传感器的控制电路及血液测量装置的制作方法

传感器的控制电路及血液测量装置
本技术是基于以下中国专利申请的分案申请：原案申请日：2017年03月27日原案申请号：201780021665.2(pct/jp2017/012328)原案申请名称：
1.本发明涉及测量关于血管内血液的物理量的血液测量装置。此外，本发明涉及设于可插入管腔的长条部件上测量该管腔内的流体的流速的传感器的控制电路以及测量装置。


背景技术：

2.冠状动脉血流储备(cfr)是用于决定冠状动脉中的狭窄病变的治疗方针的指标之一。cfr表示能根据心肌耗氧量的増大而使冠状动脉血流量増大的能力的指标，以最大充血时的冠状动脉血流量和安静时的冠状动脉血流量的比求出。该cfr的降低被认为是从冠脉循环角度来看的心肌缺血的发生机制。此外，冠状动脉直径不变的情况下，冠状动脉血流量和冠状动脉血流速线性相关，cfr可作为最大冠状动脉血流速和安静时冠状动脉血流速的比求出。
3.cfr的健康例为3.0～4.0左右，但在管径狭窄率(％ds)75％以上的显著狭窄中不足2.0。此外，有报告称冠状动脉中即便不存在显著狭窄，cfr在冠状动脉微血管病变时也会降低，其不仅是用作冠状动脉的管径狭窄率评价，还可用作包括冠状动脉微循环的冠状动脉循环的总指标。
4.专利文献1中公开了前端部上设有具有温度感知部件的压力传感器的导丝。压力传感器设置在具有开口部的不锈钢外套管内，压力传感器中的温度感知部件通过开口部从不锈钢外套管露出。温度感知部件输出信号，该信号对应伴随着通过开口部接触的血流的质量流量的变化的温度变化。专利文献1中记载可以仅基于温度感知部件的输出信号进行cfr的演算。
5.专利文献2中公开了具有压力传感器、流量传感器等的传感器的导丝组装体。该导丝组装体具有管状的轴身，轴身的远位侧的端部上设有传感器元件。轴身的内部插通有芯线。芯线的前端部插入传感器元件内。传感器搭载于位于传感器元件内的芯线部分上。传感器上连接有用于与外部机器间进行信号收发等的电缆。电缆沿着芯线插通轴身的内部。
6.通过传感器测定血管内的血压等时，将传感器元件作为顶端，导丝组装体被插入血管内。通过轴身近位侧的端部上施加的推进力，传感器元件被推进血管内。此外，若对轴身中的近位侧的端部施加绕轴线的旋转力，该旋转力通过轴身传递到传感器元件。由此，传感器元件绕轴线旋转。现有技术文献专利文献
7.专利文献1：特表2001
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504249号公报专利文献2：特表2007
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296354号公报


技术实现要素：

发明要解决的课题
8.为了能插入直径小的冠状动脉，对前述具有传感器的导丝有小型化或细径化的要求。专利文献2公开的导丝组装体中，轴身内需要插通芯线和电缆的空间。但是由于轴身被设为可插入血管内的外径，轴身外径的扩大是有限的。因此，要在具有指定外径的轴身内确保插通芯线和电缆的空间时，必须减小轴身中的周面部的厚度(壁厚)。
9.轴身的壁厚若较薄，轴身的弯曲刚性变小。将弯曲刚性小的轴身推进血管内时，由于和血管的摩擦力等的阻力，轴身容易弯曲。由此，血管内的传感器元件的推进性可能受损。此外，轴身的壁厚较薄时，施加到轴身的近位侧端部的旋转力容易使轴身的周面部移位为扭曲的状态下。因此，旋转力的传递性可能降低。
10.本发明鉴于前述事项做出的，其目的在于提供一种弯曲刚性大、血管内的推进性及旋转力的传递性优异的血液测量装置。
11.此外，本发明的另一目的在于提供一种测量管腔内的流体的流速的小型传感器的安全控制电路。解决课题的手段
12.(1)本发明涉及的血液测量装置具备：具有可挠性的管状的轴身；同轴地位于所述轴身的远端，其内径大于所述轴身内径的管状连接部；连通所述连接部内外的通路；与所述连接部的远端同轴连接的具有可挠性的管状的前端导引部；嵌入于所述连接部内，将在所述前端导引部的内部空间向远端延伸，与所述前端导引部连接的具有可挠性的芯材；位于所述前端导引部的内部空间，测量血液物理量的测量元件；以及，从所述测量元件延伸出来，通过所述通路插通所述轴身的内部空间的信号线。
13.该血液测量装置中，前端导引部的弯曲刚性是通过芯材确保的。此外，轴身中的周面部的厚度(壁厚)可以加厚，因而可通过轴身周面部的厚度确保轴身的弯曲刚性。进一步地，由于轴身周面部的厚度，可将轴身上施加的推进力及旋转力高效地传递到前端导引部。并且，即使是在依靠连接部支撑芯材状态下，信号线也能通过通路插通连接部的内部。
14.(2)优选地，所述连接部与所述轴身的远端形成为一体。
15.(3)优选地，所述通路是在所述连接部中沿轴线方向延伸的狭缝。
16.(4)优选地，所述通路是在所述芯材的近端中沿轴线方向延伸的槽。
17.(5)优选地，所述连接部的外径小于所述轴身的近端的外径，所述血液测量装置还具备外嵌于所述连接部的管状覆盖部件。
18.通过覆盖部件，连接部和芯材的连接处被增强。
19.(6)优选地，所述芯材的近端位于所述通路的近端和远端之间。
20.按照所述结构，芯材的近端和信号线难以接触。
21.(7)优选地，所述连接部具有：与所述轴身的远端同轴连接的管状的本体部，，以及位于该本体部内的远端，嵌入有所述芯材的管状的支撑部。
22.(8)优选地，所述通路是在所述支撑部中沿轴线方向延伸的狭缝。
23.(9)优选地，所述通路是在所述芯材的近端中沿轴线方向延伸的槽。
24.(10)优选地，所述支撑部的近端位于所述本体部的近端和远端之间。
25.按照所述结构，轴身的近端和信号线难以接触。
26.(11)优选地，所述轴身的内部空间的内径小于所述芯材的近端的外径。
27.(12)优选地，所述前端导引部具有：线材卷成螺旋形状而成的线圈体，以及位于远端的前端部件；所述芯材与所述前端部件连接。
28.按照所述结构，前端导引部具有适宜的弯曲刚性。
29.(13)优选地，所述测量元件是测量血液压力的元件。
30.(14)优选地，所述测量元件是测量血液流速的元件。
31.(15)本发明的控制电路是以下传感器的控制电路：设于可插入管腔的长条部件上，测量该管腔内的流体的物理量的传感器。该控制电路具备：向所述传感器供给驱动电流的驱动电路，以及检出泄漏电流，进行基于检出的泄漏电流的输出的漏电检测电路。
32.传感器和长条部件一同插入管腔。传感器在管腔的任意位置中，测量在管腔中流动的流体的流速。在其测量时，漏电检测电路检出泄漏电流。可藉由泄漏电流的检出进行以下事项，例如停止传感器的驱动、关闭电源、监控泄漏电流、发出警告通知。
