听诊器及电子听诊装置的制作方法

1.本发明关于一种能够以再现性良好地测量生物体声音的听诊器及电子听诊装置。


背景技术：

2.作为从外部观察生物体的器具，通常使用听诊器。听诊器是能够放大生物体体内部发生的心跳声或血流声等声音而直接听诊的器具。近年来，提出有一种通过数字转换装置等与计算机连接，并使用计算机来记录听诊器听到的声音的电子听诊系统。
3.电子听诊系统有望用于远程医疗。在使用可视电话等的远程诊断中，通过听诊器进行诊断的情况下，使用如下方法：患者自己将听诊部与自己的身体接触，通过声音传感器检测生物体声音并将其转换成电信号，通过网络等通信机构发送给远程医生。专利文献1中提出有在听诊部具备检测与人体的接触的传感器的结构，以便能够从远隔区域识别听诊部有准确地与体表面接触。
4.并且，专利文献2中公开有电子手表型脉搏波处理装置中具备按压力检测机构的结构，所述按压力检测机构根据基于检测脉搏波的脉搏波传感器的检测信号随着脉搏波传感器与人体之间的按压力而发生的变化，确认是否为以适当的按压力进行接触的状态。
5.听诊器一般具有与皮肤接触的部分(听诊部)，并且在其听诊部具备用于收集声音的隔膜。另外，已知有电子听诊系统中的听诊器，在其听诊部隔着隔膜和空气层设置有声音(振动)传感器的结构(例如专利文献3)。相对于此，专利文献4中提出的听诊器具备声音传感器，所述声音传感器由不通过空气层而直接从皮肤获取生物体声音的压电元件构成。根据专利文献4的听诊器，由于将压电元件直接与皮肤接触，因此能够大幅扩大可检测的频率。具体而言，专利文献4的声音传感器由其中一个表面与人体皮肤接触的金属板及形成于金属板的另一表面的压电陶瓷构成。
6.以往技术文献
7.专利文献
8.专利文献1：日本特开2017
‑
170112号公报
9.专利文献2：国际公开第94/015525号
10.专利文献3：日本特开2016
‑
179177号公报
11.专利文献4：日本特开2012
‑
090909号公报


技术实现要素：

12.发明要解决的技术课题
13.专利文献4的压电元件与皮肤接触的部分呈平坦的表面，检测效率并不是很足。需要听诊器能够高效率地检测到微弱的生物体声音。
14.本发明鉴于上述情况而完成，其目的在于提供一种能够以高的sn比(signal to noise ratio，信噪比)测量生物体声音的听诊器及电子听诊装置。
15.用于解决上述课题的具体方法中包括以下方式。
16.<1>本公开的听诊器具备支撑台及被支撑台支撑并且检测从被测物发出的声音的检测部，检测部具有压电膜，所述压电膜与支撑台对置地至少配置于检测从被测物发出的声音的部分并且向与支撑台相反的一侧弯曲成凸，压电膜具备具有彼此对置的2个主表面的压电体层、设置于2个主表面中的支撑台侧的主表面的第1电极及设置于与支撑台相反的一侧的主表面的第2电极，将由于从被测物发出的声音而在压电膜中产生的形变作为振动信号进行检测。
17.<2>根据<1>所述的听诊器，其具备隔音部件，所述隔音部件设置于检测从被测物发出的声音的部分的周围并且屏蔽外部声音。
18.<3>根据<2>所述的听诊器，其中，隔音部件由弹性部件构成，所述弹性部件具有向外侧突出至压电膜弯曲成凸的部分的顶点以上的部分。
19.<4>根据<1>至<3>中任一项所述的听诊器，其还在支撑台与压电膜之间具备缓冲材料。
20.<5>根据<1>至<3>中任一项所述的听诊器，其还在支撑台与压电膜之间的空间具有加压气体。
21.<6>根据<1>至<5>中任一项所述的听诊器，其中，第2电极仅设置于压电膜的弯曲成凸的部分的中央部。
22.<7>根据<1>至<6>中任一项所述的听诊器，其中，压电体层由将压电体粒子分散于由高分子材料构成的基质中而成的高分子复合压电体构成。
23.<8>根据<1>至<7>中任一项所述的听诊器，其还具备心电图测量用电极。
24.<9>根据<8>所述的听诊器，其中，心电图测量用电极设置于压电膜的设置第2电极的表面侧。
25.<10>根据<9>所述的听诊器，其中，心电图测量用电极和第2电极由图案化电极层构成。
26.<11>根据<1>至<10>中任一项所述的听诊器，其还在支撑台与压电膜之间具备压力传感器，所述压力传感器检测压电膜对被测物的按压压力。
