(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
駆動電気信号に従って励振して超音波を発生し、該超音波を生体内に送信する送信用圧電素子と、
生体内に送信された超音波が前記生体の血流によって反射した反射波を受信して電気信号に変換する受信用圧電素子と、
前記送信用圧電素子が発生した前記超音波と、前記受信用圧電素子が受信した前記反射波とから脈を検出する検出部と、
前記送信用圧電素子と前記受信用圧電素子が一面上に設けられるとともに、他面で前記生体に接する送受信基板とを備え、
前記送受信基板は、前記他面が前記一面に対して斜めに形成されていることを特徴とする脈検出装置。
【請求項２】
前記送受信基板上に位置する前記送信用圧電素子及び前記受信用圧電素子を支持する支持基板を備えることを特徴とする請求項１に記載の脈検出装置。
【請求項３】
前記送受信基板と前記支持基板との間に、シリコン樹脂またはゴムからなる封止剤を設けたことを特徴とする請求項２記載の脈検出装置。
【請求項４】
前記封止剤は、前記圧電素子を取り囲むように設置したことを特徴とする請求項３記載の脈検出装置。
【請求項５】
前記送受信基板に溝を設け、該溝に前記圧電素子を設置したことを特徴とする請求項１乃至４の何れか１項に記載の脈検出装置。
【請求項６】
前記溝による前記送受信基板の残り厚さが、前記送信用圧電素子が発生する前記超音波の波長の略４分の１となるように前記溝を設けたことを特徴とする請求項５記載の脈検出装置。
【請求項７】
前記送受信基板のうち、前記圧電素子を設置する面に前記圧電素子の一面に電気信号を印加する給電部を設け、前記支持基板のうち、前記圧電素子を支持する面に前記送受信基板電極と電気的に接続する給電部を設けたことを特徴とする請求項２記載の脈検出装置。
【請求項８】
前記送信用圧電素子及び／または前記受信用圧電素子は、前記送受信基板に金属間結合または水素結合によって接合されたことを特徴とする請求項１記載の脈検出装置。
【請求項９】
請求項８に記載の脈検出装置の製造方法において、
前記送受信基板に配線用の金属膜を、前記送信用圧電素子及び前記受信用圧電素子に電極用の金属膜を、それぞれ形成する工程と、
前記送信用圧電素子及び受信用圧電素子を、配線用の前記金属膜と電極用の金属膜が重なるように前記送受信基板上に載置し、前記金属膜間を金属間結合または水素結合を用いて接合することにより、前記送受信基板上に送信用圧電素子及び受信用圧電素子を固定するとともにこれらを導通させる工程と、を備えることを特徴とする脈検出装置の製造方法。
【請求項１０】
駆動電気信号に従って励振して超音波を発生し、該超音波を生体内に送信する送信用圧電素子と、
生体内に送信された超音波が前記生体の血流によって反射した反射波を受信して電気信号に変換する受信用圧電素子と、
前記送信用圧電素子が発生した前記超音波と、前記受信用圧電素子が受信した前記反射波とから脈を検出する検出部と、
前記送信用圧電素子と前記受信用圧電素子が一面上に設けられるとともに、他面で前記生体に接する送受信基板とを備え、
前記送受信基板が、前記送信用圧電素子側と前記受信用圧電素子側とに分割されていることを特徴とする脈検出装置。
【請求項１１】
分割された前記送受信基板は、それぞれ前記他面が前記一面に対して斜めに形成されていることを特徴とする請求項１０記載の脈検出装置。
【請求項１２】
前記送信用圧電素子及び／または前記受信用圧電素子は、分割された前記送受信基板それぞれに金属間結合または水素結合によって接合されたことを特徴とする請求項１０または１１記載の脈検出装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、圧電素子を使用した脈検出装置と、その製造方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
生体の脈には、病気の診断において重要な情報が含まれており、近年、病院等の医療施設において、患者の腕に携帯型脈検出装置を装着させて、この携帯型脈検出装置から送信された患者の脈検出データを病院側で受信し、患者の状態を把握するシステムが検討されている。圧電素子は、脈検出装置の小型化・軽量化に有効であり、上述したシステムに適用することもふまえ、圧電素子を使用した脈検出装置の開発が進められている。
【０００３】
従来の圧電素子を使用した脈検出装置１００を図１９、図２０に示す。図１９に示すように、脈検出装置１００は、２つの圧電素子１１０，１２０を樹脂１３０（またはゲル）の中に埋め込み固定したものである。図２０は図１９の脈検出装置１００の側面図である。圧電素子１１０、１２０は一定の距離ｇだけ離して固定される。また、皮膚との接触面１５０から圧電素子１１０，１２０までの厚さｔも所定の厚さに制御して固定される。
【０００４】
ここで、各圧電素子１１０，１２０の厚み方向の両面には、金属性の電極が形成される（図示省略）。また、圧電素子１１０の両電極には、駆動電圧印加用のプローブ（端子、引き出し線等）が接続され、圧電素子１２０の上下電極には、電圧信号出力用のプローブ（図示省略）が接続される。
【０００５】
そして、病院の診察時に、この脈検出装置１００を使用して、患者の脈を検出している。詳細には、圧電素子１１０の両電極に駆動用の電圧を印加すると、圧電素子１１０は励振して超音波を発生し、該超音波は樹脂１３０を介して生体内に送信される。生体内に送信された超音波は、生体の血流によって反射し、この反射した超音波は、樹脂１３０を介して圧電素子１２０によって受信される。
【０００６】
