JP2019010497A - 振動センサー - Google Patents

振動センサー Download PDF

Info

Publication number
JP2019010497A
JP2019010497A JP2018039332A JP2018039332A JP2019010497A JP 2019010497 A JP2019010497 A JP 2019010497A JP 2018039332 A JP2018039332 A JP 2018039332A JP 2018039332 A JP2018039332 A JP 2018039332A JP 2019010497 A JP2019010497 A JP 2019010497A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
vibration
gel layer
vibration sensor
detection element
surface side
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
JP2018039332A
Other languages
English (en)
Inventor
邦夫 樋山
Kunio Hiyama
邦夫 樋山
夕輝 植屋
Yuki Ueya
夕輝 植屋
一郎 太箸
Ichiro Tahashi
一郎 太箸
鈴木　克典
Katsunori Suzuki
克典 鈴木
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Yamaha Corp
Original Assignee
Yamaha Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Yamaha Corp filed Critical Yamaha Corp
Priority to CN201880043742.9A priority Critical patent/CN110832293A/zh
Priority to PCT/JP2018/017076 priority patent/WO2019003621A1/ja
Publication of JP2019010497A publication Critical patent/JP2019010497A/ja
Priority to US16/727,992 priority patent/US20200141794A1/en
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01H—MEASUREMENT OF MECHANICAL VIBRATIONS OR ULTRASONIC, SONIC OR INFRASONIC WAVES
    • G01H11/00—Measuring mechanical vibrations or ultrasonic, sonic or infrasonic waves by detecting changes in electric or magnetic properties
    • G01H11/06—Measuring mechanical vibrations or ultrasonic, sonic or infrasonic waves by detecting changes in electric or magnetic properties by electric means
    • G01H11/08—Measuring mechanical vibrations or ultrasonic, sonic or infrasonic waves by detecting changes in electric or magnetic properties by electric means using piezoelectric devices
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
    • A61B5/02141—Details of apparatus construction, e.g. pump units or housings therefor, cuff pressurising systems, arrangements of fluid conduits or circuits
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/024—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate
    • A61B5/02438—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate with portable devices, e.g. worn by the patient
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/024—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate
    • A61B5/02444—Details of sensor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/103—Detecting, measuring or recording devices for testing the shape, pattern, colour, size or movement of the body or parts thereof, for diagnostic purposes
    • A61B5/11—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor, mobility of a limb
    • A61B5/1102—Ballistocardiography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/683—Means for maintaining contact with the body
    • A61B5/6832—Means for maintaining contact with the body using adhesives
    • A61B5/6833—Adhesive patches
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B7/00—Instruments for auscultation
    • A61B7/003—Detecting lung or respiration noise
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01L—MEASURING FORCE, STRESS, TORQUE, WORK, MECHANICAL POWER, MECHANICAL EFFICIENCY, OR FLUID PRESSURE
    • G01L1/00—Measuring force or stress, in general
    • G01L1/16—Measuring force or stress, in general using properties of piezoelectric devices
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01L—MEASURING FORCE, STRESS, TORQUE, WORK, MECHANICAL POWER, MECHANICAL EFFICIENCY, OR FLUID PRESSURE
    • G01L1/00—Measuring force or stress, in general
    • G01L1/16—Measuring force or stress, in general using properties of piezoelectric devices
    • G01L1/162—Measuring force or stress, in general using properties of piezoelectric devices using piezoelectric resonators
    • G01L1/167—Measuring force or stress, in general using properties of piezoelectric devices using piezoelectric resonators optical excitation or measuring of vibrations
    • G—PHYSICS
    • G10—MUSICAL INSTRUMENTS; ACOUSTICS
    • G10K—SOUND-PRODUCING DEVICES; METHODS OR DEVICES FOR PROTECTING AGAINST, OR FOR DAMPING, NOISE OR OTHER ACOUSTIC WAVES IN GENERAL; ACOUSTICS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • G10K11/00—Methods or devices for transmitting, conducting or directing sound in general; Methods or devices for protecting against, or for damping, noise or other acoustic waves in general
    • G10K11/02—Mechanical acoustic impedances; Impedance matching, e.g. by horns; Acoustic resonators
    • H—ELECTRICITY
    • H10—SEMICONDUCTOR DEVICES; ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H10N—ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H10N30/00—Piezoelectric or electrostrictive devices
    • H10N30/80—Constructional details
    • H10N30/88—Mounts; Supports; Enclosures; Casings
    • H—ELECTRICITY
    • H10—SEMICONDUCTOR DEVICES; ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H10N—ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H10N30/00—Piezoelectric or electrostrictive devices
    • H10N30/80—Constructional details
    • H10N30/88—Mounts; Supports; Enclosures; Casings
    • H10N30/883—Additional insulation means preventing electrical, physical or chemical damage, e.g. protective coatings
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A61B5/026—Measuring blood flow
    • H—ELECTRICITY
    • H10—SEMICONDUCTOR DEVICES; ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H10N—ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H10N30/00—Piezoelectric or electrostrictive devices
    • H10N30/30—Piezoelectric or electrostrictive devices with mechanical input and electrical output, e.g. functioning as generators or sensors
    • H10N30/302—Sensors
    • H—ELECTRICITY
    • H10—SEMICONDUCTOR DEVICES; ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H10N—ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H10N30/00—Piezoelectric or electrostrictive devices
    • H10N30/80—Constructional details
    • H10N30/85—Piezoelectric or electrostrictive active materials
    • H10N30/857—Macromolecular compositions

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Dentistry (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Multimedia (AREA)
  • Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
  • Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
  • Measuring Fluid Pressure (AREA)

Abstract

【課題】本発明は、Ｓ／Ｎ比が大きく、被検者に与える違和感が小さい振動センサーを提供することを課題とする。【解決手段】本発明の一態様に係る振動センサーは、シート状の圧電体３及びこの圧電体３の表裏に積層される一対の電極４，５を有する振動検出素子１と、振動検出素子１の生体表面に対向して配置される側に積層される裏面側ゲル層２とを備える。【選択図】図１

