CN101203765A - 声传感器 - Google Patents

Abstract

本发明公开了用于有效捕获声数据的设备、系统和方法。一些实施例具有包括极化轴和传导层的压电感测部分。在一些实施例中，压电感测部分可以放置为彼此大体上是共面的，并部分地电接触。在一些实施例中，两个压电感测部分的极化轴之间具有非零角度。一些实施例包括降噪元件。在一些实施例中，包括用于检测电信号的电极。

Description

声传感器

本申请要求2005年6月21日提交的题为“ACOUSTIC SENSOR”的美国临时专利申请No.60/692,515的优先权，其全部内容合并在此作为参考，并构成本申请的一部分。本申请与2006年5月2日提交的题为“ACOUSTIC SENSOR”的美国专利申请No.11/415,895和2006年5月3日提交的题为“ACOUSTIC SENSOR”的美国专利申请No.11/417,952相关，其全部内容合并在此作为参考，并构成本申请的一部分。

技术领域

本发明总体上涉及换能器领域，具体涉及声换能器。例如，一些实施例涉及可以检测生物声音、产生精确数据以用于信号处理并确定与这些声音的来源相关的生物特性的声传感器。

背景技术

换能器是许多现代技术中十分实用的部分。一类有用的换能器将声振动波等模拟信号转换为电信号。具体而言，麦克风包含声换能器，可以检测并记录对应于声音的信号。人类听觉本身就是声换能器。

声传感器的设计者不断受到将所需信号与干扰噪声分离这一问题的挑战。该挑战适用于声学噪声(或外来声振动)和电子噪声(或干扰电信号)。声学噪声可以是人耳可检测到的令人分心的背景说话声，或是由远处驶过街道的卡车引起的微小而听不见的振动。这种噪声会干扰声传感器的输入。电子噪声可以是引起电气设备中的电子振动或运动的电磁放射。这种噪声会干扰声传感器的输出。因为换能器是将一种信号改变到另一种信号，所以对于这两种噪声，易受到上述噪声问题的困扰。

现有传感器的另一个问题是对于信号方向过度灵敏。例如，在许多情况下，传感器在结构上能够有效地检测信号，但是对于传感器相对于信号的取向过度灵敏。即使传感器的取向发生相对较小的改变，也可能严重影响接收信号的强度或对是否接收到信号的确定。因此，许多传感器由于过度依赖于正确的取向而效率较低。这会导致重复测试(如果操作员察觉到错误)或不正确和不可靠的读数。

现有传感器的另一问题涉及到信号在不同时间到达传感器的不同部分。例如，在一些传感器中，多个感测部分一个接一个地垂直堆叠在一起，来自该堆叠下面的信号在一个时间只能到达一个感测部分，而该相同信号稍后才能到达其他感测部分。这种到达时间差会造成传感器输出中的信号时间关联歧义。

因此，需要用于提高声传感器的灵敏度、改善屏蔽、减少干扰噪声并增强信噪比的方法和设备。还需要用于提高声传感器接收来自不同方向的信号的能力而无需对传感器进行耗时和易于出错的重定位的方法和设备。此外，需要改进传感器，以最小化不同感测元件处的到达时间差，并最小化信号传感器输出中的信号时间关联歧义。

发明内容

在一个实施例中，一种用于感测来自源的声信号的装置包括：第一声感测元件，包括具有第一极化轴和两个导电部分的第一压电部分。该装置还包括：第二声感测元件，包括具有第二极化轴和两个导电部分的第二压电部分。该装置还包括降噪元件。该装置配置为第一压电部分的一个导电部分与第二压电部分的一个导电部分电连接。该装置还配置为确定第一和第二压电部分的取向，以使第一和第二极化轴彼此之间形成非零角度。

用于感测声和电信号的装置的另一实施例包括：第一声感测元件，包括具有第一极化轴和两个导电部分的第一压电部分；以及第二声感测元件，包括具有第二极化轴和两个导电部分的第二压电部分。该装置还包括与第一和第二声感测元件的导电部分电绝缘的电极。该装置配置为第一压电部分的一个导电部分与第二压电部分的一个导电部分电连接。该装置还配置为确定第一和第二压电部分的取向，以使第一和第二极化轴彼此之间形成非零角度。该装置的一些实施例还包括降噪元件。

在另一实施例中，声感测设备包括：第一压电感测部分，具有第一极化轴和两个传导层；以及第二压电感测部分，具有第二极化轴和两个传导层。在该设备中，第二压电感测部分大体上与第一压电感测部分共面放置，第一压电感测部分的一个传导层与第二压电感测部分的一个传导层电接触。第一和第二极化轴之间具有非零角度。

用于制造声传感器的方法的实施例包括：设置具有第一极化轴的第一压电层，并在第一压电层的两侧分别设置一个传导层。该方法还包括：设置具有第二极化轴的第二压电层，并在第二压电层的两侧分别设置一个传导层。第二压电层大体上与第一压电层共面放置，并且第一压电感测部分的一个传导层与第二压电感测部分的一个传导层电接触。第一和第二极化轴之间具有非零角度。