この時、圧電素子１１０が送信した超音波と、圧電素子１２０が受信した超音波には、血流のドップラ効果によって周波数変化が生じる。また、血流の速度は脈と同期して変化するため、この超音波の周波数変化によって生体の脈が検出される。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、圧電素子を利用した脈検出装置において、超音波の受信感度を良くするために、超音波送信用の圧電素子１１０と、超音波受信用の圧電素子１２０と、を精度良く配置する必要がある。２枚の圧電素子１１０，１２０の間隔ｇによって脈検出感度は大きく異なり、０．５ｍｍから０．１ｍｍ程度が最適である。また、樹脂１３０の厚さｔによって感度が大きく変化し、例えば９．０ＭＨｚで圧電素子１１０，１２０を駆動する場合、１４０μｍ程度が最適である。
【０００８】
しかしながら、上述した脈検出装置１００は、２つの圧電素子１１０，１２０を所定位置に配置した後、樹脂１３０を流し込んで製造していたため、樹脂を流し込む際にこれら圧電素子の配置位置及び配置角度がずれる可能性があり、精度良く圧電素子を配置することが難しいという問題があった。
【０００９】
そのため、従来の脈検出装置１００には、品質のばらつきが生じる可能性があった。また、樹脂１３０を流し込む構成では、樹脂１３０の厚さｈを所望の厚さに制御することが困難であり、感度にばらつきが生じるという問題点があった。
【００１０】
さらに、樹脂１３０の埋め込まれた圧電素子１１０，１２０の厚み方向の２面に電圧を印加する必要があるため、このような構成では細いワイヤなどを圧電素子１１０，１２０の両面に貼り付けた後、樹脂１３０を流し込まねばならず、圧電素子１１０，１２０の配置が困難、また工程が困難かつ多くなるため、製造が困難という問題点があった。
【００１１】
そこで、本発明は、超音波送信用の圧電素子と超音波受信用の圧電素子とを精度良く配置することで、品質のばらつきが生じにくい脈検出装置、及びその製造方法を提供することを目的とする。
【００１２】
また、樹脂の代わりに厚さが既知の基板を用いることで、最良の脈検出感度を有し、再現性良く製造することが可能な脈検出装置を提供することを目的とする。
【００１３】
さらに、圧電素子に電圧を印加するための配線を支持基板に設けることで、製造を容易にすることを目的とする。
【００１４】
また、脈検出装置において脈の検出感度を向上させることも目的とする。
【００１５】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するため、本発明による脈検出装置は、入力された駆動電気的信号に従って励振して超音波を発生し、該超音波を生体内に送信する送信用圧電素子（例えば、図４に示す送信用圧電素子４１）と、生体内に送信された超音波が生体の血流によって反射した反射波を受信して電気的信号に変換する受信用圧電素子（例えば、図４に示す受信用圧電素子４２）と、  前記送信用圧電素子が発生した超音波と、前記受信用圧電素子が受信した反射波から脈を検出する検出部（例えば、図３に示す処理演算部３１）と、  一面上に前記送信用圧電素子と前記受信用圧電素子の双方を固定載置し、他面で生体に接する送受信基板（例えば、図４に示す送受信基板４３）を備えた構成とした。
【００１６】
この構成によれば、送信用圧電素子及び受信用圧電素子の双方は、送受信基板上に載置固定されるため、これら圧電素子を精度良く設計通りに配置することができる。
【００１７】
また、送信用圧電素子が発生した超音波は、送受信基板を介して生体内に送信され、また、生体の血流による反射波も、送受信基板を介して生体から受信用圧電素子に伝達するので、機能上問題は生じない。
【００１８】
したがって、本発明の構成によれば、品質にばらつきが生じにくい脈検出装置を提供することができ、また、脈の検出感度を向上させることができる。
【００１９】
さらに、送受信基板の音響インピーダンスを、各圧電素子の音響インピーダンスと、前記生体の音響インピーダンスと、の間の値とすることとした。
【００２０】
このように、送受信基板の音響インピーダンスを、各圧電素子の音響インピーダンスと、生体の音響インピーダンスと、の間の値に設定することによって、送信用圧電素子が発生した超音波を、送受信基板と生体との界面で反射させずに効率良く生体に送信することができ、生体の脈による反射波を前記界面で反射させずに感度良く受信用圧電素子で受信することができる。
【００２１】
さらに、送受信基板を、送信用圧電素子が発生する超音波の波長の略４分の１の厚みを有するガラス基板とすることによって、ガラス基板と生体との界面において超音波の反射を低減させることができ、生体内に超音波を効率良く送信することができ、受信用圧電素子により反射波を感度良く受信することができる。
【００２２】
さらに、送受信基板の他面に樹脂層（例えば、図８に示す樹脂層４９）を備える構成とした。樹脂層を設けることにより、生体に接する面の特性をその用途に応じて最適に調整することが可能になる。
【００２３】
例えば、樹脂層にエポキシ系樹脂を用いることで、エポキシ系樹脂の音響インピーダンスは、送受信基板の音響インピーダンスと、生体の音響インピーダンスとの間の値であるため、送受信基板と生体との界面において超音波の反射を更に低減させることができ、超音波の伝搬を効率良く行うことができる。
【００２４】
また、例えば、樹脂層にシリコン系樹脂を用いることで、送受信基板と生体との密着性が向上する。したがって、送受信基板と生体との界面において、空気の混入が減少するため超音波の振動の減衰が少なくなり、効率良く超音波を伝搬することができる。また、シリコン系樹脂は、生体との適合性が良く、生体の皮膚に密着させても影響が少ない。
【００２５】