27.<12>根据<1>至<11>中任一项所述的听诊器，其具备处理部，所述处理部进行第1处理及第2处理中的至少一个处理，所述第1处理为求出借由压电膜检测的振动信号的振幅成为最大的对被测物的按压压力，所述第2处理为判定对被测物的按压压力是否适当。
28.<13>根据<12>所述的听诊器，其中，处理部进行从通知部通知在第1处理中求出的压力及在第2处理中判定的判定结果中的至少一者的处理。
29.<14>一种电子听诊装置，其具备：<1>至<13>中任一项所述的听诊器；及处理装置，接收通过听诊器检测的振动信号及与按压压力有关的数据，处理装置根据振动信号及与按压压力有关的数据进行第1处理及第2处理中的至少一个处理，在所述第1处理中求出通过压电膜检测的振动信号的振幅成为最大的对被测物的按压压力，在所述第2处理中判定对被测物的按压压力是否适当。
30.发明效果
31.根据本公开的听诊器及电子听诊装置，能够以高的sn比测量生物体声音。
附图说明
32.图1表示第1实施方式的听诊器的结构的示意图。
33.图2是用于说明压电膜的曲率半径的算出方法的图。
34.图3a是放大表示压电膜的截面的图。
35.图3b是放大表示设计变更例的压电膜的截面的图。
36.图4表示第2实施方式的听诊器的结构的示意图。
37.图5表示将第2实施方式的听诊器与生物体皮肤表面接触的状态的示意图。
38.图6表示第3实施方式的听诊器的结构的示意图。
39.图7表示第3实施方式的听诊器的结构的框图。
40.图8表示第4实施方式的听诊器的结构的示意图。
41.图9表示第4实施方式的听诊器的结构的框图。
42.图10表示第5实施方式的听诊器的结构的示意图。
43.图11表示第6实施方式的听诊器的结构的示意图。
44.图12表示信号sn比随着按压压力的大小而变化的图。
具体实施方式
45.以下，参考图示对本公开的听诊器的实施方式进行说明。
[0046]“第1实施方式的听诊器”[0047]
图1是本发明的第1实施方式的听诊器1的平面示意图及将局部以截面示出的侧面示意图。为了方便查看图示，适当地变更绘制了各层的膜厚及其比例，并非反映了实际的膜厚及比例(以下图示中也相同适用。)。
[0048]
本实施方式的听诊器1具备支撑台10及被支撑台10支撑的检测部12。检测部12检测从被测物发出的声音。检测部12具备压电膜20，所述压电膜20与支撑台10对置配置，并且向与支撑台10相反的一侧弯曲成凸。压电膜20具备具有彼此对置的2个主表面的压电体层22、设置于2个主表面中的支撑台10侧的主表面的第1电极24及设置于与支撑台10相反的一侧的主表面的第2电极25。压电膜20只要至少设置于检测从被测物发出的声音的部分(以下，还称为传感器区域15。)即可。
[0049]
听诊器1例如具有与现有的听诊器中的听诊部(胸片)部分相同程度大小。
[0050]
通过上述结构，听诊器1将随着从被测物发出的声音而压电膜20中产生的形变作为振动信号而进行检测。具体而言，若使传感器区域15的压电膜20与被测物接触，则压电膜20随着从被测物发出的声音而引起的被测物的表面产生的振动而振动，并将该振动作为在第1电极24与第2电极25之间产生的电压而进行检测。本说明书中，将如上所述检测的电压称为振动信号。听诊器1中具备检测电路40作为检测器，所述检测器与压电膜20的第1电极24及第2电极25连接并检测电极24与电极25之间的电压。检测电路40可以设置于支撑台10内部，也可以设置于支撑台10的外部。检测电路40中设置有放大振动信号的增幅电路，振动信号被放大并从检测电路40输出。另外，放大的振动信号s在转换成音响信号(声音)的转换部中转换成声音，并能够从扬声器听到。或者，如现有的听诊器结构，也可以通过模拟耳管从听筒听到。另外，支撑台10为将听诊器1按压到被测物时由用户把持的部分，对形状及材质并无限制。压电膜20与支撑台10的至少一部分对置设置即可，只要以在与其一部分之间
留有空间而施加规定的张力以便向外侧凸出的状态支撑，则能够认为是弯曲成凸。
[0051]
压电膜20可以直接与支撑台10的一部分连接，也可以通过其他部件与支撑台10连接。