Description

本発明は、振動センサーに関する。
例えば心拍、脈波、血流音、呼吸音等の生体の内部で発生する振動（可聴域の音波振動に限定されず、非可聴域の低周波振動や超音波振動を含む）を測定又は観測することによって、例えば診断、健康管理等を行うことができる。なお、これら生体内部で発生する振動をまとめて「生体振動」という。生体振動の中で人体の脈波については、皮膚の中の動脈に光線を照射して反射光をセンサーで受光することで脈波形を測定する装置が実用化されている。しかしながら、この方法では、肌に対してのセンサーの設置のされ方が安定しない、高精度な光センサーを用意しなくてはならない、という問題がありきれいな脈波形を計測することは難しい。特に血流音は、心拍数だけでなく、血管や血液の状態を示す様々な情報を含んでいる。このため、肌へ直接貼付して各種の生体振動を直接検出できる振動センサーが望まれる。
生体の振動を検出する装置としては、例えば特開２００２−１７７２２７号公報に、感圧素子を手首に押圧し、振動を人体表面の圧力変化として検出する脈波検出装置が提案されている。この公報に記載される脈波検出装置は、感圧素子（圧電体）を手首表面に保持する断面視Ｃ型のクリップ板と、感圧素子とクリップ板との間に配置されて感圧素子を手首に押圧する空気袋と、感圧素子、クリップ板及び空気袋を保持し、手首に巻き付けられる布帯と、クリップ板から末梢側（遠位側）に延出して手首の動きを制限する屈曲板とを有する構成とされている。
前記公報に記載の脈波検出装置において、布帯によって感圧素子を保持して手首に押圧しているが、布帯が広い面積を有するため、この布帯には検出しようとする生体振動とは発生源が異なる別の生体振動や、外部の空気中を伝播する音波振動が伝導する。このような振動が伝導した布帯は、布帯が直接感圧素子に接触していない場合であっても、その振動が感圧素子を加圧する空気袋の外面を押圧し、空気袋の内圧を変化させることによって感圧素子にノイズを入力する。
また、前記公報に記載の脈波検出装置は、空気圧によって生体表面に感圧素子を押圧するため、被検者に不快感、時には痛みを与えることがあることから、長時間継続して使用することが忌避される。また、生体表面に感圧素子を押圧する脈波検出装置を用いると、不快感や痛みに起因する被検者のストレスによる影響、及び血管を強く圧迫することによる物理的影響によって、脈波が通常時と異なる波形となるおそれがある。
特開２００２−１７７２２７号公報
前記不都合に鑑みて、本発明は、Ｓ／Ｎ比が大きく、被検者に与える違和感が小さい振動センサーを提供することを課題とする。
前記課題を解決するためになされた本発明の一態様に係る振動センサーは、シート状の圧電体及びこの圧電体の表裏に積層される一対の電極を有する振動検出素子と、前記振動検出素子の生体表面に対向して配置される側に積層される裏面側ゲル層とを備える。
当該振動センサーは、前記振動検出素子の生体表面と反対の面側に積層される表面側ゲル層をさらに備えるとよい。
前記表面側ゲル層が平面視で前記振動検出素子の外側に延出しているとよい。
前記裏面側ゲル層及び表面側ゲル層が一体的に形成されているとよい。
当該振動センサーは、前記表面側ゲル層の表面側を被覆し、前記表面側ゲル層を表面側から押圧可能な被覆部、及びこの被覆部と生体表面とを接続する接続部を有するキャップを備えるとよい。
振動センサーにおいて、前記裏面側ゲル層の平均厚さとしては、０．２ｍｍ以上３．０ｍｍ以下が好ましい。
振動センサーにおいて、前記裏面側ゲル層が導電性を有し、前記一対の電極の一方と電気的に接続されてもよい。
本発明の一態様に係る振動センサーは、振動検出素子の生体表面に対向して配置される側に積層される裏面側ゲル層を備えるので、この裏面側ゲル層が生体表面に密着して振動検出素子を生体表面上に保持すると共に、生体内の音を効率よく振動検出素子に伝播させる。このため、当該振動センサーは、生体振動を効率よく電気信号に変換することができる。また、当該振動センサーは、裏面側ゲル層を生体表面に貼着することができるため、全体の投影面積を振動検出素子の投影面積と略等しくすることができる。これにより、当該振動センサーには雑音が伝わりにくいので、Ｓ／Ｎ比が大きくなる。
また、当該振動センサーは、裏面側ゲル層によって生体表面に貼着するので、生体を圧迫せず、自然な波形の生体振動を検出することができる。また、裏面側ゲル層は生体表面から剥がして貼り直した場合にも粘着力が低下しにくいため、当該振動センサーは、一旦剥がして位置調整をしたり繰り返し再利用する場合にも検出精度が低下しにくい。また、当該振動センサーは、比較的面積を小さくできるので、被検者に与える違和感が小さい。このため、当該振動センサーを用いることで、長時間の生体振動測定を行うことができる。
本発明の一実施形態に係る振動センサーを示す模式的断面図である。 本発明の図１とは異なる実施形態に係る振動センサーを示す模式的断面図である。 本発明の図１及び図２とは異なる実施形態に係る振動センサーを示す模式的断面図である。 図３の振動センサーの模式的平面図である。 本発明の図１〜図３とは異なる実施形態に係る振動センサーを示す模式的断面図である。 図５の振動センサーの模式的平面図である。 図５の振動センサーの製造方法で用いるゲル製ケーシングを示す模式的平面図である。 図７のゲル製ケーシングのＡ−Ａ線断面図である。 図７のゲル製ケーシングを用いた振動センサーの製造方法の音響整合剤の充填状態を示す模式的断面図である。 図７のゲル製ケーシングを用いた振動センサーの製造方法の振動検出素子の挿入状態を示す模式的断面図である。 図１〜図３及び図５とは異なる実施形態に係る振動センサーを示す模式的断面図である。 図１１の振動センサーの模式的平面図である。 参考実施形態に係る振動センサーを示す模式的断面図である。 本発明の図１〜図３、図５及び図１１とは異なる実施形態に係る振動センサーを示す模式的断面図である。
以下、適宜図面を参照しつつ、本発明の実施の形態を詳説する。
［第一実施形態］
図１に、本発明の一実施形態に係る振動センサーを示す。当該振動センサーは、例えば人、動物等の生体の表面に密接して配置され、生体内部の振動を検出するために用いられる。
当該振動センサーは、シート状の振動検出素子１と、この振動検出素子１の生体表面に対向して配置される側の面に積層される裏面側ゲル層２とを備える。本発明においては、生体表面に対向する側の面を「裏面」といい、これと反対側の面を「表面」という。
＜振動検出素子＞
振動検出素子１は、シート状の圧電体３及びこの圧電体３の表裏に積層される一対の電極４，５を有する。また、振動検出素子１は、一対の電極４，５の圧電体３と反対側の面を覆う一対のシールド層６，７と、生体表面と反対側（表側）に配置される電極４とシールド層６との間に配置され、圧電体３と弾性率が近似する隔離層８と、シールド層６，７の圧電体３と反対側の面をそれぞれ覆う一対の保護層９，１０と、一端が表側の電極４に接続され、他端が外部に延出するリード線１１とをさらに有する。なお、「圧電体と弾性率が近似する」とは、圧電体との弾性率の差が圧電体の弾性率の５０％以下、好ましくは３０％以下であることを意味するものとする。
（圧電体）
圧電体３は、圧力を電圧に変換する圧電材料から形成され、生体振動の圧力波によって応力を受け、この応力変化に応じて表裏に電位差を生じる。
この圧電体３を形成する圧電材料としては、例えばチタン酸ジルコン酸鉛等の無機材料であってもよいが、生体の表面に密着できるよう可撓性を有する高分子圧電材料であることが好ましい。
前記高分子圧電材料としては、例えばポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）、フッ化ビニリデン−三フッ化エチレン共重合体（Ｐ（ＶＤＦ／ＴｒＦＥ））、シアン化ビニリデン−酢酸ビニル共重合体（Ｐ（ＶＤＣＮ／ＶＡｃ））等を挙げることができる。
また、圧電体３としては、圧電特性を有しない例えばポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、ポリプロピレン（ＰＰ）、ポリエチレン（ＰＥ）、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）等に多数の扁平な気孔を形成し、例えばコロナ放電等によって扁平な気孔の対向面を分極して帯電させることによって圧電特性を付与したものを使用することもできる。
圧電体３の平均厚さの下限としては、１０μｍが好ましく、５０μｍがより好ましい。一方、圧電体３の平均厚さの上限としては、５００μｍが好ましく、２００μｍがより好ましい。圧電体３の平均厚さが前記下限に満たない場合、圧電体３の強度が不十分となるおそれがある。逆に、圧電体３の平均厚さが前記上限を超える場合、圧電体３の変形能が小さくなり、検出感度が不十分となるおそれがある。
