角度Θ)配置的两个相同形状的弹性棒通过该开口部接受作用于测量用 探针外周上的开口的外压(压力P)。即，上述构造体配置如下：其高度为从测量用探针外周 到SM光纤位置的距离h，两个构造体间在沿着SM光纤轴的方向上隔开AB间的距离（间隔）L。 在该情况下，如图8(c)所示，可将其考虑为以下模型：即，作用于垂直方向的压力（相当于该 部分上的血压)P由以相对于水平轴呈角度Θ倾斜的方式配置的两个相同的棒分别进行支 承，在水平方向（SM光纤的轴向）上作用为等价的轴向力Tc。该轴向力Tc会在SM光纤伸缩时 产生应变，该应变成为测量对象。
[0031] 通过对上述模型代入具体数值来进行评价。由于开口面积为3iD2/4,因而若将开口 部分的血压设为Pb，则外部压力（压力P)P = PbX(3iD2/4)。此处，若设为Pb=100(N/m2)、D = 0 · 25mm，则成为P = 100(N/m2) X 4 · 9 X 10-8(m2) = 4 · 9 X 10-6(N)。若设为间距L = 10mm、h = 0 · 2mm，则tan9 = 0 · 2/5 = 0 · 04。因而若视为θ〈〈1，则Θ 与 tan9 与 sin9。因而，成为 Tc = P/2sin9 =4.9\1〇一60)/(2\〇.〇4)与6.13\1〇一50)。在标准的光纤中相对于謂的轴向力的应变为 102(^8，在该情况下的应变 ￡成为￡ = 6.25\10_2化8)。根据经验，需要考虑以￡大小的应变， 因而需要采用满足该应变大小的探针结构(导管结构）。
[0032] 作为上述合适的光纤材料，提出例如图9所示的由SUS材料制成的框架结构。该图 中，构造体4将实现上述内容的压力转换为光纤(此处为SM光纤)的应变，SUS框架11在间距L 的两端部分（固定部分)通过粘接剂固定于SM光纤3(参照图9(a)的C1 一 C1部分、图9(b)的截 面ClClhSUS框架11构成为从SM光纤轴向外侧膨胀h所示出的尺寸之后的结构。此外，图9 (a)的SUS框架11的上下包络线表示该膨胀部分的最大直径，并且是与图9(c)所示的传感器 的外部压力的传递部即外层5之间的边界线。 此外，如图9(b)所示(图9(b)左侧的图），在SM光纤3的外周，在固定部分(截面C1C1所示 的部分等)通过粘接剂12呈同心圆状地粘接并固定有SUS框架11。对于该SM光纤3和SUS框架 11的上述固定部分以外的部分，图9(b)的截面D1D1(右侧的图）作为典型例示出其构成为呈 同心轴状地相互分离，SUS框架11构成为在截面内沿彼此隔开120度的圆弧形状并且各圆弧 形状间为中空。此外，在实际使用该光纤结构时，如图9(c)所示，SUS框架11的外周部分由圆 环状的外层5所覆盖，外部压力即血压产生的压力通过该外层5而作为外部压力施加到SUS 框架11。
[0033] 在该情况下，外部压力即血压作为压力通过与外层5及SUS框架11(也能称为构造 体4)之间的接触部分（图9 (a)的SUS框架11的截面D1D1所示的部位），来向固定有SUS框架11 的SM光纤进行施压，在SM光纤中产生应变。其结果是，在SM光纤中产生激光散射光的频移， 因而能高精度地测量血压。 构造体4作为支承导管整体的刚性的构造材料，分别连接操作柄6和J尖端2,从而能通 过操作操作柄6来旋转J尖端2。 而且，上述SM光纤前端的测定端具有FBG等反射装置，从而能实施散射光的双端测量方 式。通过采用上述结构，能提高布里渊散射的频移A vB的测量分辨率，能提高基于该测量数 据的运算值的精度。
[0034]实施方式2. 如上所述，实施方式1中使用由一根SM光纤3所测定的因两种激光的反射散射光所引起 的频移数据来获得所希望的数据，但是即使所使用的散射光仅为一种也能获得所希望的数 据，使用图10~图13来进行说明。
[0035]首先图10示出了实施方式2所涉及的发明的系统结构的一例。在图10中作为传感 器用光纤，除了实施方式1所示的SM光纤3还另外设置有SM光纤13。在该情况下，SM光纤3接 受压力负载来用作为压力测量用的光纤，另一方面，SM光纤13-般被设置为不承受压力负 载，而用作为温度测量用的光纤。在实施方式2中，对于SM光纤，利用瑞利散射的频移的相关 灵敏度系数大于因布里渊散射而引起的频移的相关灵敏度系数这一点，从而上述SM光纤3 及SM光纤13所测得的激光产生的频移中，仅使用瑞利散射的频移AvR信号，而不是用因布 里渊散射而产生的频移A vB。此时，可以在利用SM光纤3测量瑞利散射的频移△ vR的同时， 利用SM光纤13进行测量。其他构成要素都与实施方式1相同，因而省略说明。
