの波形と、を示す波形図である。図１５より、図１４と同様に出力電圧Ｖout2と直接検出値Ｖtとの間に高い相関関係が確認できた。また、図１６より、出力電圧Ｖout2と直接検出値Ｖtの波形は互いに概ね一致する形状となることが確認できた。
図１７は、流体圧力検出装置１を人肌ゲル７ａを介して管７に押し付けた状態を示す模式図である。この模式図は、流体圧力検出装置１を定量評価するための評価装置の断面を示すものであり、図９と比較して、柔軟性ないし粘弾性を有する人肌ゲル７ａが追加された点で相違し、その他の点で一致する。人肌ゲル７ａを追加したことにより、人体の血管内を流れる血流の圧力測定（血圧測定）に近い状態にしている。
図１８は、人肌ゲル７ａを介さずに流体圧力検出装置１を管７に押し付けた場合（図９）、及び人肌ゲル７ａを介して流体圧力検出装置１を管７に押し付けた場合（図１７）、の各々において、管７内を流れる流体６を最低圧力50mmHg～最高圧力150mmHgで脈動させた場合における、図１３に示す回路の出力電圧Ｖout2の波形図である。図１８より、人肌ゲル７ａを介して流体圧力検出装置１を管７に押し付けた場合は、人肌ゲル７ａを介さずに流体圧力検出装置１を管７に押し付けた場合と比較して、感度（振幅）が低下する以外は概ね一致する形状の波形を得られることが確認できた。
図１９は、管７内を流れる流体６を最低圧力50mmHg～最高圧力150mmHgで脈動させた場合における、人肌ゲル７ａを介さずに流体圧力検出装置１を管７に押し付けたときの図１３に示す回路の出力電圧Ｖout2と、流体６の圧力を不図示の水圧センサで直接検出した直接検出値Ｖtと、の相関図である。図２０は、同場合における、人肌ゲル７ａを介して流体圧力検出装置１を管７に押し付けたときの図１３に示す回路の出力電圧Ｖout2と、流体６の圧力を不図示の水圧センサで直接検出した直接検出値Ｖtと、の相関図である。図２０の結果の基になる測定では、人肌ゲル７ａとして、エクシールコーポレーション社製の人肌ゲル（型番Ｈ０－２）を用いた。図１９及び図２０の対比より、人肌ゲル７ａを介して流体圧力検出装置１を管７に押し付けた場合は、人肌ゲル７ａを介さずに流体圧力検出装置１を管７に押し付けた場合と比較して、僅かに相関係数が低くなるものの、出力電圧Ｖout2と直接検出値Ｖtとの間に、相関係数が0.97を超える高い相関関係があることが確認できた。
図２１は、流体圧力検出装置１を人体５の表面（皮膚）に押し付け、人体５内の動脈である管７を変形させた状態を示す模式図である。押圧部材７０は、支持体３０を反基材１０側から押圧して基材１０の下面を管７に向けて押し付けるものであり、簡易的には、絆創膏等の粘着面を有する粘着テープや、ベルトであってもよい。支持体３０を介して基材１０の下面を管７に向けて押し付けて図２１に示すように管７を変形させることで、管７内を流れる流体６（血液）の最低圧力（最低血圧）と最高圧力（最高血圧）の差を人体５の外から従来と比較して高精度に検出することができる。支持体３０があることで、検出を安定で再現性に優れたものにできる。
実施例１
図２２（Ａ）及び図２２（Ｂ）は、実施例１～３で用いた測定装置の概略断面図であって、図２２（Ａ）は測定前の状態を示す概略断面図、図２２（Ｂ）は測定中の状態を示す概略断面図である。この測定装置は、支持体３０の外径を12mmとした図７の流体圧力検出装置１に、枠体８１、丸線コイルスプリング８２、及びキャップ８３を組み合わせたものである。枠体８１は、キャップ８３の押し込みをガイドし、かつ押し込んだキャップ８３を保持するために設けられる。丸線コイルスプリング８２は、外径8mm、全長15mm、ばね定数0.1N/mmのものを用いた。キャップ８３は、ポリウレタン製で、外径18mm、内径14mmのものを用いた。キャップ８３のザグリ深さａ、流体圧力検出装置１の厚さｂ、及び丸線コイルスプリング８２の全長（自然長）は、図２２（Ｂ）に示すようにキャップ８３を下限位置まで押し込んだときに、丸線コイルスプリング８２により流体圧力検出装置１の上面に40mmHgの圧力がかかるように設定した。