[0052]
以下，被测物为生物体，将从被测物发出的声音作为生物体发出的声音(生物体声音)进行说明。作为生物体发出的声音，可举出心率、呼吸音、血管音及肠音等。然而，本公开的听诊器也能够用于机器噪声的检测及配管异常的检测等。即，作为被测物，包括机器及配管等，并不限定于生物体，作为从被测物发出的声音，包括从机器及配管等发出的声音。
[0053]
以适当的挤压压力将听诊器1的弯曲成凸的压电膜20按压于生物体的皮肤表面即皮肤，能够以高的sn比检测生物体声音。按压于皮肤的压电膜20能够直接检测由生物体声音而引起的生物体表面的位移(振动)。因此，与现有的内置微音器且经由空气层检测振动的听诊器相比，能够抑制噪声成分。并且，能够大幅扩大可检测频率。并且，通过将弯曲的压电膜20按压于皮肤，比将没有弯曲的平面状压电膜按压于皮肤时更能够提高生物体声音的检测效率。因生物体表面的振动而压电膜20产生形变，该形变在压电膜20中转换成电压而作为振动信号进行检测。与压电膜没有弯曲而以平面状设置的情况相比，在压电膜弯曲而设置的情况下能够增加产生形变时的在压电体层中产生的面内方向的伸缩，因此所得到的电压的振幅变大。因此，能够以高sn比收集声音。
[0054]
压电膜的弯曲程度能够以其曲率半径表示。曲率半径如图2所示，假设压电膜20呈均匀的圆弧状被支撑台支撑，通过式r＝{(w/2)2+h2}/2h求出。其中，将压电膜20的曲率半径设为r，将从包含与支撑台的连接端的表面到凸部的顶点的距离(拱高)设为h，将通过在包含与支撑台的连接端的表面上与h交差的点且连接端之间的最长的长度设为w(参考图2)。w例如为具备圆盘状的支撑台的情况下，相当于圆盘的直径。
[0055]
例如假设听诊器为直径3～10cm左右的胸片形状的情况下，从充分得到基于使压电膜弯曲的效果的观点考虑，曲率半径优选为1m以下，更优选为0.6m以下，另一方面，从将与皮肤的接触面积设为充分的接触面积而实现高灵敏度的观点考虑，曲率半径优选设为大于0.03m。
[0056]
另外，压电膜20可以成为：凸部的顶点附近成为大致平坦的平坦部，与其平坦部连接的外缘部构成从支撑台10立起的倾斜部，在平坦部与倾斜部的连接部大幅弯曲的形状。即使是这种形状的情况下，压电膜20的曲率半径r也与上述同样，由凸部的顶点为止的距离h和压电膜的端部之间的最长的长度w求出。
[0057]
压电膜20只要至少设置于检测从被测物发出的声音的部分即可，但是也可以设置于与支撑台10对置的整个表面。本实施方式的听诊器1中，缓冲材料52填充于压电膜20与支撑台10之间的空间50。听诊器1中，通过所述缓冲材料52，使压电膜20弯曲成凸，并在施加一定程度的张力的状态下支撑压电膜20。
[0058]
缓冲材料52具有适度的弹性，为了通过支撑压电膜20的同时，在压电膜20的任何部位施加恒定的机械偏压，将与压电膜20的膜表面垂直的方向的运动(振动)转换成在膜的面内方向上的伸缩运动，从而提高电荷的产生效率而设置。
[0059]
并且能够通过改变缓冲材料的填充密度，实现具有适当的排斥力的听诊器。
[0060]
作为缓冲材料52，只要是具有适度的弹性，且不妨碍在压电膜20中产生形变而适当地变形的材料，则没有限定。具体而言，优选使用包含人造丝、聚对苯二甲酸乙二醇酯
(pet)等聚酯纤维的羊毛毡及玻璃棉等纤维材料、聚氨酯等泡沫材料。
[0061]
另外，可以在空间50中填充加压空气等加压气体来代替缓冲材料52。
[0062]
[压电膜]
[0063]
如图3a中放大表示其一部分，压电膜20具有压电体层22、设置于压电体层22的一个表面的第1电极24及设置于另一表面的第2电极25。压电膜20具有按压于被测物时不会产生破裂的程度的弹性及挠性。另外，如图3b所示，压电膜20还可以具有设置于第1电极24的表面的保护层27及设置于第2电极25的表面的保护层28。作为压电体层22，将电压施加到第1电极24与第2电极25之间的情况下，使用在面内方向产生伸缩即主表面伸缩的层。
[0064]
压电体层22的材质也可以为聚偏二氟乙烯(pvdf)、亚乙烯基
‑
三氟化乙烯共聚物(p(vdf
‑
trfe))及聚乳酸等有机压电膜、如日本特开2014
