CN103417240B - 生理信号感测结构及其听诊器以及其制造方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开一种生理信号感测结构及包括所述生理信号感测结构的听诊器及其制造方法。此生理信号感测结构包括一软性基板、一压电感应层以及一阻尼结构。所述压电感应层配置于软性基板上，其中压电感应层包括一第一侧面与一第二侧面，其中第二侧面面向软性基板，而压电感应层以一曲率弧度弯曲，而以第一侧面向外。所述阻尼结构配置于软性基板与压电感应层之间。在一例子中，还包括一放大震幅结构，配置于压电感应层在第一侧面的曲面区域上，与曲面区域弧度的一顶部区域接触或不接触。

Description

生理信号感测结构及其听诊器以及其制造方法

技术领域

本发明涉及一种感测器，且特别是涉及一种感测生理信号的生理信号感测器及应用于听诊器。

背景技术

近几年，随着物质生活的提升，人们对于健康问题的意识也渐渐地抬头。由于大多数民众对于自己的身体状态或是环境状态经常后知后觉，而忽略身体所发出的警讯。因此为了让一般民众能够就近观察自身的生理状况，已陆续出现各式各样的测量器材。如此一来，一般民众便能够经由各种测量器材来监视自己体内的生理变化，而能够即时查觉自身的健康状况是否已亮起红灯，进而注意自己的体能以及作适当的调整。

目前对于健康状况的生理信号的监测数据中，对于心音(Heart Sound)与肺音(Lung Sound)的监测是重要的考量因素。心音是一种声音信号(Acoustic Signal)，在心脏的心动周期中，由于心肌的收缩和舒张、瓣膜启闭、血流冲击心室壁和大动脉壁及形成湍流等因素引起的振动，通过周围组织传播到胸壁，用听诊器在胸壁一定部位，所听到的声音称为心音。心音属于低频的声音，因此需要靠听诊器协助才能听到，心音的形成和心脏跳动时的变化有关，所以可以用来判断心脏是否正常。

而肺音(Lung Sound)也是一种声音信号，其声音发生机制，主要是由于肺叶中的肺泡(Alveolus)欲行气体交换，使空气中的氧气被人体吸收以维生，同时把人体中的二氧化碳排出体外，肺部进行扩张与收缩的动作，带动气流运动，再由呼吸道中的气流振动呼吸道而产生声能。经相关研究证实，肺音的声能强度与呼吸道中的气体流速（Air Flow Rate）有关，而肺音频率分布则与呼吸道的张力有关。肺音信号的分布频率相当广，约由100到2000Hz左右，又依测量部位的不同而有频谱上的不同。

在现有技术领域中，判别心音的范围在10Hz~1kHz有其特征的意义存 在，例如在低频的范围中(15-400Hz)所得到的信号，可以用来判断心脏是否正常。而这些信号可以通过专业医师利用听诊器的听诊(Auscultation)或是通过监测装置的麦克风或是微机电系统（Micro-Electro-Mechanical Systems，MEMS）进行感测而取得例如心音图(phonocardiogram，PCG)而让医师进行判断。

然而，不论是传统的听诊器(Stethoscopes)或是传统的麦克风进行监测，都必须考虑声音在传输过程中可能造成影响的各种不同因素。若是未将这些因素列入考虑，将造成部分音频的衰减或甚至消失，这恐怕会造成医师的误判。

在其中一个考量的因素中，则是考量感测装置的有效频率响应范围，例如上述提到心音的范围是在10Hz到1kHz，但若是使用传统的感测装置，例如麦克风，其频率响应的范围为50Hz~20kHz，而微机电系统麦克风的频率响应为100Hz~20kHz。这将造成感测心音的范围中，部分重要的低频声音会有所遗漏或衰减。

另外，在其中一个因素中，则是考量声音传输过程的不同声阻效应。空气的声阻抗约344kg/m²s，人体肌肉的声阻抗约1.6x10⁶kg/m²s。因此，心音或是肺音在传输到感测的麦克风过程中，因为声阻的差异甚大，将无法直接地通过空气传递到麦克风，使用上也无法直接测量到心音的低频响应。而传统的电子听诊器，考虑身体与空气的阻抗匹配问题，因此采用一个巨大的空腔集音装置，通过密闭空腔的震幅去放大低频信号，再经由麦克风感应。这种设计造成传统电子听诊器的体积无法缩小的主要原因。

发明内容

为解决上述问题，本发明提供一种生理信号感测结构，其包括一软性基板、一压电感应层以及一阻尼结构。所述压电感应层配置于软性基板上，其中压电感应层包括一第一侧面与一第二侧面，其中第二侧面面向软性基板，而压电感应层以一曲率弧度弯曲，而以第一侧面向外。所述阻尼结构配置于软性基板与压电感应层之间。

本发明还提出一种听诊器，包括多个生理信号感测结构。每一生理信号感测结构包括一软性基板、一压电感应层以及一阻尼结构。所述压电感应层配置于软性基板上，其中压电感应层包括一第一侧面与一第二侧面，其中第 二侧面面向软性基板，而压电感应层以一曲率弧度弯曲，而以第一侧面向外。所述阻尼结构配置于软性基板与压电感应层之间。