圧電体３の大きさとしては、検出する生体振動が発生する領域に合わせた大きさとすることができる。具体例として、当該振動センサーによって脈波を検出する場合、圧電体３は、幅１ｃｍ以上５ｃｍ以下、長さ１ｃｍ以上１０ｃｍ以下の正方形状又は長方形状とすることができる。
圧電体３は、表面側に正の電荷、裏面側に負の電荷が生じるよう配向されることが好ましい。これにより、圧電体３裏面側の電位を基準電位（接地）として圧電体３の表面側の電位を検出することで、安定した検出が可能となる。
（電極）
電極４，５は、圧電体３の両面に積層され、圧電体３の表裏の電位差を検出するために用いられる。このため、電極４，５は、不図示の検出回路に接続される。
電極４，５は、安定した生体振動の検出のために、いずれか一方が接地されることが好ましい。また、電極４，５のうち、圧電体３の負の電荷を生じる側に配置される方が接地されることが好ましい。電極４，５の一方を接地するグランドとしては、配線を簡略化できるよう、人体を用いてもよい。
電極４，５の材質としては、導電性を有するものであればよく、例えばアルミニウム、銅、ニッケル等の金属や、カーボン等を挙げることができる。
電極４，５の圧電体３への積層方法としては、特に限定されず、例えば金属の蒸着、カーボン導電インクの印刷、銀ペーストの塗布乾燥等が挙げられる。
電極４，５の平均厚さとしては、特に限定されず、積層方法にもよるが、例えば０．１μｍ以上３０μｍ以下とすることができる。電極４，５の平均厚さが前記下限に満たない場合、電極４，５の強度が不十分となるおそれがある。逆に、電極４，５の平均厚さが前記上限を超える場合、圧電体３への振動の伝達を阻害するおそれがある。
電極４，５は、平面視で複数の領域に分割して形成され、実効的に振動検出素子１を複数の圧電素子として機能させるものであってもよい。
正極となる表面側の電極４が負極となる裏面側の電極５よりも僅かに小さく、表面側の電極４の外周で圧電体３と隔離層８とが接することが好ましい。これにより、表面側の電極４とシールド層６との間の電気的絶縁が容易となる。
（シールド層）
シールド層６，７は、導電性を有する材料から形成され、電磁波を遮蔽して電極４，５にノイズ電圧が加わることを防止する。
本実施形態のシールド層６，７は、平面視で圧電体３、裏面側の電極５及び隔離層８の外側において互いに電気的に接合されている。
シールド層６，７は、電磁気的遮蔽を確実にするために、接地されることが好ましい。従って、シールド層６，７は、裏面側の電極５と電気的に接続されていてもよい。
シールド層６，７としては、金属箔、金属蒸着層、金属めっき層、導電性インクの塗工層等を用いることができ、中でも金属箔が好ましい。
シールド層６，７の材質としては、例えば銅、アルミニウム等が挙げられ、酸化等を防止するために例えば金、ニッケル、銀等のめっきが施されていてもよい。
また、シールド層６，７は振動検出素子１の製造を容易化するために、後述する保護層９，１０との積層体として、例えば蒸着フィルム又はラミネートフィルム等を用いることが好ましく、シールドフィルムとして市販されているもの、例えば電極４との間を絶縁する絶縁層等の他の層を含む積層体を使用してもよい。
シールド層６，７は、裏面側の電極５及び隔離層８に対して接着剤により接着してもよい。
シールド層６，７の平均厚さとしては、その形成方法にもよるが、例えば０．５μｍ以上、２０μｍ以下とすることができる。シールド層６，７の平均厚さが前記下限に満たない場合、十分な電磁シールド効果が得られないおそれがある。逆に、シールド層６，７の平均厚さ前記上限を超える場合、振動検出素子１の可撓性が不十分となるおそれや、圧電体３への振動の伝達を阻害して当該振動センサーの検出感度を低下させるおそれがある。
（隔離層）
隔離層８は、表側の電極４と表側のシールド層６のとの距離を確保し、電極５とシールド層６との間に形成される寄生容量を小さくするために設けられる。
隔離層８は、絶縁性を有し、圧電体３と近似する弾性率を有する材料から形成される。この隔離層８の平均厚さとしては、圧電体３の音波振動による変形を阻害しないよう、圧電体３と同程度とすることが好ましい。
具体的には、隔離層８としては、圧電体３と同じ材料を用いることができる。また、特に圧電体３がコロナ放電等によって材料の気孔の対向面を分極して帯電させたものである場合には、隔離層８として分極前の圧電体３と同じ材料を好適に用いることができる。
（保護層）
保護層９，１０は、シールド層６，７の損傷を防止するために設けられる。この保護層９，１０は、柔軟性を有する樹脂から形成することができる。
保護層９，１０を形成する樹脂としては、特に限定されないが、例えばポリオレフィン、ポリウレタン等を挙げることができ、中でも柔軟性に優れるポリウレタンが特に好適に用いられる。
保護層９，１０の平均厚さとしては、例えば１０μｍ以上５０μｍ以下とすることができる。保護層９，１０の平均厚さが前記下限に満たない場合、保護層９，１０が破断するおそれがある。逆に、保護層９，１０の平均厚さが前記上限を超える場合、圧電体３への生体振動の伝達を阻害するおそれがある。
（リード線）
リード線１１は、表面側の電極４に接続される被覆電線であり、電極４の電位を不図示の外部回路により測定するために配設される。また、リード線１１として多芯ケーブルを使用すれば、リード線１１を裏面側の電極５及びシールド層６を接地するための配線としても使用することができる。
このリード線１１としては、例えばビニル絶縁電線、エナメル線等を用いることができる。
リード線１１は、例えば導電性接着剤、半田等を用いて表面側の電極４（必要に応じて裏面側の電極５又はシールド層６）に接続することができる。
＜裏面側ゲル層＞
裏面側ゲル層２は、高分子ゲルから形成され、その粘着力によって生体表面上に振動検出素子１を取り付けると共に、生体振動を振動検出素子に伝達する。本実施形態における裏面側ゲル層２は、振動検出素子１の裏面略全体に積層されている。
この裏面側ゲル層２の材質としては、振動特性が生体に近似し、生体表面に貼着することによって生体の皮膚を厚くしたように振る舞うものであることが好ましい。具体的には、裏面側ゲル層２は、弾性率が１ＭＰａ以下であることが好ましい。
また、裏面側ゲル層２の材質は、皮膚に直接貼り付けても皮膚の炎症等を招来しにくいものが選択される。このような安全なゲルとしては、分散媒が水であるヒドロゲルが好ましいが、分散媒が有機溶媒であるオルガノゲルであってもよい。安全なヒドロゲルとしては、例えば親水性ポリウレタンゲル、ポリアクリル酸架橋体ゲル等が挙げられ、親水性ポリウレタンゲルが特に好適に用いられる。
裏面側ゲル層２の平均厚さの下限としては、０．２ｍｍが好ましく、０．５ｍｍがより好ましい。一方、裏面側ゲル層２の平均厚さの上限としては、３．０ｍｍが好ましく、２．０ｍｍがより好ましい。裏面側ゲル層２の平均厚さが前記下限に満たない場合、水分の揮発等により粘着力が不足して当該振動センサーを生体表面に確実に貼着することができないおそれがある。逆に、裏面側ゲル層２の平均厚さが前記上限を超える場合、生体振動の伝達効率が不必要に低下するおそれがある。
裏面側ゲル層２の含水率としては、ゲル基材（高分子）の種類等にもよるが、例えば７０質量％以上９０質量％以下とすることができる。裏面側ゲル層２の含水率が前記下限に満たない場合、生体振動の伝達効率が低下するおそれがある。逆に、裏面側ゲル層２の含水率が前記上限を超える場合、水が染み出して生体表面状で滑りやすくなるおそれがある。
＜利点＞
当該振動センサーは、振動検出素子１の生体表面に対向して配置される側に積層される裏面側ゲル層２を備えるので、この裏面側ゲル層２が生体表面に密着して振動検出素子１を生体表面上に保持すると共に、生体内の音を効率よく振動検出素子１に伝播させる。このため、当該振動センサーは、生体振動を効率よく電気信号に変換することができる。
また、当該振動センサーは、裏面側ゲル層２を生体表面に貼着することができるため、全体の投影面積を振動検出素子１の投影面積と略等しくすることができ、比較的面積が小さくなる。これにより、当該振動センサーには、例えば検出しようとする生体振動とは発生部位が異なる別の生体振動、外部の空気を伝播する音波振動などの雑音が伝わりにくいので、Ｓ／Ｎ比が比較的大きくなる。
また、当該振動センサーは、裏面側ゲル層２によって生体表面に貼着され、生体を圧迫せずに生体振動を測定することができる。このため、当該振動センサーは、自然な波形の生体振動を検出することができる。