‑
199888号公报中所公开的高分子复合压电体。如图3a及图3b所示，高分子复合压电体为将压电体粒子22b均匀地分散于由高分子材料构成的基质22a而成。并且，压电体层22需要被轮询(极化)。
[0065]
另外，压电体层22中的压电体粒子22b可以规则地分散于基质22a中，也可以不规则地分散于基质22a中。
[0066]
作为基质22a，例如优选氰基乙基化聚乙烯醇(氰基乙基化pva)等在室温下具有粘弹性的高分子材料。作为基质22a，除了氰基乙基化pva以外，可例示聚乙酸乙烯酯、聚偏二氯乙烯共丙烯腈、聚苯乙烯
‑
乙烯基聚异戊二烯嵌段共聚物、聚乙烯基甲基酮及聚甲基丙烯酸甲酯等。
[0067]
压电体粒子22b为压电体的粒子。压电体粒子22b优选为具有钙钛矿型结晶结构的陶瓷粒子。作为陶瓷粒子，例如可例示锆钛酸铅、锆钛酸镧铅、钛酸钡及钛酸钡与铋铁氧体的固溶体等。
[0068]
另外，作为压电体层22的材质，也能够使用日本特开2018
‑
191394号公报、日本特开2014
‑
233688号公报及日本特开2017
‑
012270号公报的以聚合物为主成分的聚合物驻极体材料，例如聚酰亚胺；聚丙烯；ptfe(聚四氟乙烯(4氟化))、pfa(四氟乙烯/全氟烷基乙烯醚共聚物)、fep(四氟乙烯/六氟伸丙基共聚物(4.6氟化))af(非晶态氟聚合物)等teflon(注册商标)；聚乙烯及cocs(环烯烃聚合物)等有机材料。
[0069]
第1电极24及第2电极25为用于将压电体层22的形变作为电压而进行检测的电极。
[0070]
对于第1电极24及第2电极25的形成材料并无特别限定，可以利用各种导电体。具体而言，可以例举c、pd、fe、sn、al、ni、pt、au、ag、cu、cr及mo等以及它们的合金。并且，可以利用氧化铟锡([to)、氧化铟锌(izo)、氧化锡及氧化锌等透明导电膜。另外，也可以利用导电性聚合物等有机导电体等。对电极的形成方法也无特别限定，可利用各种公知的方法，如通过真空蒸镀或溅射等气相沉积法(真空成膜法)的成膜、网板印刷及贴合由上述材料形成的箔的方法等。
[0071]
其中，尤其从能够确保压电膜20的挠性即前后运动的大小，能够形成不限制压电体层的变形的薄电极层等的理由考虑，通过真空蒸镀成膜的铜、铝制薄膜或导电性聚合物可优选作为第1电极24及第2电极25。
[0072]
对第1电极24及第2电极25的厚度并无特别限定，但是优选1μm以下，优选尽可能薄。并且，第1及第2电极24及25的厚度基本相同，但也可以不同。
[0073]
并且，第1电极24和/或第2电极25并不一定必须与压电体层22的整个表面对应而
形成。即，第1电极24及第2电极25中的至少一个例如可以小于压电体层22。设置于凸侧的表面的第2电极25可以设置于压电膜20弯曲成凸的部分的中央部，也可以仅设置于中央部。压电膜20弯曲成凸状的部分的中央部优选为包含凸侧的表面中的弯曲成凸的部分的顶点，并且距顶点的距离为从顶点到与支撑台的连接端的距离的一半以下的区域。
[0074]
对保护层27、28并无特别限定，可以利用各种片状物，作为一例，可优选例示出各种树脂薄膜(塑胶薄膜)。其中，根据具有优异的机械强度及耐热性等的理由，可优选利用聚对苯二甲酸乙二醇酯(pet)、聚丙烯(pp)、聚苯乙烯(ps)、聚碳酸酯(pc)、聚亚苯基亚硫酸酯(pps)、聚甲基丙烯酸甲酯(pmma)、聚醚酰亚胺(pei)、聚酰亚胺(pi)、聚萘二甲酸乙二醇酯(pn)、三醋酸纤维素(tac)、聚萘二甲酸乙二醇酯(pen)、环状烯烃系树脂、天然橡胶、氟硅氧橡胶及硅氧橡胶。
[0075]
对保护层27、28的厚度也无特别限定。并且，保护层27、28的厚度基本相同，但也可以不同。
[0076]
其中，与上述电极24、25等相同地，若保护层27、28的刚性高，则会限制压电体层22的伸缩，因此其结果导致压电膜的前后运动的振幅变小。因此，保护层27、28的厚度根据压电膜20即声音传感器中所要求的性能、操作性及机械强度等适当设定即可。
[0077]