33.(16)优选地，所述漏电检测电路基于检出超过阈值的泄漏电流而输出检测信号，本发明的控制电路还可以进一步地设置：根据所述检测信号停止使向所述传感器供给驱动电流的停止电路。
34.若产生超过阈值的泄漏电流，自动停止从驱动电路向传感器的电流供给，对流体的电流泄漏停止。
35.(17)优选地，本发明的控制电路可进一步具备功能开关，其接通/断开从所述漏电检测电路向所述停止电路的所述检测信号的输入。
36.不宜使传感器的驱动停止时，通过关闭功能开关，可维持或重启传感器的驱动。
37.(18)优选地，所述漏电检测电路可具有以下检测电路中的至少1个：将基于指定电流和来自所述传感器的反馈电流的差的值作为泄漏电流检出的第1检测电路，将所述流体和大地间的电流作为泄漏电流检出的第2检测电路。所述指定电流是基于所述传感器的驱动电流的电流或恒定电流。
38.第1检测电路将基于指定电流和反馈电流的差的值作为泄漏电流检出。即，第1检测电路检出从传感器泄漏的电流。第2检测电路将流体和大地间的电流作为泄漏电流检出。即，不光传感器，第2检测电路要检出从整个长条部件向流体的泄漏电流。
39.(19)优选地，所述驱动电路具有向所述流速计供给恒定电流的恒定电流电路，所述第1检测电路可具备：将来自所述流速计的反馈电流转换为电压的第1分流电阻，以及在基于所述第1分流电阻的输出电压的电压大于基于被从所述恒定电流电路向所述流速计供给的驱动电流的电压的情况下，输出第1检测信号的第1比较器，所述第2检测电路可具备：在被配置为可与所述流体接触的检测电极和大地间连接的第2分流电阻，以及在基于所述第2分流电阻的输出电压的电压大于基于被从所述恒定电流电路向所述传感器供给的驱动电流的电压的情况下，输出第2检测信号的第2比较器。
40.(20)优选地，本发明的控制电路中可进一步设有温度补偿用电路，其接收来自设置于所述传感器上的检测体的输入。
41.检测体是例如热电偶，或基于传感器中的温度变化带来的输出变化而进行输出的部件。温度补偿用电路可进行测量的流速的修正。此外，即使像这样从检测体产生泄漏电流，通过漏电检测电路可迅速检出漏电。
42.(21)本发明可用作具备所述控制电路和所述传感器的测量装置。
43.(22)优选地，所述传感器是热线流速仪。发明效果
44.按照本发明，可提供弯曲刚性大、血管内的推进性及旋转力的传递性优异的血液测量装置。
45.此外，按照本发明，可实现在具备针对泄漏电流的安全功能的状态下，测量在管腔中流动的流体的流速的小型且细径的测量装置。
附图说明
46.[图1]图1为表示本发明的第1实施方式涉及的血液测量装置50的结构的模式图。[图2]图2为将图1所示的血液测量装置50的一部分截断显示的平面图。[图3]图3为连接部12附近的立体图。[图4]图4(a)为图1的a
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a线的截面图，图4(b)为图1的b
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b线的截面图，图4(c)为图1的c
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c线的截面图。[图5]图5为前端导引部20、轴身10及覆盖部件15的分解图。[图6]图6为将本发明的第2实施方式涉及的血液测量装置50的一部分截断显示的平面图。[图7]图7为连接部件30的立体图。[图8]图8(a)为血液测量装置50的分解图，图8(b)为相互连接的连接部件30及前端导引部20和轴身10的分解图。[图9]图9为表示测量装置100的整体结构图。[图10]图10为导丝130的截面图。[图11]图11为传感器133的立体图。[图12]图12为测量装置100的功能模块图。[图13]图13为驱动电路152的电路图。[图14]图14为第1输出电路153的电路图。[图15]图15为第2输出电路154的电路图。[图16]图16为漏电检测电路156的电路图。[图17]图17为停止电路157的电路图。附图标记10，60....轴身11，61....轴身本体部12...连接部14，32a...狭缝(通路)15...覆盖部件20....前端导引部
21....第1线圈体22....元件保持体23....第2线圈体24....前端部件25....信号线26....芯材27....测量元件30....连接部件(连接部)31....连接本体部32....支撑部50....血液测量装置110...测量装置123...功能开关132...轴身(长条部件)133...传感器137...热电偶(检测体)150...控制电路152...驱动电路(恒定电流电路)155...温度补偿用电路156...漏电检测电路157...停止电路161...第1检测电路162...第2检测电路rs1...第1分流电阻rs2...第2分流电阻com1...第1比较器com2...第2比较器c3...信号存储电容器r9...放电用电阻
具体实施方式
[0047]
以下，说明本发明优选的实施方式。此外，不言自明，本实施方式只是本发明一个实施方式，在不改变本发明的要旨的范围内可变更实施方式。
[0048]
[第1实施方式]以下，说明本发明的第1实施方式。图1所示的血液测量装置50，例如，可用于活体的血管内的血压等物理量的测量。血液测量装置50具有管状的轴身10和在轴身10的远端(相当于前端)上设置的管状的前端导引部20。前端导引部20上设有测定血管内血液压力的测量元件27(图2参照)。轴身10的近端(相当于基端)上连接有作为外部装置的控制装置40。控制装置40执行供给至测量元件27的电力的控制，从测量元件27发出的信号处理等。
[0049]
轴身10是具有可挠性的管体。轴身10为适合测定血管的期望位置的血压的长度，例如1～2m左右。轴身10是通过例如医疗用不锈钢形成的。轴身10的外径可根据需插入的血管的粗细来设定，例如十分之几毫米。
[0050]
如图2所示，轴身10具有轴身本体部11和形成于轴身本体部11的远端的连接部12。轴身本体部11是在整个轴线方向上外径基本固定的管体。轴身本体部11的内部空间13a在整个轴线方向上内径固定。连接部12从轴身本体部11的远端向轴线方向突出。连接部12和轴身本体部11是一体且同轴地形成的。“同轴”是指，连接部12的轴线和轴身本体部11的轴线位于相同假想直线上。此外，以下的“同轴”是指，分别被构成为圆筒形的一对部件各自的轴线位于相同假想直线上的状态。
[0051]