また、当該振動センサーは、裏面側ゲル層２によって生体表面に貼着するので、生体表面から剥がして貼り直した場合にも粘着力が低下しにくい。このため、当該振動センサーは、測定位置を調整したり、一度使用したものを繰り返し使用する場合にも検出精度が低下しにくい。
また、当該振動センサーは、振動検出素子１の裏面に積層される裏面側ゲル層２によって生体表面に貼着するため、比較的面積を小さくできる。このため、当該振動センサーは、被検者に与える違和感が小さいので、長時間の生体振動測定を行う場合の被検者の負担が小さい。
また、当該振動センサーは、振動検出素子１がシールド層６，７を有することによって、シールド層６により電磁ノイズを遮断することができるため、Ｓ／Ｎ比をより向上することができる。
また、当該振動センサーは、振動検出素子１が表面側の電極４とシールド層６との間に隔離層８を有するため、この隔離層８によって電極４とシールド層６との間に形成される寄生容量を低減することができる。また、隔離層８は、弾性率が圧電体３と近似するので、圧電体３の変形を阻害しにくく、生体振動の検出効率の低下を最小限に留めることができる。従って、隔離層８は、当該振動センサーのＳ／Ｎ比をさらに向上することができる。
また、当該振動センサーは、振動検出素子１が、シールド層６，７を覆う保護層９，１０をさらに有することによって、シールド層６，７の損傷によるＳ／Ｎ比の低下を防止することができる。また、当該振動センサーは、保護層９，１０によってシールド層６，７が保護されることで製造時の振動検出素子１の取り扱いが容易であるため、比較的安価に提供することができる。
また、当該振動センサーは、裏面側のシールド層７と裏面側ゲル層２との間に保護層１０が存在しているため、シールド層７を傷つけることなく振動検出素子１から裏面側ゲル層２を比較的容易に剥離することができる。このため、当該振動センサーは、使用後に古い裏面側ゲル層２を剥離して新しい裏面側ゲル層２を積層することによって、比較的容易に再利用することができる。
［第二実施形態］
図２に、本発明の別の実施形態に係る振動センサーを示す。図２の振動センサーは、図１の振動センサーと同様に、例えば人、動物等の生体の表面に密接して配置され、生体内部の振動を検出するために用いられる。
当該振動センサーは、シート状の振動検出素子１と、この振動検出素子１の裏面の外縁部を除く領域に積層される裏面側ゲル層２ａと、振動検出素子１の裏面の外縁部に裏面側ゲル層２ａを取り囲むよう配設される枠状部材１２とを備える。
＜振動検出素子＞
図２の振動センサーにおける振動検出素子１の構成は、図１の振動センサーにおける振動検出素子１の構成と同様とすることができる。このため、図２の振動センサーについて、図１の振動センサーと同じ構成要素には同じ符号を付して重複する説明を省略する。
＜ゲル層＞
図２の振動センサーにおける裏面側ゲル層２ａの構成は、振動検出素子１の裏面の中央領域のみに積層されること、つまり平面寸法が小さいことを除いて、図１の振動センサーにおける裏面側ゲル層２の構成と同様とすることができる。
裏面側ゲル層２ａは、一対の電極４，５のうち小さい方に対向する領域に積層されることが好ましい。これにより、振動検出素子１の実効領域（圧電体３の厚さ変化を検出可能領域）に対する生体振動の伝達が制限されない。
＜枠状部材＞
枠状部材１２は、振動検出素子１の外縁部が生体表面に接着されないようにする。これにより、当該振動センサーは、使用後に生体表面から剥離する際に、外縁部の裏面に指の爪をかけることができ、容易に剥離することができる。
また、当該振動センサーは、振動検出素子１の外縁部の裏面に枠状部材１２が配設され、この枠状部材１２が生体表面に近接する状態で使用される。このため、当該振動センサーは、使用中に振動検出素子１と生体表面との間に他の物体が入り込んで意図せずに生体表面から剥離されることが防止される。
このため、枠状部材１２の厚さは、裏面側ゲル層２ａの厚さと略等しいことが好ましい。
枠状部材１２の材質としては、弾性を有する樹脂が好ましく、発泡樹脂を使用してもよい。
［第三実施形態］
図３及び図４に、本発明の別の実施形態に係る振動センサーを示す。図３及び図４の振動センサーは、図１の振動センサーと同様に、例えば人、動物等の生体の表面に密接して配置され、生体内部の振動を検出するために用いられる。
当該振動センサーは、シート状の振動検出素子１と、この振動検出素子１の生体表面に対向して配置される側に積層される裏面側ゲル層２と、振動検出素子１の生体表面と反対の面側に積層される表面側ゲル層１３とを備える。
当該振動センサーにおける振動検出素子１の構成は、図１の振動センサーにおける振動検出素子１の構成と同様とすることができる。また、当該振動センサーにおける裏面側ゲル層２の構成は、図１の振動センサーにおける裏面側ゲル層２の構成と同様とすることができる。このため、当該振動センサーの振動検出素子１及び裏面側ゲル層２については、図１の振動センサーと同一符号を付して説明を省略する。
＜表面側ゲル層＞
表面側ゲル層１３は、振動検出素子１を挟んで裏面側ゲル層２と重なり合う領域を包含するよう振動検出素子１の表面側に積層されており、本実施形態では振動検出素子１の表面に直接積層されている。
表面側ゲル層１３は、平面視で振動検出素子１の外側に延出している。表面側ゲル層１３は、平面視で振動検出素子１の外縁よりも外側に位置する領域（以下、「延出領域Ｐ」ともいう）を生体表面に貼り付け可能に構成されている。表面側ゲル層１３は、図４に示すように、振動検出素子１の外周縁の全領域（より詳しくは、リード線を除く振動検出素子１の外周縁の全領域）よりも外側まで延在している。これにより、表面側ゲル層１３は、振動検出素子１の周面の全領域を外側から覆うことができるよう構成されている。
表面側ゲル層１３の振動検出素子１の外縁からの平均延出長さＬの下限としては、３ｍｍが好ましく、４ｍｍがより好ましい。一方、前記平均延出長さＬの上限としては、２０ｍｍが好ましく、１０ｍｍがより好ましい。前記平均延出長さが前記下限に満たない場合、延出領域Ｐを生体表面に貼り付けることが容易でなくなるおそれがある。逆に、前記平均延出長さが前記上限を超える場合、延出領域Ｐが不必要に大きくなり、延出領域Ｐを介して生体振動以外の振動が振動検出素子１に伝達されるおそれがある。
表面側ゲル層１３と裏面側ゲル層２とは別個のシート体によって形成されている。また、表面側ゲル層１３は裏面側ゲル層２と間隔を空けて配設されている。これにより、図３に示すように、振動検出素子１の端面及び裏面側ゲル層２の端面と表面側ゲル層１３との間には空間Ｓが形成されている。
表面側ゲル層１３は、高分子ゲルから形成される。表面側ゲル層１３の材質としては、裏面側ゲル層２の材質と同様とすることができる。また、表面側ゲル層１３の平均厚さ及び含水率としては、裏面側ゲル層２と同様とすることができる。
表面側ゲル層１３は、当該振動センサーが脈波等の生体振動を確実に検出するためのアンカー層として機能する。詳しく説明すると、表面側ゲル層１３は、振動検出素子１の表面側に積層されると共に、延出領域Ｐが生体表面に貼り付けられることで、振動検出素子１が疑似的に生体内に埋め込まれた状態を現出する。これにより、表面側ゲル層１３は、振動検出素子１が生体内部の振動以外の生体の動きを検出することを抑制する。そのため、当該振動センサーにおいては、振動検出素子１を外面側からより確実に支持できるよう、表面側ゲル層１３の弾性率は裏面側ゲル層２の弾性率よりも大きくてもよい。
当該振動センサーは、振動検出素子１の表面側に表面側ゲル層１３が積層されるので、振動検出素子１の表裏に加わる圧力が不均一となることを抑制することができ、生体振動をより確実に検出することができる。
特に、当該振動センサーは、表面側ゲル層１３が平面視で振動検出素子１の外側に延出しているので、延出領域Ｐを生体表面に貼り付けることで、表面側ゲル層１３の振動検出素子１の表面側に積層される領域が錘として機能することを抑制することができ、生体振動をさらに確実に検出することができる。また、表面側ゲル層１３はシートの面方向への振動を減衰しやすいため、当該振動センサーは、延出領域Ｐを介して生体振動以外の振動が振動検出素子１に伝達されることを抑制しやすい。
当該振動センサーは、表面側ゲル層１３が裏面側ゲル層２と間隔を空けて配設されており、振動検出素子１の端面及び裏面側ゲル層２の端面と表面側ゲル層１３との間には空間Ｓが形成されるので、延出領域Ｐを生体表面に貼り付けた状態で圧電体３の外縁近傍領域を表面側から加圧した状態で保持することができる。これにより、当該振動センサーは、圧電体３の意図しない変形を抑制し、生体振動を容易かつ確実に検出することができる。
［第四実施形態］
