CN1774211A

CN1774211A - 硬度测量用导管传感器

Info

Publication number: CN1774211A
Application number: CNA2004800100659A
Authority: CN
Inventors: 尾股定夫
Original assignee: NIHON UNIVERSITY SCHOOL JURIDICAL PERSON
Current assignee: NIHON UNIVERSITY SCHOOL JURIDICAL PERSON; Nihon University
Priority date: 2003-02-20
Filing date: 2004-02-17
Publication date: 2006-05-17
Also published as: US20070032727A1; WO2004073522A1; EP1604613A1; EP1604613A4; JP2004261233A

Abstract

提供一种硬度测量用导管传感器，把结构简单、便于小型化的硬度传感器应用于导管。测量血管等内的被测定部的硬度用的导管传感器由外壳和信号处理部组成，外壳(13)中包含向被测定部辐射振动的振动部(11)和接收反射振动的振动接受部(12)，信号处理部(20)根据振动部的辐射振动和振动接受部的反射振动之间的相位变化算出被测定部的硬度。而且，外壳内充满液体(14)。振动部的辐射振动经液体传递到被测定部，来自被测定部的反射振动经液体传递到振动接受部。

Description

硬度测量用导管传感器

技术领域

本发明涉及细管状物用的导管传感器，特别是涉及测量血管内壁等被测定部硬度用的硬度测量用导管传感器。

背景技术

一直以来就有各种各样测量硬度用的传感器。测量物体硬度的需要是各种各样的，但在医疗领域，不仅要用纤维内窥镜等作为影像显示血管等内的状态，而且需要测定血管等内瘤块的硬度。因为知道了血管内瘤的硬度，就可以像触诊时那样明确地掌握该瘤为何物等等。

测量硬度用的硬度传感器采用振子，作为根据它的辐射振动和反射振动的相位变化测量硬度的装置，有日本专利特开平09-145691号公报所公开的传感器。这是一种可以插入体内测量内部硬度的传感器，但是结构复杂，不适宜小型化到可以测量血管等内壁硬度的程度。

此外，国际公开号WO01/84135号公报公开了不接触被测定物地测量硬度的装置。该公报主要着眼于测定装置的信号处理方面，没有公开传感器单元的具体结构本身。此外，没有公开测定血管等内的硬度用的导管等适宜于小型传感器用的结构。

但是，如上所述，因为传统的硬度传感器具有不适宜小型化的结构，所以难以把传感器插入血管内来测定血管内壁等的瘤块硬度。特别是把硬度传感器用于细到1mm以下的导管，振子等的结构复杂，难以微细化，难以缩小内置硬度传感器的导管直径。因此，希望开发一种微细到能够测量血管内的硬度的传感器。

鉴于这种情况，本发明提供一种硬度测量用导管传感器，其结构简化有利于小型化而适于将硬度传感器用于导管。

发明内容

为了达到本发明的上述目的，按照本发明的硬度测量用导管传感器由以下部分构成：振动部，以规定的频率振动，向被测定部辐射振动；振动接受部，上述振动部的辐射振动辐射到上述被测定部，接收来自上述被测定部的反射振动；包含上述振动部及振动接受部的外壳；信号处理部，根据上述振动部的辐射振动和振动接受部的反射振动的相位变化，算出被测定部的硬度；充满上述外壳的液体。上述振动部的辐射振动，经上述液体传递到上述被测定部，来自上述被测定部的反射振动经上述液体传递到上述振动接受部。

这里，在外壳中，也可以设置可以膨胀的气球部，该气球部因上述外壳内的上述液体的液压上升而膨胀，接触上述被测定部，来自上述振动部的振动传递到上述液体，经过上述气球部达到被测定部。

此外，振动部及振动接受部也可以是与上述导管传感器插入血管等内的上述被测定部一侧相反的一侧的端侧部，设置在不插入血管等内的部分。

此外，振动部也可以构造成向导管传感器纵向辐射振动，还可以在上述外壳内设置反射部分，使上述导管传感器具有从上述振动部在与导管传感器纵向垂直的方向上反射振动的反射部分。此外，反射部分也可以设置成以导管传感器的纵向为轴自由旋转。