在多个实施例其中之一的生理信号感测结构或听诊器中，更包括一放大震幅结构，配置于压电感应层在第一侧面的曲面区域上，与曲面区域弧度的一顶部区域接触或不接触。

本发明另提出一种生理信号感测器的制作方法，其制作方法包括提供压电感应片与模具，其中模具具有波状面；软化压电感应片并使其紧贴于波状面；固化压电感应片；将压电感应片固定于软性基板。

在多个实施例其中之一的生理信号感测器的制作方法，在固化压电感应片之后，将阻尼材料配置于软性基板上；将压电感应片固定于软性基板上，而在软性基板与压电感应片的曲面区域之间形成一阻尼结构。

为让本发明的上述特征和优点能更明显易懂，下文特举实施例，并配合所附附图作详细说明如下。

附图说明

图1为本发明的一实施例的生理信号感测结构示意图；

图2为弧形的压电感应层受力方向与压电方程的关系的示意图；

图3A~图3C为本发明实施例的不同曲度的压电感应层的示意图；

图3D与图3E为本发明实施例的压电感应层平放于平面下的情况下，当受到垂直应力时会产生的电动势示意图；

图3F为本发明实施例的具有曲率弧度弯曲的压电感应层压电感应层当受到垂直应力时会产生的电动势示意图；

图3G为本发明实施例以曲率弧度弯曲而侧面向外的压电感应层侧视示意图；

图4为本发明的另一实施例的听诊器的示意图；

图5A为本发明实施例的具弧形结构压电感应层制作方法示意图；

图5B为本发明实施例的生理信号感测结构制作方法的步骤流程图；

图5C为本发明另一实施例的生理信号感测结构制作方法的步骤流程图；

图6为本发明一实施例的生理信号感测结构示意图。

主要元件符号说明

100：生理信号感测器

110：软性基板

120：压电感应层

122：边缘区域

124：曲面区域

126：顶部导电层

127：底部导电层

128：压电材料层

130：阻尼结构

140：胸腔

310、330：压电感应层

320：载体

330a：曲面区域

400：听诊器

410：生理信号感测结构

412、414：导电层

416、418：电连接线路

420：信号处理装置

422：信号放大单元

424：信号处理单元

426：无线传输单元

430：信号处理装置

432：无线传输单元

434：信号处理单元

501：模具

502：压电感应片

503：波状面

600：软性听诊器结构

602：生理信号感测结构

610：软性基板 

620：压电感应层

622：边缘区域

624：曲面区域

630：阻尼结构

640：支撑体

650：放大结构

652：第一表面

654：第二表面

656：突出部

660：胸腔

S510、S520、S530、S540：步骤

具体实施方式

在现今医疗照护的趋势下，若能有效的制作出一种可携式的生理信号感测结构，将可以经由多通道信号处理模块和无线技术模块，将信号传递到可携式电子生理信号感测结构，可更有效的判读人的生理资讯。

在本发明揭露的内容中，提出一种薄型软性的生理信号感测结构，此生理信号感测结构可以与皮肤接触。由于接触皮肤的部分是由与肌肉的声阻系数接近的软性材料，例如包括塑胶材料等，因此，人体的生理信号，例如心音或肺音等，可以藉生理信号感测结构而有效地取得。

在本发明揭露内容中所提出薄型软性的生理信号感测结构，在多个实施例其中之一，包括具弯曲幅度的压电感应层、软性基板、以及配置于压电感应层与软性基板之间的阻尼结构。压电感应层配置于软性基板上。压电感应层至少包括一曲面区域及一边缘区域，此压电感应层包括一第一侧面与一第二侧面，此第二侧面面向软性基板，而压电感应层的曲面区域以一曲率弧度弯曲，并以第一侧面向外。

此包括一定弯曲幅度曲面区域的压电感应层，在此实施例中，可以将第一侧面的一部分贴着感测者的皮肤表层。当身体内生理信号的声音，例如心音或肺音，到达皮肤表层时，此声音震幅将推动压电感应层，并经由生理信号感测结构将震幅放大，以便据以感测取得身体内的生理信号。

此阻尼结构可以设置在压电感应层与软性基板之间，阻尼材料包括空 气、泡棉或是软性塑胶等材料。与此等效的阻尼结构材料均在本发明精神所保护的范畴。

在本发明揭露内容中所提出薄型软性的生理信号感测结构，在又一实施例中，包括具弯曲幅度的压电感应层、软性基板以及配置于压电感应层与软性基板之间的阻尼结构外，更包括放大震幅结构，放置在具弯曲幅度的压电感应层面对所述软性基板的另一面，并与此压电感应层接触。放大震幅结构与面对压电感应层的另一侧面，以平面的方式紧贴着感测者的皮肤表层。放大震幅结构与压电感应层接触的方式，在一实施例中，则是例如放大震幅结构包括一凸起结构，接触在具弯曲幅度的压电感应层。当身体内生理信号的声音，例如心音或肺音，到达皮肤表层时，此声音震幅将推动此放大震幅结构。而放大震幅结构则是将此声音利用例如此凸起结构传向压电感应层，可将传输的声音震幅放大，以便据以感测取得身体内的生理信号。