上記の測定装置を、８名の各被験者の浅側頭動脈上の皮膚（脈が触れる位置）に対して、3M社製サージカルテープを用いて、図２２（Ｂ）に示すように丸線コイルスプリング８２が圧縮された状態で固定し、図１１のＩ－Ｖ変換回路（インピーダンス変換回路）による出力電圧Ｖout1を測定した。その結果、いずれの被験者においても、安定した出力が得られた。よって、流体圧力検出装置１の上面に40mmHgの圧力をかければ、浅側頭動脈上において正常な血圧測定が可能なことが分かった。
実施例２
実施例１と同様の測定を、８名の各被験者の総頸動脈に対して行った。すなわち、上記の測定装置を総頸動脈上の皮膚（脈が触れる位置）に対して実施例１と同じ方法で固定して出力電圧Ｖout1を測定した。その結果、いずれの被験者においても、安定した出力が得られた。よって、流体圧力検出装置１の上面に40mmHgの圧力をかければ、総頸動脈上において正常な血圧測定が可能なことが分かった。
実施例３
実施例１と同様の測定を、８名の各被験者の橈骨動脈に対して行った。すなわち、上記の測定装置を橈骨動脈上の皮膚（脈が触れる位置）に対して実施例１と同じ方法で固定して出力電圧Ｖout1を測定した。但し、本実施例では、丸線コイルスプリング８２に、外径8mm、全長20mm、ばね定数0.1N/mmのものと、外径10mm、全長15mm、ばね定数0.2N/mmのものと、を加えて３種類とし、かつ、キャップ８３のザグリ深さを調整することで、丸線コイルスプリング８２により流体圧力検出装置１の上面に40mmHg, 60mmHg, 80mmHg, 100mmHg, 120mmHgの各圧力をかけて測定を行った。
図２３は、実施例３における測定結果（出力電圧Ｖout1のピークピーク値Ｖpp）をまとめた表である。図２４は、図２３の表を棒グラフで示した図である。測定結果の数値は、30秒の測定時間における終わりの10拍分のピークピーク値Ｖpp（最高－最低）の平均値である。図２３及び図２４において、「テープで固定」は、枠体８１、丸線コイルスプリング８２、及びキャップ８３を用いないで、圧力を意識せずに、流体圧力検出装置１が位置ずれしないようにサージカルテープで止めた場合である。図２３及び図２４より、「テープで固定」の場合、被験者No.6, No.8の２名では出力が得られなかった。一方、流体圧力検出装置１の上面に40mmHg, 60mmHg, 80mmHg, 100mmHg, 120mmHgの圧力をかけた各場合は、いずれの被験者においても出力が得られた。よって、流体圧力検出装置１の上面に40mmHgの圧力をかければ、橈骨動脈上において正常な血圧測定が可能なことが分かった。
最も高いピークピーク値Ｖppが得られる圧力は被験者によって異なったが、全ての被験者において、40mmHgよりも60mmHgのほうが高いピークピーク値Ｖppが得られ、60mmHgよりも80mmHgのほうが高いピークピーク値Ｖppが得られた。また、被験者No.2以外の全ての被験者において、80mmHgよりも100mmHgのほうが高いピークピーク値Ｖppが得られた。一方、被験者No.5, No.6以外の全ての被験者において、100mmHgよりも120mmHgのほうが低いピークピーク値Ｖppとなった。被験者への負荷の観点では、圧力は小さいほど好ましい。したがって、感度と被験者への負荷とのバランスを考えると、圧力は、100mmHg以下、あるいは80mmHg以下とすることが好ましいことが分かった。