附图说明

现在参照附图简要描述本发明的特定实施例。这些附图只是示例，本发明并不限于所示和所述的主题。

图1是根据本发明一个实施例的传感器感测层组件的示意立体图。

图2是沿图3线2-2的两个感测层组件的示意截面图。

图3是图2中具有电导线和其他组件的感测层组件的示意平面图。

图4是根据本发明一个实施例的传感器(沿图5线4-4)部分的部分示意截面图。

图5是根据本发明一个实施例的传感器的示意立体图。

图6是放置在患者胸腔表面上多个传感器的示意图，具有向处理器发送数据的电导线。

图7A-7C是与压电材料弯折而感应的压电极性和电荷有关的特定概念的示意图。

图8A-8B是平面材料的多维弯折及相应原理的示意图。

图9A是放置在患者皮肤上的根据本发明一个实施例的传感器、以及基本上发射球面声波的点声源的切割侧面的示意截面图。

图9B是图9A的传感器、点声源和声波在稍后时刻的示意截面图。

图9C是图9B的传感器、点声源和声波的示意三维正视图。

图10是根据本发明的传感器的一个备选实施例的立体图。

图11A是根据本发明的传感器的另一备选实施例的立体图。

图11B是图11A中传感器的平面图。

图11C是沿图11B的线11C-11C、图11A中传感器的示意截面图。

图12A是示出了具有两个感测层的一个传感器实施例的有效电特性的示意电子电路图。

图12B是示出了可以与图12A的电路连接以进行测试和/或数据处理的电气装置的示意电子电路图。

图12C是具有两个感测层的另一传感器实施例的有效电特性的示意电子电路图。

图13A是降噪声传感器实施例中一部分的部分示意截面图。

图13B是降噪声传感器另一实施例中一部分的部分示意截面图。

图14是组合声电传感器中一部分的部分示意截面图(沿图15中线14-14)。

图15是根据本发明一个实施例的组合声电传感器的示意立体图。

具体实施方式

参照图1，感测层100包括具有压电中央部分以及顶传导层110和底传导层112。压电材料可以是压电共聚物。在一个优选实施例中，压电部分114由聚偏二氟乙烯(PVDF)形成。PVDF是各向异性的压电聚合体，当对该材料施加机械应变时，其在相对表面上产生大小基本相等但极性相反的表面电荷。可以形成该感测部分的其他优选材料由包括偏二氟乙烯的混合物组成。一种优选材料是偏二氟乙烯在重量上占75％的压电共聚物。金属化PVDF可以从Measurement Specialties，Inc.，Hampton VA 23666获得。由于PVDF的柔度、弹性和压电特性，其可以有效使用。此外，PVDF价格便宜，是最常用的商业压电聚合物，并且其特性相对不受到合成条件的影响。也可以使用其他压电材料，例如聚偏二乙烯氰化物及其共聚物、芳香族和脂肪族聚脲、聚氯乙烯、芬芳聚酰胺(odd nylons)、具有三氟乙烯(P[VDF-TrFE])、四氟乙烯(P[VDF-TFE])和六氟丙烯(P[VDF-HFP])的PDVF共聚物、具有聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)的PVDF混合物、聚氟乙烯、多乙酸乙烯酯、以及铁电液晶聚合物。

如示意图所示，压电部分114并未被金属化部分(顶传导层110和底传导层112)完全包围。优选地，当感测层处于所示配置时，顶传导层110和底传导层112彼此并不电接触。图1中感测层100及其子层(顶传导层110、底传导层112和压电部分114)并不是按比例绘制的。

传导层110和112可以包括粘附到压电部分114表面的金属化层。传导层110和112可以通过任何合适工艺(例如沉积工艺)粘附到压电部分表面。可以使用本领域公知的任何合适材料和任何合适技术来完成压电部分114的表面金属化。例如，可以在感测层114的内外表面上沉积镍、银、铜及其合金的金属薄层。在其他实施例中，传导层110和112可以包括或涂布有传导墨。

在优选实施例中，压电层114优选地比两个传导层110和112都要厚。在一些实施例中，压电部分114的厚度大约是100微米或更小。在特定优选实施例中，压电部分114的厚度小于150微米，顶传导层110和底传导层112各自具有小于30微米的厚度。在一个优选配置中，感测层100包括具有铜镍合金涂层的PVDF。压电部分可以具有大约150μm与大约6μm之间的厚度。在一些优选实施例中，压电部分114以及两个传导层110和112组合起来的总厚度大约是28μm。

典型地，当将抗拉应变施加于压电部分114上时，压电部分114的一个表面获得相对应另一表面的正电荷。该电荷典型地转移到相邻传导层110和112之一。有利的是对压电部分114进行极化，以使沿特定方向拉伸压电部分时压电效应更大。极化轴也可以称作“拉伸轴”。这里所用的术语“极化轴”、“极化”或“极化的”是指在拉伸压电材料的平面中压电材料的压电反应的方向依赖性。虽然双轴取向(沿两个屏幕内维度的拉伸)是可能的，但是这产生双侧各向同性压电特性较低的压电膜。大多数商用PVDF是单轴拉伸的，提供了沿拉伸轴或取向轴的较高水平的压电反应。这里可以互换地称作极化轴的拉伸轴在图(例如，见图3，7A-7C等)中由标记为字母“P”的箭头表示。众所周知，压电层包括具有偶极矩的材料，该偶极矩一般垂直于“拉伸平面”(例如，与图1中层110和112之间的方向平行或反平行)。在一些压电材料中，偶极矩的方向一般与该压电材料制造期间的极性还原(poling)方向相同。这里所用的“极化轴”、“极化”和“极化的”不是指偶极矩的方向或还原方向。

当压电部分114受到应变时，在压电部分的相对层上累积的反向极化的电荷在顶和底传导层110和112上扩散，在两个传导层110和112之间形成电容性效应。由于这种配置，通过电容等式：Q＝CV联系在两个传导层110和112之间测量的电压，Q是表面电荷量，C是电容，V是电压输出。Q可以采用库仑表示，C可以采用法拉表示，V可以采用伏特表示。PVDF材料的特定配置响应于具体施加的力，展示出可预测的电压输出V。一般而言，表面电荷Q的量与压电材料上的应变成比例，对于给定的材料和结构，电容C基本上恒定不变。因此，Q和V一般均与压电材料上的应变成比例。如果电压或电荷响应函数是已知的，则任一参数的测量均可提供与引起该应变的信号(例如，声振动)强度有关的信息。此外，如果针对给定物理配置，压电材料的精确响应函数是未知的，因为可以比较不同时间的响应，所以输出电压仍然可以提供有用数据。

此外，如果压电部分是极化的，则也可以获得声能方向的有关信息。备选地，沿不同方向极化的两个压电部分的组合可以配置为提供与所感测信号的幅度相关的精确数据，而与信号到达传感器时的方向无关。

参照图2，两个感测层210和220(每一个均与上述感测层100相似)大体上平行放置，彼此部分地错位，并大体上具有共面取向。虽然在所示实施例中两个感测层210和220不是精确地共面，但是它们只是在垂直方向上彼此移位了单个感测部分的宽度“d”，如上所述，宽度“d”可以小于100微米。图2中，沿横截面示意性地示出了两个感测层210和220。感测层210具有顶传导层212和底传导层214。感测层220具有顶传导层222和底传导层224。在优选配置中，传导层214和222彼此电接触，并配置为从其各自的压电部分接收极性相同的电荷(层214接收当层216受到适当应力时的电荷，层222接收来自适当应力下的层221的电荷)。例如，如果底传导层214在压电部分216处于应力下时累积负电荷，则顶传导层222在压电部分221处于应力下时累积负电荷。类似地，外部的两个传导层212和224累积极性相同的电荷。

感测层210和220彼此“颠倒”(即，配置为在两个感测层的顶和底层上分别累积极性相反的电荷)的上述配置提供的优点在于，允许单根电导线接触两个传导层。(见图3，电导线244与两个传导层214和222接触)。在另一优选实施例中，感测层210和220不是彼此颠倒的(例如，配置为在两个感测层的顶层上累积极性相同的电荷)。相比于“颠倒”的实施例，这种实施例可以有利地提高信噪比。

参照图3，示意性地示出了两个感测层210和220的平面图。在该图中，采用双向箭头和字母“P”表示两个感测层210和220的极化。正交极化的感测部分210和220提供了多方向感测能力。例如，使感测部分210弯折从而在该部分中产生极少响应或不产生电响应的信号更可能使感测部分220弯折从而在该部分中产生电响应。如下所述，两个机械连接但是相反极化的感测部分210和220确实可以共同工作来感测任何到达信号。此外，感测部分210可能感测不到的矢量分量被感测部分220感测到的可能性更大。

一些实施例具有两个极化的感测部分，其中感测部分的极化方向不是正交的，也非平行，而是具有0到90度之间的相对角度。彼此不是平行极化的感测部分可以用于感测来自多个方向的进入信号。此外，可以选择该相对角度，以向传感器提供方向标识功能或更加有效的幅度感测能力。