在本发明揭露的内容中所提出的生理信号感测结构多个实施例，可以例如通过机械式震幅放大结构将心音的震幅放大，有效将低频信号放大，并把震动集中传递到压电感应层。具有一定弯曲幅度的压电感应层，例如具弧形结构的压电感应层，可以有效的撷取低频的振动。

在本发明揭露的内容中，提出一种软性听诊器，包括多个生理信号感测结构排列而成，其分布可以是以一规则性的阵列排列，或是以不规则排列的方式布局于同一平面上。此由多个生理信号感测结构排列而成的结构，可以扩大生理信号的感应区域。

在本发明揭露的内容中所提出薄型软性的生理信号感测结构或是软性听诊器，可用于例如心音或肺音的测量，并且可以提高讯杂比，加上整体结构简单，电路简易，因此归纳在本发明提出的多个实施例中，可以达到具有低成本、高感度、低频响应良好和部分或全部可挠化的特点。

在本发明揭露的内容中，进一步提出一种制造生理信号感测结构的方法，在多个实施例其中之一，此制作方法包括提供压电感应片与模具，其中此模具包括一波状面。将压电感应片加热软化后，使其紧贴于模具的不连续波状面上。接着将压电感应片冷凝固化之后，形成外形包括一或多个弯曲幅度的压电感应层，再将具弧形结构的压电感应层固定于软性基板上。

在本发明揭露的内容中，进一步提出一种生理信号感测器的制作方法，包括提供压电感应片与模具，其中此模具包括一波状面。将压电感应片加热 软化后，使其紧贴于模具的不连续波状面上。接着将压电感应片冷凝固化之后，形成外形包括一或多个弯曲幅度的压电感应层。在固化压电感应片之后，将阻尼材料配置于软性基板上。将压电感应片固定于软性基板上，而在软性基板与压电感应片的曲面区域之间形成一阻尼结构。

为更明了此揭露内容，以下以多个实施例其中之一作为实施的范例进行说明。

图1为绘示说明本发明一实施例的生理信号感测结构示意图。请参照图1，在本实施例中，软性听诊器100包括多个生理信号感测结构102，排列在一平面或平板上，例如在同一整片式的软性基板110上。在一实施例中，可以采用阵列方式排列布局。而每一生理信号感测结构102中，可以包括一部分的软性基板110、压电感应层120以及阻尼结构130。

软性基板110可贴附在待测使用者的身体，以适应不同的身体外型，以便让位于软性基板110上的一或多个生理信号感测结构102能与身体贴合，以取得感测的信号。而软性基板110上增添一层粘性胶带或小吸盘，即可无缝地与身体贴合。

压电感应层120外形为具有一或多个弯曲幅度的弧形结构，亦即具有弯曲幅度的弧形结构突出于软性基板110的表面并配置于软性基板110上，在一实施例中，可采用粘贴的方式配制。压电感应层120具有一凸面向外，而凹面则是面对软性基板110。此压电感应层120至少包括一曲面区域及一边缘区域，该压电感应层包括一第一侧面与一第二侧面，该第二侧面面向该软性基板，而该压电感应层以一曲率弧度弯曲，而以该第一侧面向外。压电感应层120的具有弯曲幅度的弧形结构包括曲面区域124及边缘区域122。曲面区域124位于压电感应层120向外的凸面区域，而边缘区域122则是贴覆在软性基板110上。此压电感应层120包括一第一侧面与一第二侧面，其中第二侧面面向软性基板110，而在第一侧面则是包括曲面区域124，以一曲率弧度弯曲向外。在一实施例中，在压电感应层120的第一侧面与第二侧面包括两层的导电层，而在两层导电层之间为一压电材料层，例如图中所示的顶部导电层126、底部导电层127以及介于其中的压电材料层128。压电材料层128的材质包括压电材料（Piezoelectric material），例如高分子聚合物、无机材料、电致动高分子或是高分子聚合物与无机材料的组合体等等的复合材料。举例来说，高分子聚合物为聚偏氟乙烯(Polyvinylidene Fluoride， PVDF)、偏聚二氯乙烯等，而无机材料可以是二氧化硅、二氧化钛、锆钛酸铅(PZT)、钛酸铅(PT)、钛酸钡(BaTiO3)等。由于压电材料层128的材质种类繁多，凡是能使用于本发明的压电材料层128的材料均属本发明所保护的范畴。顶部导电层126以及底部导电层127为超薄导电膜或是导电层，可通过沉积制作工艺、印刷制作工艺或其他方式形成于压电材料层128的两侧表面。顶部导电层126以及底部导电层127的材料可以是导电材料或是金属材料，例如镍、银、铜或其合金等等。

