听诊器的制作方法

1.本发明涉及一种听诊器。尤其涉及一种电子听诊器，具备检测被测对象的心电的心电电极且能够将所检测的声音及心电作为数据输出。


背景技术：

2.以往，关于听诊器，已知有以下技术，所述听诊器能够对产生于活体内部的心音及血流音等声音(以下，称为活体声音)进行放大来听取且具备检测被测对象的心电的心电电极。
3.例如，在日本特开2012-55354号公报中记载有一种电子听诊器，具有用于记录心音波形的麦克风和用于记录心电图的固定电极及安装在旋转臂上的可动电极。
4.在日本特开2017-170112号公报中记载有一种听诊器，具有由听诊头及麦克风构成的听诊器部、在与听诊头的和人体的接触面相同或自该接触面稍微离开人体的一侧形成有和人体接触的面的心电图测定用电极。
5.在日本特开2012-55354号公报中记载有一种诊断装置，其具有：检测身体声音的听音检测部、一端与听音检测部连通且从另一端听诊身体声音的软管、设置于听音检测部并检测伴随心脏搏动的电位的心电检测部、将通过心电检测部检测出的电位转换成无线信号来发送的控制单元。


技术实现要素：

6.发明要解决的技术课题
7.然而，有时心电电极包括功能不同的3个心电电极。此时，通过各个心电电极具有规定的面积且将3个心电电极充分隔开配置，能够排除被测对象的肌电的影响，并能够以高sn比(signal to noise ratio：信噪比)检测心电。
8.然而，在上述各日本特开2012-55354号公报、日本特开2017-170112号公报及日本特开2012-55354号公报中记载的听诊器中，若增加心电电极的面积，加大3个心电电极之间的距离，则听诊器本身的大小也会变大而用户的操作性降低。
9.本发明提供一种听诊器，能够抑制用户的操作性降低的同时以高sn比检测心电。
10.用于解决技术课题的手段
11.本发明的第1方式为听诊器，其具备：支承台，具有与被测对象接触的第1接触面，作为划定第1接触面的边中的至少一部分的3个第1连接边分别为内含第1接触面的三角形的各边中的至少一部分；具有弹性的3个弹性部件，所述3个弹性部件分别具有与第1接触面所成的角为钝角且与被测对象接触的第2接触面，在划定第2接触面的边中的与第1连接边相同长度即第2连接边上与第1连接边分别连接；及3个心电电极，分别配置于第2接触面，并检测被测对象的心电。
12.关于本发明的第2方式，在上述第1方式中，支承台在第1接触面具有开口部，并可以还具备检测部，上述检测部以表面的一部分从开口部露出的状态被支承于支承台且检测
通过自被测对象发出的声音产生的振动。
13.本发明的第3方式可以为，在上述方式中，各第2接触面的面积为100mm2以上。
14.本发明的第4方式可以为，在上述方式中，弹性部件的厚度为0.5mm以上且50mm以下。
15.本发明的第5方式可以为，在上述方式中，弹性部件的杨氏模量为0.2mpa以上且50mpa以下。
16.本发明的第6方式可以为，在上述方式中，弹性部件构成为包括弹性体材料、硅酮树脂、硅酮橡胶、聚氨酯橡胶、天然橡胶、苯乙烯丁二烯橡胶、氯丁二烯橡胶、丙烯腈橡胶、丁基橡胶、乙烯丙烯橡胶、氟橡胶及氯磺化聚乙烯橡胶中的任一种。
17.本发明的第7方式可以为，在上述方式中，支承台由比弹性部件更硬的部件构成。
18.本发明的第8方式可以为，在上述方式中，弹性部件为朝向远离第2连接边的方向前端变细的形状。
19.本发明的第9方式可以为，在上述方式中，通过施加将第1接触面按压于被测对象的按压，使第1接触面和第2接触面分别构成为在同一面内延伸。
20.本发明的第10方式可以为，在上述方式中，3个心电电极分别为正电极、负电极及测定基准电平的参考电极。
21.发明效果
22.根据上述方式，本发明的听诊器能够抑制用户的操作性降低的同时以高sn比检测心电。
附图说明
23.图1是表示第1例示性实施方式所涉及的听诊器的背面侧的立体图。
24.图2是表示第1例示性实施方式所涉及的听诊器的接触面侧的立体图。
25.图3是表示第1例示性实施方式所涉及的听诊器的接触面的图。
26.图4是图3的a-a剖面图。
27.图5是将第1例示性实施方式所涉及的听诊器按压在活体上时的图3的a-a剖面图。
28.图6是填充有支承压电薄膜的气体的听诊器的图。