[0036] 接着，图11是表示装备有上述两根SM光纤的血压测量用探针即导管的传感器部分 的结构的详细图。在该图中，设置有SUS框架11，该SUS框架11在设置于中心轴部分的SM光纤 3(用于血压的压力测量等）周围具有作为构造体的中空部分，其框架外形为橄榄球状，而 且，在SUS框架的外周部分设置有传递作为外部压力的血压的压力并保护SM光纤及上述构 造体的外层5，以使得其在构造体即SUS框架11的最大直径部分与SUS框架相接(参照图11的 (a)、（b))。不同于SM光纤3，SM光纤13并未受到作为外部压力的血压所产生的压力，且并未 固定于SM光纤方向而保持自由，因而能获得仅反应温度变化的瑞利散射的频移△ vR，SM光 纤13如图11(b)所示那样配置成位于导管的外周附近的位置，且配置于构造体4的间隙之 间，以使其不与构造体4及外层5相接。
[0037] 接着，使用图12的流程图说明实施方式2所涉及的生物体诊断用传感器系统的解 析概要。光纤B仅检测出瑞利散射的频移△ vR中因温度变化△ T而引起的变化量，因而若将 该频移表示为A vRT^lj使用与温度变化相关的光纤的灵敏度系数C22将温度变化表示为Δ T =AvRt/C22〇 另一方面，若将光纤A所测量出的瑞利散射的频移表示为△ vRp，由于△ vRp未受到压力 影响，因而在考虑了受到应变影响的要素和受到温度变化影响的要素的情况下，根据数学 式(4)，AvRp = C21A e+C22AT 成立。因而，表示为 Δ ε = ( Δ vRp -C22AT)/C21。 对于被测量物体的温度变化，由光纤B测量出的值应该与由光纤A测量出的值相同，因 而对该情况进行了考虑。将由光纤B测量出的△ T值代入求取光纤A的△ ε的数学式，成为Δ ε =(Δ vRp- Δ vRT)/C21 (此处，假设光纤Α和光纤Β中的C22的灵敏度特性相同）。由于Δ <和 A vRT是由光纤测量出的已知量，因而由此求出Δε，从而使用数学式(2)来求出Ρ作为八￡的 函数(P = F( Δε))。此处，若使用图10、图11所示的标号，则光纤Α相当于SM光纤3,光纤Β相当 于SM光纤13。
[0038] 如上所述，即使仅使用瑞利散射的频移AvR来进行测量，也能构成为使用总计两 根SM光纤且将其中一根不受压力(血压)影响的SM光纤用作为测量因温度变化而引起的频 移的单元，从而在实施方式2中也能获得与实施方式1相同的效果。在使用具有上述结构来 高灵敏度地将压力连续转换为应变的构造体的情况下，可认为使用多点FBG的本发明更获 得更简单的结构。但是，分辨率受到FBG间隔的限制，测定距离也受到限制。
[0039] 在上述实施方式2中，说明了使用两根SM光纤作为传感器的结构，上述两根SM光纤 的外径如上述那样为80~250μπι左右，即使考虑到配置于其外周的构造体4的存在，也能另 外再将多根光纤传感器设置于导管内。即使另外设置有其他多个光纤传感器，也能将导管 的外径设置为约〇.4mm以下。图13示出了其一例。该图中示出了以下例子;即，在上述两根SM 光纤3，13之外，例如还设置有内窥镜用图像光纤14及断层图像(例如光学相干断层图像0CT (Optical Coherence Tomography))测量用光纤15这两根光纤。此外也可设置造影剂注射 管以代替有内窥镜用图像光纤14或0CT测量用光纤15。如上所述，由于能设置三根以上的多 根光纤，因而能进行多功能测量。
[0040] 实施方式3. 在实际的PCI测量等中，除了上述内容以外，有时还需要考虑心脏跳动对血压测量的影 响。为了应对上述情况，使用本实施方式3所示的测量系统。以下使用【附图说明】具体例。
[0041] 图14示出了实施方式3所涉及的发明的系统结构的一例。如图14所示，测量机8不 仅与实施方式1所示的SM光纤3相连接，还与脉动感测光纤20相连接。该脉动感测光纤20所 检测出的心跳信号（参照图15中央的曲线）利用测量机8通过与图15中记号Μ所示的同步信 号相同步的方式进行测