阻尼结构130配置于软性基板110与压电感应层120之间的空间。阻尼结构130的材质可以是空气，泡棉或软性塑胶等等，用以调整压电感应层120的低频响应。

接着，底下将进一步说明生理信号感测结构102的原理。

当生理信号感测结构102粘贴于使用者的胸腔140时，可同时以多点式粘贴于使用者的胸腔140上，以撷取使用者身上多个位置的生理信号，例如心脏跳动的声音(以下称为心音)。由于身体的声阻抗约为1.6x10⁶kg/m²s，所以选择具有与身体声阻抗大致上同一等级(order)的材料，作为压电感应层120的材料，以便能够使其阻抗匹配，得以有效地将心音震幅的能量传递到压电感应层120。

接着当身体内的心音震幅到达皮肤表层时，心音震幅会推动具弧形结构的压电感应层120的曲面区域124，会产生所谓的压电现象。由于曲面区域124位于压电感应层120向外的凸面，因此，弧形结构的压电感应层120，在不同曲度下受到一样垂直应力下所产生的电动势会有所不同。也就是感应电动势的大小与压电感应层120的曲率相关。本实施例中的压电感应层120，通过弧形的结构设计，能够将纵向的压力波转移到横向的压电感应层产生对应的变形，运用压电感应层120的横向感度优于纵向感度的特点，能够更有效得撷取低频生理信号的振动。底下举一实施例进行说明。

若身体肌肉的声阻抗约为1.6x10⁶kg/m²s，而空气的声阻抗为344kg/m²s，则声音从人体内部经过肌肉(假设阻抗为Z1)往外经过空气(Z2)传送时，

则传递时的反射率R为

$R={\left(\frac{Z_1-Z_2}{Z_1+Z_2}\right)}^2=99.88\%$

由于传递介质两者的阻抗差异太大，甚至超过几个等级(Order)，因此， 会造成传递过程的信号衰减。

而若是根据本实施例，选择具有与身体声阻抗大致上同一等级(order)的材料，作为压电感应层的材料，例如选择2250(m/s)×1740(kg/m³)=3.9x10⁶(kg/m²s)的材料，则传递时的反射率R为

$R={\left(\frac{Z_1-Z_2}{Z_1+Z_2}\right)}^2=17.5\%$

也就是声音从人体内部经过肌肉往外经过本实施例与身体声阻抗大致上同一等级的压电感应层的材料，则反射回身体的比率约为17.5%，而入射到压电感应层的比率约为82.5%。

这样的设计，便能够使其阻抗匹配，得以有效地将心音震幅的能量传递到压电感应层。

上述压电感应层120所产生的压电现象(piezoelectricity)，是在某些晶格构造的物质之中，因机械性压力所产生的电气或电极化的现象，意即压电效应是一种特定材料于其遭受到一扭转作用力而将会产生电极化（electrical polarization）、并在随后产生电动势（electromotive force,EMF）的现象。压电效应(piezoelectric effect)也具有一种逆向的能量转换作用，可将机械性的应力转换为电气能量，此种反向的压电效应(converse piezoelectric effect)有时被称为是电伸缩现象(electrostriction effect)，分别可被视为是机械能与电能之间的来回转换现象的压电效应与反压电效应。目前已各被广泛应用于多种诸如振动检测，以及音波产生等等的用途之中。应用于振动检测用途中，可有各式各样的压电感应子(piezoelectric sensors)，而应用于信号产生者，则如各种压电致动器(piezoelectric actuators)。

上述实施例的压电材料层128包括聚偏氟乙烯(PVDF)材料。可用以形成感应部分的其他材料可包括偏二氟乙烯的化合物。此材料的偏二氟乙烯重量百分比是75%左右的压电共聚物。上述压电材料层128所包括的PVDF材料的韧性及弹性以及其压电特性，其可用于产生良好的测量效果。此外，PVDF为便宜而最常用的商业压电聚合物，且具有相对不受综合条件所影响的特性。也可使用其他压电材料，诸如聚亚乙烯基二氰及其共聚物；聚氯乙烯；芳香族聚酰胺（奇数尼龙）；具有三氟乙烯（P[VDF-TrFE]）、四氟乙烯 （P[VDF-TFE]）以及六氟丙烯（P[VDF-HFP]）的PVDF共聚物；混合聚甲基丙烯酸甲酯（PMMA）的PVDF；聚氟乙烯；聚醋酸乙烯酯；以及铁电性液晶聚合物等等。但不以本实施例为限。

接下来，将进一步说明本发明内容实施例中所提出具有弧形结构设计的压电感应层的作动原理说明。图2为绘示弧形的压电感应层受力方向的示意图，如图由方向3施加压力于弧形结构顶端处，在施压后往方向1产生变形。在本实施例中，压电感应层的压电材料的压电方程式，可参照如下列的压电方程式(a)

S(T,E)=[s^E][T]+[d][E]    (a)

其中，S为应变矩阵；T为材料所承受的应力矩阵(N/m²)；E为电场矩阵，在此表示为受压力后所产生的感应电场；s^E为柔度矩阵(m²/N)，以聚偏氟乙烯(PVDF)压电材料而言，此材料为一种等向性材料，其矩阵参数与本身材料的机械材料参数有关；[d]为压电参数矩阵。