図５及び図６に、本発明の別の実施形態に係る振動センサーを示す。図５及び図６の振動センサーは、図１の振動センサーと同様に、例えば人、動物当の生体の表面に密接して配置され、生体内部の振動を検出するために用いられる。
当該振動センサーは、シート状の振動検出素子１と、この振動検出素子１の生体表面に対向して配置される側に積層される裏面側ゲル層２ｂと、振動検出素子１の生体表面と反対の面側に積層される表面側ゲル層１３ｂとを備える。
当該振動センサーにおける振動検出素子１の構成は、図１の振動センサーにおける振動検出素子１の構成と同様とすることができる。このため、当該振動センサーの振動検出素子１については、図１の振動センサーと同一符号を付して説明を省略する。
＜ゲル層＞
裏面側ゲル層２ｂは、振動検出素子１の裏面側の略全体に積層されている。裏面側ゲル層２ｂは振動検出素子１の裏面に直接積層されている。また、表面側ゲル層１３ｂは、振動検出素子１の表面側の略全体に積層されている。表面側ゲル層１３ｂは、振動検出素子１の表面に直接積層されている。裏面側ゲル層２ｂ及び表面側ゲル層１３ｂの材質としては、図１の振動センサーの裏面側ゲル層２と同様とすることができる。また、裏面側ゲル層２ｂ及び表面側ゲル層１３ｂの平均厚さ及び含水率としては、図１の振動センサーの裏面側ゲル層２と同様とすることができる。
裏面側ゲル層２ｂ及び表面側ゲル層１３ｂは一体的に形成されている。換言すると、裏面側ゲル層２ｂ及び表面側ゲル層１３ｂは同じ材料によって連続的に形成されている。裏面側ゲル層２ｂ及び表面側ゲル層１３ｂは、リード線を除く振動検出素子１の外面を覆っている。裏面側ゲル層２ｂ及び表面側ゲル層１３ｂは全体として中空な内部空間を有する扁平形状、本実施形態においては直方体状、に形成されており、この内部空間に振動検出素子１が挿入されている。
裏面側ゲル層２ｂ及び表面側ゲル層１３ｂは平面形状が同一であり、対向面間に振動検出素子１を挟むようにして、振動検出素子１の外側で連結をされる構成とすることができる。
また、裏面側ゲル層２ｂ及び表面側ゲル層１３ｂは、互いに対向する略矩形状の表壁及び裏壁と、この表壁及び裏壁の側縁同士を接続する３つの端壁とを有し、振動検出素子１を格納できる内部空間が形成されたゲル製ケーシングを用いることで一体化されていてもよい。つまり、裏面側ゲル層２ｂ及び表面側ゲル層１３ｂは、前記ゲル製ケーシングの裏壁及び表壁を含み、前記端壁によって連結されてもよい。
裏面側ゲル層２ｂ及び表面側ゲル層１３ｂの前記内部空間を画定する内面は振動検出素子１の外面と密着していてもよく、前記内面と振動検出素子１の外面との間には音響波の反射を抑制可能なジェル等の音響整合剤が充填されていてもよい。
当該振動センサーは、裏面側ゲル層２ｂ及び表面側ゲル層１３ｂが一体的に形成されているので、裏面側ゲル層２ｂ及び／又は表面側ゲル層１３ｂの振動検出素子１からの剥がれを抑制することができる。また、当該振動センサーは、裏面側ゲル層２ｂ及び表面側ゲル層１３ｂが振動検出素子１と接着されていなくても、裏面側ゲル層２ｂ及び表面側ゲル層１３ｂの振動検出素子１への積層状態を維持することができる。さらに、当該振動センサーは、裏面側ゲル層２ｂ及び表面側ゲル層１３ｂが振動検出素子１を取り囲むよう振動検出素子１の端面の外側で接続されており、裏面側ゲル層２ｂ及び表面側ゲル層１３ｂによって振動検出素子１の端面を外側から支持することができる。そのため、当該振動センサーは、振動検出素子１が疑似的に生体内に埋め込まれた状態を現出することができ、振動検出素子１が生体内部の振動以外の生体の動きを検出することを抑制することができる。加えて、当該振動センサーは、裏面側ゲル層２ｂ及び表面側ゲル層１３ｂが振動検出素子１の外面に密着している場合、裏面側ゲル層２ｂ及び表面側ゲル層１３ｂによって振動検出素子１に等方的に圧力を加えることができ、検出感度を高めやすい。
＜製造方法＞
図７〜図１０を参照して、図５及び図６の振動センサーの製造方法の一例について説明する。当該振動センサーの製造方法は、ゲル製ケーシング２１を用意する工程（ゲル製ケーシング用意工程）と、ゲル製ケーシング用意工程で用意したゲル製ケーシング２１に音響整合剤２２を充填する工程（音響整合剤充填工程）と、音響整合剤充填工程後のゲル製ケーシング２１に振動検出素子１を挿入する工程（振動検出素子挿入工程）とを備える。
（ゲル製ケーシング用意工程）
前記ゲル製ケーシング用意工程では、図７及び図８に示すように、略直方体状のゲル製の板状体（又は帯状体）の１つの端面から内側に振動検出素子１を挿入可能な内部空間２１ａが形成されたゲル製ケーシング２１を用意する。
ゲル製ケーシング２１は、図７に示すように、平面視長方形状である。図７及び図８に示すように、ゲル製ケーシング２１は、長手方向の一方側の端面から長手方向他方側の端面に向けて平面視矩形状の内部空間２１ａを有する。また、ゲル製ケーシング２１は、長手方向他方側の端面部に、内部空間２１ａと外部とを連通する音響整合剤排出口２１ｃを有する。前記内部空間２１ａの前記長手方向一方側の端縁には、他の領域よりも厚さ方向長さ（振動センサーにおける表裏方向長さ）が小さい振動検出素子挿入部２１ｂが形成されている。
内部空間２１ａを画定するゲル製ケーシング２１の内面は平滑面とすることができる。また、内部空間２１ａを画定するゲル製ケーシング２１の表面側及び／又は裏面側の内面は、一方向に波状に蛇行した湾曲面であってもよい。前記内面が一方向に波状に蛇行する場合、この湾曲面の稜線方向を湾曲軸方向とした曲げ性を高めることができ、生体表面への密着性を高めやすい。
ゲル製ケーシング２１の形成方法としては、例えばゲル製ケーシング２１の外形に対応するキャビティを有する金型内にゲル製ケーシング形成用組成物を充填し、かつこのゲル製ケーシング形成用組成物に内部空間２１ａを形成するための板材を挿入し、ゲル製ケーシング形成用組成物を硬化させた後に前記板材を引き抜く方法が挙げられる。
（音響整合剤充填工程）
前記音響整合剤充填工程では、図９に示すように、前記ゲル製ケーシング用意工程で用意したゲル製ケーシング２１の内部空間２１ａに音響整合剤２２を充填する。この音響整合剤２２としては、音響波の反射を抑制可能なジェル等が挙げられる。
（振動検出素子挿入工程）
前記振動検出素子挿入工程では、前記音響整合剤充填工程で音響整合剤２２が充填されたゲル製ケーシング２１の内部空間２１ａに振動検出素子１を挿入する。前記振動検出素子挿入工程では、ゲル製ケーシング２１の内部空間２１ａに振動検出素子１を挿入する際、振動検出素子１の挿入体積に対応する量の音響整合剤２２が音響整合剤排出口２１ｃから排出される。これにより、図１０に示すように、振動検出素子１は、周囲に音響整合剤２２が充填された状態でゲル製ケーシング２１の内部空間２１ａに保持される。
なお、当該振動センサーの製造方法は、前記振動検出素子挿入工程後に、ゲル製ケーシング２１の振動検出素子挿入部２１ｂ及び音響整合剤排出口２１ｃをゲルで封止する封止工程をさらに備えていてもよい。
当該振動センサーの製造方法では、ゲル製ケーシング２１が振動センサーの裏面側ゲル層２ｂ及び表面側ゲル層１３ｂを構成する。当該振動センサーの製造方法は、当該振動センサーを容易かつ確実に製造することができる。
当該振動センサーの製造方法は、前記音響整合剤充填工程を備えるので、ゲル製ケーシング２１の内部空間２１ａと振動検出素子１との間に隙間がある場合でもこの隙間を音響整合剤２２で埋めることができるので、ゲル製ケーシング２１の内部空間２１ａ内に振動検出素子１を安定的に保持することができる。
また、当該振動センサーの製造方法によると、ゲル製ケーシング２１や振動検出素子１が損傷した場合、損傷した部材のみを容易に取り替えることができる。そのため、当該振動センサーの製造方法は、製造後のメンテナンス性に優れる。
［第五実施形態］
図１１及び図１２に、本発明の別の実施形態に係る振動センサーを示す。図１１及び図１２の振動センサーは、図１の振動センサーと同様に、例えば人、動物等の生体の表面に密接して配置され、生体内部の振動を検出するために用いられる。
当該振動センサーは、シート状の振動検出素子１と、この振動検出素子１の生体表面に対向して配置される側に積層される裏面側ゲル層２ｂと、振動検出素子１の生体表面と反対の面側に積層される表面側ゲル層１３ｂとを備える。また、当該振動センサーは、表面側ゲル層１３ｂの表面側を被覆し、表面側ゲル層１３ｂを表面側から押圧可能な被覆部１４ａ及び被覆部１４ａと生体表面とを接続する接続部１４ｂを有するキャップ１４を備える。
