JPS5825450B2 - 生体用トランスジユ−サ - Google Patents
生体用トランスジユ−サInfo
- Publication number
- JPS5825450B2 JPS5825450B2 JP53141659A JP14165978A JPS5825450B2 JP S5825450 B2 JPS5825450 B2 JP S5825450B2 JP 53141659 A JP53141659 A JP 53141659A JP 14165978 A JP14165978 A JP 14165978A JP S5825450 B2 JPS5825450 B2 JP S5825450B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- piezoelectric
- electrode layers
- cable
- film
- main body
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B7/00—Instruments for auscultation
- A61B7/02—Stethoscopes
- A61B7/04—Electric stethoscopes
- A61B7/045—Detection of Korotkoff sounds
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01L—MEASURING FORCE, STRESS, TORQUE, WORK, MECHANICAL POWER, MECHANICAL EFFICIENCY, OR FLUID PRESSURE
- G01L9/00—Measuring steady of quasi-steady pressure of fluid or fluent solid material by electric or magnetic pressure-sensitive elements; Transmitting or indicating the displacement of mechanical pressure-sensitive elements, used to measure the steady or quasi-steady pressure of a fluid or fluent solid material, by electric or magnetic means
- G01L9/0001—Transmitting or indicating the displacement of elastically deformable gauges by electric, electro-mechanical, magnetic or electro-magnetic means
-
- H—ELECTRICITY
- H10—SEMICONDUCTOR DEVICES; ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
- H10N—ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
- H10N30/00—Piezoelectric or electrostrictive devices
- H10N30/30—Piezoelectric or electrostrictive devices with mechanical input and electrical output, e.g. functioning as generators or sensors
- H10N30/302—Sensors
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10S310/00—Electrical generator or motor structure
- Y10S310/80—Piezoelectric polymers, e.g. PVDF
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は柔軟性の優れた膜状圧電体を用いた生体用トラ
ンスジューサに関し、特に動脈上に密着し、脈動による
圧力変動を直接電気信号に変換して脈波を検出し得るよ
うにした自動血圧計に適する生体用トランスジューサで
ある。
ンスジューサに関し、特に動脈上に密着し、脈動による
圧力変動を直接電気信号に変換して脈波を検出し得るよ
うにした自動血圧計に適する生体用トランスジューサで
ある。
脈波は非観的に得られる生体情報の中でも重要な位置に
あり、古くから多くの検出手段が提案され実用化されて
いる。
あり、古くから多くの検出手段が提案され実用化されて
いる。