在此实施例中，以由方向3向下施加压力于弧形结构顶端处，在施压后往方向1产生变形。

根据压电方程式(a)，可得底下的方程式式(b.1)：

$\left[\begin{array}{c}{S}_1\\ S_2\\ S_3\\ S_4\\ S_5\\ S_6\end{array}\right]=\left[\begin{array}{cccccc}{s}_{11}& s_{12}& s_{13}& s_{14}& s_{15}& s_{16}\\ s_{21}& s_{22}& s_{23}& s_{24}& s_{25}& s_{26}\\ s_{31}& s_{32}& s_{33}& s_{34}& s_{35}& s_{36}\\ s_{41}& s_{42}& s_{43}& s_{44}& s_{45}& s_{46}\\ s_{51}& s_{52}& s_{53}& s_{54}& s_{55}& s_{56}\\ s_{61}& s_{62}& s_{63}& s_{64}& s_{65}& s_{66}\end{array}\right]\left[\begin{array}{c}{T}_1\\ T_2\\ T_3\\ T_4\\ T_5\\ T_6\end{array}\right]+\left[\begin{array}{ccc}{d}_{11}& d_{21}& d_{31}\\ d_{12}& d_{22}& d_{32}\\ d_{13}& d_{23}& d_{33}\\ d_{14}& d_{24}& d_{34}\\ d_{15}& d_{25}& d_{35}\\ d_{16}& d_{26}& d_{36}\end{array}\right]\left[\begin{array}{c}{E}_1\\ E_2\\ E_3\end{array}\right]---(b.1)$

由于本实施例采用的材料为聚偏氟乙烯(PVDF)压电材料。此材料为一种等向性材料，其矩阵参数与本身材料的机械材料参数有关，因等向性材料在柔度矩阵中，有矩阵对称的特性，故可将矩阵由式(b.1)简化为式(b.2)。而对 于压电参数矩阵[d]，因压电材料的独立参数为5个，加上聚偏氟乙烯(PVDF)的厚度极薄，所以压电参数d₁₅、d₂₄不易测得，所以假设为零。

$\left[\begin{array}{c}{S}_1\\ S_2\\ S_3\\ S_4\\ S_5\\ S_6\end{array}\right]=\left[\begin{array}{cccccc}{s}_{11}& s_{12}& s_{12}& 0& 0& 0\\ s_{12}& s_{11}& s_{12}& 0& 0& 0\\ s_{12}& s_{12}& s_{11}& 0& 0& 0\\ 0& 0& 0& s_{44}& 0& 0\\ 0& 0& 0& 0& s_{44}& 0\\ 0& 0& 0& 0& 0& s_{44}\end{array}\right]\left[\begin{array}{c}0\\ 0\\ T_3\\ 0\\ 0\\ 0\end{array}\right]+\left[\begin{array}{ccc}0& 0& d_{31}\\ 0& 0& d_{32}\\ 0& 0& d_{33}\\ 0& 0& 0\\ 0& 0& 0\\ 0& 0& 0\end{array}\right]\left[\begin{array}{c}0\\ 0\\ E_3\end{array}\right]---(b.2)$

其中：柔度矩阵的参数如(b.3)表示

$s_{11}=\frac{1}{Y},$ $s_{12}=\frac{-v}{Y},$ $s_{44}=\frac{2(1+v)}{Y}---(b.3)$

计算式(b.3)中，Y为杨氏系数(Young’s Modulus)以及ν为帕松比(Poisson’s Ratio)。

应变表示为：

S₁＝s₁₂T₃+d₃₁E₃    (c)

S₃＝s₁₁T₃+d₃₃E₃    (d)

S₂=S₄=S₅=S₆=0

在本实施例中，电场会沿者方向3产生，所以在方向1和方向2不会有电场产生，如计算式(b.2)。由计算式(c)与(d)显示得知，应变与感应电场以及压力成正比关系，并且其压电应变参数d₃₁远优于d₃₃，因此在受到方向3的压力时，如图2所示，弧形结构会沿者方向1变形，产生较大应变，而方向3则变形较小，其应变也较小，因此在方向1，可以产生较大的感应电场。因此，弧形结构的压电感应层，受到方向3的压力时，将会往方向1变形，可以得到较大的信号输出与感应能力。

进一步来说，请参照图3A~图3C，为绘示说明本发明实施例的不同曲度的压电感应层的示意图。图3A是说明压电感应层310平贴在载体320上， 并施以垂直压力的示意图。图3B是说明压电感应层310通过固定在载体320的两侧支撑结构，并施以垂直压力在压电感应层310的示意图。图3C是说明以一曲率弧度弯曲而凸面向外的压电感应层330，以边缘区域平贴于载体320上，而曲面区域330a则向外侧弯曲，而外力则是施于此曲面区域330a位置的示意图。在本发明的实施例中，从图3A~3C可知压电感应层在不同曲度下受到一样垂直应力下所产生的电动势如下说明。在进行下述说明前，首先，以有限元素法建构本实施例的数值分析计算模型，通过分析计算所得的结果比较，验证以弧形结构设计，可较平面结构设计增加心音听诊感测元件的灵敏度，获取较大的感应电动势。