另外，在压电膜20的一部分上设置有用于将第1电极24及第2电极25与检测电路40连接的布线。在图1的侧面示意图中，示意性地示出连接第1电极24及第2电极25与检测电路40的连接线。例如，如图1的俯视图所示，与第2电极25连接的布线25a设置成延伸到压电膜20的端部。布线25a可以与第2电极25同时通过电极层的图案化而形成。这种情况下，布线25a与第2电极25由相同材料构成。
[0078]
根据本实施方式的听诊器1，可以高精度地测量心率、呼吸音、血管音及肠音等生物体发出的体内音。例如也可以高精度地检测主动脉瓣狭窄症、肺动脉瓣狭窄症、二尖瓣关闭不全症及三尖瓣关闭不全症等引起的心率异常音。并且，例如，也可以将听诊器1佩戴在手臂等上，充分地用力按压血管，通过测量慢慢分离时的血管音，获取与血压对应的数据。
[0079]
图1所示的听诊器1可以作为现有听诊器中的胸片部分使用，并且通过具备内置有从检测电路传递信号的电线的软管、耳管及听筒，可以用与现有的听诊器相同的使用方法使用。并且，也可以使听诊器1具备rluetooth(注册商标)、红外线通信等用于无线通信的功能，并与智能手机及个人计算机等进行通信。可以将检测出的数据发送到智能手机或个人计算机等显示部及信号处理部，通过显示器确认波形或作为数据进行记录，用于经时变化等的诊断。
[0080]
根据本听诊器1，由于传感器区域呈凸，因此能够实现压电膜与皮肤表面的良好的接触，并能够以高效率检测生物体声音。另一方面，由于传感器区域呈凸，因此在将传感器区域按压于皮肤时，在检测部12的凸的周围的部分与生物体之间产生间隙，包含环境声音及人的声音等的外部声音容易从该间隙进入。因此，优选具备排除来自外部声音的噪声的影响的机构。
[0081]“第2实施方式的听诊器”[0082]
图4是本发明的第2实施方式的听诊器2的平面示意图及用截面示出局部的侧面示意图。图4中，用相同的符号标记表示与图1至图3中所说明的要素相同的要素，并且省略详细的说明。在以下附图中也相同。
[0083]
听诊器2在第1实施方式的听诊器1的结构中，具备检测从被测物发出的声音的部分、在此设置于压电膜20的周围的、阻断环境声音及人的声音等的来自外部的声音(外部声音)的隔音部件。隔音部件优选包括隔音用弹性部件，所述隔音用弹性部件具有向外侧突出至压电膜20弯曲成凸的部分的顶点以上的部分。本实施方式中，作为隔音部件，具有隔音用弹性部件55，所述隔音用弹性部件55具有向外侧突出至压电膜20弯曲成凸的部分的顶点以上的部分。除此以外的结构与听诊器1相同。另外，图4中省略了检测电路的图示。
[0084]
如图4所示，弹性部件55被设置成比压电膜20的弯曲成凸的部分的顶点(在此为弯曲面的大致中央的部分)高δh，并且向前端远离支撑台的方向即外侧突出。
[0085]
图5示出将听诊器2按压于生物体90的皮肤表面的状态。如图5所示，在使用所述听诊器2对生物体声音进行听诊时，将具备第2电极25的传感器区域15按压于生物体90。此时，在第2电极25与生物体90接触之前，弹性部件55与生物体90接触，所述弹性部件55压缩至第2电极25按压于生物体90为止。在听诊器2中，在传感器区域15不与生物体90接触的状态下，弹性部件55的厚度(高度)为ha(参考图4)，在将传感器区域15按压于生物体90的状态下，弹性部件55被压缩至厚度为hb(＜ha)。如图5所示，若将传感器区域15按压于生物体90，则传感器区域15被生物体90和弹性部件55包围，因此环境声音等的来自外部的声音被弹性部件55屏蔽，能够抑制来自外部的噪声对压电膜20造成影响。
[0086]
作为弹性部件55，只要在将听诊器2按压于被测物时至少能够压缩变形δh即可。弹性部件55中，即使在一部分具有非弹性部分，但在其他一部分具有弹性部分并且能够压缩变形即可。弹性部件55优选环境声音的吸收效果高的材料，如玻璃棉的纤维系材料及如氨基甲酸乙酯泡沫的泡沫材料等。其中，弹性部件55的突出高度δh只要为0以上即可，但是优选1mm以上。弹性部件55优选能够相对于检测部12拆卸。另外，隔音部件并不限定于弹性部件，也可以使用一部分狭缝或穿孔板构成亥姆霍兹共振器。
[0087]
另外，在如本公开的听诊器那样传感器区域呈凸，并且具有在与生物体接触的部分的周围产生间隙的结构的听诊器中，通过如本实施方式的听诊器2那样，具备隔音用弹性部件55，可以抑制因环境声音引起的噪声。