29.图7是表示压电薄膜及保护层的结构的概略图。
30.图8是用于说明压电体层的极化作用的图。
31.图9是改变保护层的声阻抗来测定sn比的曲线图。
32.图10是表示由多个层构成的保护层的结构的概略图。
33.图11是表示表面由疏水性材料构成的保护层的结构的概略图。
34.图12是表示第1例示性实施方式所涉及的听诊器的结构的框图。
35.图13是表示第1例示性实施方式所涉及的输出部的结构的框图。
36.图14是关于第2例示性实施方式所涉及的听诊器的图3的a-a剖面图。
37.图15是将第2例示性实施方式所涉及的听诊器按压在活体上时的图3的a-a剖面图。
具体实施方式
38.以下，参考附图对用于实施本发明的技术的方式例进行详细说明。以下，将活体12用作被测对象的一例，将活体声音用作从被测对象产生的声音的一例来进行说明。作为活体声音，例如，可举出心跳、呼吸音、血流音及肠音等。并且，以下，将压电薄膜30用作检测部的一例。
39.[第1例示性实施方式]
[0040]
首先，参考图1～图3，对本例示性实施方式的听诊器10的结构进行说明。如图1～图3所示，听诊器10具备支承台20、压电薄膜30、作为心电电极的一例的分别配置有正电极50p、负电极50m及参考电极50r的弹性部件52p、52m、52r。
[0041]
支承台20具有开口部22、沿开口部22的周围延伸且与活体12接触的第1接触面24、设置于与第1接触面24相反的一侧的背面26、与第1接触面24和背面26连接的侧面25。并且，支承台20在侧面25具有直径比第1接触面24及背面26更小的颈部28。并且，支承台20由比后述弹性部件52更硬的部件构成。
[0042]
支承台20在侧面25具有输出端子80。输出端子80是用于输出表示活体声音的信号(后述的调整信号s3)的端子。输出端子80例如包括耳机塞孔，连接有用于听取通过听诊器10获取的活体声音的耳机14的端子。输出端子80优选配置于比侧面25的颈部28更靠近背面26的一侧。通过设为这种结构，用户用手握持颈部28时，连接于输出端子80的耳机14的端子不会与手发生干扰，由此能够提高操作性。
[0043]
支承台20在背面26具有输入部82、显示部84及用于对后述的电池96进行充电的充电端子86。输入部82是进行用于调整使用耳机14听取的活体声音的音量电平的操作的部分。输入部82例如包括转盘式的输入组件。通过将输入部82设为转盘式，与按钮式相比，能够抑制用户的误操作。显示部84例如包括led灯，并显示电池96的余量等。
[0044]
弹性部件52p、52m、52r是分别具有与活体12接触的第2接触面54p、54m、54r且分别与支承台20的周围连接的具有弹性的部件。以下，不区分弹性部件52p、52m、52r时，称为弹性部件52。不区分第2接触面54p、54m、54r时，称为第2接触面54。
[0045]
弹性部件52例如可以构成为包含弹性体材料、硅酮树脂、硅酮橡胶、聚氨酯橡胶、天然橡胶、苯乙烯丁二烯橡胶、氯丁二烯橡胶、丙烯腈橡胶、丁基橡胶、乙烯丙烯橡胶、氟橡胶及氯磺化聚乙烯橡胶中的任一种。包含这些材料而成的弹性部件52的厚度越厚，或杨氏模量越大，耐久性越提高，但柔软性越降低。若柔软性降低，则有时在将弹性部件52按压在活体12上时，会因硬度而产生不适感。
[0046]
因此，弹性部件52的厚度优选为0.5mm以上且50mm以下。厚度进一步优选为3mm以上且30mm以下，厚度最优选为5mm以上且20mm以下。并且，弹性部件52的杨氏模量优选为0.2mpa以上且50mpa以下。杨氏模量进一步优选为0.2mpa以上且10mpa以下。通过将弹性部件52设为上述范围的厚度及杨氏模量，能够设为具有适合用作听诊器的耐久性及柔软性的部件。
[0047]
正电极50p、负电极50m及测定基准电平的参考电极50r分别配置于第2接触面54p、54m、54r。即，正电极50p、负电极50m及参考电极50r的3个心电电极分别配置于压电薄膜30的周围。以下，不区分正电极50p、负电极50m及参考电极50r时，称为心电电极50。
[0048]
心电电极50优选对弹性部件52可拆装。例如，可以在心电电极50及弹性部件52设