连接部12是外径基本固定的管体。连接部12的外径比轴身本体部11的外径小。连接部12的内径比轴身本体部11的内径大。轴身本体部11的内部空间13a和连接部12的内部空间13b连通。轴身本体部11的内部空间13a的内径可考虑插通的4根信号线25在束起状态下的外径和轴身本体部11所需的壁厚来设定。
[0052]
如图3及图4(b)所示，连接部12的截面为c字形状。c字形状的开口部分在轴线方向上连续，由此，形成从连接部12的远端向近端，沿着轴线方向延伸的狭缝14。狭缝14占相对于连接部12的外周的3分之1左右的范围。
[0053]
连接部12的内部空间13b中插入芯材26。芯材26是具有可挠性的线材，例如由不锈钢形成。芯材26的外径从近端向远端缩径为锥形。此外，芯材26的锥形无需在整个的从近端到远端上整体形成，仅在从近端到远端上的一部分上形成即可。
[0054]
芯材26从连接部12的内部空间13b向远端延伸出来，插通前端导引部20的内部。芯材26的近端位于连接部12的狭缝14的近端和远端之间。芯材26的近端附近的外径和连接部12的内部空间13b的内径相等。芯材26的近端附近嵌入连接部12的内部空间13b并粘接。芯材26的近端附近的外径比轴身本体部11的内部空间13a的内径大。
[0055]
如图1及图2所示，覆盖部件15是在整个轴线方向上具有固定外径及固定内径有管体。覆盖部件15由例如不锈钢、聚酰亚胺等树脂形成。覆盖部件15的外径与轴身10中的轴身本体部11的外径相等。覆盖部件15的内径与轴身10中的连接部12的外径相等。覆盖部件15的沿轴线方向的尺寸比连接部12的沿轴线方向的尺寸短。因此，在覆盖部件15外嵌于轴身10的连接部12的状态下，连接部12的远端向覆盖部件15的外部突出。
[0056]
如图2所示，前端导引部20具有在连接部12的远端上连接的第1线圈体21、在第1线圈体21的远端上连接的元件保持体22、在元件保持体22的远端上连接的第2线圈体23和在第2线圈体23的远端上设置的前端部件24。此外，图2中，除元件保持体22、第1线圈体21的远端部和第2线圈体23的近端部之外，以纵向截面图表示。因此，元件保持体22以平面图表示。
[0057]
第1线圈体21为例如由直径固定的不锈钢构成的线材被卷成固定直径的螺旋形状而成的线圈体。第1线圈体21的近端嵌合于连接部12的远端外侧。第1线圈体21的外径和覆盖部件15的外径相等。第1线圈体21的内部空间21a被芯材26及4根信号线25沿着轴线方向插通。为此，相比芯材26的外径，第1线圈体21的内径要足够大。
[0058]
如图2及图4所示，元件保持体22保持测量元件27。元件保持体22为圆筒形，由例如不锈钢形成。元件保持体22和第1线圈体21的远端同轴连接。如图4(a)所示，元件保持体22的内部空间22d被芯材26沿着轴线方向插通。元件保持体22的周壁的一部分上设有开口部
22a。此外，元件保持体22的内部空间22d上设有搭载了测量元件27的支撑板22b。支撑板22b设置在插通元件保持体22内部空间22d的芯材26和开口部22a之间。支撑板22b为平板形状，作为其最大表面的正反面中的一个与开口部22a相向。测量元件27为例如压力传感器。测量元件27搭载于与开口部22a相向的支撑板22b的正反面中的一个上。
[0059]
测量元件27作为压力传感器可采用公知的结构。例如，测量元件27因压力而挠曲，具有基于其挠曲量输出电信号的膜片。测量元件27上连接有例如4根信号线25。4根信号线被用于对膜片供给电力，传递来自膜片的输出信号等。4根信号线25在元件保持体22的内部空间22d中，从测量元件27向近位侧延伸出来。4根信号线25的导线被外部覆盖材料绝缘覆盖。
[0060]
如图2所示，各信号线25插通元件保持体22的内部，沿着轴线方向插通第1线圈体21的内部。此外，4根信号线25通过连接部12的狭缝14到达连接部12的内部空间13b。4根信号线25从连接部12的内部空间13b起，沿着轴线方向插通轴身本体部11的内部空间13a，与控制装置40电气连接。
[0061]
第2线圈体23是例如直径固定的由不锈钢构成的线材被卷成固定直径的螺旋形状而成的线圈体。第2线圈体23的近端和元件保持体22的远端同轴连接。第2线圈体23的内部被芯材26沿轴线方向插通。
[0062]
前端部件24例如由不锈钢形成为半球形。前端部件24安装在第2线圈体23的远端。前端部件24与插通第2线圈体23的内部的芯材26的前端连接。
[0063]
[血液测量装置50的组装方法]血液测量装置50中，前端导引部20和芯材26被预先组装，此外，覆盖部件15外嵌于轴身10的连接部12，通过连接它们进行组装。
[0064]
前端导引部20如图5所示，第1线圈体21、元件保持体22、第2线圈体23、前端部件24和芯材26被组装成一体。此外，前端导引部20具有其他结构部件时，其他结构部件也被组装为一体。组装的前端导引部20中，芯材26从第1线圈体21的近端向外部延伸出来。此外，4根信号线25也从第1线圈体21的近端向外部延伸出来。此外，覆盖部件15外嵌于轴身10的连接部12。
[0065]
前端导引部20、轴身10及覆盖部件15结合时，从前端导引部20延伸出来的4根信号线25通过连接部12的狭缝14进入内部空间13b，进一步地，插通轴身本体部11的内部空间13a。从前端导引部20延伸出来的芯材26被插入连接部12的内部空间13b并嵌入。芯材26的近端位于狭缝14的近端和远端之间，信号线25通过未芯材26阻塞的狭缝14向连接部12的内外延伸。芯材26和连接部12通过粘合剂等粘接。此外，第1线圈体21的近端嵌合于覆盖部件15的远端外侧。第1线圈体21、连接部12及覆盖部件15通过粘合剂粘接。由此可组装血液测量装置50。
[0066]
[第1实施方式的作用效果]血液测量装置50例如可用于测定冠状动脉内的指定位置中的血压变化。此时，血液测量装置50将前端部件24作为顶端插入血管内。插入血管内的血液测量装置50中，轴身10的近位侧端部上施加有朝向远端的力(推进力)从而推进血管内。此外，可通过绕着轴线旋转操作轴身10的近位侧端部，让插入血管内的前端部件24朝向指定方向。
[0067]
此外，可基于血管的x光图中的前端部件24的位置来把握血管内的前端部件24的
位置。
[0068]
通过将前端部件24推进血管内，可使元件保持体22位于血管内的指定部位位置。在这样的状态下，轴身本体部11的近位侧端部若进行绕轴线旋转操作，赋予轴身本体部11的旋转力通过连接部12传递到前端导引部20。由此，前端导引部20绕轴线旋转。
[0069]