[0088]
使用第1及第2听诊器，以适当的按压压力将压电膜20按压于被测物，能够检测良好的sn比的信号。生物体声音例如伴随心率的体表面的位移微小，因此为了获取良好的信号，以适当的压力将压电膜20按压于生物体非常重要。另一方面，家庭保健、远程医疗等用途中，有时会有没有专业技能的患者使用听诊器的情况。因此，期望构成为任何人都可以用适当的按压压力进行测量，并能够进行良好的检测。
[0089]“第3实施方式的听诊器”[0090]
图6是本发明的第3实施方式的听诊器3的示意图。并且，图7是表示听诊器3的结构的框图。
[0091]
第3实施方式的听诊器3在检测部12中具备压力传感器30，所述压力传感器30用于测量在将传感器区域15的压电膜20按压于生物体时施加于压电膜20的按压力。压力传感器30具备主体部32及支撑部34。在处于对压电膜20未施加外力的状态的情况下，起到通过配置成与压电膜20的第1电极24接触的支撑部34支撑压电膜，以使压电膜20向外部弯曲成凸的支撑功能。而且，在压电膜20按压于生物体等上，对支撑部34施加超过支撑压电膜20的稳态的压力的情况下，将其压力作为施加到压电膜20的按压力即通过压电膜20对被测物的按
压压力进行检测。并且，在本听诊器3中，在支撑台10与压电膜20之间的空间不具备缓冲材料。在具备具有如上所述的支撑部34的压力传感器30的情况下，通过支撑部34支撑压电膜20，因此无需缓冲材料。
[0092]
作为压力传感器30，例如可以适当使用弹簧秤、应变片或隔膜等公知的传感器。
[0093]
而且，听诊器3具备处理部60，所述处理部60进行第1处理及第2处理中的至少一个处理，所述第1处理为求出通过压电膜20检测的振动信号的振幅成为最大的对被测物的按压压力，所述第2处理为判定对被测物的按压压力是否适当。
[0094]
另外，本实施方式的听诊器3具备通知部70。通知部70具有向用户通知按压压力为最佳及处于适当范围中的至少一者的功能。作为通知部70，例如能够使用发光二极管(led)等灯或蜂鸣器等。通知部70只要设置于不妨碍将传感器区域15按压于被测物的操作的部位，则可以设置于任何部位。在通知部70是以灯等视觉进行识别的装置时，优选设置于在将传感器区域15按压于被测物的状态下容易视觉辨认的部位。
[0095]
处理部60进行向通知部70通知在第1处理中求出的压力及在第2处理中判定的判定结果中的至少一者的处理。
[0096]
第1处理例如为根据压电膜20检测出的振动信号及与通过压力传感器30检测出的按压压力有关的数据，求出能够检测振幅成为最大的振动信号的按压压力的处理。用户将听诊器3的传感器区域15按压于皮肤，并且逐渐改变按压压力，从而暂时将听诊器离开皮肤。处理部60根据变化的按压压力与各按压压力下的振动信号的关系，求出振幅成为最大的按压压力(最佳压力)。之后，在用户再次逐渐按压听诊器3并增强按压压力的同时按压皮肤时，在成为最佳压力的时刻，处理部60在通知部70中例如通过使灯发光、使灯的颜色变化或发出声音等，向用户通知是最佳压力。由此，用户能够在以最佳压力将听诊器与皮肤接触的状态下，测量心音等生物体声音。
[0097]
第2处理例如是根据与压力传感器30检测出的按压压力有关的数据，判定其按压压力是否在作为数据预先设置于储存装置等的适当的按压压力范围内的处理。在判定为用户将听诊器3的传感器区域15按压于皮肤的状态的按压压力在适当的按压压力范围内的情况下，处理部60在通知部70中通过使灯发光、使灯的颜色变化或发出声音等，向用户通知是适当的按压压力。由此，用户能够在以适当的按压压力将听诊器与皮肤接触的状态下，测量心音等生物体声音。作为按压压力，优选1kpa至25kpa左右。
[0098]
另外，根据心音、呼吸音、血管音或肠音等成为测量对象的声音而适当的按压压力不同。因此，优选构成为针对作为各测量对象的每个声音预先具备适当的按压压力范围的数据，供用户在测量时指定测量对象。
[0099]