流体圧力検出装置１による血圧測定において、上記の測定装置のように枠体８１、丸線コイルスプリング８２、及びキャップ８３を用いる必要はない。必要の圧力を得るために、ゴム等の弾性体を流体圧力検出装置１上に配置して、当該弾性体の上からサージカルテープで流体圧力検出装置１を測定箇所上に固定してもよい。あるいは、伸縮性のあるテープを所定長だけ伸ばし、当該テープにより流体圧力検出装置１を測定箇所上に固定してもよい。その際、厚みを稼ぐために流体圧力検出装置１上にスペーサー（パッド等）を配置してもよい。流体圧力検出装置１を測定箇所上に固定する部材も含めた全体を流体圧力検出装置としてもよい。
図２５は、実施例３における被験者No.8に対する測定（40mmHg）から得られた、図１１のＩ－Ｖ変換回路（インピーダンス変換回路）による出力電圧Ｖout1、及び図１３の積分回路による出力電圧Ｖout2の波形図である。図２５より、ノイズの少ない波形となることが確認できた。
（実施の形態２）
図２６（Ａ）及び図２６（Ｂ）は、本発明の実施の形態２に係る流体圧力検出装置の基材１０及び圧電素子２０の平面図であり、図２６（Ａ）は第１構成例の場合を示し、図２６（Ｂ）は第２構成例の場合を示す。本実施の形態の流体圧力検出装置は、実施の形態１のものと比較して、基材１０及び圧電素子２０が略長方形であり、支持体３０が基材１０の外形と同様の長方形環状である点で相違し、その他の点で一致する。流体６の圧力検出の際には、基材１０の長手方向と管７の延出方向が平行になるようにする。図２６（Ａ）に示す第１構成例では、圧電素子２０の長辺は基材１０の長辺と略垂直（短辺と略平行）であり、図２６（Ｂ）に示す第２構成例では、圧電素子２０の長辺は基材１０の長辺と略平行である。支持体３０は、図２７（Ａ）に示す全辺支持型であれば基材１０の全辺（４辺）及びその近傍を支持し、図２７（Ｂ）に示すは長辺支持型（短辺下部に凹部３３を有するもの）であれば基材１０の２つの長辺及びその近傍を支持し（短辺とは非接触）、図２７（Ｃ）に示す短辺支持型（長辺下部に凹部３４を有するもの）であれば基材１０の２つの短辺及びその近傍を支持する（長辺とは非接触）。以降の説明においては、支持体３０は、図２７（Ａ）に示す全辺支持型であるものとする。
図２８は、実施の形態２の流体圧力検出装置の規格化感度（mV/mmHg）を、比較例に係る流体圧力検出装置の規格化感度と比較した棒グラフである。規格化感度とは、図１１に示す回路の出力電圧Ｖout1のピークピーク値を最低圧力と最高圧力の差で除したものであり、実測値に基づいている。図２８において、＃１は、比較例であり、基材１０を直径９ｍｍの円形とし、支持体３０を円環状とし、圧電素子２０を本実施の形態の第１構成例と同形状にしたものである。＃２は、本実施の形態の第１構成例であり、基材１０のサイズを８ｍｍ×１８ｍｍとしたものである。＃３は、比較例であり、基材１０を直径９ｍｍの円形とし、支持体３０を円環状とし、圧電素子２０を本実施の形態の第２構成例と同形状にしたものである。＃４は、本実施の形態の第２構成例であり、基材１０のサイズを８ｍｍ×１８ｍｍとしたものである。＃１～＃４のいずれにおいても、圧電素子２０のサイズは２ｍｍ×４ｍｍとした。なお、比較例は、実施の形態２における比較例であり、本発明から除外されるものではない。
＃１及び＃２の対比より、圧電素子２０の長手方向が基材１０の短手方向と平行な場合は、基材１０を長方形としたほうが、基材１０が円形の場合と比較して、長方形の短辺が円形の直径より短くても高い感度となることが分かった。また、＃３及び＃４の対比より、圧電素子２０の長手方向が基材１０の長手方向と平行な場合は、基材１０を円形にしても長方形にしても感度に大差は無いことが分かった。
図２９は、実施の形態２の流体圧力検出装置と比較例に係る流体圧力検出装置の各々における、管７に対する位置ずれと感度変化率との関係を示すグラフである。図２９の横軸の位置ずれは、管７の延出方向と基材１０の長手方向が平行なまま、管７が基材１０の短手方向に相対的にずれた量であり、０ｍｍは、管７が基材１０の短手方向中心を通る場合である。図２９より、２ｍｍ以内の位置ずれの場合、基材１０が長方形である＃２及び＃４のほうが、基材１０が円形である＃１及び＃３と比較して、位置ずれに対する感度低下が抑制されることが分かった。