また、送受信基板の一部に溝（例えば、図９に示す溝部５０ａ）を設け、この溝を挟んで送信用圧電素子と受信用圧電素子とを配置する構成とした。
【００２６】
この構成によれば、送信用圧電素子で発生した超音波は、送受信基板上の送信用圧電素子と受信用圧電素子との間の溝で反射、減衰するため、該超音波が送受信基板内を伝わって受信用圧電素子により直接受信される可能性が低くなる。このため、ノイズを低減させることができ、脈検出装置の信頼性を向上させることができる。
【００２７】
あるいは、送受信基板を分割し、分割した一方の送受信基板（例えば、図１０に示す送受信基板５１）に送信用圧電素子を配置し、他方の送受信基板（例えば図１０に示す送受信基板５２）に受信用圧電素子を配置してもよい。この場合、送信用圧電素子で発生した超音波は、受信用圧電素子に直接伝わらない。したがって、ノイズを低減させることができ、脈検出装置の信頼性を向上させることができる。
【００２８】
また、送受信基板（例えば、図１１に示す送受信基板５３）の他面をその一面に対して斜めに形成した。例えば、送受信基板の他面と一面とを平行な面ではなく、すなわち、テーパ形状にした。これにより、生体の血流のドップラ効果が大きくなり、送信用圧電素子で発生する超音波と、受信用圧電素子で受信される反射波と、の周波数変化が大きくなる。したがって、脈検出装置における脈の検出強度が向上する。
【００２９】
また、送受信基板上に位置する送信用圧電素子及び受信用圧電素子を支持する支持基板（例えば、図４に示す支持基板４４）を備えることとした。
【００３０】
このように、支持基板を備えることによって、外部からの衝撃に対する脈検出装置の強度が向上し耐久性が向上する。
【００３１】
また、脈検出装置１に備えた支持基板４４によって、超音波を防ぐことができる。
【００３２】
また、検出部によって検出された脈を表示する表示部を備える構成としてもよい。
【００３３】
また、手首に当該脈検出装置を装着するためのベルト（例えば、図１に示すバンド５）を備える構成とすることによって、生体が脈検出装置を容易に携帯することができる。
【００３４】
また、送信用圧電素子または／及び受信用圧電素子と、送受信基板とが、金属間結合によって接合されることとした。
【００３５】
金属間結合とは、２つの金属が互いに接した状態で加圧、加熱することによって、金属原子の熱拡散を相互金属間で発生させて、２つの金属を接合させる方法である。
【００３６】
このように構成された脈検出装置によれば、送信用圧電素子及び受信用圧電素子と、送受信基板とは、金属間結合によって接合するため、接着剤を用いて接合した場合と比較して、接合界面において超音波の減衰が少なく、効率良く超音波を伝搬させることができる。
【００３７】
また、送受信基板と支持基板の間にシリコン樹脂などの封止剤を設けた。このような構成の脈検出装置によれば、使用中に汗などが送信用及び受信用圧電素子に付着することを防ぐことができるため、感度低下を防ぐことができる。封止剤と送信用圧電素子及び受信用圧電素子の間に空隙を設けて設置することで、封止剤を介して送信用圧電素子及び受信用圧電素子に外部から振動が伝搬しにくくなるため、さらに感度の低下を防ぎながら、汗などの混入を防ぐことができる。
【００３８】
また、送受信基板に溝を設け、溝に送信用圧電素子及び受信用圧電素子を設置することで、送信用圧電素子及び受信用圧電素子と送受信基板、支持基板との接合面のみでなく、送受信基板と支持基板でも固定されるため、耐久性を向上させることができる。さらに、溝による送受信基板の残り厚さを最適な厚さとすることで、送受信基板全体の厚さを変更することなく、効率的に超音波を送受信させることが可能となる。
【００３９】
また、送受信基板のうち、圧電素子設置面に送信用圧電素子及び受信用圧電素子の一面に電気信号を印加する給電部（送受信基板電極）を設け、支持基板のうち、圧電素子支持面に送受信基板電極と電気的に接続する給電部（支持基板電極）を設け、送受信基板電極と支持基板電極を電気的に接続した構成とすることで、送信用圧電素子及び受信用圧電素子に電気的信号を印加する配線を少なくすることができる。
【００４０】
さらに、本発明の脈検出装置の製造方法は、送受信基板の一面に配線用の金属膜を、送信用圧電素子及び受信用圧電素子に電極用の金属膜を、それぞれ形成した後、前記送受信基板の一面上に、前記送信用圧電素子及び受信用圧電素子を、前記金属膜が重なるように載置し、前記金属膜間を金属間結合を用いて接合して、前記送受信基板上に送信用圧電素子及び受信用圧電素子を固定するとともにこれらを導通させる工程とした。
【００４１】
【発明の実施の形態】
本発明の脈検出装置は、入力された駆動電気的信号に応じて生体内に超音波を送信する、または、超音波が生体の血流によって反射した反射波を受信する圧電素子が、基板上の一方の表面に設けられるとともに、その表面の裏側の他面で生体に接する構成とした。このような構成によれば、圧電素子が基板上に載置固定されるため、これら圧電素子を精度良く設計通りに配置することができる。したがって、品質にばらつきが生じにくく、また、脈の検出感度を向上させることができる。
【００４２】
さらに、圧電素子と基板は、それぞれの表面に設けられた電極によって金属間結合で結合されたこととした。また、基板の音響インピーダンスを圧電素子の音響インピーダンスと生体の音響インピーダンスとの間の値に設定した。また、基板の厚みを圧電素子が発生する超音波の波長の略４分の１とした。また、他面に樹脂層を備えることとした。また、基板上に設けられた圧電素子を支持する支持基板を備え、圧電素子を基板と支持基板で挟んだ構成とした。詳細は以下の実施例において述べる。