置成对的结合部件(例如，卡扣结合部件等)。并且，例如，可以在心电电极50及弹性部件52中的至少一个的、各自接触的面上设置可拆装程度的粘结部件。由于心电电极50可拆装，因此能够适当地更换心电电极50。
[0049]
作为心电电极50，能够使用市售的一次性型的心电电极。心电电极50优选在与活体12接触的表面上具有粘结性。具体而言，利用以下测定方法测定的粘结力优选为0.25n/mm(3n/12mm)以下。
[0050]
[180
°
剥离试验]
[0051]
将宽度12mm的试验片的一端贴在试验板的边端上，并立即用压接辊，以1mm/s的速度压接的同时留下试验片的另一端侧作为拉伸部分。将试验板设定于试验机(ags-x(shimadzu corporation制)或zta(imada co.，ltd.制))上，并以10mm/s的速度从试验板剥离试验片，计算出从测定值(n)稳定之后至剥离结束为止的测定值的平均来作为粘结力的值。
[0052]
关于通过心电电极50检测的心电及通过压电薄膜30(详细将进行后述)检测的活体声音，通过使听诊器10接触活体12而规定时间不移动来检测心电及活体声音。因此，通过心电电极50在与活体12接触的表面上具有粘结性，能够将听诊器10固定在活体12上，并能够抑制导致听诊器10容易移动的情况。即，通过心电电极50具有粘结性，在使听诊器10与活体12接触时，能够抑制心电及活体声音的检测效率降低。
[0053]
为了使心电电极50以足够的精度检测活体12的心电，心电电极50优选具有规定的面积。因此，在配置有心电电极50的弹性部件52中，第2接触面54的各面积优选为100mm2以上。通过将第2接触面54的面积设为上述范围的面积，能够配置具有足够的面积的心电电极50，并能够以足够的精度检测心电。
[0054]
在此，对本例示性实施方式的输出端子80的位置进行说明。使心电电极50与活体12接触时，根据活体12的心脏与正电极50p、负电极50m及参考电极50r之间的位置关系，所输出的心电信号s5(详细将进行后述)朝向会发生变化。为了使心电信号s5沿规定朝向输出，例如，可假设要求以参考电极50r朝向活体12的头部侧、正电极50p及负电极50m朝向活体12的脚部侧的方式确定心电电极50对活体12的朝向。因此，期待用户能够容易地判断3个心电电极50系具有何种功能的电极。
[0055]
如图3所示，输出端子80配置于穿过3个心电电极50中1个规定的心电电极50的中心及压电薄膜30的中心的轴a-a上。在本例示性实施方式中，配置于轴a-a上的心电电极50系参考电极50r。并且，正电极50p及负电极50m配置于压电薄膜30的周围且与轴a-a对称的位置。
[0056]
通过设为这种构成，用户根据输出端子80的位置，能够容易判断哪一个心电电极50是参考电极50r。因此，能够提高用户的操作性。
[0057]
另外，如图3所示，输出端子80并不限于隔着压电薄膜30配置在与参考电极50r相对的位置。例如，输出端子80可以配置于轴a-a之上且与参考电极50r最近的位置。
[0058]
并且，配置于轴a-a上的心电电极50不限于参考电极50r。通过与输出端子80的位置关系能够区分3个心电电极50即可，作为配置于轴a-a上的心电电极50，可以使用正电极50p及负电极50m。
[0059]
接着，参考图3～图5，对本例示性实施方式所涉及的支承台20与弹性部件52的连
接关系进行说明。图4及图5是图3的a-a剖面图，图4表示未将听诊器10按压在活体12上的情况，图5表示将听诊器10按压在活体12上的情况。
[0060]
如上所述，为了使心电电极50以足够的精度检测活体12的心电，心电电极50需要具有规定面积。除此以外，通过将3个心电电极50充分隔开配置，能够排除活体12的肌电的影响，并能够以高sn比检测心电。
[0061]
如图3所示，支承台20具有分别与弹性部件52p、52m、52r连接的3个第1连接边27p、27m、27r作为划定第1接触面24的边。第1连接边27p、27m、27r各自构成内含第1接触面24的三角形58的各边的至少一部分。以下，没有特别区分第1连接边27p、27m、27r时，称为第1连接边27。
[0062]