例えば直接伝導型のものではストレンゲージ、固体圧電
体(PZT、ロッシェル塩等)を用いたもの、動電型、
容量変化型、差動トランス型のものなどがあり、空気伝
導型としてはマイクロホンを用いたものがあり、また他
に光学的手段を用いたものもある。
体(PZT、ロッシェル塩等)を用いたもの、動電型、
容量変化型、差動トランス型のものなどがあり、空気伝
導型としてはマイクロホンを用いたものがあり、また他
に光学的手段を用いたものもある。
しかし、ストレンゲージ、固体圧電体を用いたトランス
ジューサは構造が複雑で衝撃に弱く破損し易い欠点があ
るばかりでなく、皮膚面に密着させて脈波を検出する部
分の機械インピーダンスが皮膚の機械インピーダンスに
比べて太き過ぎるため、皮膚とのインピーダンスマツチ
ングが悪く、その結果脈波運動を束縛して脈波波形を乱
す原因となり、再現性が悪く、また、マイクロホンを用
いたものは被測定点に正確に当る必要があり、熟練を要
する他、周囲振動、検出器の摩擦音等のノイズを捨いや
すい等の欠点がある。
ジューサは構造が複雑で衝撃に弱く破損し易い欠点があ
るばかりでなく、皮膚面に密着させて脈波を検出する部
分の機械インピーダンスが皮膚の機械インピーダンスに
比べて太き過ぎるため、皮膚とのインピーダンスマツチ
ングが悪く、その結果脈波運動を束縛して脈波波形を乱
す原因となり、再現性が悪く、また、マイクロホンを用
いたものは被測定点に正確に当る必要があり、熟練を要
する他、周囲振動、検出器の摩擦音等のノイズを捨いや
すい等の欠点がある。
本発明は上記欠点を除き、装着が容易で再現性に富み、
かつ信頼性の高いトランスジューサを実現するために検
出部に柔軟性の優れた膜状圧電体を使用すると共に、膜
状圧電体の保持構造に改良を加え、圧波を正確に電気信
号に変換できる生体用トランスジューサを提供しようと
するものであり、更に詳しくは、本体内に柔軟な膜状の
圧電体を設け、この圧電体にはケーブルのリード線を接
続すると共にその外側をシールドし、この本体の一端を
人体に当接する緊締具の面上に取着は他端を緊締具に沿
って延びる自由端としてなる生体用トランスジューサを
提供するものである。
かつ信頼性の高いトランスジューサを実現するために検
出部に柔軟性の優れた膜状圧電体を使用すると共に、膜
状圧電体の保持構造に改良を加え、圧波を正確に電気信
号に変換できる生体用トランスジューサを提供しようと
するものであり、更に詳しくは、本体内に柔軟な膜状の
圧電体を設け、この圧電体にはケーブルのリード線を接
続すると共にその外側をシールドし、この本体の一端を
人体に当接する緊締具の面上に取着は他端を緊締具に沿
って延びる自由端としてなる生体用トランスジューサを
提供するものである。
以下図面につき本発明の実施例を詳細に説明する。
第1図は本発明による圧力電気変換型トランスジューサ
を示すもので、1は柔軟性の優れた膜状圧電体を有する
本体、2はそれより電気信号を導くための低雑音ケーブ
ルである。
を示すもので、1は柔軟性の優れた膜状圧電体を有する
本体、2はそれより電気信号を導くための低雑音ケーブ
ルである。
第2図示のように本体1内には一対の膜状の圧電体3,
3を有する。
3を有する。
この膜状圧電体としては、セルロースや掻白質やような
天然配向高分子、ポリーγ−メチルーL−グルタメイト
合成高分子の延伸フィルム、またはポリ弗化ビニル、ポ
リ弗化ビニリデン、ポリ塩化ビニル、ポリアクリロニト
リル、ポリカーボネート等の延伸フィルムを分極処理を
行なうことによって得られる高分子圧電体、ジルコン酸
、チタン酸鉛系、チタン酸バリウム系等の強誘電性セラ
ミックス90〜10容量部とポリアミド、ポリ弗化ビニ
リデン、エポキシ樹脂、ポリアセタール樹脂等の合成樹
脂10〜90容量部とを混練し、成形したフィルムを分
極処理を行なうことによって得られる圧電性高分子複合
体等を用いることができる。
天然配向高分子、ポリーγ−メチルーL−グルタメイト
合成高分子の延伸フィルム、またはポリ弗化ビニル、ポ
リ弗化ビニリデン、ポリ塩化ビニル、ポリアクリロニト
リル、ポリカーボネート等の延伸フィルムを分極処理を
行なうことによって得られる高分子圧電体、ジルコン酸
、チタン酸鉛系、チタン酸バリウム系等の強誘電性セラ
ミックス90〜10容量部とポリアミド、ポリ弗化ビニ
リデン、エポキシ樹脂、ポリアセタール樹脂等の合成樹
脂10〜90容量部とを混練し、成形したフィルムを分
極処理を行なうことによって得られる圧電性高分子複合
体等を用いることができる。
この実施例で用いたものはポリアセクール系樹脂に強誘
電体セラミックス粉末(ジルコン酸チタン酸鉛)を50
150容量係の組成比で混合し、これをフィルム状に成
形し、その両面に電極を構成する。
電体セラミックス粉末(ジルコン酸チタン酸鉛)を50
150容量係の組成比で混合し、これをフィルム状に成