继续参照图3，两个感测层210和220以交叠距离230彼此交叠。在一些实施例中，交叠距离230大致为3mm。如上所述，感测层210和220之间的交叠提供了电连接以及机械连接。交叠距离230以及两个感测部分210和220的类似特性组合起来，可以得到近似单平面的耦合系统。例如，两个感测部分210和220的物理尺寸(例如，厚度等)和特性(硬度、弹性、抗张强度等)典型的是类似的，这是因为在一些实施例中，这两个感测部分是从同种材料上切割的。例如，可以使用模板，从库存的单张PVDF中切割这两个感测部分。在一些实施例中，两个感测部分210和220具有相同尺寸，但是相对于库存PVDF的极化沿不同取向切割的。此外，相比于感测部分210和220的其他尺寸，两个感测部分210和220的厚度“d”典型地较小，组合而成的系统的尺寸比厚度“d”或交叠距离230大很多倍。一些优选实施例具有的感测部分中每一个均具有如下尺寸：14.2mm×30mm，厚度“d”是大约28μm。

优选地，两个感测部分210和220充分交叠230，以保持机械连接和电连接，但是并不交叠到显著改变平面系统的弹性的程度。因此，两个感测层210和220可以在物理上弯折，并且响应方式与相同材料的连续平面可能响应于撞击(impinging)声信号的方式完全相同。一些优选实施例具有3mm的交叠距离230。例如，当感测部分是14.2mm×30mm时，可以沿两个感测部分210和220的30mm长度方向进行交叠230。在这种配置中，传感器的总面积可以大致为762mm²。

所示配置还具有的优点是，允许撞击声信号实质上同时到达两个感测层210和220，即，到达时间差(TDOA)最小。因此，在一些实施例中，可以将上述配置称为“同表面优化材料粘附适应(iso surfaceoptimal material adherent compliant)”或“ISOMAC”传感器。面积优化的两个感测层可以位于同一平面内，因此通常提供“同表面”，或其中多个不同点与撞击声信号源的距离大体上相等的表面。此外，如下所述，构成传感器的材料可以适应皮肤表面，响应于撞击声信号而弯折，同时粘附到皮肤表面，以允许有效的机械连接。

在所示实施例中，电导线242与传导层212电接触。电导线244与传导层214和222均接触。电导线246与传导层224接触。在一些实施例中，电导线242、244和246以包括金属接线片(lug)，每个接线片具有5mm的唇边(lip)。也可以使用其他电连接方式。如图所示，电导线242、244和246各自与屏蔽的双绞线248连接。因为所示实施例中的每根双绞线类似，所以图1中用248标记了每根双绞线。连接导线242、244和246与线248的一种方式是焊接或卷边(crimping)。也可以使用EC粘合剂形成电连接。

电导线242对应于A端子，电导线244对应于C端子，电导线246对应于B端子。A和B可以是正极端子，而C是“公共”的或接地端子。备选地，A可以是正极端子，C是接地端子，而B是负极端子。可以进行多种电连接，以测量感测层210和220之间的电压差。

电导线242、244和246提供了使用如下所述的电路和连接测量在传导层212、214、222和224上累积的电荷的方法。如果感测部分210和220的物理特性已知，则这里所述的等式和物理关系允许对声信号的幅度、方向等进行计算。在传导层212、214、222和224中，压电部分的顶和底表面上累积的电荷遇到的电阻相对很小。因此，任何特定层上存在的电荷可以在该层的任何接触点处测量和/或从该层的任何接触点收集。

在优选实施例中，可以使用双板电容器的物理静电方程对感测部分210和220进行建模。例如，在所示配置中，两个感测部分210和220具有相等面积。该配置大体上类似于具有相反电取向的两个错位的电容器。假设彼此接触的传导层214和222具有负电荷，在电荷累积之后可以如下描述这两个元件单独的电容和电压：

      C_j＝(A_jε)/d_j….j＝1，2                (1)

C_j是第‘j’元件的电容，A_j是第‘j’元件的面积，ε是介质(例如，PVDF)的介电常数，是第‘j’元件的传导层之间的分离距离(与压电部分216和226的宽度相对应)或者是电容器平行板之间的分离距离。在优选实施例中，d₁＝d₂＝28μm。因此，在任何元件的两个板上产生的相应电压信号是：

      V_j＝Q_j/C_j….j＝1，2                    (2)

假设传导层212、214、222和224均具有相等面积(A₁＝A₂)，压电部分216和226均具有相同厚度(d是常数)，压电部分由相同材料形成(从而具有相同介电常数)，(ε是常数)，根据等式(1)和(2)可得：

      C₁＝C₂＝C                              (3)

因此，使用由如下等式给定的电荷Q(库仑)的电容方程，

      Q＝CV                                  (4)

得到

      V₁＝V₂＝V                              (5)

因此，在上述假设情况下，可以按照需要优化物理配置。例如，可以设置多个元件，或可以扩展元件的表面面积，以增大传感器的电压输出。即，如果ε和d已知并保持恒定，则可以改变或优化A，以优化或最大化Q和V。备选地，可以改变A、d、j和/或ε，以获得所需Q或V。这里所述实施例的一些特征之一是如下设计：限定传感器的大小，以使其放置在皮肤上时覆盖肋间肌而不与肋骨明显交叠。传感器也可以设计为适合安装在给定大小的粘性包封内。例如，一种此类包封要求传感器小于1英寸×1英寸。因此，传感器面积可以具有特定最小值。电压输出也可以设计为在任何电子硬件限制下落入特定范围内。例如，在一些实施例中，优选的电压输出在大致0到大致5伏特之间。电压信号进入的电子器件的所需增益、动态范围和其他特性均可以提供设计参数。例如，对于大致762mm²的传感器总面积，一些实施例在这些参数下获得足够的信号强度。

图4描绘了在层中添加更多材料之后图2的结构。如图所示，感测层210和220放置在金属屏蔽层410和413(例如，可以由铝等金属形成)之间。已使用粘性材料层411和412将层410和413粘附到感测部分210和220上。形成层411和412的粘性材料优选为不导电的柔性材料。可以分别在金属屏蔽层410和413与端子C(公共或接地端子)之间形成电连接。为了进行该连接，可以使用柔性导电粘合剂。如图所示，可以使用不导电的柔性粘性材料409和414来粘附两个电绝缘适应隔膜415和417。可以用于形成电绝缘适应隔膜415和417的一种材料是硅。生物适合粘合剂层416可以放置在适应隔膜415和417之一上。在所示实施例中，生物适合粘合剂416已放置在适应隔膜415上。可以用于形成生物适合粘合剂的一种材料是可从TycoHealthcare Group LP，Chicopee，MA，01022的分部Ludlow获得的“Ludlow Hydrogel”。