而且，振动部也可以构成为朝与导管传感器纵向垂直的方向辐射振动。这种场合，振动部也可以设置成以导管传感器的纵向为轴自由旋转。

此外，外壳也可设置成以导管传感器的纵向为轴自由旋转。

而且，振动部及振动接受部由一个振子构成，该一个振子上设置接地端子、上述振动部用的输入端子和上述振动接受部用的输出端子，上述输入端子和输出端子可用分离电极构成。

此外，上述振动部及振动接受部也可以由两个振子构成，一个振子上设置上述振动部用的输入端子和接地端子，而另一个振子上设置上述振动接受部用的输出端子和接地端子。

这里，振动部及振动接受部可以由压电陶瓷振子、叠层式压电陶瓷振子、双压电晶片振子、水晶振子、PVDF振子、磁应变元件、SAW中任何一种构成。此外，其形状可以为圆筒形、圆柱形、棱柱形中任何一种。

采取上述手段，可以获得以下效果。就是说，本发明的硬度测量用导管传感器，结构简单而便于小型化，可以适应于非常微细的导管。因此，可以测定微细血管内血管内壁等的硬度。此外，通过使反射板或传感器自身旋转地进行测定，可进行具有定向性的测定，因此能够以可视方式显示血管内的硬度信息。

附图简要说明

图1概略说明本发明硬度测量用导管传感器；

图2说明本发明硬度测量用导管传感器的信号处理部的结构例；

图3说明本发明硬度测量用导管传感器的传感器部的结构；

图4说明本发明硬度测量用导管传感器的传感器部的另一种结构；

图5说明本发明的硬度测量用导管传感器的传感器部的另一种结构；

图6说明设置在本发明的硬度测量用导管传感器的传感器部中的反射板旋转的状况；

图7表示用本发明的具有定向性的硬度测量用导管传感器测量血管内的硬度时测量结果的一个示例；

图8说明本发明的硬度测量用导管传感器的传感器部旋转的状况；

图9说明本发明的硬度测量用导管传感器的外壳可旋转的结构；

图10说明本发明的一种导管传感器的结构，其硬度测量用导管传感器的传感器部和伸到被测定部的部分相隔很大距离，传感器部配置在血管外部；

图11说明本发明的硬度测量用导管传感器用的振子的结构；

图12说明本发明的硬度测量用导管传感器用的振子的形状；

图13是频率-增益-相位特性曲线图，表示自激振荡电路和移相电路部分各自的频率特性合成后的综合频率特性；

图14是频率-增益-相位特性曲线图，表示自激振荡电路和移相电路部分各自的频率特性；

本发明的最佳实施方式

以下与图示实例一起说明本发明的实施方式。图1是本发明的硬度测量用导管传感器的概略图，表示传感器部10插入血管内的状态。从插入血管内的传感器部10，向作为肿瘤等患部的被测定部辐射超声波等振动，从被测定部反射的反射振动由传感器部10接收，在信号处理部20根据辐射振动和反射振动的相位变化，测定被测定部的硬度。

这里，信号处理部20，如图2(a)所示，在传感器部10的输入和输出之间，设置移相电路部分21和放大电路部分22，构成作为强制反馈环路的自激振荡电路，在频率测定部23测定移相电路部分21的输出，根据频率的变化量测量辐射振动和反射振动的相位变化量，算出被测定部的硬度。信号处理部可采用与例如日本专利特开平09-145691号公报和国际公开号WO01/84135号公报所公开的信号处理部相同的结构。以下通过一例说明测定自激振荡电路上相位变化的原理。图13是频率-增益-相位特性曲线图，表示由传感器部10和信号处理部20构成的自激振荡电路和移相电路部分21各自的频率特性合成后的综合频率特性。横轴为频率，纵轴分别为增益和相位。频率-增益特性曲线TG是在自激振荡电路的频率特性上合成移相电路部分21的频率特性而成的综合频率特性。该频率-增益特性曲线TG，描绘出一条如图所示低频侧的区域上增益随着频率上升而上升，在共振频率f₀的区域增益变为最大，在高频侧区域增益上升的而形成高峰的抛物线。特性曲线θ₁₁是相位特性，表示自激振荡电路的输入相位和输出相位之差的输入输出相位差。在该自激振荡电路上，在呈现频率-增益特性曲线TG的极大值TGP的共振频率f₀下，自激振荡电路的输入输出相位差调整为零。就是说，在自激振荡电路上，来自传感器部10的辐射振动的共振频率的输出相位(θ₁)和作为移相电路部分21的输出而向传感器部10反馈的输入相位(θ₂)的相位差的输入输出合成相位差θ₁₁经移相电路部分21调整而变为零(θ₁₁＝θ₁+θ₂＝0)。以此，在强制反馈环路上，测定被测定部时，在输出相位和输入相位之间存在相位差时反复进行反馈，直至输入输出合成相位差θ₁₁变为零，在输入输出合成相位差θ₁₁变为零的时刻起振。其结果是，自激振荡电路的反馈振荡能够更可靠地进行，促进反馈振荡。