【００４３】
【実施例】
以下に、図に基づいて本発明の脈検出装置及びその製造方法について詳細に説明する。
【００４４】
先ず、図１〜図２を参照して、脈検出装置１の外観について説明する。
【００４５】
図１は、本発明を適用した脈検出装置１の外観上の構成を示す側面図であり、図２は、図１に示した脈検出装置１を生体２（腕）に装着した状態を示す図である。
【００４６】
図１に示すように、脈検出装置１は、処理部３、測定部４、バンド５、及び止め金具６によって概略構成されており、図２に示すように、脈検出装置１は生体２に装着することにより常時携帯可能である。ここで、処理部３及び測定部４はバンド５に取り付けられており、バンド５及び止め金具６によって生体２（図中の破線部）に装着される。この時、測定部４は、生体２の橈骨（とうこつ）動脈あるいは尺骨動脈付近（図示省略）に当接される。また、図示しないが、処理部３と測定部４は導線により接続されており、この導線を介して処理部３から駆動用電圧信号が測定部４に入力され、測定部４で測定された電圧信号が処理部３に入力される。
【００４７】
次に、図３を参照して脈検出装置１の処理部３について説明する。図３は、処理部３の内部構成と、処理部３と測定部４の接続状態を示すブロック図である。図３に示すように、処理部３は、処理演算部３１、駆動回路３２、及び表示部３３によって概略構成されている。
【００４８】
処理演算部３１は、内部に備えた記憶領域（図示省略）に記憶されている処理プログラムを実行することによって、脈の検出に関する各種処理を実行し、その処理結果を表示部３３に表示する。
【００４９】
処理演算部３１は、脈測定時に、駆動回路３２から測定部４の送信用圧電素子４１（詳細は後述）に特定の駆動用電圧信号を出力させる。
【００５０】
また、処理演算部３１は、送信用圧電素子４１から発せられた超音波の周波数と、受信用圧電素子４２で受信され血流のドップラ効果により変化した超音波の周波数と、を比較して脈を検出する。
【００５１】
駆動回路３２は、処理演算部３１の指示に従って、特定の駆動用電圧信号を測定部４の送信用圧電素子４１に出力する。
【００５２】
表示部３３は、液晶表示画面等によって構成されており、処理演算部３１から入力される脈検出結果等を表示する。
【００５３】
次に、図４、図５を参照して、脈検出装置１の測定部４について説明する。図４は、測定部４の構成を示す概要図であり、図５は、測定部４の断面構成を示す図である。
【００５４】
図４に示すように、測定部４は、送信用圧電素子４１、受信用圧電素子４２、送受信基板４３、支持基板４４によって概略構成されている。
【００５５】
ここで、送信用圧電素子４１及び受信用圧電素子４２の厚み方向の両面には、それぞれ電極４５，４５と電極４６，４６が形成されている。また、送受信基板４３の一面４３ａには、電極４７ａ，４７ｂが形成され、支持基板４４の一面４４ａには、電極４８ａ，４８ｂが形成されている。ここで、電極４５，４６，４７ａ，４７ｂ，４８ａ，４８ｂは、Ａｕ，Ｐｔ等の金属膜であり、蒸着等の方法によって形成される。
【００５６】
そして、図５に示すように、送受信基板４３の一面４３ａ上に送信用圧電素子４１が、電極４５と電極４７ａが重なるように載置固定され、送受信基板４３上に受信用圧電素子４２が、電極４６と電極４７ｂが重なるように載置固定されている。更に、両圧電素子４１，４２を押さえるために、支持基板４４が、送信用圧電素子４１の電極４５と電極４８ａが重なり、受信用圧電素子４２の電極４６と電極４８ｂが重なるように載置固定されている。そして、これらの重なり合った電極は、互いに導通している。
【００５７】
尚、送信用圧電素子４１と受信用圧電素子４２に、同一の圧電素子を使用してもよい。また、これら圧電素子４１，４２の形状については任意であり、送信用と受信用に形状の異なる圧電素子を使用してもよい。
【００５８】
また、図４及び図５に示した測定部４の製造方法については、後述する。
【００５９】
また、送信用圧電素子４１は、その両電極４５，４５が処理部３の駆動回路３２と導線によって接続されている。そして、送信用圧電素子４１の両電極４５，４５に、駆動回路３２から特定の駆動用電圧信号が印加されると、送信用圧電素子４１は、励振して特定周波数の超音波を発生し、生体内（図６の２参照）に送信する。
【００６０】
受信用圧電素子４２は、その両電極４６，４６が処理部３の処理演算部３１と導線によって接続されている。受信用圧電素子４２は、生体から超音波を受信すると、この超音波を電圧信号に変換し、処理部３の処理演算部３１に出力する。
【００６１】
送受信基板４３は、その一面４３ａ上に、送信用圧電素子４１及び受信用圧電素子４２を配置し、他面４３ｂは生体に接するガラス基板等である。
【００６２】
ここで、送受信基板４３を介して生体と各圧電素子４１，４２との間で効率良く超音波を伝搬するためには、送受信基板４３の音響インピーダンスを、生体の音響インピーダンスＺｌと圧電素子の音響インピーダンスＺｃとの間の値にする必要がある。音響インピーダンスとは、音波の伝搬のしやすさを示す値であり、その値はヤング率や密度によって変化する。
【００６３】
そして、図５に示す構成を有する測定部４において、送受信基板４３の理想的な音響インピーダンスＺｍは、
Ｚｍ＝（Ｚｃ×Ｚｌ）1/2  …式（１）
によって示すことができる。そして、式（１）に、公知であるＺｌ＝１．５Ｍ（Ｎ・ｓｅｃ／ｍ3 ）、Ｚｃ（ＰＺＴを使用）＝３０Ｍ（Ｎ・ｓｅｃ／ｍ3 ）を代入すると、Ｚｍ＝約６．７Ｍ（Ｎ・ｓｅｃ／ｍ3 ）となる。
【００６４】
この計算値を基に、本実施の形態では、送受信基板４３に、音響インピーダンスが約１０Ｍ（Ｎ・ｓｅｃ／ｍ3 ）であるガラス基板を使用している。