金属屏蔽层410和413可以提供电屏蔽效应，以最小化干扰电信号。因此，金属屏蔽层410和413可以形成连续或基本上连续的传导表面，用于防止杂散电荷穿透屏蔽层410和413内部。在一些实施例中，金属屏蔽层可以由提供屏蔽的不连续网筛形成。优选地，屏蔽层410和413与其他层一起弯折，从而允许声信号使传感器510自由变形(见图5)。因此，屏蔽层410和413优选地提供法拉第(Faraday)笼罩，以将感测部分210和220电隔离，同时不会使传感器过硬或对其整体机械阻抗产生决定性影响。但是，例如可以选择屏蔽层410和413的硬度和弹性，以提供部分机械阻抗，从而使整体机械阻抗与人类皮肤表面的阻抗相匹配。

形成层411和412的柔性不导电粘性材料优选地在感测部分210和220与屏蔽层410和413之间提供永久性连接。优选地，层411和412在声信号撞击传感器510时易于弯曲，以进行层之间的机械连接，而不贡献电响应。层411和412也优选地确保没有电荷从感测层210和220到达屏蔽层410和413。优选地，层411和412是均匀分布的，具有非常少的不规则性或不连续性。此外，层411和412优选地与它们接触的表面平滑和均匀地粘附。

适应隔膜415和417可以提供保护防水层，用于保护适应隔膜415和417内部的电连接免受干扰的湿气。在一些实施例中，适应隔膜415和417形成连续外层，包围除了生物适合粘合剂416之外的其他所有层。适应隔膜415和417也可以具有例如对应于人类皮肤的阻抗的机械阻抗。因此，当皮肤响应于撞击声能时，适应隔膜415和417可以连续地符合人类皮肤不断变化的轮廓。适应隔膜415和417有助于将皮肤与传感器之间的声损失保持在最小程度。所述配置通过利用硅适应材料来与皮肤表面进行交互，可以提供良好的传感器灵敏度。

形成层409和414的柔性不导电粘性材料优选地在屏蔽层410和413与电绝缘适应隔膜415和417之间提供永久性连接。优选地，层409和414在声信号撞击传感器510时易于弯曲，以进行层之间的机械连接，而不贡献电响应。层409和414也优选地确保没有电荷在传感器510与屏蔽层410和413之间通过。优选地，层409和414是均匀分布的，具有非常少的不规则性或不连续性。此外，层409和414优选地与它们接触的表面平滑和均匀地粘附。

在一些实施例中，生物适合粘合剂416可以用于增强适应隔膜415与皮肤之间的机械和声连接。生物适合粘合剂416可以是“Hydrogel”(如上所述)，可以放置在皮肤-传感器界面处，以增强灵敏度和声/机械耦合。在一些实施例中，生物适合粘合剂416可以涂在人类皮肤表面上将放置传感器510的位置，将传感器510压到同一皮肤区域上。也可以在将传感器510压到合适位置上之前，将粘合剂416放置在传感器510上。在一些实施例中，在封装传感器510时，将生物适合粘合剂416定位在可移除的带子(未示出)下，用户可以在即将使用传感器510之前，移除带子，显露出下面的生物适合粘合剂416。

如图5所示，上述层可以形成传感器510以及上述对应于A、C和B的导线。如图，图4示出了沿线4-4的传感器510的示意截面图。

参照图6，上述传感器可以有利地用在检测和处理心音的系统中，例如在2004年4月23日提交并在2005年2月17日公布的美国专利申请No.10/830,719以及在2006年1月17日提交美国专利申请No.11/333,791中描述的系统，两者的全部内容合并在此作为参考，并构成本说明的一部分。传感器510的改进感测能力有助于精确检测和定位例如人类心脏部分中的狭窄(stenosis)。例如，在一些实施例中，可以采用多个传感器收集来自人类心脏周围多个人体位置的数据。具体而言，图6示意性地示出了多个传感器510及其在人体上大致放置的一种可能配置。在一些实施例中，可以将四个传感器放置在皮肤表面，一般在人类心脏周围的外部解剖组织构造上。传感器510可以从源于人体内部(例如，冠状动脉)的声音中收集声学数据。例如，传感器510可以从多个空间点采集同一声信号的数据。传感器可以与信号处理系统612进行电子通信，例如，传送电信号，该电信号载有声信号的相关信息。美国专利申请No.10/830,719和美国专利申请No.11/333,791中描述了这种信号处理系统的示例。无论声信号的到达方向如何，所述传感器通过提供精确声数据，可以帮助临床研究。

参照图7A，安装了极化的压电板(slab)710。板710经受沿极化方向的应变，结果在板的表面上累积了电荷。板710的顶部压电材料经受沿极化方向的张力711，结果在上表面累积了正电荷。相反，板710的底部压电材料经受沿极化方向的收缩力713，结果下表面累积了负电荷。

图7B示意性地示出了经受与之极化方向正交的方向上的应变的极化的压电板720如何不在其表面上累积大量电荷。因此，如果输入没有引起与单极化的压电板720的极化对准的应变，压电板720通常不会有效地感测到该输入。与图7A所示的板710相同，板720的顶部压电材料经受相同的张力，板720的底部压电材料经受相同的收缩力。但是，因为板720是正交极化的，所以在板720中不会产生任何压电效应。

相反，图7C示出了同一极化的压电板720如何能够累积电荷，从而有效地“感测”到在板720上引起不同取向的力的信号。具体而言，板720的顶部压电材料经受沿相同极化方向的张力721，结果在上表面累积了正电荷722。此外，板720的底部压电材料经受沿相同极化方向的收缩力723，结果在下表面累积了负电荷722。

图8A示出了二维矢量830。矢量830具有该页平面内的幅度(对应于其长度)和方向。如图所示，矢量830可以“分解”成两个矢量分量，即垂直分量832和水平分量834。两个分量832和834的组合可以提供原始矢量830中固有的相同信息。垂直分量832和水平分量834也可以特征化为“基本集”，矢量830可以扩展到该“基本集”上。

正因为矢量830可以分解成分量，所以进入的信号可以表示为能够在笛卡儿坐标系(或其他基本集)中分解成两个分量的矢量。可以采用这种概念将单个传感器中的两个正交极化(或非平行)的感测部分组合，并且根据两个感测部分的各个信号，可以计算方向分量，并可以产生对信号幅度的近似。因此，如果极化板710和720在物理上组合为一个板是沿与另一个板正交(或非平行)的方向而极化的，则可以构造对来自任何方向的信号进行感测的设备。这种设备优选地配置为允许撞击声信号实质上同时到达这两个板，即，到达时间差(TDOA)最小。当传感器包括这里所示的部分交叠的两部分薄PVDF材料时，可以实现TDOA的最小化。