压电膜20在以强的按压压力按压的状态下无法得到足够的位移，因此振动信号的振幅变小，其结果声音变小。并且，在以弱的按压压力按压的状态下，不会发生足够的位移，因此声音仍然变小。因此，需要以适当的压力进行测量。根据本听诊器3，用户可以通过通知部70容易确认是否处于以适当的按压压力按压的状态，因此没有专业技能的人也能够以高的sn比进行测量，因此更优选。
[0100]
压电膜20虽适合测量如振动那样的动态压力，但不适合测量如按压听诊器来听声音时的按压压力那样的静态压力，因此如本实施方式的听诊器3，优选具备额外的静态压力传感器30。
[0101]
但是，压电膜20只要具有约1hz以上的压力变化，则能够检测出，因此，即使不像听诊器1那样具备压力传感器30，仅是压电膜20也可以设成为检测与按压压力有关的数据的结构。听诊器1的结构中可以具备与听诊器3的处理部60相同的处理部，并构成由处理部从压电膜20获取振动信号和与按压压力有关的数据这两样。
[0102]
如上所述，本听诊器3中能够感测压力并向用户传达适当的压力范围，由此能够感测准确的声音。若有压力感测功能，则在远程诊断中患者本人将听诊器放在身体上时，也能够获取适当的数据，由此医生可以做出适当的指示。
[0103]“第4实施方式的听诊器”[0104]
图8是本发明的第4实施方式的听诊器4的示意图。并且，图9是示出包含听诊器4的电子听诊装置101的结构的框图。
[0105]
听诊器4中，代替缓冲材料将加压空气54填充于压电膜20与支撑台10之间的空间50。压力传感器35在将压电膜20按压于皮肤表面时，检测压电膜20与压力传感器35的空隙内的空气被压缩而引起的压力发生变化。因空气被压缩引起的压力变化与压电膜20的按压压力的变化对应。如上所述，在本公开的技术中听诊器具备压力传感器的情况下，压力传感器只要是直接或间接地测量压电膜20的按压压力的装置即可。
[0106]
本实施方式的听诊器4不具备处理部。但听诊器4以能够进行数据的通信的方式与外部的处理装置100连接。听诊器4与处理装置100的连接方式可以是无线也可以是有线。电子听诊装置101以包含听诊器4及处理装置100的方式而构成。另外，将第3实施方式的听诊器3与处理装置100连接使用，当然也是可以的。
[0107]
压电膜20检测出的振动信号、与压力传感器35检测出的按压压力有关的数据从听诊器4输出到处理装置100。压电膜20检测出的振动信号可以是用听诊器4转换成音信号而输出的结构，也可以是作为波形输出到设置于处理装置100的显示器的结构。
[0108]
处理装置100可以由嵌入有规定应用的智能手机、平板计算机或个人计算机等构成。
[0109]
在处理装置100中，对听诊器4输出的数据利用运算电路或程序去除噪声，也能够通知用户能够以sn比高的最佳的压力值进行测量。若处理装置100侧具备这种通知功能，则听诊器4不具备通知部70也可以。
[0110]
处理装置100具有与设置于第3听诊器3的处理部60相同的功能。即，处理装置100进行第1处理及第2处理中的至少一个处理，所述第1处理为求出通过压电膜20检测的振动信号的振幅成为最大的对被测物的按压压力，所述第2处理为判定对被测物的按压压力是否适当。并且，使通知部70通知在第1处理中得到的压力及按压压力是否适当。在此，第1处理及第2处理与在设置于第3听诊器3的处理部60进行的第1处理及第2处理相同，因此能够得到与第3听诊器3的情况相同的效果。
[0111]
并且，也可以使在处理装置100中记录日常测量中的生物体声音的振动信号及与能够得到最大的振动信号的最佳压力有关的数据等。也可以通过最佳压力的变化而诊断身体的变化，例如身体的肿胀等。
[0112]
另外，处理装置100可以是，获取在用户进行一边慢慢改变按压压力，一边将听诊器的传感器区域按压于皮肤并将听诊器离开皮肤的动作的期间连续测量到的振动信号和与按压压力有关的数据，并抽取振动信号的振幅最大的数据及与检测到该振动信号时的压
力有关的数据进行记录的装置。这种情况下，在处理装置100中，不进行上述第1及第2处理也能够获取良好的sn比的信号。
[0113]“第5实施方式的听诊器”[0114]
图10是本发明的第5实施方式的听诊器5的平面示意图及剖面示意图。
[0115]