弹性部件52p具有与支承台20的第1连接边27p连接的第2连接边57p作为划定第2接触面54p的边。第2连接边57p的长度与第1连接边27p的长度相同。同样地，弹性部件52m具有与支承台20的第1连接边27m连接的第2连接边57m作为划定第2接触面54m的边。第2连接边57m的长度与第1连接边27m的长度相同。同样地，弹性部件52r具有与支承台20的第1连接边27r连接的第2连接边57r作为划定第2接触面54r的边。第2连接边57r的长度与第1连接边27r的长度相同。以下，没有特别区分第2连接边57p、57m、57r时，称为第2连接边57。其中，第2连接边57的长度为与第1连接边27的长度“相同”的长度并不限于完全相同的情况，只要具有与第1连接边27稳定地连接的程度的长度即可，例如可以具有
±
10％左右的差异。并且，弹性部件52具有前端朝向远离第2连接边57的方向变细的形状。
[0063]
如图4所示，在未将第1接触面24按压于活体12的状态下，弹性部件52r中第2接触面54r与第1接触面24所成的角θ为钝角。另外，关于弹性部件52p、52m，也相同。
[0064]
如图5所示，听诊器10构成为通过施加将支承台20的第1接触面24按压在活体12上的按压力，使第1接触面24和各弹性部件52r的第2接触面54r在同一面内延伸。另外，关于弹性部件52p、52m，也相同。
[0065]
如上所述，弹性部件52的杨氏模量为0.2mpa以上且50mpa以下，支承台20由比弹性部件52更硬的部件构成。因此，弹性部件52能够将第1连接边27及第2连接边57作为起点，弯曲成第1接触面24和各第2接触面54在同一面内延伸。此时，作用力沿将第2接触面54按压在活体12上的方向发生作用，因此能够使心电电极50与活体12密合，并能够以高sn比检测心电。
[0066]
另外，三角形58并不限于图3所示的正三角形。例如，可以为在底边配置有参考电极50r，在等边配置有正电极50p及负电极50m的等腰三角形。
[0067]
接着，参考图4及图6～图11，对本例示性实施方式的压电薄膜30及保护层40的结构进行说明。图6是为了示出压电薄膜30及保护层40的结构而将压电薄膜30及保护层40的一部分放大的概略图。
[0068]
如图4所示，压电薄膜30以从开口部22露出的表面弯曲成凸状的状态，被支承于支承台20。并且，压电薄膜30的从开口部22露出的表面相对于第1接触面24突出。
[0069]
通过压电薄膜30的从开口部22露出的表面弯曲成凸状，相较于压电薄膜30设置成平面状的情况，能够使压电薄膜30朝向面内方向的伸缩变大。即，通过将压电薄膜30以从开口部22露出的表面弯曲成凸状的状态被支承于支承台20，能够使压电薄膜30所检测的电压的振幅变大，并能够以高sn比收集声音。
[0070]
另外，压电薄膜30可以直接连接在支承台20的一部分，也可以例如经由粘结剂等其他部件连接在支承台20。并且，压电薄膜30具有按压在活体12上时不产生裂痕的程度的弹性及挠性。
[0071]
在压电薄膜30与支承台20之间填充有缓冲材料38a，压电薄膜30被缓冲材料38a支承为弯曲成凸状。缓冲材料38a具有适度的弹性，支承压电薄膜30，并且对压电薄膜30的整个面施加规定的机械性偏压。由此，能够将产生于压电薄膜30的厚度方向的振动转换为朝向压电薄膜30的面内方向的伸缩运动，并能够提高电荷的产生效率。并且，通过改变缓冲材料38a的填充密度，能够实现具有适当排斥力的听诊器10。
[0072]
缓冲材料38a的材料只要为具有适度的弹性且不妨碍在压电薄膜30上产生振动而适当变形的材料即可。具体而言，例如，使用以硅酮为主原料的αgel(注册商标)(taica corporation制)、优选包含人造丝及聚对苯二甲酸乙二酯(pet)等聚酯纤维的毛毡、玻璃棉等纤维材料、聚氨酯等发泡材料。另外，如图6所示，可以填充气体38b来代替缓冲材料38a。
[0073]
如图7所示，压电薄膜30具备：压电体层32，具有活体12一侧的主表面即第1主表面32a及与活体12一侧相反的主表面即第2主表面32b作为彼此相向的2个主表面；第1电极34，设置于第1主表面32a；第2电极36，设置于第2主表面32b。