图14是频率-增益-相位特性曲线图，表示由传感器部10和信号处理部20构成的自激振荡电路和移相电路部分21各自的频率特性。横轴为频率，纵轴分别为增益和相位。移相电路部分21的频率-增益特性曲线13G，如图所示，描绘出一条在低频侧的区域增益随着频率上升而上升，在中心频率f₂的区域增益变为最大，在高频侧的区域增益减小的抛物线。特性曲线θ₁₃是一表示移相电路部分21的输入输出相位差的相位特性。特性线MG是一条除去移相电路部分21的自激振荡电路的频率-增益特性曲线。频率-增益特性曲线MG的中心频率f₁、频率区域及增益极大值不同，但描绘出一条与移相电路部分21的频率特性基本上相同的抛物线。如图所示，在信号处理部，如同f₂频率-增益特性曲线MG、13G分别表示的那样，指示增益极大值P1的自激振荡电路的中心频率f₁和指示移相电路部分21的增益最大值13GP的中心频率f₂，设定在有意错开的频率区域。例如，相对于自激振荡电路的中心频率f₁，移相电路部分21的中心频率f₂设在高的频率区域，以使被测定部硬度系数越高，增益越高。

在如上设定的信号处理部中，与被测定部的硬度相应，传感器部10接收的来自被测定部的反射振动的频率特性变化，因而自激振荡电路的频率、增益、相位、振幅也都发生某种变化。就是说，自激振荡电路的中心频率f₁直至共振频率f₁₁都随着被测定部的硬度而变化。在图14所示的示例中，频率上升。此外，自激振荡电路的频率-增益特性曲线MG的增益极大值，从增益极大值P₁沿着移相电路部分21的频率-增益特性曲线13G变化。就是说，在图14所示的示例中，自激振荡电路的频率-增益特性曲线MG变为MG1，增益极大值P₁变为P₁₁，增益G₁变为G₁₁，分别发生上升的变化。由于移相电路部分21进行使输入输出合成相位差θ₁₁变为零的调节，因而在θ₁₁变为零而达到反馈振荡稳定点之前，频率继续变化，增益也继续变化。因此，频率-增益特性曲线MG1变为MG2，共振频率f₁₁变为f₁₂，增益极大值P₁₁变为P₁₂，增益G₁₁变为G₁₂。自激振荡电路的反馈环路是包含电阻元件和电容元件的电路，所以输入相位θ₁和输出相位θ₂之间必定存在Δθ，对应于相位差Δθ，自激振荡电路的中心频率f₁连续变化为f₁₂，增益G₁连续变化为G₁₂。图14所示的示例中，在上升方向上变化。结果，自激振荡电路中在得到频率变化量Δf的同时，得到增益变化量ΔG。在分别得到自激振荡电路的频率变化量Δf、增益变化量ΔG的时刻，输入输出合成相位差θ₁₁变为零，自激振荡电路反馈振荡。然后，从移相电路部分21取出此时的频率变化量Δf，据此能够测定被测定部的硬度。频率变化量Δf，例如，在被测定部是硬物质的场合，由于硬度效应，测定的变化量向正侧偏移，在软物质的场合，由于质量效应，测定的变化量向负侧偏移。在上述示例的场合，对于辐射振动、反射振动的相位差都对应于被测定物的硬度而不同，所以频率的变化量Δf、相位差Δθ都随着硬度而变化，可以扩大这种变化加以捕获。这样，信号处理部根据频率的变化量，也就是振动部的辐射振动和振动接受部的反射振动之间的相位变化量，基于预先确定的硬度-变化量相关关系，测量被测定部的硬度。