在本实施例中所施加的垂直应力为70克重(为1Psi的压力，也就是英磅/每平方英吋)，而所使用的压电感应层的面积为1平方公分(cm²)，厚度为0.04毫米(mm)。

如图3D所示，若将压电感应层平放于平面下的情况下，当受到垂直应力时经数值分析计算得到例如约4.67E-12伏特大小的电动势。

另外，若将压电感应层的两端放置于两突起的支撑结构上(在此两支撑结构所突起的高度为一样高)(如图3B所示)，当受到垂直应力时，经数值分析计算得到-1.70E-10伏特大小的电动势，请参照图3E所示。

此外，如图3C所示，如果将压电感应层120的两端固定，中间区域呈现一弧形结构，当受到垂直应力时，经数值分析计算得到约为2.26E-07伏特大小的电动势，结果请参照图3F。由以上数据可知，图3F的压电感应层的形状比图3D的压电感应层的形状，所产生的电动势提高了五个等级(如10⁵，也就是超过千倍)。

请参照图3G，在一具弧形结构的压电感应层120，其上下表面则各有一层导电层。通过弧形曲率半径(κ)的变化，如下列的计算式：

曲率半径公式：κ＝[(L/2)²+(H)²]/2H

其中，L为压电感应层的弧形结构长度；H为压电感应层的弧形结构高度，而W为压电感应层的弧形结构深度，如上述公式所示，弧形曲率半径与弧形长度(L)以及高度(H)有关，故可通过改变弧形结构的长度以及高度，改变弧形结构的曲率半径，并可通过分析计算方式，建立弧形结构的长度、高度变化，使曲率半径改变，造成在弧形结构顶端受到相同施力时，所产生 的感应电动势的变化，其变化趋势如表一所示。从上述的设计中，可以探讨弧形结构的长度及高度的变化，导致其曲率半径变化，与所产生的感应电动势的关系，如下表一所示，由此找出较佳的设计参数范围。

表一：弧形结构曲率半径与感应电压

因此，本发明内容的实施例中所采用的压电感应层是通过弧形结构设计的压电感应层，能够将纵向的压力波转移到横向的压电感应层变形，运用压电感应层的横向感度优于纵向感度的特点放大压电感应的能力，能够更有效地撷取低频生理信号的振动。

在另一实施例中，图4为绘示说明本发明的另一实施例的听诊器示意图。

听诊器400包括多个生理信号感测结构410，排列在一平面上，例如在同一整片式的软性基板上。在一实施例中，可以采用阵列方式排列布局。生理信号感测结构410可以多个排列成阵列形状以形成听诊器400，用于来扩 大感应生理信号的区域。而其阵列排列的生理信号感测结构410的数量可以由设计者来决定，然其数量多寡皆不脱离本实施例的精神。

请再参照图4，当经过多个生理信号感测结构410感测取得生理信号时，会将其传送到后端的信号处理模块进一步处理并分析生理信号。在本实施例中，每一生理信号感测结构410的压电感应层的两导电层，例如图1所描述的压电感应层120两侧的顶部导电层126以及底部导电层127，经由电连接垫413与415分别电连接到软性听诊器400的两导电层412与414。而导电层412与414分别通过电连接线路416与418，连接到前级的信号处理装置420。由生理信号感测结构410所感应的信号经由连接线路416与418传到前级的信号处理装置420，信号处理装置420将感测取得的生理信号，通过无线的方式传送到后级的信号处理装置430。

在一实施例中，前级的信号处理装置420可以包括一信号放大单元422、信号处理单元424以及无线传输单元426。一信号放大单元422用以将多个生理信号感测结构410所感测的生理信号进行放大的处理，以利后端的信号处理。信号处理单元424则是用以将经过放大处理的生理信号进行信号的处理，以利传输。而通过无线传输单元426将资讯传送到后级的信号处理装置430。后级的信号处理装置430在一实施例中可以包括无线传输单元432与信号处理单元434。无线传输单元432用以接收经过放大处理与信号处理的生理信号，并传送到信号处理单元434进行生理状况的判读与显示。本实施例也可为有线传输信号。

请接着参照图5A与图5B。本发明中所提出生理信号感测结构的制造方法多个实施例其中之一。图5A为绘示说明本发明内容实施例的具弧形结构压电感应层制作方法示意图。图5B为绘示说明本发明内容实施例的生理信号感测结构制作方法的步骤流程图。

在多个实施例其中之一，关于生理信号感测结构的制造方法包括下列的步骤。首先，提供压电感应片502与模具501，其中模具501的一侧面包括不连续波状面503(步骤S510)，其波状面503的曲率可依设计者来决定，以便使生理信号感测结构能够敏感地撷取生理信号。利用例如加热而软化压电感应片502，并通过加压的方式，使其紧贴于波状面503上(步骤S520)。而后，经过例如冷却后可固化压电感应片502(步骤S530)，也就是说，在此阶段可使得压电感应片502成形为一具弧形结构的压电感应层。以及将压电感 应片502固定于软性基板上(步骤S540)。