[0074]
压电体层32根据自活体12发出的活体声音沿面内方向进行伸缩，并根据面内方向的伸缩在第1电极34与第2电极36之间产生电压。在本例示性实施方式中，作为压电体层32，可以使用通过在由高分子材料构成的基体中分散压电体粒子33而成的高分子复合压电体。另外，压电体粒子33可以在基体中有规则地均匀分散，也可以不规则地分散。
[0075]
关于基体，例如优选为，氰乙基化聚乙烯醇(氰乙基化pva)、聚乙酸乙烯酯、聚(偏二氯乙烯-co-丙烯腈)、聚苯乙烯-乙烯基聚异戊二烯嵌段共聚物、聚乙烯甲基酮及聚甲基丙烯酸丁酯等在常温下具有粘弹性的高分子材料。
[0076]
压电体粒子33是压电体的粒子，优选具有钙钛矿型晶体结构的陶瓷粒子。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。
[0077]
如图8所示，这种结构的压电体层32沿压电体层32的厚度方向上产生介电极化。如此，在产生介电极化的压电体层32的情况下，优选将压电体层32配置成在第2主表面32b一侧产生正电荷，在第1主表面32a一侧产生负电荷。已知活体12通常带正电的情况较多。因此，通过将压电体层32配置成在与活体12接触的一侧的表面即第1主表面32a的一侧产生负电荷，能够有效地检测活体声音。
[0078]
另外，作为压电体层32，可以使用聚偏二氟乙烯(pvdf)、亚乙烯-三氟乙烯共聚物(p(vdf-trfe))及聚乳酸等有机压电薄膜等。并且，作为压电体层32，也可以使用日本特开2018-191394号公报、日本特开2014-233688号公报及日本特开2017-12270号公报中记载的以聚合物为主成分的聚合物驻极体材料等有机材料。例如，可举出聚酰亚胺、聚四氟乙烯、聚丙烯及ptfe(聚四氟乙烯(4氟化))、pfa(聚四氟乙烯
·
全氟烷基乙烯基醚共聚物)、fep(聚四氟乙烯
·
六氟丙烯共聚物(4.6氟化))、af(非晶质氟聚合物)等teflon(注册商标)、聚乙烯及coc(环烯烃聚合物)等。
[0079]
然而，作为压电体层32，使用不是高分子复合压电体的pvdf时，介电极化在面内方向上产生。此时，相较于在厚度方向上产生介电极化的高分子复合压电体，存在sn比变低的情况。
[0080]
第1电极34及第2电极36检测出产生于压电体层32的面内方向的伸缩作为电压。第1电极34及第2电极36的厚度并无特别限定，但为了确保压电薄膜30的挠性，优选薄，例如，1μm以下为较佳。另外，第1电极34及第2电极36的厚度可以相同，也可以不同。
[0081]
为了确保压电薄膜30的挠性，第1电极34及第2电极36的材料优选为通过真空蒸镀形成膜的铜(cu)及铝(al)的薄膜、导电性聚合物等。
[0082]
另外，作为第1电极34及第2电极36的材料，可以使用各种导电体。例如，可以使用c、pd、fe、sn、ni、pt、au、ag、cr及mo，以及这些的合金等。并且，可以使用氧化铟锡(ito)、氧化铟锌(izo)、氧化锡及氧化锌等透明导电膜。并且，也可以使用导电性聚合物等有机系的导电体等。关于电极的形成方法，也无特别限定，可以利用基于真空蒸镀及溅射等气相沉积法(真空成膜法)的成膜、丝网印刷、贴附由上述材料形成的箔的方法等各种公知的方法。
[0083]
第1电极34及第2电极36中的至少一个的大小可以小于压电体层32。尤其，如图4所示，优选第1电极34仅设置于第1主表面32a的中央部。第1电极34除了检测自活体12发出的活体声音的功能以外，有时也作为天线发挥功能而从外部引入电磁噪声。为了抑制引入电磁噪声，优选在不易引入电磁噪声且能够充分检测活体声音的范围内减小第1电极34的大小。通过仅在与活体12接触的第1主表面32a的中央部设置第1电极34，能够抑制引入电磁噪声，并且能够以高sn比收集声音。
[0084]
压电薄膜30的从开口部22露出的表面弯曲成凸状，且相对于第1接触面24突出，因此相较于设置成平面状的情况，直接与活体12接触时，容易导致破损。因此，优选将保护层40配置于压电薄膜30的与活体12接触的一侧的表面。通过将保护层40配置于压电薄膜30的与活体12接触的一侧的表面，能够防止压电薄膜30的破损。
[0085]