另外，也可以不采用反馈环路，如图2(b)所示，把传感器部10的输入端子和输出端子连接到DSP(Digital Signal Processor：数字信号处理器)25上，DSP25用软件处理辐射振动和反射振动的相位差，以表观上构成反馈环路的方式算出被测定部的硬度。这样，只要信号处理部20能够根据辐射振动和反射振动的相位变化算出被测定部的硬度，以任何方式进行信号处理均可。

再有，信号处理部上，从f₀＝1/(2π√LC)检测出测定被测定部时的L和C的变化量，根据该变化量，当然可以算出被测定部的硬度。

接着，以下具体说明传感器部10的细部结构。图3(a)只表示本发明的硬度测量用导管传感器的传感器部。传感器部10由包含于外壳13中的振动部11和振动接受部12构成，外壳13内充满液体14。液体14在用于活体的导管传感器的场合，具体地说，是生理食盐水。振动部11发生的辐射振动，经过液体14辐射到被测定部，被测定部所反射的反射振动经过液体14由振动接受部12接收。这里，图3(a)所示的传感器的场合，传感器部10的振动辐射方向朝着导管传感器的纵向，能够测量向导管传感器正面的的被测定部的硬度。外壳13的前端部分的振动辐射部传递振动，向被测定部辐射，但是外壳13的另一部分反射或吸收振动。此外，如图3(b)所示，也可以在外壳13的一部分设置由薄膜等构成的可膨胀的气球部15。气球部15的结构如图所示，可因外壳13内液体14的液压上升而膨胀，该气球部15与被测定部接触，经过液体14传递的振动，直接传递到被测定部。在这种情况下，导管传感器插入血管内时，气球部15收缩，把导管传感器插入被测定部之后，测定时，液体14的液压上升，使气球部15膨胀，接触被测定部。通过这样的结构，能够可靠地把振动辐射到被测定部。

此外，为了测量与导管传感器的纵向垂直的方向上血管内壁等的硬度，也可以如图4(a)所示，设置反射板16。反射板16最好设置成45度角度，在与导管传感器的纵向垂直的方向上反射来自振动部11的振动。来自振动部11的振动，由液体14传递，到达反射板16，被反射板16反射，直角折射，经过外壳13的振动辐射部辐射到被测定部。然后，来自被测定部的反射振动，到达反射板16，直角反射而折射，由液体14传递，被振动接受部12接收。另外，可以和图3(b)一样，如图4(b)所示，设置气球部15，外壳13内液体14的液压上升，使气球部15膨胀，在与导管传感器的纵向垂直的方向上直接接触在血管内壁上的被测定部，测定硬度。

而且，还可以如图5(a)所示，利用图4说明的反射板，使振动部11的辐射方向朝着与导管传感器的纵向垂直的方向，测量血管内壁等的硬度。在这种情况下，如图5(b)所示，可以设置气球部15。

采取如上所述的结构的硬度测量用导管传感器，可以测量血管内的血管内壁一部分的硬度，但是因为传感器没有定向性，无法测定肿瘤具体在血管内壁圆周上的哪一个部分。这里，以下说明使测定部分具有定向性而能够测量血管内壁圆周上所有部分的硬度的导管传感器的结构。

图6是使图4的导管传感器的反射板16构成为以导管传感器的纵向为轴自由旋转。图6(a)表示图中向下侧辐射振动的反射板16的位置。然后，若使反射板16绕导管传感器的纵向轴旋转，如图6(b)所示，变为向纸面深度一侧辐射振动，使之进一步旋转，如图6(c)所示，变为向图中上侧辐射振动。然后，如图6(d)所示，变为在纸面向上的一侧辐射振动，使之进一步旋转，即回到图6(a)的状态。这样，使反射板16以导管传感器的纵向为轴旋转，即可测量导管传感器圆周360度所有血管内壁的硬度。以此，为了能够测定辐射振动的方向及此时血管内壁的硬度，组合导管插入量(长度、距离等)的信息，即可如图7所示立体地详细显示血管内的情况。例如，随着变硬，颜色变红，反之随着变软，颜色变绿，可以从颜色区分，因而血管哪部分存在肿瘤便一目了然，能够以可视方式判断。这与用内窥镜观察血管内壁不同，可以进行和触诊一样的触感诊断。另外，图6示出了具有用以使传感器接触血管内壁来测定血管内壁的硬度的气球部15的外壳13，但是本发明不限于此，也可以用没有气球部的外壳，以非接触方式测定。