形し、その両面に電極を構成する。
これを分極処理を行なうことによって得られた膜状圧電
体で、圧電定数d31=28X10−12C/N、弾性
率E= 1.50 x 109N/m?であり、柔軟性
に優れ、人体との密着性がよく、また異方性がないため
加工が大変容易であり、かつ取り付は方向の指定もない
。
体で、圧電定数d31=28X10−12C/N、弾性
率E= 1.50 x 109N/m?であり、柔軟性
に優れ、人体との密着性がよく、また異方性がないため
加工が大変容易であり、かつ取り付は方向の指定もない
。
第2図示のようにこのような膜状圧電体を厚さ100μ
、幅7關、長さ200mmとし、この圧電体3,3のア
ノード側に夫々アルミニウム蒸着して電極層4,4を形
成し、この電極層4,4を互に接着する。
、幅7關、長さ200mmとし、この圧電体3,3のア
ノード側に夫々アルミニウム蒸着して電極層4,4を形
成し、この電極層4,4を互に接着する。
この電極層4,4間の一部には燐青銅よりなる電極板5
,5を例えば藤倉化成製のドータイトのような導電性接
着剤6,6により固定し、この電極板5,5間には側方
よりケーブル2のリード線7を挿入し、ハンダ8により
固定する。
,5を例えば藤倉化成製のドータイトのような導電性接
着剤6,6により固定し、この電極板5,5間には側方
よりケーブル2のリード線7を挿入し、ハンダ8により
固定する。
この圧電体3,3の外面となるカソード側にアルミニウ
ムを蒸着して電極層9,9を形成し、これらは第3図示
のようにリード線10により互に電誦9に接続する。
ムを蒸着して電極層9,9を形成し、これらは第3図示
のようにリード線10により互に電誦9に接続する。
これら電極層9,9の外側にはウレタン塗料およびまた
はポリエチレンフィルム等の保護膜11を形成し、その
外側には第4図のようにステンレス線、銅線、真チユウ
線等の導線よりなる網12をその各線の向きが圧電体の
方向に対し45°の角度をなすようバイアス状に設ける
。
はポリエチレンフィルム等の保護膜11を形成し、その
外側には第4図のようにステンレス線、銅線、真チユウ
線等の導線よりなる網12をその各線の向きが圧電体の
方向に対し45°の角度をなすようバイアス状に設ける
。
さらにその網12の外側にはプラスチックシートよりな
る外皮13を設ける。
る外皮13を設ける。
第3図示のようにケーブル2においてはその外被14と
そのリード線7の絶縁体の外覆15との間にシールド線
16を設け、このシールド線16は前記網12とリード
線10に電気的に接続する。
そのリード線7の絶縁体の外覆15との間にシールド線
16を設け、このシールド線16は前記網12とリード
線10に電気的に接続する。
第5図は上記装置の配線図を示すもので、圧電体3,3
は電極層4,4を介して並列に接続され、その出力は電
極層4,4,9.9よりケーブル2のリード線7とシー
ルド線16を介して増幅器19に入力する。
は電極層4,4を介して並列に接続され、その出力は電
極層4,4,9.9よりケーブル2のリード線7とシー
ルド線16を介して増幅器19に入力する。
第6〜7図はその実施例を示すもので、図において上方
の圧電体3の下面すなわちカソード側と下方の圧電体3
の上面すなわちアノード側に夫々電極層4,4を形成し
、この電極層4,4は互に接着し、その電極層4,4間
に介在させた電極板5.5間にはリード線17を挿入し
、ハンダ8により固定する。
の圧電体3の下面すなわちカソード側と下方の圧電体3
の上面すなわちアノード側に夫々電極層4,4を形成し
、この電極層4,4は互に接着し、その電極層4,4間
に介在させた電極板5.5間にはリード線17を挿入し
、ハンダ8により固定する。
図において上方の圧電体3の上面すなわちアノード側と
下方の圧電体3の下面すなわちカソード側に夫々電極層
9,9を形成し、これらの電極層9.9はケーブル2内
のリード線18.18に接続する。
下方の圧電体3の下面すなわちカソード側に夫々電極層
9,9を形成し、これらの電極層9.9はケーブル2内
のリード線18.18に接続する。
第6図示のようにケーブル2内のシールド線16は、前
記網12とリード線17に電気的に接続してアースする
。
記網12とリード線17に電気的に接続してアースする
。
第7図はその配線図を示すもので、圧電体3゜3は電極
層4,4を介して直列に接続され、その出力は電極層9
,9よりケーブル2のリード線18.18を介して差動
増幅器19に入力する。
層4,4を介して直列に接続され、その出力は電極層9
,9よりケーブル2のリード線18.18を介して差動
増幅器19に入力する。
上記実施例においては、圧電体3,3の内側の電極層4
,4を接着させ、外側の電極層9,9をリード線18.
18に接続していたが、これは逆にしてもよい。
,4を接着させ、外側の電極層9,9をリード線18.