【００６５】
また、超音波の伝搬について、送受信基板４３の厚さも重要な要素である。送受信基板４３の厚さが不適当な場合には、上述の音響インピーダンスと同様に、送受信基板４３において超音波の反射が起こってしまい、効率良く超音波が伝搬しない。そこで、送受信基板４３の厚さは、送受信基板４３が伝搬する超音波の周波数で波長の１／４程度にするのが好ましい。具体的には、超音波の周波数が９ＭＨｚ（通常、２．３〜１０ＭＨｚの超音波を使用する）で、送受信基板（ガラス基板）４３における音速が約５０００ｍ／ｓの場合、送受信基板４３の厚さは１４０μｍ程度にする。
【００６６】
次に、図３及び図６を参照して、脈検出装置１における処理部３及び測定部４の動作について説明する。
【００６７】
先ず、生体に脈検出装置１を装着すると、図６に示すように、測定部４が生体２（の橈骨（とうこつ）動脈あるいは尺骨動脈付近）に当接される。そして、脈の検出時に、図３に示す処理演算部３１は、駆動回路３２から送信用圧電素子４１の両電極４５，４５（図５参照）に特定の駆動用電圧信号を出力させる。
【００６８】
送信用圧電素子４１は、両電極４５，４５に入力された駆動用電圧信号に基づいて励振し超音波を発生し、該超音波を送受信基板４３を介して生体２（図６参照）内に送信する。生体２内に送信された超音波は血流２ａにより反射され、測定部４の受信用圧電素子４２により受信される。受信用圧電素子４２は、受信した超音波を電圧信号に変換して、両電極４６，４６（図５参照）から処理演算部３１に出力する。
【００６９】
次に、処理演算部３１は、送信用圧電素子４１から送信された超音波の周波数と、受信用圧電素子４２で受信され血流のドップラ効果により変化した超音波の周波数と、を比較して生体の脈を検出する。そして、処理演算部３１は、脈の検出結果を表示部３３に表示する。このようにして、脈検出装置１は生体の脈を測定・表示する。
【００７０】
次に、図７を参照して、送受信基板上に圧電素子が形成された脈検出装置の測定部４の製造方法について説明する。図７（ａ）は電極の形成工程を示す図、図７（ｂ）は送受信基板４３の一面４３ａ上に圧電素子４１，４２を接合する工程を示す図である。
【００７１】
先ず、図７（ａ）に示すように、送信用圧電素子４１の厚み方向の両面に電極４５をそれぞれ形成し、受信用圧電素子４２の厚み方向の両面に電極４６をそれぞれ形成する。また、送受信基板４３の一面４３ａに２つの電極４７ａ，４７ｂを形成する。ここで、各電極４５，４６，４７ａ，４７ｂは、Ａｕ，Ｐｔ等の金属膜であり、蒸着等の方法によってそれぞれ形成される。
【００７２】
なお、上述したように各圧電素子４１，４２にそれぞれ電極を形成するのではなく、予め電極を形成した圧電素子を分割して、電極付きの圧電素子４１，４２を作製することも可能である。
【００７３】
次に、図７（ｂ）に示すように、送受信基板４３の一面４３ａ上に送信用圧電素子４１を、送信用圧電素子４１の電極４５と送受信基板４３の電極４７ａが重なり合うように載置し、更に、送受信基板４３の一面４３ａ上に受信用圧電素子４２を、受信用圧電素子４２の電極４６と送受信基板４３の電極４７ｂが重なり合うように載置する。
【００７４】
そして、プレス機（図示省略）等によって、上下方向（図７（ｂ）中に矢印で示す）から圧力をかけて、ヒータ（図示省略）等によって加熱する。
【００７５】
このように、加圧し、加熱することによって、電極４５と電極４７ａの間と、電極４６と電極４７ｂの間で、金属原子の熱拡散が起こり、各電極間が接合される（金属間結合）。よって、各圧電素子４１，４２が送受信基板４３の一面４３ａ上に接合される。
【００７６】
本実施例では、以上のように送受信基板４３上に送信用圧電素子４１及び受信用圧電素子４２を配置した。したがって、送信用圧電素子４１及び受信用圧電素子４２を送受信基板４３上に精度良く配置することができるため、測定部４の品質が安定し、品質のばらつきがない脈検出装置１を提供することができ、また、脈の検出感度を向上させることができる。
【００７７】
また、従来のように圧電素子を樹脂に埋め込み固定しないため、送信用圧電素子４１及び受信用圧電素子４２の両面に容易に電極を形成することができ、各圧電素子４１，４２から容易に電極を引き出すことができる。
【００７８】
さらに、脈検出装置１に支持基板４４を備えることによって、脈検出装置１の強度が向上し、脈検出装置１の耐久性が向上する。また、支持基板４４の電極と各圧電素子４１，４２の電極の導通が固定と同時に実現されるため、電極の引き出しが更に容易になる。
【００７９】
また、脈検出装置１に備えた支持基板４４によって、超音波の漏れを防ぐことができる。
【００８０】
また、送受信基板４３上に、送信用圧電素子４１と受信用圧電素子４２とを接合する際に金属間結合を使用したため、接合界面に接着層が形成されず、接合界面における超音波の振動の減衰を低減させることができる。
【００８１】
また、本実施例の脈検出装置１は、通常、脈拍を測定・表示するが、脈波も測定できる。
【００８２】
なお、本実施例の詳細な部分については、上記実施例の内容に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲で適宜変更可能である。例えば、本実施例では、送受信基板４３上に送信用圧電素子４１と受信用圧電素子４２を金属間結合によって接合させたが、水素結合によって接合させてもよい。水素結合とは、イオン源を用いて水をイオン化して水酸化物イオンＯＨ- を生成し、この水酸化物イオンＯＨ- を送受信基板４３上に照射した後、送受信基板４３と各圧電素子４１，４２を圧接して接合させる方法である。また、送受信基板４３上に親水基を形成して、この親水基による水素結合で、送受信基板と各圧電素子４１，４２を接合してもよい。このように、水素結合により送受信基板４３と、各圧電素子４１，４２とを接合することによって、接着剤を用いて接合した場合と比較して、接合界面において超音波の振動の減衰を低減させることができる。