并且，压电薄膜30检测活体12的振动时，若每种物质固有的值即声阻抗(单位mrayls＝kg/m2s)的差大，则会导致反射声音而活体声音的检测效率变低。即，导致噪声的比率增加，sn比降低。因此，为了减少活体12与压电薄膜30之间的声阻抗的差，保护层40优选具有活体12的声阻抗与压电薄膜30的声阻抗之间的声阻抗。
[0086]
图9是改变保护层40的声阻抗时，测定从听诊器10输出的声音信号s2(详细将进行后述)的sn比的曲线图。图9中，横轴表示保护层40的声阻抗(mrayls)，纵轴表示声音信号s2的sn比(db)。
[0087]
已知活体12的声阻抗为1.3～1.5mrayls，压电薄膜30的声阻抗为5.0～10.0mrayls。在保护层40的声阻抗为活体12的声阻抗与压电薄膜30的声阻抗之间的1.3mrayls以上且5.0mrayls以下时，如图9所示，能够将从听诊器10输出的声音信号s2的sn比稳定地设为60db以上。即，通过设置在活体12与压电薄膜30之间完成了声阻抗的匹配的保护层40，能够抑制反射声音，并能够以高sn比收集声音。
[0088]
保护层40优选使用弹性体材料、硅酮树脂、硅酮橡胶、聚氨酯橡胶、天然橡胶、苯乙烯丁二烯橡胶、氯丁二烯橡胶、丙烯腈橡胶、丁基橡胶、乙烯丙烯橡胶、氟橡胶及氯磺化聚乙烯橡胶中的任一种。保护层40由于直接按压在活体12上，因此期待其为不会使活体12产生基于冰冷或硬度的不适感的材料。通过使用上述材料，即使将保护层40按压在活体12上时，也能够抑制产生不适感。
[0089]
保护层40由于直接按压在活体12上，因此期待具有耐摩擦性。因此，保护层40优选在使用符合astm d2240的a型硬度计的硬度试验中的测定值为50以上且100以下。另外，通
过其他规格的硬度计及其他测定方法测定的硬度也可以为表示与上述试验方法中的硬度相同的硬度。通过将保护层40设为上述范围的硬度，能够具有用作听诊器时适当的耐摩擦性。
[0090]
关于保护层40，若其刚性高，则会导致限制压电体层32的伸缩，并使压电薄膜30的振动变小。因此，具有上述材料及硬度的保护层40的厚度根据对压电薄膜30要求的性能、操作性及机械强度等，适当设定即可。具体而言，500μm左右即可。
[0091]
优选保护层40的活体12接触的表面被粗糙化。保护层40由于直接按压在活体12上，因此期待容易从活体12的皮肤剥离。关于粗糙化处理的方法，并无特别限定，可以利用机械粗糙化处理、电化学粗糙化处理、化学粗糙化处理等各种公知的方法。作为保护层40的与活体12接触的表面的粗糙化的粗糙度，算术平均粗糙度ra优选为0.1μm以上且100μm以下，进一步优选为0.1μm以上且10μm以下。通过将保护层40设为上述范围的粗糙度，能够容易从活体12的皮肤剥离。
[0092]
另外，保护层40可以为以越是与活体12接触的一侧，声阻抗变得越低的方式倾斜声阻抗的层。并且，保护层40也可以由以越是与活体12接触的一侧的层，声阻抗变得越低的方式积层的多个层构成。例如，如图10所示，保护层40由4个层构成时，声阻抗按照保护层41、42、43、44的顺序变低即可。此时，多个层的材料可以不同，使用由上述材料中的至少1中构成的材料即可。通过将保护层40设为这种结构，能够使相邻的物质之间的声阻抗的差变得更小，并能够以更高的sn比收集声音。
[0093]
并且，保护层40的活体12接触的表面由硅酮树脂构成，该硅酮树脂可以为将硅氧烷骨架作为主链骨架，作为疏水性侧链具有甲基、乙烯基
·
甲基及苯基
·
甲基中的至少1个的树脂。活体12的表面有时会因汗等而潮湿。保护层40由于直接按压在活体12上，因此期待其为至少与活体12接触的表面为不会因水分而发生改性的材料。因此，例如，如图11所示，保护层40可以由完成了声阻抗的匹配的保护层46和与活体12接触的表面且由疏水性材料构成的保护层47构成。通过与活体12接触的表面为疏水性，在将保护层40按压在潮湿的活体12上时，也能够抑制保护层40及压电薄膜30发生改性。
[0094]