18に接続していたが、これは逆にしてもよい。
第8〜10図は本発明の他の実施例を示すもので、圧電
体3,3の内側の電極層4,4は第8図および第9図示
のように絶縁分離層20を介して当接すると共に夫々に
ケーブル2のリード線18゜18に接続し、また圧電体
3,3の外側の電極層9.9は第9図示のようにリード
線21に接続すると共にこのリード線21は前記網12
とケーブル2のシールド線16に接続したものである。
体3,3の内側の電極層4,4は第8図および第9図示
のように絶縁分離層20を介して当接すると共に夫々に
ケーブル2のリード線18゜18に接続し、また圧電体
3,3の外側の電極層9.9は第9図示のようにリード
線21に接続すると共にこのリード線21は前記網12
とケーブル2のシールド線16に接続したものである。
第10図は上記装置の配線図を示すもので、圧電体3,
3は電極層9,9とリード線21を介して直列に接続さ
れ、その出力は電極層4,4よりケーブル2のリード線
18.18を介して差動増幅器19に入力する。
3は電極層9,9とリード線21を介して直列に接続さ
れ、その出力は電極層4,4よりケーブル2のリード線
18.18を介して差動増幅器19に入力する。
こうして得られた可撓性の本体は、その一端を人体に固
定する緊締具に固定し、他端は自由端で緊締具に沿って
延びるように取付けることによって本発明生体用トラン
スジューサを得ることができる。
定する緊締具に固定し、他端は自由端で緊締具に沿って
延びるように取付けることによって本発明生体用トラン
スジューサを得ることができる。
次に本発明を自動血圧計に応用した使用例を第11図に
つき説明する。
つき説明する。
第11図示のように上記本体1のケーブル2を接続した
側は、人体に当接する緊締具例えば細長い帯状のカフ2
2の空気袋22aの面の端よりの位置に止着部23によ
り連結する。
側は、人体に当接する緊締具例えば細長い帯状のカフ2
2の空気袋22aの面の端よりの位置に止着部23によ
り連結する。
而して人体の腕にその本体1側を当て、本体1とカフ2
2をコイル状に巻きつける。
2をコイル状に巻きつける。
かくして空気ポンプ24により空気袋22aを膨張させ
て腕を締めつける。
て腕を締めつける。
次いで、徐々に空気袋22aの空気を抜いて圧力を減じ
ると、かつ内圧が最高血圧値に一致したとき心拍に同期
してコロトコフ音が発現するので上記増幅器19の出力
および圧力を検出する電圧計25によりそれを検知して
そのときのカフ内圧力を測定することにより最高血圧と
する。
ると、かつ内圧が最高血圧値に一致したとき心拍に同期
してコロトコフ音が発現するので上記増幅器19の出力
および圧力を検出する電圧計25によりそれを検知して
そのときのカフ内圧力を測定することにより最高血圧と
する。
さらに空気を抜いて圧力を下げるとコロトコフ音が消滅
するのでそのときを電圧計25によって検知して圧力を
測定して最低血圧を知ることができる。
するのでそのときを電圧計25によって検知して圧力を
測定して最低血圧を知ることができる。
而して本発明によれば、圧電体を有する本体はその一端
を人体に当接する緊締具に固定しているので本体の他端
は自由端で緊締具に沿って延びている。
を人体に当接する緊締具に固定しているので本体の他端
は自由端で緊締具に沿って延びている。
したがって緊締具を人体に当接すると本体も可撓性を有
するのでしわ等が発生することなく、人体の動脈等の被
測定点へ接触し、圧電体は常に延びた状態で生体の測定
点の圧力を確実に受圧するので誤差を生ずることがなく
、生体の圧波を正確に電気信号に変換することができる
ものである。
するのでしわ等が発生することなく、人体の動脈等の被
測定点へ接触し、圧電体は常に延びた状態で生体の測定
点の圧力を確実に受圧するので誤差を生ずることがなく
、生体の圧波を正確に電気信号に変換することができる
ものである。
また、圧電体の外側には導線よりなる網が設けられてい
るので圧電体はシールドされ、外部の機械的あるいは電
気的ノイズの影響を受けないものである。
るので圧電体はシールドされ、外部の機械的あるいは電
気的ノイズの影響を受けないものである。
なお第11図示のものは本発明による生体用トランスジ
ューサーはカフ上に1つしか設けてないが、2つ以上を
用いてこれらを並列に接続すればそのうちの1つが故障
あるいは測定点への接続が悪くても確実に測定すること
ができるものである。
ューサーはカフ上に1つしか設けてないが、2つ以上を
用いてこれらを並列に接続すればそのうちの1つが故障
あるいは測定点への接続が悪くても確実に測定すること
ができるものである。
第1図は本発明の一実施例の概要を示す斜視図、第2図
は第1図I−I線断面図、第3図は第1図■−■線断面
図、第4図は網の斜視図、第5図はその配線図、第6図
は本発明の他の実施例の第3図相当部分の断面図、第7
図はその配線図、第8図は本発明のさらに他の実施例の
第2図相当部分の断面図、第9図はその第3図相当部分
の断面図、第10図はその配線図、第11図は本発明を
血圧計に適用した実施例を示す説明図である。 1・・・・・・本体、2・・・・・・ケーブル、3・・
・・・・圧電体、10.18・・・・・・リード線、1
2・・・・・・網、22・・・・・・緊締具。
は第1図I−I線断面図、第3図は第1図■−■線断面
図、第4図は網の斜視図、第5図はその配線図、第6図
は本発明の他の実施例の第3図相当部分の断面図、第7
図はその配線図、第8図は本発明のさらに他の実施例の
第2図相当部分の断面図、第9図はその第3図相当部分
の断面図、第10図はその配線図、第11図は本発明を