当該振動センサーにおける振動検出素子１の構成は、図１の振動センサーにおける振動検出素子１の構成と同様とすることができる。また、当該振動センサーにおける裏面側ゲル層２ｂ及び表面側ゲル層１３ｂの構成は、図５の振動センサーにおける裏面側ゲル層２ｂ及び表面側ゲル層１３ｂと同様とすることができる。このため、当該振動センサーの振動検出素子１、裏面側ゲル層２ｂ及び表面側ゲル層１３ｂについては、図１及び図５の振動センサーと同一符号を付して説明を省略する。
＜キャップ＞
キャップ１４は、裏面側ゲル層２ｂの生体表面と当接する面を除く裏面側ゲル層２ｂ及び表面側ゲル層１３ｂの外面の全領域を覆っている。キャップ１４は、裏面側ゲル層２ｂの生体表面と当接する面を除く裏面側ゲル層２ｂ及び表面側ゲル層１３ｂの外面の全領域を押圧可能に構成されている。本実施形態では、キャップ１４は裏面側ゲル層２ｂ及び表面側ゲル層１３ｂの外面を直接覆っている。
キャップ１４は全体として扁平な有底四角筒状であり、この有底四角筒状の底部が被覆部１４ａを構成し、四角筒状部が接続部１４ｂを構成している。接続部１４ｂの開口側の端縁は、裏面側ゲル層２ｂの裏面と面一状に配置されており、これにより接続部１４ｂの開口側の端縁は生体表面と当接可能に構成されている。
キャップ１４は、接続部１４ｂが生体表面に当接することで、振動検出素子１が生体内部の振動以外の生体の動きを検出することを抑制する。また、被覆部１４ａは、生体表面から生体振動が表面側ゲル層１３ｂに伝達された場合に表面側ゲル層１３ｂを表面側から押圧することで振動検出素子１による振動の検出容易化を促進する。つまり、キャップ１４は、生体振動による圧電体３の圧縮変形に基づく検出感度を選択的に高めると共に、この圧縮変形以外の変形が検出されることを抑制する。
キャップ１４の材質としては、例えば金属等の剛性材料が挙げられる。このように、キャップ１４が剛性材料から構成されることで、キャップ１４が裏面側ゲル層２ｂ及び表面側ゲル層１３ｂの外壁として機能しやすく、生体振動による圧電体３の圧縮変形に基づく検出感度を選択的に高めると共に、この圧縮変形以外の変形が検出されることを抑制しやすい。また、キャップ１４の材質としては、ポリエチレンテレフタレート等の熱可塑性樹脂を用いることも可能である。
当該振動センサーは、表面側ゲル層１３ｂを表面側から押圧可能な被覆部１４ａ及びこの被覆部１４ａと生体表面とを接続する接続部１４ｂを有するキャップ１４を備えるので、生体振動を選択的に容易かつ確実に検出しやすい。
［参考実施形態］
図１３に、本発明の参考実施形態に係る振動センサーを示す。図１３の振動センサーは、図１の振動センサーと同様に、例えば人、動物当の生体の表面に密接して配置され、生体内部の振動を検出するために用いられる。
当該振動センサーは、シート状の振動検出素子１と、この振動検出素子１の生体表面に対向する面と反対の面側に積層される表面側ゲル層１３とを備える。表面側ゲル層１３は、平面視で振動検出素子１の外側に延出している。また、振動検出素子１の端面と表面側ゲル層１３との間には空間Ｓが形成されている。
当該振動センサーにおける振動検出素子１の構成は、図１の振動センサーにおける振動検出素子１の構成と同様とすることができる。また、当該振動センサーにおける表面側ゲル層１３の構成は、図３の振動センサーにおける表面側ゲル層１３の構成と同様とすることができる。
当該振動センサーは、振動検出素子１の表面側に表面側ゲル層１３が積層されるので、生体振動を検出しやすい。
［その他の実施形態］
前記実施形態は、本発明の構成を限定するものではない。従って、前記実施形態は、本明細書の記載及び技術常識に基づいて前記実施形態各部の構成要素の省略、置換又は追加が可能であり、それらは全て本発明の範囲に属するものと解釈されるべきである。
当該振動センサーにおいて、シールド層、隔離層及び保護層は任意の構成であり、個別に省略することができる。また、当該振動センサーにおいて、シールド層及び保護層は、別々に形成されてもよく、個別に表裏いずれか又は表裏両方を省略してもよい。
当該振動センサーにおいて、表面側のシールド層と裏面側のシールド層とは、１枚のシートを２つ折りにして形成されてもよい。また、一方の電極を接地する場合は、接地される側の電極を覆うシールド層を省略しても、接地される電極が電磁シールドとして機能し得る。
当該振動センサーにおいて、ゲル層の材質として導電性を有するゲルを用い、この導電性を有するゲル層を一方の電極、好ましくは裏面側の電極と電気的に接続することで、一方の電極を人体に接地してもよい。これにより、接地のための配線が不要となり、振動の測定が容易となる。
このようにゲル層に導電性を付与する方法としては、ゲル層を形成するゲルの分散媒に例えば金属イオンや錯体を含有させる方法が挙げられる（オルガノゲルの場合は、分散媒として極性溶媒が用いられる）。
また、裏面側の電極をゲル層に接続する方法としては、少なくとも保護層、通常はシールド層と保護層とが一体化されたフィルムに開口又は切欠を形成することにより、電極を直接又はシールド層を介してゲル層に電気的に接続する方法を採用することができる。
前述の各実施形態の構成は適宜組み合せて用いることが可能である。例えば、図１〜図３及び図１３の振動センサーがキャップを備えていてもよい。また、図３の振動センサーの裏面側ゲル層２に替えて図２の振動センサーの裏面側ゲル層２ａ及び枠状部材１２を用いてもよい。さらに、図１４に示すように、当該振動センサーは、裏面側ゲル層２と表面側ゲル層１３ｃとが別個のシート体によって形成される場合に、表面側ゲル層１３ｃが平面視で振動検出素子１の外側に延出していなくてもよい。表面側ゲル層１３ｃが平面視で振動検出素子１の外側に延出していない場合、生体振動のみならず、生体の動作を幅広く検出しやすい。さらに、図１３の振動センサーにおいて表面側ゲル層１３が平面視で振動検出素子１の外側に延出しない構成とすることもできる。
当該振動センサーは、前記表面側ゲル層が平面視で振動検出素子の外側に延出する場合、この表面側ゲル層は、振動検出素子の外縁の一部分のみから外側に延出してもよい。また、前記表面側ゲル層が振動検出素子の外縁の一部分のみから外側に延出する場合、前記表面側ゲル層は、振動検出素子の対向する一対の側縁から外側に延出することが好ましい。当該振動センサーは、表面側ゲル層の振動検出素子の対向する一対の側縁から外側に延出した延出領域を生体表面に貼り付けることで、圧電体が生体振動以外の生体の動きに起因して変形することを抑制しやすい。
前記裏面側ゲル層及び表面側ゲル層が一体的に形成される場合、これらのゲル層は振動検出素子の外側で接続されていなくてもよい。当該振動センサーは、例えば振動検出素子が厚さ方向に貫通孔を有し、この貫通孔にゲル層が充填されることで裏面側ゲル層及び表面側ゲル層が一体的に形成されてもよい。この構成によっても、裏面側ゲル層及び／又は表面側ゲル層の振動検出素子からの剥がれを抑制することができる。
当該振動センサーが前述のキャップを備える場合、このキャップは必ずしも有底筒状である必要はない、前記キャップは、例えば表面側ゲル層の表面側を被覆する矩形状の被覆部と、この被覆部の対向する一対の側縁から生体表面に向けて延出される一対の接続部とを有する構成とすることも可能である。
前記表面側ゲル層の表面又は裏面には凹凸が形成されていてもよい。例えば前記表面側ゲル層の表面又は裏面には一方向に延在する複数のスリットが所定間隔で並列に設けられていてもよい。この構成によると、前記複数のスリットによって当該振動センサーの湾曲方向を制御することができる。具体的には、この構成によると、前記複数のスリットの延在方向を湾曲軸方向として湾曲させた状態を安定的に維持しやすくなる。その結果、当該振動センサーの生体表面への密着性を高めやすい。
当該振動センサーは、２以上の振動検出素子を裏面側ゲル層及び表面側ゲル層で被覆することも可能である。この構成によると、各振動検出素子の検出感度の均一化を図りやすい。
当該振動センサーは、前述の隔離層８に替えてゲル層を配置してもよい。
第四実施形態に係る振動センサーの製造方法として、ゲル製ケーシング用意工程、音響整合剤充填工程及び振動検出素子挿入工程を備える方法について説明したが、当該振動センサーの製造方法は、ゲル製ケーシングの内部空間に振動検出素子を安定的に保持することができる限り、必ずしも前述の音響整合剤充填工程を備えていなくてもよい。
本発明に係る振動センサーは、人や動物の体内で発生する様々な振動を測定するために利用することができる。
１ 振動検出素子
２，２ａ，２ｂ 裏面側ゲル層
３ 圧電体
４，５ 電極
６，７ シールド層
８ 隔離層
９，１０ 保護層
１１ リード線
１２ 枠状部材
１３，１３ｂ，１３ｃ 表面側ゲル層
１４ キャップ
１４ａ 被覆部
１４ｂ 接続部
２１ ゲル製ケーシング
２１ａ 内部空間
２１ｂ 振動検出素子挿入部
２１ｃ 音響整合剤排出口
２２ 音響整合剤
Ｐ 延出領域
Ｓ 空間