【００８３】
また、本実施例のように、処理部３と測定部４とを離れた構造にするのではなく、１つのモジュールとして構成してもよい。これによって、脈検出装置１の部品点数が少なくなり製造コストを抑えることができる。さらに、処理部３と測定部４の間の配線を簡略化することができる。
【００８４】
また、処理部３内に通信部等を設けて、脈測定結果を病院内の管理システムに送信する構成にしてもよく、これにより、脈検出装置１を装着した患者の状態を常時把握することができる。
【００８５】
また、図４に示した測定部４の構成の変形例について、図８〜図１８を参照して説明する。尚、以下の説明において、図４に示した測定部４と同一構成部位については、同一の符号を付しており、ここでは説明を省略する。
【００８６】
図８は、送受信基板４３の他面４３ｂに樹脂層４９を設けた測定部４ａの構成を示す図である。図８に示すように、送受信基板４３の他面４３ｂに樹脂層４９が形成されている。
【００８７】
ここで、樹脂層４９は、エポキシ系樹脂またはシリコン系樹脂からなり、これら使用する樹脂の種類によって、送受信基板４３における生体との接触面（他面４３ｂ）の性質が異なる。
【００８８】
例えば、樹脂層４９にエポキシ系樹脂を使用した場合、エポキシ系樹脂の音響インピーダンスは、送受信基板４３の音響インピーダンスと生体の音響インピーダンスとの間の値であるため、生体と送受信基板４３の界面で起こる超音波の反射を更に低減させることができる。したがって、生体と送受信基板４３との間で効率良く超音波を伝搬させることができる。ここで、樹脂層４９の理想的な音響インピーダンスは、前述の式（１）と同様の式によって算出される。
【００８９】
また、樹脂層４９にシリコン系樹脂を用いた場合、シリコン系樹脂は軟質であるため樹脂層４９によって送受信基板４３と生体との密着性が向上する。したがって、生体と送受信基板４３との間に存在する空気層を低減させることができ、この空気層による超音波の振動の減衰を抑えることができる。また、シリコン系樹脂は、生体との適合性がよく、皮膚に密着させても影響が少ない。
【００９０】
なお、基板４３の他面４３ｂにエポキシ系樹脂の樹脂層を形成し、更にその上にシリコン系樹脂の樹脂層を形成して２層の樹脂層にしてもよく、これにより、超音波の反射、減衰を防ぐことができる。
【００９１】
図９は、送受信基板５０上に形成された溝部５０ａを挟んで、送信用圧電素子４１と受信用圧電素子４２を配置した測定部４ｂの構成を示す図である。
【００９２】
図９に示すように、送受信基板５０上に溝部５０ａが形成され、この溝部５０ａを挟んで送信用圧電素子４１と、受信用圧電素子４２とが配置されている。
【００９３】
したがって、脈の検出の際に、送信用圧電素子４１により発せられた超音波は送受信基板５０の溝部５０ａによって反射、減衰することとなる。そのため、超音波が送受信基板５０内を伝わって受信用圧電素子４２によって直接受信される可能性が低くなり、脈測定のノイズを防止することができる。なお、溝部５０ａの形状については任意であり、例えば、溝部５０ａの断面形状が逆三角形であってもよい。
【００９４】
図１０は、分割された送受信基板５１，５２に、送信用圧電素子４１と受信用圧電素子４２をそれぞれ配置した測定部４ｃの構成を示す図である。
【００９５】
図１０に示すように、測定部４ｃは、送受信基板４３（図３）を２つの送受信基板５１，５２に分割して、送受信基板５１に送信用圧電素子４１を配置し、送受信基板５２に受信用圧電素子４２を配置した。
【００９６】
したがって、脈検出の際に、送信用圧電素子４１により発せられた超音波が直接受信用圧電素子４２に直接伝わることはないため、脈測定のノイズ発生を防止することができる。
【００９７】
図１１は、送受信基板５３にテーパ形状を有する測定部４ｄの構成を示す図である。図１１に示すように、測定部４ｄの送受信基板５３は、生体と接する他面５３ｂにテーパ形状を有している。ここで、送受信基板５３のテーパ形状は、生体の血流方向に沿って形成されている。これにより、送信用圧電素子４１から発せられた超音波が生体の脈に対して斜め方向に送信されるため、血流のドップラ効果を得やすく、受信用圧電素子４２による超音波の受信感度が向上する。
【００９８】
図１２は、分割された送受信基板５４と送受信基板５５にそれぞれテーパ形状を有する測定部４ｅの構成を示す図である。図１２に示すように、測定部４ｅは送受信基板４３（図３）を２つの送受信基板５４，５５に分割され、送受信基板５４の一面５４ａ上に送信用圧電素子４１を配置し、送受信基板５５の一面５５ａ上に受信用圧電素子４２を配置した。そして、送受信基板５４の他面５４ｂ及び送受信基板５５の他面５５ｂをテーパ形状にした。ここで、これらテーパ形状は、生体の血流方向に沿って形成され、且つ各送受信基板５４，５５の内側の厚みより外側の厚みの方が大きくなるように形成される。
【００９９】
これにより、送信用圧電素子４１から発せられた超音波を生体の血流付近にフォーカスしやすくなり、生体の血流によって反射された超音波を受信用圧電素子４２によって効率良く受信することができる。
【０１００】