此时，轴身本体部11的内部空间13a中可以仅插通有信号线25，因而轴身本体部11的壁厚可增大。因此，通过赋予轴身本体部11的旋转力难以让轴身本体部11产生扭曲。由此，赋予轴身本体部11的旋转可以高效地传递给前端导引部20。
[0070]
此外，本实施方式的血液测量装置50中，轴身本体部11、连接部12和前端导引部20全部为同轴结构。因此，轴身本体部11、连接部12、前端导引部20整体的旋转力传递性进一步提高。其结果是，跟随着赋予轴身本体部11的旋转力，前端导引部20高效旋转，前端导引部20的旋转跟随性提高。
[0071]
元件保持体22的开口部22a藉由前端导引部20的旋转来朝向指定方向。由此，测量元件27的检测面也朝向与开口部22a所朝向的方向相同的方向。这样的状态下，血管内流动的血液的血压可通过测量元件27测量。血液从元件保持体22的开口部22a流入元件保持体22的内部时，测量元件27的检测面和血液接触。由此，测量元件27检测血液的压力，将指定的信号通过信号线25输出到控制装置40。控制装置40基于从测量元件27发出的信号演算血压。
[0072]
此外，轴身10的连接部12外嵌于覆盖部件15，因此，即使连接部12和芯材26的连接处弯曲，连接部12、芯材26上也难以产生弯折等。
[0073]
此外，芯材26的近端位于狭缝14的近端和远端之间，狭缝14中形成有信号线25可移动的空间。由此，即使连接部12和芯材26的连接处弯曲，芯材26的近端和信号线25也难以接触。
[0074]
[第2实施方式]以下，说明本发明的第2实施方式。前述第1实施方式中，连接部12与轴身本体部11一体地形成，但本发明的连接部中，轴身10可以作为另一个部件而形成。此外，以下说明中，与第1实施方式标记同样的附图标记的部件指的是同样的部件。
[0075]
如图6所示，轴身60具有轴身本体部61和在轴身本体部61的远端上形成的轴套(boss)部62。轴身本体部61是在整个轴线方向上外径基本固定的管体。轴身本体部61的内部空间63a的内径在整个轴线方向上固定。轴套部62从轴身本体部61的远端向轴线方向突出。轴套部62与轴身本体部61一体地形成。因此，轴身本体部61的内部空间63a和轴套部62的内部空间63b内径相同。内部空间63a、63b内径可考虑插通的4根信号线25束起的状态下的外径和轴身本体部61所需的壁厚来设定。
[0076]
如图7所示，连接部件30(连接部的一例)具有大致圆筒形的连接本体部31及支撑部32。本实施方式中连接本体部31及支撑部32各自作为独立的单体部件而形成。通过支撑部32内插于连接本体部31与连接本体部31粘接，连接本体部31及支撑部32形成为一体。
[0077]
连接本体部31是在整个轴线方向上具有固定外径及固定内径的管体。连接本体部31，例如由不锈钢、聚酰亚胺等树脂形成。连接本体部31的外径和轴身60中的轴身本体部61的外径相等。连接本体部31的内径和轴身60中的轴套部62的外径相等。连接本体部31中的近端嵌合于轴身60的轴套部62，与轴身60同轴连接。连接本体部31的外径和第1线圈体21的
外径相等。
[0078]
支撑部32的截面为c字形。通过让截面c字形的开口部分在轴线方向上连续，在支撑部32的整个近端及远端上形成沿着轴线方向延伸的狭缝32a。支撑部32由例如不锈钢形成。
[0079]
支撑部32的狭缝32a相对于支撑部32的外周占3分之1左右的范围。支撑部32的内部空间32b与后述的芯材26的近端附近的外径相等。支撑部32的外径和连接本体部31的内径相等。支撑部32的沿轴线方向的长度为连接本体部31的沿轴线方向的长度的一半左右。
[0080]
如图6所示，支撑部32的远端附近从连接本体部31的远端突出。支撑部32的近端位于连接本体部31的内部空间31a，未到达连接本体部31的近端。换言之，支撑部32的近端位于比相比连接本体部31的近端更靠其远端侧。因此，连接本体部31的内部空间31a的近端附近具有不存在支撑部32的空间。
[0081]
支撑部32的内部空间32b中插入有芯材26。芯材26的的近端与支撑部32的近端基本在相同的位置上。芯材26的近端附近的外径和支撑部32的内部空间32b的内径相等。通过让芯材26的近端附近插通并粘接在支撑部32的内部空间32b中，使其与支撑部32成为一体。芯材26的近端附近的外径比轴身10中的轴套部12的内部空间13b中的远端直径大。
[0082]
[血液测量装置50的组装方法]血液测量装置50是如下组装的：对于预先组装的前端导引部20，将连接部件30进行连接后，让连接部件30与轴身60连接。
[0083]
前端导引部20如图8(a)所示，第1线圈体21、元件保持体22、第2线圈体23，前端部件24和芯材26被组装成一体。此外，前端导引部20具有其他结构部件时，其他结构部件也被组装为一体。组装的前端导引部20中，芯材26从第1线圈体21的近端向外部延伸出来。此外，4根信号线25也从第1线圈体21的近端向外部延伸出来。
[0084]
前端导引部20和连接部件30结合时，从前端导引部20延伸出来的4根信号线25插通支撑部32的狭缝32a内和连接本体部31的内部空间31a内，呈从连接本体部31的近端向外部延伸出来的状态。从前端导引部20延伸出来的芯材26插入连接部件30的支撑部32的内部空间32b中。芯材26和支撑部32通过粘合剂等粘接。此外，第1线圈体21的近端嵌合于支撑部32的远端外侧。第1线圈体21与支撑部32及连接本体部31通过粘合剂粘接。
[0085]
如图8(b)所示，从连接部件30的连接本体部31延伸出来的4根信号线25插通轴身60中的轴身本体部61的内部空间63a和轴套部62的内部空间63b，从轴身60中的近端向外部延伸出来。连接本体部31的近端嵌合于轴身60中的轴套部62的外侧。连接本体部31和轴套部62通过粘合剂粘接。由此，可组装血液测量装置50。
[0086]
[第2实施方式的作用效果]根据前述的第2实施方式，可得到与第1实施方式同样作用效果。
[0087]
此外，连接部件30的支撑部32上外嵌有连接本体部31，因此，即使支撑部32和芯材26的连接处弯曲，支撑部32、芯材26上也难以产生弯折等。
[0088]
此外，连接部件30中，支撑部32位于连接本体部31的远端侧，因此，连接部件30的近端侧上形成有信号线25可移动的空间。由此，即使连接部件30弯曲，芯材26的近端和信号线25也难以接触。
[0089]
此外，芯材26的近端可位于比连接部件30中的连接本体部31的近端更靠远侧位
置。因此，芯材26的近端不限于位于连接本体部31的内部空间31a内的结构，也可以是位于支撑部32的内部空间32b内的结构。
[0090]