本実施の形態によれば、基材１０が円形で支持体３０が円環状である場合と比較して、位置ずれに対する感度低下を抑制することができる。したがって、流体圧力検出装置の取付位置が制約を受ける場合も、感度低下を抑制することができる。また、第１構成例のように圧電素子２０の長手方向が基材１０の短手方向と平行な場合には、基材１０が円形である場合と比較して感度を更に高めることができる。
図３０は、実施の形態２の流体圧力検出装置における、圧電素子２０の形状ごとの、押力と規格化感度との関係を示すグラフである。＃５は、本実施の形態の第２構成例において圧電素子２０のサイズを１ｍｍ×８ｍｍとしたものである。図３０より、＃２の構成が最も規格化感度が高かった。そのため、後述の実施の形態３では、＃２の構成をベースに更なる改善を図る。
（実施の形態３）
図３１（Ａ）及び図３１（Ｂ）は、本発明の実施の形態３に係る流体圧力検出装置の基材１０及び圧電素子２０の平面図であり、図３１（Ａ）は第１構成例の場合を示し、図３１（Ｂ）は第２構成例の場合を示す。本実施の形態の第１構成例は、実施の形態２の第１構成例（図２６（Ａ））と比較して、圧電素子２０が基材１０の長手方向に沿って３個配列されている（アレイ化されている）点で相違し、その他の点で一致する。本実施の形態の第２構成例は、第１構成例と比較して、基材１０が、各圧電素子２０の短手方向両側に、圧電素子２０の長手方向と平行なスリット１１を有する点で相違し、その他の点で一致する。なお、３つの圧電素子２０を区別するために、図中上方から順に、Ｅ１、Ｅ２、Ｅ３の符号を併せて付している。各圧電素子２０に対して、図１１に示すＩ－Ｖ変換回路や図１３に示す積分回路が設けられる。
図３２（Ａ）及び図３２（Ｂ）は、実施の形態３に係る流体圧力検出装置における管７に対する位置ずれと規格化感度との関係を示すグラフであり、図３２（Ａ）は第１構成例の場合を示し、図３２（Ｂ）は第２構成例の場合を示す。図３３（Ａ）及び図３３（Ｂ）は、実施の形態３に係る流体圧力検出装置における管７に対する位置ずれと感度変化率との関係を示すグラフであり、図３３（Ａ）は第１構成例の場合を示し、図３３（Ｂ）は第２構成例の場合を示す。図３２（Ａ）及び図３２（Ｂ）の対比、並びに図３３（Ａ）及び図３３（Ｂ）の対比より、基材１０がスリット１１を有するほうが、２ｍｍ以内の位置ずれによる感度低下が抑制されることが分かった。
図３４は、基材１０と管７との角度ずれを示す説明図である。以下で検討する角度ずれは、図３４に示すように、管７が基材１０の中心を通る状態で、管７の延出方向が基材１０の長手方向に対して相対的に回転した角度であり、０度は、管７の延出方向が基材１０の長手方向と平行な場合である。
図３５（Ａ）及び図３５（Ｂ）は、実施の形態３に係る流体圧力検出装置における管７に対する角度ずれと規格化感度との関係を示すグラフであり、図３５（Ａ）は第１構成例の場合を示し、図３５（Ｂ）は第２構成例の場合を示す。図３６（Ａ）及び図３６（Ｂ）は、実施の形態３に係る流体圧力検出装置における管７に対する角度ずれと感度変化率との関係を示すグラフであり、図３６（Ａ）は第１構成例の場合を示し、図３６（Ｂ）は第２構成例の場合を示す。各グラフに示すように、中央の圧電素子２０は、角度ずれが発生しても、角度ずれが無い場合と比較して、８０％以上の高い感度を維持できていることが分かった。ここで、図３７（Ａ）及び図３７（Ｂ）に示すように、角度ずれに一定以上の位置ずれが加わった場合、中央以外の圧電素子２０が高感度を維持できることになる。具体的には、図３７（Ａ）の場合は同図中下方の圧電素子２０が高感度を維持し、図３７（Ｂ）の場合は同図中上方の圧電素子２０が高感度を維持する。