Claims (7)

  1. シート状の圧電体及びこの圧電体の表裏に積層される一対の電極を有する振動検出素子と、
    前記振動検出素子の生体表面に対向して配置される側に積層される裏面側ゲル層と
    を備える振動センサー。
  2. 前記振動検出素子の生体表面と反対の面側に積層される表面側ゲル層をさらに備える請求項１に記載の振動センサー。
  3. 前記表面側ゲル層が平面視で前記振動検出素子の外側に延出している請求項２に記載の振動センサー。
  4. 前記裏面側ゲル層及び表面側ゲル層が一体的に形成されている請求項２又は請求項３に記載の振動センサー。
  5. 前記表面側ゲル層の表面側を被覆し、前記表面側ゲル層を表面側から押圧可能な被覆部、及びこの被覆部と生体表面とを接続する接続部を有するキャップを備える請求項２、請求項３又は請求項４に記載の振動センサー。
  6. 前記裏面側ゲル層の平均厚さが０．２ｍｍ以上３．０ｍｍ以下である請求項１から請求項５のいずれか１項に記載の振動センサー。
  7. 前記裏面側ゲル層が導電性を有し、前記一対の電極の一方と電気的に接続される請求項１から請求項６のいずれか１項に記載の振動センサー。
JP2018039332A 2017-06-30 2018-03-06 振動センサー Pending JP2019010497A (ja)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201880043742.9A CN110832293A (zh) 2017-06-30 2018-04-26 振动传感器
PCT/JP2018/017076 WO2019003621A1 (ja) 2017-06-30 2018-04-26 振動センサー
US16/727,992 US20200141794A1 (en) 2017-06-30 2019-12-27 Vibration sensor