接着，在图8中显示一种导管传感器，其结构在使图5所示的振动部11的辐射方向朝着与导管传感器的纵向垂直的方向的导管传感器的基础上，使振动部11本身以导管传感器的纵向为轴旋转，测量血管内壁圆周上所有的硬度。图8(a)表示振动部11处于在图中向下一侧辐射振动的位置。然后，通过旋转附着在振动部11上的钢丝使振动部11以导管传感器的纵向为轴旋转，如图8(b)所示，变为向纸面深度方向辐射振动，再使之旋转，如图8(c)所示，变为在图中向上侧辐射振动。然后，如图8(d)所示，变为从纸面向上的方向辐射振动，再使之旋转，便回到图8(a)的状态。这样就能够与图6所示的导管传感器一样，以如图7所示的可视方式显示血管内的硬度。

此外，如图9所示，也可以固定振动部11而使外壳13以导管传感器的纵向为轴旋转。具体地说，使外壳13的内侧面变为反射面，使振动不传递到外部。然后，配置成使振动部11以导管传感器的纵向的轴为中心，放射状地振动。此外，在外壳13的一部分设置气球部15，借此把振动传递到被测定部。另外，气球部15也可以只是薄膜。若采取这样的结构，使外壳13以导管传感器的纵向为轴旋转，便可以和图6和图7结构的导管传感器一样，以如图7所示的可视方式显示血管内的硬度。另外，图9表示了振动部11进行放射状振动，但是本发明不限于此，也可以把振动部设置在插入血管内的部分相反一侧的端侧部，采用圆锥形等的反射板，在与导管传感器的纵向垂直的方向上，放射状地反射振动部的振动。

再者，有把硬度测量用导管传感器用于更细的血管，例如，采用0.5mm以下等的导管传感器的情况，还有导管直径变得太小，无法把传感器部装入导管内的情况。即使在这种情况下，本发明的硬度测量用导管传感器，因为外壳13内充满液体14，所以如图10所示，伸到被测定部的部分，和构成振动部及振动接受部的振子的位置可以隔开任意距离。就是说，结构得使振动部及振动接受部，处于与导管传感器插入血管内的被测定部侧相反侧的端侧部，位于不插入血管内的部分。即使振子的导管前端分离，振动部的振动也能通过充满外壳13的液体14传递，而达到导管的前端。例如，如图10所示，具有反射板16及气球部15的13的情况下，来自振动部11的振动，经液体14传递，到达反射板16，被反射板16折射到与导管传感器的纵向垂直的方向，达到因液压上升而膨胀的气球部15。然后，从被测定部反射的反射振动，再次被反射板16折射，经液体14传递，在振动接受部12被接收。振动部及振动接受部可以不插入血管等内，而只插入由充满液体的外壳构成的导管。因此，本发明的硬度测量用导管传感器，只要能够通过在外壳内充满的液体来向导管传递振动，无论导管直径多细都行，所以即使在超微细的导管中也能适用。

接着，具体地说明本发明的传感器部的振子。只采用一个振子，在其上设置薄膜电极和接地电极，向薄膜电极施加交流电场，从同一电极取出频率输出，即可检测出辐射振动和反射振动分相位变化。但是，在这种情况下，难以正确地取出输入输出波的相位差。因此，最好采用如下说明的结构。

图11表示本发明的硬度测量用导管传感器的传感器部用的振子的结构。图11(a)是采用单一振子的示例。如图所示，在振子上通过真空蒸镀等设置薄膜电极。具体地说，振子30上分别作为分离电极设置振动部用的输入端子31和振动接受部用的输出端子32，以及接地端子33。在输入端子31上施加交流电场，振子30共振，继续进行频率稳定的振动。然后，从振动接受部用的输出端子32取出振子30的频率输出。若从被测定部反射的反射振动碰到振子30，则从输出端子32得到的频率信息出现变化，所以此时的辐射振动和反射振动的相位变化量用来测量被测定部的硬度。

此外，如图11(b)所示，也可以采用两个振子。在这种情况下，振动部用的振子30a上设置输入端子31及接地端子33，在振动接受部用的振子30b上设置输出端子32及接地端子33。这样做也可以和上述一样，取出辐射振动和反射振动的相位变化量。