图8B示出了正在经受与板的极化轴不对准的应变的压电板810。即，该应变沿方向“S”，方向“S”既不平行也不垂直与极化轴“P”。应变“S”可以表示成一些正交分量812(垂直于“P”的分量)和一些平行分量814(平行于“P”的分量)。在由应变“S”产生的多个张力和收缩力的影响下，板810不会像感测平行分量814一样有效地感测正交分量812。这种不对准应变典型的是由源自患者体内并到达患者皮肤表面的声信号产生的。确实，因为很难预测要测量的声信号的到达方向(尤其是当该方向可能是从先前测试获得的信息的一部分)，所以传感器的极性与进入的声信号完全对准的可能性很小。此外，如果获取关于信号幅度的信息，但是不需要知道信号的方向，则组合系统对来自任何方向的信号是灵敏的，而无需对准传感器。如果图7所示方向上的两个板710和720组合形成机械上连接的系统，该系统经受图8B所示的应变，则两个感测部分710和720可以各自检测到声信号的矢量分量。此外，如果两个感测部分710和720位于大体上同一平面中，则TDOA将最小化，并且两个感测部分响应于实质上同一信号。因此，图2-4所示的感测部分210和220的配置可以提供多方向感测能力，并最小化由于较大TDOA而导致的感测误差。

参照图9A，示意性地示出了声源910，并示出了圆形波阵面从该源910发出。随着能量朝着表面920向上传播，另一波阵面918距离源910较远。在一些实施例中，源910可以位于人体内，表面920可以是人体表面上的人体皮肤。示意性地示出了传感器510，以及传感器510内的感测部分210和220。在波阵面918到达表面920之前，传感器510不受到任何显著应变，并处于平衡、实质上零信号的配置。

参照图9B，波阵面918已到达表面920并引起表面920发生向外突起的形变，造成表面920中的应变。传感器510在机械上与表面920连接，并在波阵面918(对应于声信号)到达表面920时受到成比例的应变。该应变引起电荷在感测部分210和220的表面上累积，从而引起信号从传感器510发送，该信号包含与波阵面918的幅度和方向有关的信息。

图9C示意性地示出了图9B所示的波阵面918到达表面920的三维视图。如图所示，感测部分210和220在多个维度上受到应变。因此，如上所述，感测部分210和220可以是沿正交方向极化的，并且该系统可以采集有效的方向信息。这示出了所述传感器实施例的一个优点，即能够检测到来自多个方向的信号。所述特征可以增强传感器将来自引起皮肤发生形变的声波的声能转换成机械能量的能力。例如，当传感器510安装在皮肤上时，该传感器可以来自360°视野中任何方向上的信号。

图10示意性地示出了两个感测部分1010和1020的实施例。上感测部分1010具有与导线A接触的上传导层1012、以及与导线C电连通的下感测部分1014。下感测部分1020的上传导层1022也与导线C接触，下感测部分1020的下传导层1024与导线B接触。如图所示，上感测部分1010可以放置为与下感测部分1020部分交叠。优选地，任何给定传感器的上和下感测部分的面积近似相等。相等面积简化了电容计算，这是因为可以通过在方程两侧除以该面积，消去这两个面积。因为，在图10所示的实施例中，上感测部分1010的面积近似等于下感测部分1020的面积。此外，传导层1012和1024优选的是沿一个方向极化，传导层1014和1022优选的是沿正交方向极化，如图10中标记有“P”的极化箭头所示。

图11A示意性地示出了两个感测部分、外环1110和内环1120的实施例的透视图。优选地，两个环具有相同面积，但是它们不具有相同半径。外环1110具有通过接触片1132与内环1120的下传导层1124电接触的上传导层1112。该配置允许两个感测部分1010和1020处于电接触，而无需具有任何交叠部分。此外，在该实施例中，两个感测部分1010和1020是近似共面的。所示端子A与内环1120的上传导层1122电接触。所示端子B与外环1110的下传导层1114电接触。所示端子C与外环1110的上传导层1112电接触，并延伸至与内环1120的下传导层1124电接触。

图11B示意性地示出了图11A的实施例的平面图。图11C示意性地示出了沿图11B的线11C-11C的截面图。该实施例的近似共面特征在图11C的截面图中明显可见。此外，传导层1112和1124优选的是沿一个方向极化，传导层1114和1122优选的是沿正交方向极化，如图11中标记有“P”的极化箭头所示。内环和外环的表面面积优选是相等的，这可以允许传感器在声信号从任何方向到达时均获得恒定增益或信号响应。因为该配置大体上是圆柱对称的，所以在感测球面波阵面时可以提供尤其有效的数据。

图12A示意性地示出了可以用于表示上述一些实施例的电响应特性的电路的实施例。例如，图12A可以表示感测层210和220相对于彼此而“颠倒”的实施例的电响应。端子A与可变电压源V_S2连接。例如，可变电压源V_S2可以对应于传导层212、1012或1122。端子B与可变电压源V_S1连接。例如，可变电压源V_S1可以对应于传导层224、1024或1114。传导层具有可变电压，该可变电压依赖于这些传导层电接触的压电部分上的应变量(和压电部分表面上累积的电荷)。端子C将两个可变电压源的相对侧通过电阻R_S1和R_S2接地。实际中，电阻R_S1和R_S2一般接近零。例如，端子C可以对应于传导层214和222、1014和1022、1112和1124。当这些层接地时，它们可以引出(或沉积)所需的电荷，以平衡掉由感测部分上的压电效应引起的流至端子A和B的电荷。测量端子A与C之间的电压差，测量端子C与B之间的电压差。在一些实施例中，A-C电压可以提供与对应于撞击声信号的一个矢量分量的信号有关的信息，B-C电压提供与另一个矢量分量有关的信息。图12C示意性地示出了可以用于表示上述其他一些实施例的电响应特性的电路的另一实施例。例如，图12C可以表示感测层210和220相对于彼此而“颠倒”的实施例的电响应。如上参照图12A所述的，通常在一些实施例中，A’-C’电压可以提供与对应于撞击声信号的一个矢量分量的信号有关的信息，B’-C’电压提供与另一个矢量分量有关的信息。

图12B示意性地示出了可以用于测试图12A所示电路和/或分析由上述实施例产生的数据的电路实施例。端子a可以与A连接，端子c可以与C连接，端子b可以与B连接。如果开关1222闭合，则万用表1220可以测量端子A与C之间的电流、电阻和/或电压降。如果开关1224闭合，则万用表1220可以测量端子C与B之间的电流、电阻和/或电压降。类似地，如果开关1226和1228都闭合，则信号处理器612可以处理由传感器提供的信号，以确定所感测系统的电和声特性。

这里所述的声传感器实施例有利地提高了对于声信号的灵敏度。但是，在一些情况下，可能希望降低传感器接收到的声学噪声，以提供对特定声信号的更加准确、精确和/或信噪比更高的测量。“声学噪声”或“噪声”是广义术语，以其普通含义使用，可以包括传输至声传感器附近的周围、环境和/或背景噪声和/或振动。例如，声学噪声可以包括人耳可检测到的令人分心的背景噪声和含混不清的谈话、以及由例如远处驶过街道的卡车、变压器、镇流器和电机的哼鸣等引起的听不到的低幅振动。

由声传感器接收到的声学噪声可能会引起压电声感测层的形变，从而对传感器的电信号输出有所贡献。虽然有多种信号处理方法(例如，滤波器)可以应用于传感器信号的后处理，以部分地消除声学噪声伪像，但是在一些情况下，有利的是提供对感测层接收到的声学噪声强度进行降低的降噪特征。例如，声学噪声可以是源自一个位置或一个方向的噪声。可以使用方向屏蔽体或阻尼器来阻止噪声到达传感器，同时允许来自其他方向的声信号不受阻地前进。因此，具有降噪特征的声传感器的一些实施例有利地产生干净和噪声较少的电输出信号，例如，该电输出信号可以实现对声学噪声环境中的相对较弱声音的更高信噪比测量。