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2017128869 2017-06-30
JP2017128869 2017-06-30

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JP2019010497A true JP2019010497A (ja) 2019-01-24

Family

ID=65226632

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2018039332A Pending JP2019010497A (ja) 2017-06-30 2018-03-06 振動センサー

Country Status (4)

Country Link
US (1) US20200141794A1 (ja)
JP (1) JP2019010497A (ja)
CN (1) CN110832293A (ja)
WO (1) WO2019003621A1 (ja)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2023153429A1 (ja) * 2022-02-10 2023-08-17 株式会社村田製作所 センサ
WO2023171354A1 (ja) * 2022-03-09 2023-09-14 株式会社村田製作所 センサ

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP7491120B2 (ja) * 2020-07-28 2024-05-28 セイコーエプソン株式会社 監視装置及び装置
CN114441028B (zh) * 2020-10-30 2024-04-23 深圳富桂精密工业有限公司 冲压异常检测系统
CN115615535B (zh) * 2022-09-30 2024-04-30 湘潭市神钜机电科技有限公司 一种低频声波传感器

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2001203255A (ja) * 2000-01-21 2001-07-27 Nitto Denko Corp 半導体ウエハ保持保護用粘着シート
JP2006214846A (ja) * 2005-02-03 2006-08-17 Geltec Co Ltd 圧電素子ユニット
JP2011085435A (ja) * 2009-10-14 2011-04-28 Tohoku Univ 触覚センサシステム
US20120055257A1 (en) * 2010-09-08 2012-03-08 Micropen Technologies Corporation Pressure sensing or force generating device
WO2015064216A1 (ja) * 2013-10-28 2015-05-07 株式会社村田製作所 圧電センサ

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2011223473A (ja) * 2010-04-13 2011-11-04 Seiko Epson Corp 振動片、振動子および圧電デバイス
CN104545837A (zh) * 2013-10-18 2015-04-29 北京大学深圳研究生院 一种心脏功能传感器
CN205193018U (zh) * 2015-10-30 2016-04-27 国网甘肃省电力公司电力科学研究院 压电振动传感器

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2001203255A (ja) * 2000-01-21 2001-07-27 Nitto Denko Corp 半導体ウエハ保持保護用粘着シート
JP2006214846A (ja) * 2005-02-03 2006-08-17 Geltec Co Ltd 圧電素子ユニット
JP2011085435A (ja) * 2009-10-14 2011-04-28 Tohoku Univ 触覚センサシステム
US20120055257A1 (en) * 2010-09-08 2012-03-08 Micropen Technologies Corporation Pressure sensing or force generating device
WO2015064216A1 (ja) * 2013-10-28 2015-05-07 株式会社村田製作所 圧電センサ

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2023153429A1 (ja) * 2022-02-10 2023-08-17 株式会社村田製作所 センサ
WO2023171354A1 (ja) * 2022-03-09 2023-09-14 株式会社村田製作所 センサ

Also Published As

Publication number Publication date
CN110832293A (zh) 2020-02-21
US20200141794A1 (en) 2020-05-07
WO2019003621A1 (ja) 2019-01-03

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP2019010497A (ja) 振動センサー
Ha et al. A chest‐laminated ultrathin and stretchable E‐tattoo for the measurement of electrocardiogram, seismocardiogram, and cardiac time intervals
EP2840060B1 (en) Method for manufacturing a capacitive transducer
CN107949324B (zh) 传感器片
CN115297772A (zh) 生物传感器
JP2019010240A (ja) 振動センサ
JP2018149094A (ja) 生体振動センサー
JP6454993B2 (ja) 生体情報収集装置と生体情報収集装置用粘着部材
JP6838645B2 (ja) 生体振動検出システム及び生体振動検出方法
US4598590A (en) Electret transducer for blood pressure measurement
US20220409173A1 (en) Implantable ultrasonic transducer
JP2013248313A5 (ja)
KR102182598B1 (ko) 맥박 센싱 모듈, 혈압 산출 모듈, 혈압 측정 장치 및 맥박 센싱 모듈의 제조 방법
KR101462603B1 (ko) 초음파 전극
WO2021070607A1 (ja) 生体センサ及び生体センサの使用方法
WO2020049934A1 (ja) 生体センサ
Mi et al. A multipoint thin film polymer pressure/force sensor to visualize traditional medicine palpations
JP5532569B2 (ja) 心筋活動電位測定装置の装着方法および隔離シート
JP2017176769A (ja) 音響波プローブ、及び情報取得装置
JP3488976B2 (ja) 生体用電極
US11272851B2 (en) Pulse sensing module, blood pressure calculation module, blood pressure measuring device and method for manufacturing pulse sensing module
CN110604545A (zh) 医用传感器及应用所述医用传感器的医疗仪器
KR102182599B1 (ko) 맥박 센싱 모듈, 혈압 산출 모듈, 혈압 측정 장치 및 맥박 센싱 모듈의 제조 방법
WO2023234329A1 (ja) 生体センサ
TW201929782A (zh) 貼片式心輸出訊號監測裝置以及監測心輸出訊號的方法

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20210121

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20211019

A02 Decision of refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02

Effective date: 20220412