本実施の形態によれば、圧電素子２０をアレイ化したことで、管７の角度ずれ（及び、角度ずれと位置ずれの組合せ）による感度低下を抑制することができる。また、第２構成例のようにスリット１１を設けることで、管７の位置ずれによる感度低下を抑制することができる。なお、圧電素子２０の数は、３個に限定されず、２個又は４個以上であってもよい。また、圧電素子２０は、基材１０の長手方向及び短手方向に沿って、あるいは任意の二方向に沿って、行列配置（マトリックス配置）されてもよい。
以上、実施の形態を例に本発明を説明したが、実施の形態の各構成要素や各処理プロセスには請求項に記載の範囲で種々の変形が可能であることは当業者に理解されるところである。以下、変形例について触れる。
基材１０、支持体３０、及び蓋体４０は、樹脂等の絶縁体であってもよい。支持体３０は、単一の環状部材に限定されず、圧電素子２０の両側に、あるいは圧電素子２０を囲むように、複数設けられてもよい。実施の形態で示した具体的な数値（基材１０及び圧電素子２０のサイズ、押力等）は、一例であり、要求される仕様等に応じて適宜変更可能である。
１ 流体圧力検出装置、５ 人体、６ 流体、７ 管、７ａ 人肌ゲル、８ 管ホルダ、９ フォースゲージ、１０ 基材、１１ スリット、２０ 圧電素子、３０ 支持体、３１ 切欠、３２ 段差部、３３,３４ 凹部、４０ 蓋体、４１ 貫通穴、５０ 端子部、５１ 配線、６０ ケーブル、７０ 押圧部材、８１ 枠体、８２ 丸線コイルスプリング、８３ キャップ

Claims (7)

  1. 管内を通過する流体の圧力を検出する装置であって、
    基材と、
    前記基材の一方の面に設けられた圧電素子と、
    前記圧電素子の両側において前記基材の前記一方の面を支持する支持体と、を備え、
    前記基材及び前記圧電素子が略長方形であり、
    前記支持体が長方形環状であって、前記圧電素子を囲む第１長方形を有し、
    前記支持体は、前記圧電素子を囲む前記第１長方形の少なくとも相互に対向する２辺に沿う部分において前記基材の前記一方の面を支持し、
    前記支持体を介して前記基材の他方の面で前記管を変形させる、流体圧力検出装置。
  2. 管内を通過する流体の圧力を検出する装置であって、
    基材と、
    前記基材の一方の面に設けられた圧電素子と、
    前記圧電素子の両側において前記基材の前記一方の面を支持する支持体と、
    前記支持体を反基材側から押圧して前記基材の他方の面を前記管に向けて押し付ける押圧部材と、を備え、
    前記基材及び前記圧電素子が略長方形であり、
    前記支持体が長方形環状であって、前記圧電素子を囲む第１長方形を有し、
    前記支持体は、前記圧電素子を囲む前記第１長方形の少なくとも相互に対向する２辺に沿う部分において前記基材の前記一方の面を支持する、流体圧力検出装置。
  3. 前記押圧部材は、前記支持体の反基材側から40mmHg以上の圧力をかける、請求項２に記載の流体圧力検出装置。
  4. 前記圧電素子の出力を積分する積分回路を備える、請求項１から３のいずれか一項に記載の流体圧力検出装置。
  5. 前記圧電素子は、長辺が前記第１長方形の長辺と略垂直な長方形である、請求項１から４のいずれか一項に記載の流体圧力検出装置。
  6. 前記圧電素子は、前記第１長方形の長手方向に沿って、前記基材の前記一方の面に複数配列されている、請求項５に記載の流体圧力検出装置。
  7. 前記基材は、前記第１長方形の長手方向における各圧電素子の両側にスリットを有する、請求項６に記載の流体圧力検出装置。
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