接着，参考图12，对本例示性实施方式的听诊器10的功能进行说明。如图12所示，听诊器10具备压电薄膜30、心电电极50、输出端子80、输入部82、显示部84及充电端子86。并且，听诊器10具备输出部60、处理部90、通信部92、电力单元94及电池96。输出部60、处理部90、通信部92、电力单元94及电池96可以容纳于支承台20所具有的空间即收容部29(参考图4)，也可以位于支承台20的外部。
[0095]
压电薄膜30检测通过自活体12发出的活体声音产生的振动，并根据振动，将振动信号s1输出至输出部60。具体而言，通过自活体12发出的活体声音而在活体12的表面产生振动时，若使压电薄膜30接触活体12，则压电薄膜30也会随着该振动而振动。压电薄膜30检测振动作为产生于第1电极34及第2电极36之间的电压，将所检测的电压作为振动信号s1输出至输出部60。
[0096]
输入部82接收后述的从输出部60输出的声音信号s2的电平的调整输入，并将所表示接收的调整输入的信息的调整输入信号s4输出至输出部60。
[0097]
输出部60根据振动信号s1，将声音信号s2输出至处理部90。并且，输出部60根据振动信号s1的电平变化及调整输入信号s4，调整声音信号s2的电平，并作为调整信号s3输出
至输出端子80。输出端子80将调整信号s3输出至外部。
[0098]
心电电极50检测活体12的心电。具体而言，通过使心电电极50接触活体12的心脏附近，检测活体12的体表电位，并作为心电信号s5输出至处理部90。
[0099]
处理部90对基于声音信号s2及心电信号s5的数据实施规定的处理，并将结束处理的数据输出至通信部92。处理部90具备放大电路及滤波电路等，可以放大声音信号s2及心电信号s5，或提取特定的频率。并且，基于声音信号s2及心电信号s5的数据可以作为模拟数据输出，也可以作为数字数据输出。处理部90例如可以由包括cpu(central processing unit：中央处理单元)60、rom(read only memory：只读存储器)、ram(random access memory：随机存取内存)等的微型计算机构成。
[0100]
通信部92具备有线或无线的通信装置，并向外部装置发送活体声音及心电的数据。通信装置例如可以为bluetooth(注册商标)、红外线通信等，外部装置例如可以为个人计算机、智能手机等。
[0101]
电力单元94将从充电端子86供应的电力充进电池96中。并且，电力单元94将充进电池96的电力供应至输出部60、显示部84、处理部90及通信部92。
[0102]
并且，处理部90经由电力单元94获取显示电池96的电池余量等的信息，可以根据所获取的信息，进行使显示部84的led灯点亮、熄灭及闪烁等控制。此时，用户能够根据led灯的发光状态掌握电池96的电池余量。同样地，能够正常获取声音信号s2及心电信号s5时，也可以控制显示部84等。此时，用户能够根据显示部84的显示方式掌握声音信号s2及心电信号s5的获取状态。
[0103]
接着，参考图13，对输出部60的功能进行说明。如图13所示，输出部60具备缓冲器61、滤波电路62、放大器63及65、alc(automatic level control：自动电平控制)电路64。
[0104]
通过压电薄膜30检测的振动信号s1经由缓冲器61输入至滤波电路62，在滤波电路62中去除噪声之后，用放大器63放大，并作为声音信号s2输出至处理部90及alc电路64。滤波电路62例如为低通滤波器。
[0105]
使听诊器10接触活体12之后，听诊后从活体12移开听诊器10时，存在压电薄膜30大幅振动且在振动信号s1中混入陡峭的噪声(尖峰噪声)的情况。若将尖峰噪声直接作为声音信号s2，从输出端子80输出，则会导致从与输出端子80连接的耳机听取的声音变成刺耳的声音。因此，期待通过alc电路64减少尖峰噪声。
[0106]
来自输入部82的调整输入信号s4及声音信号s2输入至alc电路64。alc电路64例如可以构成为包括用于从声音信号s2检测尖峰噪声的肖特基二极管、用于使声音信号s2平滑的电容器、检测出尖峰噪声时被驱动的mosfet(metal-oxide-semiconductor field-effect transistor：金属氧化物半导体场效晶体管)等。alc电路64通过这些元件，减少尖峰噪声，并且根据调整输入信号s4调整声音信号s2的电平。