此外，也可以不为将连接部件30和连接本体部31及支撑部32各自分别形成而在支撑部32内插入连接本体部31的结构。即，可以是连接本体部31及支撑部32一体成型的结构。
[0091]
[第1实施方式及第2实施方式的变形例]前述实施方式中，本发明涉及的通路是由连接部12上形成的狭缝14或支撑部32上形成的狭缝32a形成的，但也可以与之不同，例如，在芯材26的近端的外周面上形成在轴线方向上延伸的槽，该槽的内部空间作为插通信号线25的通路。此外，狭缝、槽不限于一个，可以形成多个，让各信号线25分别插通去。
[0092]
此外，被元件保持体22保持的测量元件27不限于压力传感器，只要是能测量血管内血液的物理量的元件即可。测量元件27可以为例如，测量血管内的血液流速的流速传感器、测定血管内的血流流量的流量传感器、测定血液的温度的温度传感器等。测量元件27上连接的信号线的根数也不限于4根，可以是2根、3根、或者5根以上。
[0093]
此外，测量元件27不限于电气测量涉及血液的物理量的信息的结构，也可以是光学测量的结构。此时，作为信号线25使用光纤。
[0094]
此外，所述实施方式中可以是以下结构：前端导引部20具有第1线圈体21及第2线圈体23这2个线圈体，元件保持体22上设有测量元件27，第2线圈体23的前端上设有前端部件24。但是，前端导引部20不限于实施方式所示的结构，也可以是以下结构：由1个线圈体和该线圈体的前端上设置的前端部件构成前端导引部20、在线圈体的内部设置测量元件27。
[0095]
进一步地，血液测量装置50不限于作为导丝使用的结构，也可以形成为导管。
[0096]
[第3实施方式]测量装置100如图9所示。测量装置100是测量人的血管内流动的血液的流速的机器。测量装置100中，ac
‑
dc适配器111和个人电脑112通过电缆113连接。此外，血液的流速是血液的物理量的一例。
[0097]
ac
‑
dc适配器111是将商用交流电压(例如ac 100v)转换为直流电压(例如，dc 15v)输出的转换器。此外，ac
‑
dc适配器111可以组装进测量装置100内，成为测量装置100的一部分。
[0098]
个人电脑112安装有分析软件。分析软件分析从测量装置100输入个人电脑112的信号，在显示器上显示。
[0099]
测量装置100具备ac
‑
dc适配器111及连接个人电脑112的本体120、与该本体120连接的导丝130。导丝130相当于长条部件。
[0100]
本体120在正面侧上具备开关来自ac
‑
dc适配器111的电源输入的电源开关121、与导丝130连接的传感器连接器122和功能开关123。此外，本体120在背面侧上具备与电缆113连接用的外部输出连接器115(图12)、与ac
‑
dc适配器111连接的电源连接器114(图12)。此外，本体120在壳体内具备控制电路150(图12)。控制电路150如后述。
[0101]
导丝130具备与本体120的传感器连接器122连接的接续连接器131，从接续连接器131延伸的轴身132和轴身132前端配置的传感器133。导丝130例如在每次测量(施术)时安装在本体120上。此外，所述“前端”的意思是与设有接续连接器131的一端(基端)的相反侧端。
[0102]
轴身132为可插入人的血管的粗细，且具有前端可到达从手足等的插入部位到胸部等的测量部位的程度的长度。轴身132是例如将不锈钢螺旋卷绕而形成的，可根据血管的弯曲而弯曲。
[0103]
如图10所示，轴身132为圆筒形，是中空的。中空的轴身132内配置有线状的芯线135(图11)，多根导线136和热电偶137。热电偶137相当于检测体。
[0104]
导线136及热电偶137的一端(基端)与接续连接器131(图9)的端子连接。导线136及热电偶137通过接续连接器131及传感器连接器122与控制电路150(图12)电气连接。导线136及热电偶137的另一端(前端)延伸至导丝130的前端，与传感器133连接。
[0105]
传感器133具备固定元件141，被固定元件141保持的筒管142，筒管142上卷绕的加热器143和漏电检测用检测电极144(图11)。
[0106]
固定元件141为与轴身132直径基本相同的圆筒形。固定元件141配置在轴身132的前端，使其轴线与轴身132的轴线一致。固定元件141通过粘合剂等固定在轴身132上。
[0107]
固定元件141在周壁上具有开口145。开口145沿着固定元件141的轴方向(图10中的左右方向)设置。通过该开口145，加热器143被血流冷却，可测量流速。具体如后述。
[0108]
加热器143所卷绕的筒管142配置在固定元件141内。筒管142为圆筒形，配置在固定元件141内，使其轴线和固定元件141的轴线一致。
[0109]
如图11所示，加热器143在筒管142的外周面上螺旋卷绕。加热器143为例如镍线、铂线等的电阻线。加热器143的一端(图11中的右端)与一根导线136的前端连接。加热器143的另一端(图11中的左端)与另一根导线136的前端连接。该另一根导线136被通过筒管142内拉出至筒管142的左端，与加热器143的另一端连接。通过2根导线136向加热器143供给直流电流，发热。
[0110]
检测电极144是用于检出从传感器133至血液的泄漏电流的电极。检测电极144在临近开口145的位置上，配置在筒管142的外周面上。检测电极144可使用固定在筒管142上的金属片、用沉积等方式附在在筒管142上的金属箔。检测电极144与连接于加热器143的导线136之外的其他导线136的前端连接。假如血液中产生泄漏电流时，通过该检测电极144，可检出该泄漏电流。具体如后述。
[0111]
与该检测电极144相同，热电偶137的前端安装在筒管142的外周面上。热电偶137的前端配置在临近开口145的位置。因此，热电偶137可输出基于血液温度的电压。该输出电压可用于流速的修正。
[0112]
如图10所示，为了加热器143及热电偶137与血液绝缘，也为了加热器143及筒管142的固定，固定元件141内填充有封止部件146。封止部件146由绝缘性材料构成。封止部件146的材料可使用例如，硅、环氧树脂、聚酰胺、聚酰亚胺、高密度聚乙烯等。此外，为了能检出泄漏电流，采用检测电极144不被封止部件146覆盖的结构。例如，封止部件146上设有让检测电极144露出的开口或切口。
[0113]
说明关于通过传感器133进行的流速测量。通过2根导线136从本体120向加热器143供给固定的直流电流(恒定电流)供给。如此，加热器143发热。通过发热，加热器143的温度上升。通过该温度上升，加热器143的电阻值变化。即，通过直流电流的供给，加热器143的电阻值变化。该电阻值的变化与供给的直流电流的电流值有关。