在一实施例中，步骤S520包括抽出压电感应片502与波状面503之间的空气。使其呈现真空状态以便吸附压电感应片502于波状面503上，使压电感应片502形成多个具弧形结构的压电感应层。而在另一实施例中，步骤S520包括将压电感应片502压附于波状面503，意即利用模压方式使压电感应片502形成多个具弧形结构的压电感应层。

进一步来说，若要增加生理感测器的低频响应能力，更可将泡棉或软性塑胶填充于压电感应片及软性基板之间，以改善其低频响应的能力。请参照图5C，为绘示说明本发明另一实施例的生理信号感测结构制作方法的步骤流程图。图5C与图5B差异在于步骤S535与步骤S540’，而步骤S510、S520与S530与此实施例相同，不再冗述。在步骤S530中，经过固化后的压电感应片，成为包括多个具弧形结构的压电感应片。在步骤S535中，将阻尼材料配置于软性基板110上。在步骤S540’中，将压电感应片固定于软性基板上，而在软性基板与压电感应片的曲面区域之间形成一阻尼结构。上述的阻尼材料材质可以是泡棉或软性塑胶或空气等等，用以调整压电感应层的低频响应。

本发明揭露的内容所提出薄型软性的生理信号感测结构或是软性听诊器结构多个实施例其中之一，可包括放大震幅结构。当身体内生理信号的声音，例如心音或肺音，到达皮肤表层时，此声音震幅将推动此放大震幅结构。而放大震幅结构则是将此声音利用例如此凸起结构传向压电感应层，可将传输的声音震幅放大，以便据以感测取得身体内的生理信号。

在一实施例中，请参照图6说明。图6为绘示说明本发明内容一实施例的生理信号感测结构示意图。软性听诊器600包括一或多个生理信号感测结构602，在此针对单一生理信号感测结构602进行说明，而多个生理信号感测结构602可以阵列方式排列，同时感应生理信号。而生理信号感测结构602包括软性基板610、压电感应层620、阻尼结构630、支撑体640以及放大震幅结构。

在此实施例中，软性听诊器600增加了感测生理信号的放大震幅结构。在一实施例中，此放大震幅结构包括支撑体640及放大结构650。支撑体640配置于压电感应层620的边缘区域622上面。放大结构650周边配置于支撑体640上。放大结构650包括一主体，此主体具有一第一表面652及一第二 表面654，而且此主体在第二表面654的中间区域上包括一个突出部656的凸起结构。此突出部656与压电感应层620可与相接触，在另一实施例中，突出部656与压电感应层620可以不接触，但距离必须控制在当放大震幅结构震动时的震幅，能够让突出部656顶端与压电感应层620接触。

在使用时，放大结构650的第一表面652以平面的方式紧贴着感测者的皮肤表层，而第二表面654的突出部656靠近或直接接触具弯曲幅度的压电感应层620的曲面区域614的顶部区域。此接触方式可以以点的方式碰触或是以一定小面积的贴附接触。当身体内生理信号的声音，例如心音或肺音，到达皮肤表层时，此声音震幅将推动此放大结构650。而放大结构650则是将此声音利用突出部656传向压电感应层620，可将传输的声音震幅放大，以便据以感测取得身体内的生理信号。

突出部656可以利用例如网印凸点方式来制作，但不以此为限。而放大结构650的材质可以是任何与声阻抗与肌肉的声阻抗是在同一等级(order)或接近同一等级的材质皆可，例如塑胶等。此考量是为了在声音传播的过程中得到良好的阻抗匹配，能够将生理信号(如心音)中大部分的能量传递至软性听诊器结构600。

本发明内容中所提出薄型软性的生理信号感测结构或是软性听诊器，免除集音空腔的设计，可以将厚度降到毫米等级，适用于可携式的设计。而将心音信号直接压迫具有一定曲度的弧形外型的压电材料，可以达到低频1Hz的侦测。免去空腔结构的二次机械放大信号，可降低失真率。

本发明内容中所提出薄型软性的生理信号感测结构或是软性听诊器，可以达到可挠化与大面积阵列的设计，适于大量的生产与制造。

心音感测要有效的判别身理信号，需要达到0.1Hz~1kHz的范围，然后受限于物理的波长限制，因此传统集音器将会被设计具有一定的体积(公分等级)。因此，在设计感测器时，可达到结构的可挠化与皮肤的舒适贴合，单体的厚度可为毫米等级。本发明内容中所提出薄型软性的生理信号感测结构或是软性听诊器结构，可达到低频的心音侦测能力，可提升测量准确性，并达到可挠化。

虽然结合以上实施例说明了本发明，然而其并非用以限定本发明，任何所属技术领域中熟悉此技术者，在不脱离本发明的精神和范围内，可作些许的更动与润饰，故本发明的保护范围应以附上的权利要求所界定的为准。

Claims (26)

1.一种生理信号感测结构，包括：

软性基板；

压电感应层，配置于该软性基板上，其中该压电感应层至少包括曲面区域及边缘区域，该压电感应层包括第一侧面与第二侧面，该第二侧面面向该软性基板，而该压电感应层以一曲率弧度弯曲，而以该第一侧面向外；