这里所用的“降噪”是通用术语，以其广义使用，表示对传感器和/或传感器中放置的任何声感测元件接收到声学噪声的量进行降低的组件、装置和元件。例如，降噪特征可以包括对声学噪声进行屏蔽和/或阻尼的特征。一般而言，声阻尼特征在声学噪声向感测元件传播时减弱或吸收噪声。声屏蔽特征一般使声学噪声偏转、反射和/或折射，以减小噪声或阻止噪声到达感测元件。在这里，降噪元件可以采用屏蔽、阻尼和/或其他已知(或当前未知)的效应来减小由声传感器接收的声学噪声。例如，多种降噪元件可以使用屏蔽、阻尼、干扰、衍射等的组合，提供适当降噪。

例如，在配置为检测和分析由人体产生的声音的系统(例如，参照图6所述的心音检测系统)中有利地使用具有降噪特征的声传感器。由人体产生的声音的强度通常比检查室中声学噪声的强度小。此外，在一些情况下，只有一部分声信号载有关于医用状况的诊断信息。例如，美国专利申请No.10/830,719和美国专利申请No.11/333,791中所述系统的一些实施例利用频率在大约300Hz到大约2000Hz的频带内的心音信号的一部分。因为声信号中用于诊断的部分的声强度一般比整个声信号的强度弱，所以在这种系统中利用能够减小感测元件接收的声学噪声的声传感器是特别有利的。

图13A是降噪声传感器中一部分的示意部分截面图。除了以下进一步所述的之外，所示传感器大体上与参照图4所述的传感器类似，类似附图标记对应于大体上类似的特征。图13A所示声传感器实施例包括一个或多个降噪层1320。降噪层1320一般放置在至少一个传感器表面的至少一部分上或与该部分相邻放置。在一些实施例中，降噪层1320基本上包围声传感器，除了传感器中配置为与待感测对象附着或声学接触的部分。例如，在图13A所示的实施例中，声感测层210和220插入在适应隔膜415和降噪层1320之间。在一些实施例中，降噪层1320通过粘性材料409附着到传感器上。适应隔膜415可以通过生物适合的粘合剂416附着到患者皮肤上，以接收人体的声信号。降噪层1320有利地减小由感测层210和220接收到的周围的声学噪声，但是不会显著降低从患者身体接收到的声信号(例如，通过适应隔膜415)。

仅为示例目的，图13A示意性地示出了包括单个降噪层1320的传感器实施例。但是，这并不是对本发明的限制。在其他实施例中，可以使用多个降噪层，例如，两个、三个、四个或更多个层。这些层可以通过任何适合类型的材料或物质彼此(以及/或者与传感器中的其他组件)分离，这些材料或物质包括例如粘合剂、间隙(包括气隙和/或部分或低压间隙)、电屏蔽层(例如，金属层410，413)等。在一些实施例中，降噪层1320通过粘合剂409附着到传感器上。在一些实施例中，降噪层与传感器中的其他层分隔开来，以在声速相对较大的区域(例如，在波腹处)提供更强的声学阻尼。在其他实施例中，降噪层的配置不同于图13A所示的配置。例如，在一些实施例中，这些层不是平面平行层，而可以具有任何合适的形状、厚度和/或尺寸。

降噪层1320可以包括适合降低传播到或通过层1320的任何类型的材料。在一些实施例中，降噪材料包括开孔泡沫(例如，聚氨酯、聚酯、聚醚、三聚氰胺等)、弹性体(例如，软硅)、凝胶、随机粘附弹性体颗粒的复合物、粘弹性材料，或者可以使用上述任何材料的适当材料组合。例如，层1320可以由包围凝胶的弹性体薄层形成。可以选择材料，以增强对具有特定频率的声波的降噪性。例如，在一些实施例中，降噪层1320选择为降低包括了待检测和/或分析的频带上的声波。在适合用于心音检测系统的实施例中，例如，感兴趣的频带可以从大约300Hz延伸到大约2000Hz，降噪层可以选择或设计为总体上减弱该频带内的声信号。在一些实施例中，降噪层1320包括设计来减弱更宽声学频带(例如，从几个Hz到10kHz)的多层层压板。在一些实施例中，例如在心音检测系统中，降噪层1320优选地包括充分柔软以便传感器可以符合患者皮肤轮廓的材料。

在一些实施例中，降噪层1320选择为提供对声学噪声的所需减弱量。例如，在一些实施例中，降噪层配置为提供例如3dB、5dB、10dB、20dB和30dB的声学衰减。在一些实施例中，降噪层1320具有从大约1mm到大约3cm范围上的厚度。在一个优选实施例中，使用厚度为大约1/8英寸的软硅层。层厚度可以依据硅的柔软性而不同(例如，较软的硅可能需要较大厚度，以实现相同衰减)。

在一些实施例中，降噪层包括部分地屏蔽、偏转、反射或折射声波以使之远离感测层210和220的材料。例如，在图13B所示的实施例中，降噪层包括诸如半刚性外壳之类的外壳1324，该外壳1324基本上包围声传感器的其他部分。在该实施例中，外壳1324通过例如防止入射声学噪声的实质部分到达感测层210和220，来部分地屏蔽感测层210和220免受到声学噪声能量。在一些实施例中，外壳1324的形状为屏蔽来自合理宽度范围的入射方向上的声学噪声。例如，图13B所示的外壳1324呈圆形(例如，球体、卵形体、椭圆等的一部分)；但是，可以使用其他形状。例如，在一些实施例中，外壳可以具有一个或多个平坦或成角度的表面。在一些实施例中，外壳通过气隙、声学阻尼泡沫或其他合适材料与传感器的其他层分隔开来，以进一步减弱经由外壳传输的任何声学噪声信号。在图13B所示的实施例中，声学阻尼层1320放置在外壳1324与其他层之间。如这里进一步描述的，传感器可以通过生物适合的粘性层416贴到皮肤上。图13B所示的传感器实施例有利地屏蔽和阻尼环境噪声，从而基本上减小了到达感测层210和220位置处的噪声影响。

虽然描述了具有降噪功能的多个传感器实施例，但是对于本领域技术人员而言，显而易见的是在不背离本发明范围或精神的前提下可以使用备选材料、结构、组件和配置。在多种实施例中，降噪组件可以按照合理需求而配置为提供更大或更小程度的噪声降低，或者在一些实施例中，可以去除降噪组件。可以存在多种变体。