[0107]
通过alc电路64减少尖峰噪声且电平被调整的声音信号s2通过放大器65被放大，并作为调整信号s3输出至输出端子80。
[0108]
如以上说明，根据本例示性实施方式的听诊器10，压电薄膜30以从开口部22露出的表面弯曲成凸状的状态被支承于支承台20，在压电薄膜30的与活体12接触的一侧的表面设置有具有活体12的声阻抗与压电薄膜30的声阻抗之间的声阻抗的保护层40。因此，能够以高sn比检测活体声音。
[0109]
并且，根据本例示性实施方式的听诊器10，输出端子80配置于穿过3个心电电极50中1个规定的心电电极的中心及压电薄膜30的中心的轴上。因此，能够提高用户的操作性。
[0110]
并且，根据本例示性实施方式的听诊器10，弹性部件52是与第1接触面24所成的角为钝角且在划定第2接触面54的边中与第1连接边27相同长度的第2连接边57上连接有各个第1连接边27的具有弹性的部件。因此，抑制听诊器10本身的大小变大的同时能够使心电电极50具有规定的面积，且能够将3个心电电极50充分隔开配置。即，能够提高用户的操作性的同时以高sn比检测心电。
[0111]
[第2例示性实施方式]
[0112]
接着，参考图14及图15，对本例示性实施方式的听诊器10的结构进行说明。另外，在图14及图15中，关于与第1例示性实施方式中说明的要素相同的要素标注相同符号，并省略详细说明。
[0113]
如第1例示性实施方式的听诊器10，若压电薄膜30以弯曲成凸状的状态被支承于支承台20，则在将听诊器10按压在活体12上时，有时会成为接近压电薄膜30的外周的部分从活体12的表面浮起的状态。例如，在远程医疗等中，在不具备专业技术的患者使用听诊器10的情况下等，有可能发生未能将听诊器10垂直按压在活体12上，或未能将听诊器10以足够的压力按压在活体12上的情况。在压电薄膜30浮起的状态下，压电薄膜30容易将环境音及人声等来自外部的声音(以下，称为外部声音)检测为噪声，sn比会降低。
[0114]
因此，如图14所示，除了第1例示性实施方式的听诊器10的结构以外，本例示性实施方式的听诊器10还具备围住压电薄膜30的从开口部22露出的部分的外周且阻断传递至压电薄膜30的外部声音的隔音部件70。并且，隔音部件70的前端相对于压电薄膜30的弯曲成凸状的表面突出。隔音部件70的突出高度优选为1mm以上。
[0115]
隔音部件70具有在将听诊器10垂直按压在活体12上时，能够压缩变形成使从开口部22露出的压电薄膜30的表面整体可与活体12接触的程度的弹性。隔音部件70例如优选为玻璃棉的类的纤维系材料及氨基甲酸酯泡沫的类的发泡材料等外部声音的吸收效果高的材料。
[0116]
图15示出将本例示性实施方式的听诊器10按压在活体12上时的状态。若将听诊器10按压在活体12上，则隔音部件70根据按压的压力被压缩。例如，如图15所示，将听诊器10斜向按压在活体12上时，在按压力大的部位，隔音部件70的压缩程度大，而在按压力小的部位，隔音部件70的压缩程度则小。通过设为这种结构，即使在未将听诊器10垂直按压在活体12上或未将听诊器10以足够的压力按压在活体12上的情况下，也能够抑制压电薄膜30检测外部声音的情况。
[0117]
如以上说明，根据本例示性实施方式的听诊器10，还具备围住压电薄膜30的从开口部22露出的部分的外周且阻断传递至压电薄膜30的外部声音的隔音部件70。因此，将听诊器10按压在活体12上时，能够使压电薄膜30被隔音部件70围住，能够抑制压电薄膜30将外部声音检测为噪声的情况，并能够以高sn比检测活体声音。
[0118]
另外，关于上述各例示性实施方式的听诊器10，被测对象并不限于活体12，被测对象也可以为机械及配管等。即，通过检测自机械及配管等发出的声音作为自被测对象发出的声音，也能够用于机械及配管的异常检测等。
[0119]
2019年7月26日申请的日本专利申请2019-138274号的所有公开内容通过参考而
被援用于本说明书中。本说明书中所记载的所有文献、专利申请及技术标准与具体地且分别地记载通过参考而被援用于的各个文献、专利申请及技术标准的情况相同程度地，通过参考而被援用于本说明书中。