[0114]
此外，如上所述，加热器143可被血流冷却。冷却时，基于其冷却程度，加热器143的
电阻值变化。该冷却程度取决于血流的流速。即，加热器143的电阻值还与血液流速有关。
[0115]
如此，加热器143的电阻值的变化，与供给的直流电流的电流值和血液的流速有关。供给的直流电流的电流值是已知的(设定值)。因此，从加热器143的电压减去所述设定值的部分，可得到基于血流的流速的电压。可基于该电压算出流速。如此，传感器133是测量血液的流速的热线流速仪。
[0116]
对加热器143的恒定电流的供给、加热器143的电压的检出、通过热电偶137进行的血液温度的检出、泄漏电流的检出是通过图12所示的控制电路150进行的。
[0117]
控制电路150是通过本体120内配置的未图示的图案电路基板、该电路基板上实际安装的集成电路(ic)、电阻、二极管、电容器、晶体管等的各种电子部件来实现。此外，可使用单一的电路基板，也可以使用通过导线相互连接的多个电路基板。
[0118]
控制电路150具备电源电路151、驱动电路152、输出加热器电压的第1输出电路153、输出流速的第2输出电路154、温度补偿用电路155、漏电检测电路156和停止电路157。
[0119]
电源电路151为将固定电压值的直流电压转换为另一固定电压值的直流电压的dc
‑
dc变流器。电源电路151具有输入端和一至多个输出端。该输入端通过所述电源开关121与电源连接器114电气连接。该电源连接器114与所述ac
‑
dc适配器111电气连接。即，从ac
‑
dc适配器111输入固定的直流电压到电源电路151。此外，所述“电气连接”的意思是通过电路基板的图案、导线等导通。
[0120]
电源电路151例如将输入的15v直流电压转换为5v、10v、12v等。电源电路151可构成为例如使用一至多个开关稳压器、串联稳压器等的所谓的电源ic。此外，为了电路保护等，可采用使用变压器的绝缘类型。此外，还可以补充使用采用齐纳二极管等的简易的固定电压电路。
[0121]
电源电路151的输出端之一与驱动电路152连接。驱动电路152是驱动加热器143的驱动器电路。具体的，驱动电路152如图13所示，由使用运算放大器的负反馈的恒定电流电路构成，输出固定的直流电流(恒定电流)。
[0122]
驱动电路152具有2个分压电阻r2、r3、运算放大器op1、晶体管tr1、决定电流值的决定电阻r1和防护电容器c1。防护电容器c1的一端与电源电路151的输出端之一的定电压v1连接。防护电容器c1的另一端接地。防护电容器c1进行打开电源开关121时的涌流的缓和等。
[0123]
2个分压电阻r2、r3串联，分压电阻r2侧的一端上连接定电压v1(及防护电容器c1)，分压电阻r3侧的另一端接地。2个分压电阻r2、r3将定电压v1分压，从2个分压电阻r2、r3的连接点输出分压电压。
[0124]
2个分压电阻r2、r3的连接点与运算放大器op1的正端子( )连接。即，分压的电压输入到运算放大器op1的正端子( )。运算放大器op1的输出端子与晶体管tr1的栅极连接。另一方面，运算放大器op1的负端子(
‑
)与晶体管tr1的发射极连接，且通过决定电阻r1接地。晶体管tr1的集电极通过加热器143，与电源电路151的输出端之一的定电压v2连接。因此，可向加热器143供给恒定电流ic＝v2/r1。此外，定电压v1和v2可以不同也可以相同。此外，作为电流值调整用，可与决定电阻r1串联地连接可变电阻。此外，还可以不对定电压v1进行分压，将来自电源电路151的定电压直接输入运算放大器op1的正端子( )。
[0125]
图14所示的第1输出电路153是检出晶体管tr1的集电极端(图13的a端)的电压(加
热器电压)的电路。第1输出电路153中，采用了使用运算放大器op2的电压跟随器。具体地，运算放大器op2的正端子( )，通过保护电阻r4与a端连接，负端子(
‑
)和输出端子连接。因此，运算放大器op2输出与a端电压相等的电压。
[0126]
运算放大器op2的输出端子与本体120的背面侧上设置的外部输出连接器115(图12)的端子之一电连接。即，第1输出电路153将加热器电压向外部输出。此外，第1输出电路153中使用了电压跟随器，这是为了用于外部输出的阻抗变换。此外，为了除去噪声等，运算放大器op2的输出端子通过电容器c2接地。
[0127]
如图15所示的第2输出电路154是检出加热器电压的变化的电路。第2输出电路154上采用了使用运算放大器op3的差动放大电路。具体的说明如下：第2输出电路154具备运算放大器op3，3个保护电阻r5、r6、r7和决定电阻r8。
[0128]
运算放大器op3的正端子( )通过保护电阻r5与a端连接。运算放大器op3的负端子(
‑
)通过保护电阻r6与电源电路151的输出端之一的定电压v3连接，且通过保护电阻r7接地。决定电阻r8在运算放大器op3的正端子( )和负端子(
‑
)间连接。运算放大器op3将加热器电压和定电压v3的差以基于决定电阻r8的放大程度放大输出。定电压v3例如可设为与加热器143不被血流冷却时的加热器电压相等的电压。即，加热器143不被血流冷却时，第2输出电路154输出0v。但是，定电压v3也可设为其他电压值。例如，定电压v3可以是和定电压v1或定电压v2相同的电压。此外，可把将来自电源电路151的输出电压用分压电阻分压后的电压设为定电压v3。
[0129]
如上所述构成的第2输出电路154将来自加热器电压的基准值(v3)的变化部分放大输出。该变化部分相当于流速。即，第2输出电路154输出基于血液的流速的电压。具体说明如下：如上所述，加热器电压是基于供给的直流电流的电流值和血液的流速的值。所述基准值(v3)相当于供给的直流电流的电流值。因此，所述的变化部分相当于血液的流速，第2输出电路154输出基于血液的流速的电压。
[0130]
第2输出电路154的运算放大器op3的输出端子与外部输出连接器115之一电气连接。即，第2输出电路154将相当于血液流速的电压向外部(个人电脑112)输出。
[0131]
温度补偿用电路155是将热电偶137的输出电压放大向外部输出的放大器电路。温度补偿用电路155，将0℃～50℃转换
·
放大为0v～50v的电压输出。关于温度补偿用电路155，可采用一般的结构，免去详细说明，但例如可将使用运算放大器的放大电路作为温度补偿用电路155使用。此外，为了精确地使0℃与0v对应，50℃与50v对应，温度补偿用电路155中可设有修正用的可变电阻。此外，在需要热电偶137自身的温度补偿时，可将热电偶补偿电路设置在该温度补偿用电路155中，或在个人电脑112中由指定计算式进行热电偶137自身的温度补偿。热电偶137检出的(血液的)温度被用于流速的修正。