本公开描述了提高灵敏度、改善电和声屏蔽、减小声学上的到达时间差并提高信噪比的声传感器的多种实施例。这些传感器可以有利地用于检测来自人体的低幅声信号。如上参照图6所述，这里公开的任何声传感器实施例在与检测患者心音的系统一起使用时是有利的。在这些系统中的一些中，需要识别心跳的一个或多个部分，例如，心脏舒张或心脏收缩部分。例如，美国专利申请No.10/830,719和美国专利申请No.11/333,791公开了系统实施例，其中可以将心电图(“EKG”；也称作“ECG”)与心跳声信号结合使用，以检测、诊断和/或定位冠状动脉中的阻塞。这些系统的一些实施例利用分离的声传感器和EKG传感器来分别检测来自心脏的声和电信号。但是，使用针对声和电信号的分离传感器的实施例可能需要向患者身上附着多达16个传感器(例如，一个系统中的4个声传感器和12个EKG传感器)。因此，组合声和电灵敏性的单个传感器不仅可以有利地减少必须附着到患者身上的传感器数目，还可以提高患者的舒适感，降低一个或多个不起作用的传感器引起虚假测量的可能性。

图14是根据本发明一个实施例的组合声电传感器的一部分的示意部分截面图。该图是沿图15中的线14-14截取的。除了以下进一步所述的之外，所示传感器大体上与参照图4和13所述的传感器类似，类似附图标记对应于大体上类似的特征。在该实施例中，传感器包括降噪层1420，其与图13A所示的层1320大体上相似。在其他实施例中，包括其他降噪特征，例如，声学噪声屏蔽层(例如，图13B所示的外壳1324)。但是，在其他实施例中，传感器包括附加于或替代降噪层1420而使用的适应隔膜(大体上类似于图4的隔膜417)。

为了检测并发送电信号，组合声电传感器包括导电电极1430。如图14所示，组合传感器可以配置为将电极1430附着或电连接到患者皮肤上(例如，电极1430是传感器中的底层或最下层)。在一些实施例中，在将电极放置到皮肤上之前，可以将导电粘合剂1416放置在电极1430上。优选地，导电粘合剂1416包括生物适合的物质，该物质具有小到足以降低电阻损失的电阻抗和降低声学反射损失的声阻抗。在一些实施例中，粘合剂1416选择为具有与人体的声阻抗近似匹配的声阻抗。在一些实施例中，粘合剂1416包括导电水凝胶，其可以放置在皮肤与传感器界面处，以提高灵敏度和增强声/机械/电连接。在一些实施例中，导电粘合剂1416可以涂到人体皮肤表面上放置传感器的位置，然后将该传感器压到该这一皮肤区域上。在将传感器压到合适位置上之前，可以将粘合剂1416放置在传感器上。在一些实施例中，在封装传感器时，导电粘合剂1416位于传感器上的可拆卸条或片(未示出)下面，在即将使用该传感器时，用户可以拆去该条，以露出下面的生物适合的粘合剂1416。

在一些实施例中，电极1430包括配置为与患者皮肤电连接(或位于患者皮肤上或附近)的导电薄层。电极1430可以通过粘性层414粘附到传感器上。优选地，粘性层414是不导电的，以将电极1430与金属屏蔽层410、413以及与感测层210和220的导电部分绝缘。在一些实施例中，电极1430包括一个或多个金属层，诸如铝、镍、银、金、铜或者它们的合金或盐。虽然在一些实施例中金属层通过粘性层414粘附到传感器上，但是在其他实施例中，可以通过例如涂布、金属化、气相沉淀或其他方法在传感器的下表面上形成金属层。在这种实施例中，绝缘介电层或非导电物质可以插入在电极1430与金属屏蔽层413之间。在其他实施例中，可以用传导墨将电极1430涂布在传感器的下表面上。在优选实施例中，电极1430包括一层或多层导电的塑料、聚合物或复合物，例如，包含导电碳添加剂的聚醚或聚酯聚氨酯。在一些实施例中，电极1430包括多层层压板，该层压板包括交替的导电塑料和金属层，以提高导电性。

优选但非必要的，电极1430足够薄和柔软，以便可以符合患者皮肤的轮廓。此外，足够薄和柔软的电极1430可以有利地允许入射声信号传播到组合传感器内部，以便由声感测层210和220检测。在一些优选实施例中，电极1430的厚度小于或等于大约30μm，但是可以使用其他厚度(例如，从大约10μm到大约100μm)。在其他实施例中，电极的厚度可以高达或等于1mm或更大。

在图14所示的实施例中，电极1430放置在感测层210和220下面并与之稍微分隔开来。优选地，这些层之间的分隔厚度足够小，以使电信号(到达电极1430)和声信号(到达感测层210和220)的到达时间差最小。因此，组合传感器优选地同时或几乎同时地测量患者体内的电和声活动。在其他实施例中，电极1430可以放置得与图14所示的不同。例如，在一些实施例中，电极1430不放置在图14所示的其他层下面，而是从声灵敏层210和220的周边或圆周一部分侧向错位和/或部分地包围这一部分。在组合了电极与图11A所示的声传感器的实施例中，电极包括导电材料，该导电材料可以放置在内环1120内的环面中、以及/或者在内环1120与外环1110之间的环状间隙内、以及/或者在外环1110外部。在其他实施例中，电极包括放置在内环和/或外环1120和1110下面的一个或多个层中的导电材料。在组合声传感器的一些实施例中，电极不放置在声感测层210和220下面，这些传感器有利地允许声感测层和电极基本上同时地分别接收声和电信号。此外，在一些实施例中，来自体内源的声信号有利地到达声感测层，而不必传播通过电极。

在一些优选实施例总，电极1430用作EKG电极，并可以用于测量电信号，例如由心脏肌肉的收缩和舒展产生的动作电势(actionpotential)。众所周知，在心跳周期中，电流传播通过人体并在皮肤上产生不同的电势。通过放置一个或多个与皮肤电接触的电极1430，可以采用医学领域公知的技术方便地测量这些电势差。一般而言，EKG检测电势(例如，电压)；但是，电极1430不限于此，可以用于检测例如电流、电阻或其他合适的量。在多种系统中，两个到十二个电传感器用于测量心脏的电信号(具有大约1mV的峰峰幅度)。在一些实施例中，任何金属层均可以用作EKG电极。例如，在一些实施例中，诸如金属屏蔽层410和413之类的层可以用于测量电信号。

正常心跳周期包括多个电气特征，例如P波、QRS复形(complex)和T波。QRS复形表示心室的收缩，R波典型的是具有最大电势的特征量。诸如美国专利申请No.10/830,719和美国专利申请No.11/333,791中描述的用于检测和处理心音的一些系统实施例利用心脏电信号中的用于诊断目的的特征量(例如，相继R波之间的持续时间)，从而识别心率(单位是每分钟的心跳次数)和心跳的心脏舒张和/或心脏收缩的持续时间。这里所述的组合声电传感器可以有利地与这些心音系统一起使用，因为该组合传感器测量心脏发出的声和电信号。使用组合传感器有利地减少了测量和诊断心音所需的传感器的总数(例如，一个实施例中使用四个组合传感器)。例如，可以在美国专利申请No.10/830,719和美国专利申请No.11/333,791中找到关于传感器在患者身体上放置的进一步细节。在其他实施例中，可以根据心电图的其他原理(例如，根据Einthoven三角)来放置组合传感器。