図１３は送受信基板４３及び支持基板４４の間に封止剤６０を配置した構成を示す図である。また、図１４は封止剤６０を圧電素子４１，４２を取り巻くように配置した図である。皮膚に測定部４を接触させて使用すると、汗などが送受信基板４３及び支持基板４４の間に混入する場合がある。圧電素子４１，４２は電極４７ａ、ｂ及び４８ａ、ｂによって圧電素子の厚さ方向に電位差を生じさせて駆動しているため、汗などが混入すると、電極４７ａ、ｂ、及び電極４８ａ、ｂがショートしてしまい、所望の電位を印加することができなくなる。
【０１０１】
そのため、図１３のように、封止剤６０を設けることで汗などが混入することを防ぐことができる。封止剤６０の材質としてはシリコンゲルなどが適しているが、シリコンゲルは超音波を伝搬しやすいため、封止剤６０と圧電素子４１，４２が接すると、外部からの振動ノイズが圧電素子４１，４２に伝搬してしまう。そのため、図１４のように圧電素子４１，４２を取り囲むように配置すると、ノイズを生じることなく、汗などの混入を防ぐことができる。
【０１０２】
また、送受信基板４３と支持基板４４を封止剤６０を介して固定することができるため、耐久性を向上させることができる。
【０１０３】
本実施例では、封止剤６０としてシリコンゲルを使用したが、シリコンゴム、その他ゴムなどを使用することができる。
【０１０４】
図１５は送受信基板４３に溝６６を設け、溝６６に送信用圧電素子４１，受信用圧電素子４２を配置した図である。図１６は図１５の状態の側面図である。送受信基板４３と支持基板４４が圧電素子４１，４２のみで結合された状態では、外力が生じた場合に、圧電素子に直接応力が生じてしまう。図１５，１６のように、送受信基板４３に溝６６を形成して圧電素子４１，４２を溝６６に配置することで、送受信基板４３と支持基板４４が、圧電素子４１，４２だけでなく、両基板同士で固定することができる。そのため、外力が生じた場合でも、圧電素子４１，４２に直接応力が生じることがなくなるため、破損しにくくなる。
【０１０５】
さらに、送受信基板４３の厚さを送信用圧電素子４１が送信する超音波の約１／４にする場合には、９．０ＭＨｚでは送受信基板４３の厚さは約１４０μｍとなる。さらに周波数を上げると送受信基板４３の厚さもさらに薄くする必要がある。ガラス基板を使用した場合でも、基板の厚みが２００μｍ程度より薄くなると、取り扱いが困難になる。図１５，１６のような構造の測定部４では、溝６６による送受信基板４３の残り厚さＨを、送信用圧電素子４１が送信する超音波の約１／４とすることで、送受信基板４３全体の厚さを薄くすることなく、効率的に超音波を送受信させることができる。
【０１０６】
図１７は、送受信基板４３と支持基板４４の間に配線部６２を設けた構成を示す図である。配線部６２はその両面に電極６１を持つ構造となっている。本実施例では、圧電素子４１，４２の厚さを０．２ｍｍ程度としたため、配線部６２も０．２ｍｍ程度のフレキシブル基板を用いると、送受信基板４３，及び支持基板４４の隙間に埋め込むことが可能となる。電極６１は送受信基板４３に設けた電極４７、支持基板４４に設けた電極４８と電気的に接続され、圧電素子４１，４２の厚み方向の２面に異なる電圧を印加することが可能となり、配線が少なくなるため、製造が容易になる。
【０１０７】
図１８は支持基板に電極４８、６７を設け、送受信基板４３に設けた電極４７と支持基板４４に設けた電極６７とを電気的に接続させた構成を示す図である。
【０１０８】
通常は、送受信基板４３上の電極４７と、支持基板４４上の電極４８とに配線を設ける必要があった。しかし、両基板に配線を設けたあと、両基板と圧電素子４１，４２を接合することは、製造上の手間がかかり、さらに配線に応力がかかりやすいため、壊れやすい構造であった。また、送受信基板４３に配線を設けると、配線から不要な振動が伝搬して、受信用圧電素子によって受信されたり、あるいは送信用圧電素子からの振動が配線に直接伝搬する可能性があった。
【０１０９】
しかし、図１８のような構成とすることで、支持基板４４側のみに配線させれば良くなり、製造が容易になるばかりか、配線６３に余計な力がかかりにくく、耐久性を向上させることができる。さらに、不要な振動ノイズが伝搬しにくい構造とすることができる。
【０１１０】
本実施例では、電極４７と電極６７を電気的に接続させるため、半田バンプ６４を設けた。半田バンプ６４の替わりに導電性ゴムなどを使用することも可能である。
【０１１１】
また、図１３，図１４のように封止剤を使用したり、図１５，図１６のように溝を設けた構造と組み合わせることも可能である。
【０１１２】
【発明の効果】
以上のように、本発明の脈検出装置によれば、送受信基板上に送信用圧電素子と受信用圧電素子とを設計通りに精度良く配置することができるため、品質にばらつきが生じにくい脈検出装置を提供することができ、また、脈の検出感度を向上させることができる。
【０１１３】
さらに、送受信基板の音響インピーダンス、または送受信基板の厚みを制御することによって、送受信基板と生体との界面における超音波の反射を低減させることができ、効率良く超音波を伝搬することができるため、脈の検出感度を向上させることができる。
【０１１４】
また、脈検出装置の送受信基板に備えた樹脂層によって、送受信基板における生体との接触面の特性を、その用途に応じて最適に調整することができる。
【０１１５】
他面に設けられた樹脂層にエポキシ系樹脂を用いることによって、送受信基板と生体との界面において超音波の反射を更に低減させることができ、超音波を効率良く伝搬することができる。
【０１１６】
また、他面に設けられた樹脂層にシリコン系樹脂を用いることによって、送受信基板と生体との密着性が向上するため、送受信基板と生体との界面における空気層が減少し、超音波の振動の減衰を抑えることができる。
【０１１７】