阻尼结构，配置于该软性基板与该压电感应层之间；以及

放大震幅结构，其中该放大震幅结构包括支撑体与放大结构，该放大结构的周边配置于该支撑体上，且放大结构与该支撑体接触的侧面的中间区域与该压电感应层接触或是保持一预定距离。

2.如权利要求1所述的生理信号感测结构，其中该压电感应层包括顶部导电层、底部导电层以及介于其中的压电材料层。

3.如权利要求2所述的生理信号感测结构，其中该压电材料层包括聚偏氟乙烯(PVDF)或由聚偏氟乙烯(PVDF)所组成的材料。

4.如权利要求2所述的生理信号感测结构，其中该压电材料层包括一电致动高分子。

5.如权利要求1所述的生理信号感测结构，其中该阻尼结构的材质为空气、泡棉或软性塑胶。

6.如权利要求1所述的生理信号感测结构，其中该放大震幅结构配置于该压电感应层在该第一侧面的该曲面区域上方。

7.如权利要求6所述的生理信号感测结构，其中该支撑体配置在该压电感应层在该第一侧面的该边缘区域上。

8.如权利要求7所述的生理信号感测结构，其中该放大结构包括主体与突出部，其中，该主体包括第一侧面与第二侧面，其中该主体的该第一侧面为一平坦表面，而该突出部位于该主体的该第二侧面的中间区域，其中该突出部与该压电感应层接触或是保持该预定的距离。

9.如权利要求8所述的生理信号感测结构，其中该主体的材料包括塑胶。

10.一种听诊器，包括多个生理信号感测结构，其中每一该生理信号感测结构包括：

软性基板；

压电感应层，配置于该软性基板上，其中该压电感应层包括曲面区域及边缘区域，该压电感应层包括第一侧面与第二侧面，该第二侧面面向该软性基板，而该压电感应层以一曲率弧度弯曲，而以该第一侧面向外；以及

阻尼结构，配置于该软性基板与该压电感应层之间。

11.如权利要求10所述的听诊器，其中每一该生理信号感测结构包括顶部导电层、底部导电层以及介于其中的一压电材料层。

12.如权利要求11所述的听诊器，还包括第一信号处理装置，用以连接到该些生理信号感测结构的该些顶部导电层与底部导电层，取得感测的生理信号，并经放大处理产生对应的信号，传送到外部的一第二信号处理装置，据以判读该生理信号。

13.如权利要求12所述的听诊器，其中该第一信号处理装置包括无线传输单元，采用无线传输的方式传送该放大处理产生对应的信号到该第二信号处理装置。

14.如权利要求10所述的听诊器，其中该压电感应层包括顶部导电层、底部导电层以及介于其中的压电材料层。

15.如权利要求14所述的听诊器，其中该压电材料层包括聚偏氟乙烯(PVDF)或由聚偏氟乙烯(PVDF)所组成的材料。

16.如权利要求14所述的听诊器，其中该压电材料层包括电致动高分子。

17.如权利要求10所述的听诊器，其中该阻尼结构的材质为空气、泡棉或软性塑胶。

18.如权利要求10所述的听诊器，还包括放大震幅结构，配置于该压电感应层在该第一侧面的该曲面区域上方，而该放大震幅结构的一侧与该压电感应层接触或是保持一预定的距离。

19.如权利要求18所述的听诊器，其中该放大震幅结构包括支撑体与放大结构，其中该支撑体配置在该压电感应层在该第一侧面的该边缘区域上，而该放大结构的周边配置于该支撑体上，而该放大结构与该支撑体接触的侧面的中间区域与该压电感应层接触或是保持该预定的距离。

20.如权利要求19所述的听诊器，其中该放大结构包括主体与突出部，其中，该主体包括第一侧面与第二侧面，其中该主体的该第一侧面为一平坦表面，而该突出部位于该主体的该第二侧面的中间区域，其中该突出部与该压电感应层接触或是保持该预定的距离。

21.如权利要求20所述的听诊器，其中该主体的材料包括塑胶。

22.一种生理信号感测结构的制作方法，包括：

提供一压电感应片与一模具，其中该模具具有一波状面；

软化该压电感应片并使其紧贴于该波状面；

固化该压电感应片；以及

将该压电感应片固定于一软性基板。

23.如权利要求22所述的生理信号感测结构的制作方法，其中使该压电感应片软化并使其紧贴于该波状面的方法包括抽出该压电感应片与该波状面之间的空气。

24.如权利要求22所述的生理信号感测结构的制作方法，其中使该压电感应片并使其紧贴于该波状面的方法包括将该压电感应片压附于该波状面。

25.如权利要求22所述的生理信号感测结构的制作方法，其中在软化该压电感应片并使其紧贴于该波状面之后，而将该压电感应片固定于一软性基板之前，还包括

将阻尼材料配置在该软性基板上，以便在将该压电感应片固定于该软性基板时，将该阻尼材料行成于该压电感应片及该软性基板之间。

26.如权利要求25所述的生理信号感测结构的制作方法，其中该阻尼材料包括泡棉或一软性塑胶。