[0132]
接下来说明检出泄漏电流的漏电检测电路156。漏电检测电路156如图16所示，具备第1检测电路161和第2检测电路162。第1检测电路161是检出从加热器143至血液中的泄漏电流的电路。另一方面，第2检测电路162是检出从整个导丝130至血液中的泄漏电流的电路。
[0133]
第1检测电路161具备第1分流电阻rs1、将第1分流电阻rs1的两端间电压放大的运算放大器op4、将运算放大器op4的输出和定电压v2进行比较的第1比较器com1。第1分流电阻rs1的一端(a端)与加热器143和晶体管tr1的连接点(图12的a端)连接，另一端接地(大
地)。因此，第1分流电阻rs1上产生基于来自加热器143的反馈电流的大小的电压。该电压通过运算放大器op4放大，在第1比较器com1中，与基于对加热器143的输入电流(v2/r1)的电压v2比较。即，在第1比较器com1中，比较输入电流和反馈电流。此外，第1比较器com1的负端子(
‑
)可与定电压v2以外的定电压连接，将该定电压作为比较对象。
[0134]
第1比较器com1在来自加热器143的泄漏电流超过阈值前输出0v，来自加热器143的泄漏电流超过阈值时，输出固定电压。阈值由第1分流电阻rs1的电阻值、运算放大器op4的放大程度和定电压v2来决定。如此，第1检测电路161在从加热器143至血液中的泄漏电流超过一定值时判断为泄漏电流，输出固定电压(第1检测信号)。该第1检测信号从图16的c端输出，输入到后述的停止电路157(图17)。
[0135]
此外，该第1检测信号使第1检测电路161的输出端(out)的电压变化。具体说明如下：第1比较器com1的输出端子与作为开关元件的晶体管tr2基极连接。该晶体管tr2的发射极接地。晶体管tr2的集电极与定电压v4连接。此外，晶体管tr2的集电极与外部输出连接器115之一电气连接。基于第1比较器com1是否输出第1检测信号，晶体管tr2打开或关闭，结果，对外部输出连接器115的输出电压变为定电压v4或0v。此外，定电压v4可以与v1、v2、v3为相同的电压，也可以不同。此外，晶体管tr2的集电极
·
发射极之间连接有防逆流二极管d1。
[0136]
第2检测电路54具备第2分流电阻rs2，将第2分流电阻rs2的两端间电压放大输出的运算放大器op5，将运算放大器op5的输出和定电压v2进行比较的第2比较器com2。
[0137]
第2分流电阻rs2的一端与所述检测电极144连接，另一端接地(大地)。第2分流电阻rs2上产生基于从整个导丝130至血液中的泄漏电流的电压。该电压被运算放大器op5放大，可与定电压v2在第2比较器com2中比较。此外，第2比较器com2的负端子(
‑
)可与定电压v2以外的定电压连接，将该定电压作为比较对象。
[0138]
第2比较器com2在泄漏电流超过阈值之前输出0v，泄漏电流超过阈值时输出固定电压。阈值由第2分流电阻rs2的电阻值、运算放大器op6的放大程度和定电压v2决定。如此，第2检测电路162在从整个导丝130至血液中的泄漏电流超过一定值时判断为泄漏电流，输出固定电压(第2检测信号)。该第2检测信号从图16的d端输出，输入后述的停止电路157(图17)。
[0139]
此外，第2检测信号使第2检测电路162的输出端(out)的电压变化。具体说明如下：第2比较器com2的输出端子与作为开关元件的晶体管tr3基极连接。该晶体管tr3的发射极接地。晶体管tr3的集电极与定电压v4连接。此外，晶体管tr3的集电极与外部输出连接器115之一电气连接。基于第2比较器com2是否输出所述第2检测信号，晶体管tr3打开或关闭，结果，对外部输出连接器115的输出电压变为定电压v4或0v。此外，定电压v4可以与v1、v2、v3是相同的电压，也可以不同。此外，晶体管tr3的集电极
·
发射极间连接有防逆流二极管d2连接。
[0140]
漏电检测电路156输出的所述检测信号(第1检测信号及第2检测信号)通过功能开关123输入如图17所示的停止电路157。停止电路157在检测信号输入时，使驱动电路152的驱动停止。具体说明如下：停止电路157具备作为开关元件的晶体管tr4，信号维持电容器c3和放电用电阻r9。晶体管tr4的栅极通过功能开关123与第1检测电路161的c端及第2检测电路162的d端连接。晶体管tr4通过第1检测电路161或第2检测电路162输出的检测信号打开。
即，在功能开关123打开时，若第1检测电路161和第2检测电路162中的任何一个检测到泄漏电流，晶体管tr4打开。
[0141]
晶体管tr4集电极(b端)与驱动电路152b端(图13)连接。另一方面，晶体管tr4发射接地。漏电检测电路156检测泄漏电流，晶体管tr4打开时，驱动电路152运算放大器op1正端子( )接地。即，对加热器143的电流供给停止。
[0142]
信号维持电容器c3的一端和晶体管tr4的栅极连接，另一端接地。因此，信号维持电容器c3在漏电检测电路156检测到漏电时，通过检测信号充电。另一方面，放电用电阻r9与信号维持电容器c3并联。信号维持电容器c3中储存的电荷通过放电用电阻r9放电。
[0143]
信号维持电容器c3通过来自漏电检测电路156的检测信号充电时，在漏电检测电路156不输出检测信号后，将晶体管tr3的打开操作维持一定时间的时长。即，检测信号停止后，对加热器143的电流供给停止被维持一定时间的时长。该一定时间由信号维持电容器c3的容量及放电用电阻r9的电阻值决定。此外，停止电路157上连接有电路保护用二极管d3、d4。
[0144]
接下来，关于测量装置100的使用，用图9及图12进行说明。首先，导丝130插入人的血管内。导丝130的前端到达测量部位(例如，冠状动脉)时，本体120的电源开关121及功能开关123打开，传感器133被驱动。即，从驱动电路152向加热器143供给恒定电流。这时，第1输出电路153输出加热器电压，第2输出电路154输出基于血液流速的电压，温度补偿用电路155将热电偶137的输出放大并转换再输出。此外，漏电检测电路156，监视是否漏电。具体地，第1检测电路161监测从加热器143到血液的泄漏电流，第2检测电路162监测从导丝130到血液的泄漏电流。此外，导丝130插入人的血管内之前，可以打开电源开关121及功能开关123。
[0145]