また、送受信基板に設けられた溝を介して送信用圧電素子と受信用圧電素子が設けられることにより、送信用圧電素子で発せられた超音波を受信用圧電素子が直接受信しないため、ノイズを低減させることができ、脈検出装置の信頼性を向上させることができる。
【０１１８】
また、送受信基板の他面をその一面に対して斜めに形成する。すなわち、送受信基板の他面と一面とを平行な面ではなく、テーパ形状にしたことによって、血流のドップラ効果が大きくなり、脈の検出感度を向上させることができる。
【０１１９】
さらに、送受信基板上に位置する送信用圧電素子及び受信用圧電素子を支持する支持基板を設けることにより、外部からの衝撃に対する強度が向上し、また、超音波を防ぐことができる。
【０１２０】
また、脈検出装置に備えた表示部によって、生体が脈検出結果を把握することができる。
【０１２１】
また、脈検出装置を装着するためのベルトを備えることによって、脈検出装置を容易に携帯することができる。
【０１２２】
また、送受信基板と支持基板の間に封止剤を設けることで、汗などの侵入により感度が低下することを防ぐことが可能となり、耐久性を向上させることができる。
【０１２３】
また、送受信基板に溝を設け、溝に送受信用圧電素子及び受信用圧電素子を配置することで、圧電素子に応力がかかりにくくなり、耐久性が向上する。
【０１２４】
また、送受信基板と支持基板に設けた電極を導通させることで、製造が容易になり、さらに、耐久性をも向上させることができる。
【０１２５】
また、送信用圧電素子または／及び受信用圧電素子と、送受信基板とを、金属間結合によって接合する構成により、接合界面において超音波の減衰が少なく、効率良く超音波を伝搬させることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を適用した脈検出装置の構成を示す外観図である。
【図２】本発明の脈検出装置を生体（腕）に装着した状態を示す外観図である。
【図３】処理部の内部構成と、測定部との接続状態を示すブロック図である。
【図４】本発明による脈検出装置の測定部の構成を示す図である。
【図５】測定部の断面構成を示す図である。
【図６】測定部が生体に当接された状態を示す図である。
【図７】本発明の測定部の製造方法を示す図であり、（ａ）は電極の形成工程を示す図、（ｂ）は送受信基板の一面上に圧電素子を接合する工程を示す図である。
【図８】送受信基板の他面に樹脂層を設けた測定部の構成を示す図である。
【図９】溝部が形成された送受信基板を有する測定部の構成を示す図である。
【図１０】分割された送受信基板を有する測定部の構成を示す図である。
【図１１】送受信基板にテーパ形状を有する測定部の構成を示す図である。
【図１２】分割された送受信基板のそれぞれにテーパ形状を有する測定部を示す図である。
【図１３】封止剤を送受信基板と支持基板の間に設けた構成を示す図である。
【図１４】封止剤を送受信基板と支持基板の間に設けた構成を示す図である。
【図１５】送受信基板に溝を設け、溝に送信用圧電素子、受信用圧電素子を設けた構成を示す図である。
【図１６】送受信基板に溝を設け、溝に送信用圧電素子、受信用圧電素子を設けた構成を示す図である。
【図１７】送受信基板と支持基板の間に配線を設けた図である。
【図１８】送受信基板と支持基板を導通させた構成を示す図である。
【図１９】従来の圧電素子を使用した脈検出装置を示す図である。
【図２０】従来の圧電素子を使用した脈検出装置を示す図である。
【符号の説明】
１    脈検出装置
２    生体
２ａ    血流
３    処理部
３１    処理演算部
３２    駆動回路
３３    表示部
４    測定部
４１    送信用圧電素子
４２    受信用圧電素子
４５、４６    電極
４３、５０〜５５    送受信基板
４３ａ、５３ａ、５４ａ    一面
４３ｂ、５３ｂ、５４ｂ    他面
４７ａ、４７ｂ    電極
５０ａ    溝部
４４    支持基板
４８ａ、４８ｂ    電極
４９    樹脂層
５    バンド
６    止め金具
６０    封止剤
６１    電極
６２    配線
６３    配線
６６    溝
６４    半田バンプ
６７    電極
１００    脈検出装置
１１０、１２０    圧電素子
１３０    樹脂
１５０    皮膚との接触面
Ｈ    溝６６による残り厚さ
ｔ    樹脂厚さ
ｇ    圧電素子間の距離
【図１】
0003913463.tif 000002
【図２】
0003913463.tif 000003
【図３】
0003913463.tif 000004
【図４】
0003913463.tif 000005
【図５】
0003913463.tif 000006
【図６】
0003913463.tif 000007
【図７】
0003913463.tif 000008
【図８】
0003913463.tif 000009
【図９】
0003913463.tif 000010
【図１０】
0003913463.tif 000011
【図１１】
0003913463.tif 000012
【図１２】
0003913463.tif 000013
【図１３】
0003913463.tif 000014
【図１４】
0003913463.tif 000015
【図１５】
0003913463.tif 000016
【図１６】
0003913463.tif 000017
【図１７】
0003913463.tif 000018
【図１８】
0003913463.tif 000019
【図１９】
0003913463.tif 000020
【図２０】
0003913463.tif 000021