另外，作为振子，可以利用压电陶瓷振子、叠层式压电陶瓷振子、双压电晶片振子、水晶振子、PVDF振子、磁应变元件、SAW等各种各样的元件。而且，作为振子的形状，可以是圆柱形，如图12(a)，(b)所示，圆筒形和棱柱形等，根据外壳的形状和接地端子的设置的难易，做成各种各样的形状。

另外，本发明的硬度测量用导管传感器，当然不限于上述图中的示例，只要不脱离本发明的要旨，可以进行各种各样变形。例如，本发明的硬度测量用导管传感器，除血管内硬度的测量以外，当然也可用来进行肠内等的硬度测量。

如上所述，采用本发明的硬度测量用导管传感器，即使是血管等内非常微细部分，也能测量其内壁的硬度，获得优异的效果。

Claims

1.一种硬度测量用导管传感器，其特征在于，它是测量血管等内被测定部的硬度用的导管传感器，该传感器包括：

振动部，以规定的频率振动，向被测定部辐射振动；

振动接受部，所述振动部的辐射振动向所述被测定部辐射，来自所述被测定部的反射振动被所述振动接受部接收；

外壳，包含所述振动部及振动接受部；

信号处理部，根据所述振动部的辐射振动和所述振动接受部的反射振动之间的相位变化，算出被测定部的硬度；以及

液体，充满所述外壳内；

所述振动部的辐射振动经过所述液体传递到所述被测定部，来自所述被测定部的反射振动经过所述液体传递到所述振动接受部。

2.权利要求1记载的硬度测量用导管传感器，其特征在于，在所述外壳中，设置可膨胀的气球部，该气球部因所述外壳内的所述液体的液压上升而膨胀，从而接触所述被测定部，来自所述振动部的振动经所述液体传递，经由所述气球部到达被测定部。

3.权利要求1或2记载的硬度测量用导管传感器，其特征在于，所述振动部及振动接受部，作为处于与导管传感器插入血管等内的所述被测定部侧相反侧的端侧部，位于未插入血管等内的部分。

4.权利要求1至3中任何一项记载的硬度测量用导管传感器，其特征在于，所述振动部在导管传感器的纵向上辐射振动，而且所述导管传感器具有该反射部分，在与导管传感器的纵向垂直的方向上反射来自所述振动部的振动，该反射部分设置在所述外壳内。

5.权利要求4记载的硬度测量用导管传感器，其特征在于，所述反射部分设置成以导管传感器的纵向为轴自由旋转。

6.权利要求1或2记载的硬度测量用导管传感器，其特征在于，所述振动部在与导管传感器的纵向垂直的方向上辐射振动。

7.权利要求6记载的硬度测量用导管传感器，其特征在于，所述振动部设置成能以导管传感器的纵向为轴自由旋转。

8.权利要求6记载的硬度测量用导管传感器，其特征在于，所述外壳设置成能以导管传感器的纵向为轴自由旋转。

9.权利要求1至8中任何一项记载的硬度测量用导管传感器，其特征在于，所述振动部及振动接受部由一个振子构成，该一个振子上设有接地端子、所述振动部用的输入端子和所述振动接受部用的输出端子，所述输入端子和输出端子由分离电极构成。

10.权利要求1至8中任何一项记载的硬度测量用导管传感器传感器，其特征在于，所述振动部及振动接受部由两个振子构成，一个振子上设有所述振动部用的输入端子和接地端子，另一振子上设有所述振动接受部用的输出端子和接地端子。

11.权利要求1至10记载的硬度测量用导管传感器，其特征在于，所述振动部及振动接受部，由压电陶瓷振子、叠层式压电陶瓷振子、双压电晶片振子、水晶振子、PVDF振子、磁应变元件、SAW中的至少一种构成。

12.权利要求1至11记载的硬度测量用导管传感器，其特征在于，所述振动部及振动接受部为圆筒形、圆柱形、棱柱形中的任何一种。

13.权利要求1至12记载的硬度测量用导管传感器，其特征在于，所述信号处理部连接在所述振动部和振动接受部之间，包含移相电路部分和放大电路部分，由所述振动部、振动接收部和信号处理部构成自激振荡电路，所述移相电路部分具有与所述自激振荡电路的中心频率不同的中心频率，所述被测定部测定时使增益相对于所述相位的变化而变化。

14.权利要求1至12记载的硬度测量用导管传感器，其特征在于，所述信号处理部由连接在所述振动部和振动接受部之间的DSP构成。