第1输出电路153检出的加热器电压，第2输出电路154输出的电压(流速电压)和漏电检测电路156检测到漏电时输出的信号电压从外部输出连接器115输出，通过电缆113输入个人电脑112输入。个人电脑112通过安装的分析软件，由流速电压算出流速。该“算出”包括：基于计算式(分析软件中预先存储)算出、或者使用表示流速电压和流速的对应关系流速决定表(分析软件中预先存储)决定流速。
[0146]
算出的流速通过从温度补偿用电路155输入的输入电压进行修正。例如，通过预先输入的计算式算出修正值，或使用表示所述输入电压和修正值的对应关系换算表决定修正值。通过该決定的修正值，进行流速修正。
[0147]
修正的流速及所述的加热器电压在显示器中显示。此外，漏电检测电路156检测到漏电时，对加热器143停止恒定电流的供给，此外，向个人电脑112输入传达漏电被检测到的信号电压，将漏电被检测到的消息在显示器中显示，发送警告音。此外，个人电脑112中，从算出的流速算出的血液压力，算出的压力可在显示器中显示。
[0148]
[第3实施方式的作用效果]第3实施方式涉及的测量装置100通过漏电检测电路156可检测到一定的泄漏电流的产生。此外，可将检测到泄漏电流的情况向外部输出，在显示器中显示，发出警告音。
[0149]
此外，由于设有功能开关123，不应停止传感器133的驱动时或想要重启传感器133的驱动时，可关闭通过停止电路37进行的传感器133的驱动停止功能。
[0150]
此外，由于设有热电偶137及温度补偿用电路155，可进行关于算出的流速的温度
进行修正。
[0151]
此外，漏电检测电路156中设有第1检测电路161和第2检测电路162这两个检测电路，因而可分别检测到来自加热器143的漏电和来自整个导丝130的漏电两者。
[0152]
此外，由于设有停止电路157，若检测到漏电，对加热器143的电流供给立刻停止。此外，由于设有信号维持电容器c3，可防止对加热器143的电流供给频繁开关(间歇振荡)。
[0153]
[第3实施方式的变形例]第3实施方式中说明了漏电检测电路156具备第1检测电路161和第2检测电路162的例子。但是，漏电检测电路156可以仅具有第1检测电路161或仅具有第2检测电路162。
[0154]
第3实施方式中说明了将来自第1检测电路161的信号电压和来自第2检测电路162的信号电压分别输入个人电脑112的结构。但是，可以向个人电脑112输入仅来自第1检测电路161的信号电压或仅来自第2检测电路162的信号电压。此外，可采用以下结构：第1检测电路161的输出端和第2检测电路162的输出端连接，第1检测电路161和第2检测电路162中的至少一方检测到漏电时，向个人电脑112输入传达检测到漏电这一情况的信号电压。
[0155]
第3实施方式中说明了用个人电脑112进行流速的修正及算出的结构。但是，流速的算出及修正也可以在控制电路150中进行。例如，可以将热电偶137的输出用放大器电路转换为适当电压，将该转换的电压和加热器电压输入差分放大电路，由此进行流速的修正及算出。如此修正
·
算出的相当于流速的电压可通过外部输出连接器115向个人电脑112输出。
[0156]
第3实施方式中，说明了热电偶137设置在导丝130上的例子。但是，可以不用热电偶137，而是设有参照用加热器。参照用加热器可使用与加热器143相同的结构。参照用加热器与加热器143相同，设置在导丝130前端。但是，参照用加热器被设置为不暴露在血液中。因此，参照用加热器的电压是与血液的流速无关，但与血液的温度有关的值。该参照用加热器的电压从温度补偿用电路155向外部输出。个人电脑112通过参照用加热器的电压决定修正值，进行流速修正。参照用加热器与热电偶137相同，相当于用于温度补偿的检测体。此外，流速的算出及修正可以不在个人电脑112中进行，而在控制电路150中进行。例如，可在控制电路中设置将加热器143的电压和参照用加热器的电压的差分放大输出的差动放大电路。
[0157]
此外，第3实施方式中说明了通过热电偶137修正流速的结构。但是，也可以采用不设置热电偶137的结构。例如，将血液温度设为指定值，可以用基于该指定值的修正值进行流速修正。或者，可以在施术前处理患者体温，用基于测量的体温的修正值进行流速修正。
[0158]
第3实施方式中，作为驱动电路152，说明了使用采用了运算放大器的负反馈的恒定电流电路的例子。但是，可使用其他的恒定电流电路。
[0159]
第3实施方式中说明了检测到泄漏电流时，通过信号维持电容器c3，在一定时间的时长中，让传感器133的驱动停止的例子。但是，可采用其他结构，例如，一旦检出泄漏电流时，只要不手动恢复，传感器133的驱动就保持停止的结构。例如，可以不用晶体管tr4，而是将可手动恢复的电磁继电器等设于停止电路157中。
[0160]
第3实施方式中说明了检测到泄漏电流时，从驱动电路152至加热器143的恒定电流的供给停止的结构。但是，检测到泄漏电流时，可让电源开关121自身关闭。
[0161]
第3实施方式中说明了利用个人电脑112进行流速的算出、显示的结构。但是，也可
以是不使用个人电脑112的结构。例如，不用分析软件，而将微型计算机设在控制电路150中，用液晶显示器替代显示器，设在本体120上，进一步地，将显示驱动ic等设置在控制电路150中。采用该结构时，本体120无需与个人电脑112连接，本体120中，加热器电压、流速、是否检测到漏电等可在液晶显示器中显示。
[0162]
此外显然，本发明的控制电路150可用于所述实施方式中说明的传感器133以外的流速计，测量元件27那样的血压传感器等。
[0163]
[其他变形例]血液的压力、流速的测定可以连续执行，也可以间歇执行。具体地，驱动电路152可以连续输出恒定电流，也可以间歇输出恒定电流。例如，在驱动电路152的输出端上设置开关元件，将一定频率的驱动信号输入开关元件，使开关元件开关。其结果是，驱动电路152间歇地输出恒定电流。除此之外，可使用现有技术，进行间歇的恒定电流的输出。
[0164]
通过让血液的压力、流速的测定间歇地进行，测量精度提高。具体说明如下：产生泄漏电流时，基准电压的电压水平会移动。基准电压是指，接地电压或生成的定电压。电压水平若移动，检出的精度降低。通过间歇地输出恒定电流，基准电压的电压水平的移动被抑制。其结果是，测量精度提高。
[0165]
此外，间歇地输出恒定电流时，期望输出恒定电流的期间和不输出恒定电流的期间的比，即占空比是可变的。占空比变更的技术中，可使用现有技术。此外，期望占空比的变更可通过电位器(数字可调电阻器)等从外部进行。例如，泄漏电流量较多时，减小占空比，泄漏电流量较少时，提高占空比。