听诊器5在检测部12具备心电图测量用电极26。本实施方式的听诊器6中，心电图测量用电极26设置于与压电体层22的第2电极25相同的表面。这种情况下，优选心电图测量用电极26和第2电极25由图案化电极层构成。这里的图案化电极层是指通过对在同一工序中形成的电极层进行图案化而形成的电极层。。通过在压电体层22上形成相同的电极层并且进行图案化，能够同时形成第2电极25和心电图测量用电极26及它们的布线25a、26a。本实施方式中，具备配置成大致正三角形的3个心电图测量用电极26，但是心电图测量用电极26为2个以上即可，也可以具备4个以上。另外，图10中省略了检测生物体声音的检测电路。听诊器6中，除了生物体声音检测用检测电路以外，还具备心电图测量用检测电路(未图示)。另外，如图10所示，支撑台10的形状可以为在与压电膜20对置的部分具备凹部的形状。
[0116]
通过具备心电图测量用电极26，能够测量心率的的同时进行心电的测量。能够同时测量多个数据，因此能够减轻对患者的检查的负担。
[0117]
心电图测量用电极26并不限定于由能够与第2电极25同时制作的图案化电极层构成，可以在除了检测部12的传感器区域15以外的部分另行形成。并且，心电图测量用电极26可以经由设置于第2电极25上的保护层设置于具备第2电极25的表面侧。
[0118]“第6实施方式的听诊器”[0119]
图11是本发明的第6实施方式的听诊器6的剖面示意图。
[0120]
听诊器6与第5实施方式的听诊器5相同地，在检测部12具备心电图测量用电极29。压电膜20及心电图测量用电极29的结构与第6实施方式的听诊器6的结构不同。本实施方式的听诊器6中，具备图3b所示的，在第1电极24及第2电极25的表面分别具有保护层27、28的压电膜20。而且，心电图测量用电极29设置于具备压电膜20的第2电极25的表面侧的保护层28的表面。具备心电图测量用电极29，因此与第5实施方式的听诊器5相同地，能够测量心率的同时进行心电的测量。由于能够同时测量多个数据，因此能够减轻对患者的检查的负担。另外，由于具备具有保护层27、28的压电膜20，因此起到耐久性高的效果。
[0121]
第3～第6实施方式的听诊器3～6中，也能够设为具备设置于第2实施方式的听诊器2的用于屏蔽外部声音的隔音用弹性部件55等隔音部件的结构，通过具备隔音部件能够抑制来自外部的噪声，因此优选。
[0122]“确认试验例”[0123]
图12是使用图6所示的第3实施方式的听诊器3测量心率而获取的数据。图12的a是以低于适当的按压压力的压力将压电膜按压于生物体的状态下进行测量时的数据，图12的b是以适当的按压压力按压的状态下进行测量时的数据，图12的c是以高于适当的按压压力的压力按压的状态下进行测量时的数据。在本例子中，适当的压力为约3kpa。但是，适当的压力也随着听诊器的大小、压电膜的凸的形状及弯曲的曲率等而不同。
[0124]
如图12的b所示，可知通过以可得到最大振幅的按压压力获取信号，能够清晰地测量心率的1声音、2声音。另一方面，如图12的a所示，若以低于适当的按压压力的压力获取信号，则与使用适当的压力的情况相比，成为信号振幅相对较少且噪声成分相对较多的波形
数据。认为这是因为测量面未与体表面充分接触。并且，如图12的c所示，若以高于适当的按压压力的压力获取信号，则与压力低的情况相同地成为噪声成分较多的波形数据。
[0125]
如图12所示，可知通过以适当的按压压力将本公开的听诊器按压于皮肤，能够以非常高的sn比获取生物体声音。
[0126]
符号说明
[0127]
1、2、3、4、5、6
‑
听诊器，10
‑
支撑台，12
‑
检测部，15
‑
传感器区域，20
‑
压电膜，22
‑
压电体层，22a
‑
基质，22b
‑
压电体粒子，24
‑
第1电极，25
‑
第2电极，25a
‑
布线，26、29
‑
心电图测量用电极，26a
‑
布线，27、28
‑
保护层，30、35、130
‑
压力传感器，32
‑
主体部，34
‑
支撑部，40
‑
检测电路，50
‑
空间，52
‑
缓冲材料，54
‑
加压空气，55
‑
隔音用弹性部件，60
‑
处理部，70
‑
通知部，90
‑
生物体，100
‑
处理装置，101
‑
电子听诊装置。