血圧計に適用した実施例を示す説明図である。 1・・・・・・本体、2・・・・・・ケーブル、3・・
・・・・圧電体、10.18・・・・・・リード線、1
2・・・・・・網、22・・・・・・緊締具。
Claims (1)
- 1 本体内に柔軟な膜状の圧電体を設け、この圧電体に
はケーブルのリード線を接続すると共にその外側をシー
ルドし、この本体の一端を人体に当接する緊締具の面上
に取付は他端を緊締具に沿って延びる自由端としてなる
生体用トランスジューサ。
Priority Applications (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP53141659A JPS5825450B2 (ja) | 1978-11-15 | 1978-11-15 | 生体用トランスジユ−サ |
US06/377,388 US4443730A (en) | 1978-11-15 | 1982-05-12 | Biological piezoelectric transducer device for the living body |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP53141659A JPS5825450B2 (ja) | 1978-11-15 | 1978-11-15 | 生体用トランスジユ−サ |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS5568352A JPS5568352A (en) | 1980-05-23 |
JPS5825450B2 true JPS5825450B2 (ja) | 1983-05-27 |
Family
ID=15297177
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP53141659A Expired JPS5825450B2 (ja) | 1978-11-15 | 1978-11-15 | 生体用トランスジユ−サ |
Country Status (2)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4443730A (ja) |
JP (1) | JPS5825450B2 (ja) |
Families Citing this family (53)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
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DE3568093D1 (en) * | 1984-05-30 | 1989-03-09 | Siemens Ag | Hydrophone |
GB2346757B (en) * | 1984-09-12 | 2001-02-21 | Raytheon Co | Transducer |
US4585970A (en) * | 1985-03-11 | 1986-04-29 | Koal Jan G | Flexible piezoelectric switch |
US4824107A (en) * | 1985-10-10 | 1989-04-25 | French Barry J | Sports scoring device including a piezoelectric transducer |
US4761005A (en) * | 1985-10-10 | 1988-08-02 | Barry J. French | Sports scoring device including a flexible prezoelectric layer resilient layer |
DE8611844U1 (de) * | 1986-04-30 | 1986-08-07 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Ultraschall-Applikator mit einer Anpassungsschicht |
WO1988005606A1 (en) * | 1987-01-14 | 1988-07-28 | Advanced Medical Technologies, Inc. | Non-elastic piezoelectric transducer |
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AU587693B2 (en) * | 1987-04-07 | 1989-08-24 | Vsesojuzny Nauchno-Issledovatelsky I Ispytatelny Institut Meditsinskoi Tekhniki | Device for measurement of arterial blood pressure |
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US4954811A (en) * | 1988-11-29 | 1990-09-04 | Pennwalt Corporation | Penetration sensor |
US5448232A (en) * | 1989-05-03 | 1995-09-05 | Mitron Systems Corporation | Roadway sensors and method of installing same |
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