图15是根据本发明一个实施例的组合声电传感器1510的示意立体图。组合传感器1510优选地可以弯曲，以便能够符合患者皮肤轮廓，从而传感器1510内的感测层210和220可以发生形变，以响应于上述入射声能来产生电信号。此外，传感器1510的一部分(例如，电极1430)优选地与皮肤电接触，以产生对接触点的电势进行指示的电信号。希望传感器1510中的电极1430足够薄和柔软，以使来自人体的声信号在通过电极1430时基本上不会衰减，并且电和声信号具有充分小的到达时间差。

如图15示意性地示出的，传感器1510包括四根电导线：A、B、C和E。三根导线A、B和C通常与参照图5所述的导线A、B和C基本上类似，用于提供至声感测层210和220中的传导层的电连接。图15中的电导线E提供至电极1430的电连接。导线E可以包括本领域公知的任何合适类型的电连接。例如，电导线E可以包括与电极1430连接(或构成其一部分)的金属接线片。在一个实施例中，导线E具有5mm的唇边。在一些实施例中，导线E与屏蔽双绞线连接，该双极型大体上与参照图3所述的线248类似。导线E可以通过焊接、压褶、EC粘合或其他合适方法与线连接。

图15所示的导线E载有电极1430检测到的电信号，该电信号至其他装置或组件，以进行进一步处理或测量。例如，在一个实施例中，导线E与万用表(与图12B中的万用表1220大体上类似)连接，该万用表可以测量电流、电阻和/或电压等合适的电气量。在其他实施例中，导线E可以与图6所示信号处理系统612等处理器(备选地或附加地)连接。在这种实施例中，可以采用一种或多种公知技术，包括例如数字化、滤波、放大和/或复用等，处理电信号。人体声音检测系统(包括美国专利申请No.10/830,719和美国专利申请No.11/333,791中公开的系统)可以使用由电极1430检测到的电信号，以识别心跳中的所需部分或为了其他合适的目的。在一些有利实施例中，系统利用来自电极1430和声感测层210和220的信号来执行诊断过程。

虽然描述了具有降噪特征和/或电检测特征的一些有利实施例，公认的是，其他实施例的配置可以与图13A-15中示意性示出的配置不同。例如，本领域普通技术人员将理解，降噪和电特征可以容易地结合到上述参照图10和11A-11C所示的传感器实施例中。此外，在一些实施例中，可以组合上述一些层的功能。例如，可以通过单个胶粘泡沫层实现(或辅助实现)粘合功能和噪声衰减功能。因此，在本公开的范围或精神之内可以存在多种层组合和/或传感器配置。

可以针对不同(例如，高效)的制造工艺，有利地调整这里所述的实施例。例如，可以使用化学沉积和集成电路工艺来形成电连接和电路。此外，可以使用沉积工艺来将一层材料沉积在另一层上，而不需要这里所述的粘性材料。本领域普通技术人员可以认识到，在本发明范围之内，可以使用多种制造方法和技术来制造这里所述的传感器。

虽然以特定优选实施例描述了本发明，但是各个实施例的多种特征可以组合，以形成额外的实施例和未明确描述的明显修改。此外，在阅读本公开之后，对于本领域普通技术人员而言显而易见的其他实施例也在本发明范围内。此外，虽然适当地描述了多种特征、方面和优点，但是要认识到，并非每个实施例都需要结合或实现每个所述特征、方面或优点。因此，例如，一些实施例可以实现或优化这里所示的一个优点或一组优点，而无需实现这里所述或暗示的其他特征、方面或优点。在不背离本发明精神和范围的前提下，可以进行多种改变、修改和组合。因此，这里所公开的发明的范围不应该受到上述特定实施例的限制，而应该由所附权利要求确定。

Claims (44)

1.一种用于感测来自源的声信号的装置包括：

第一声感测元件，包括具有第一极化轴和两个导电部分的第一压电部分；

第二声感测元件，包括具有第二极化轴和两个导电部分的第二压电部分；以及

降噪元件；

其中第一压电部分的一个导电部分与第二压电部分的一个导电部分电连接；

确定第一和第二压电部分的取向，以使第一和第二极化轴彼此之间形成非零角度。

2.根据权利要求1所述的装置，其中降噪元件包括适于减弱声学噪声的降噪材料。

3.根据权利要求2所述的装置，其中降噪材料包括降噪泡沫、弹性体或凝胶。

4.根据权利要求2所述的装置，其中降噪材料基本上包围第一和第二声感测元件中至少一个的至少一部分。

5.根据权利要求1所述的装置，其中降噪元件配置为将第一或第二声感测元件中至少一个与声学噪声至少部分地屏蔽开来。

6.根据权利要求5所述的装置，还包括适于减弱声学噪声的降噪材料。

7.根据权利要求1所述的装置，其中降噪元件配置为减小声学频带中的声学噪声。

8.根据权利要求7所述的装置，其中声学频带是从大约300Hz到大约2000Hz。

9.根据权利要求1所述的装置，其中降噪元件的至少一部分与第一和第二声感测元件分隔开来。

10.根据权利要求1所述的装置，还包括外壳，第一和第二声感测元件放置在所述外壳中，所述外壳包括表面部分，所述表面部分适于允许来自所述源的声信号被第一和第二感测元件接收。

11.根据权利要求10所述的装置，其中降噪元件包括放置在所述外壳内的降噪材料。

12.根据权利要求11所述的装置，其中第一或第二声感测元件的至少一部分大体上放置在所述外壳的表面部分与降噪材料之间。

13.根据权利要求11所述的装置，其中降噪材料基本上包围第一或第二声感测元件。

14.根据权利要求10所述的装置，其中所述源位于人体内，所述外壳的表面部分适于粘贴到人体皮肤上。

15.根据权利要求1所述的装置，其中所述非零角度大约是90度。

16.一种用于感测声和电信号的装置，包括：

第一声感测元件，包括具有第一极化轴和两个导电部分的第一压电部分；

第二声感测元件，包括具有第二极化轴和两个导电部分的第二压电部分；以及

与第一和第二声感测元件的导电部分电绝缘的电极，

其中第一压电部分的一个导电部分与第二压电部分的一个导电部分电连接，

确定第一和第二压电部分的取向，以使第一和第二极化轴彼此之间形成非零角度。

17.根据权利要求16所述的装置，其中所述电极包括导电层。

18.根据权利要求17所述的装置，其中所述导电层包括金属或金属合金。

19.根据权利要求16所述的装置，其中所述电极配置为至少部分地传输来自声源的声信号，以使声信号可以被第一或第二声感测元件中的至少一个接收。

20.根据权利要求16所述的装置，其中所述电极适于与患者皮肤电连接。

21.根据权利要求20所述的装置，其中所述电极配置为接收来自患者心脏的电信号，第一和第二声感测层适于接收来自患者体内的解剖结构的声信号。

22.根据权利要求16所述的装置，还包括降噪元件。

23.根据权利要求22所述的装置，其中降噪元件包括适于减弱声学噪声的降噪材料。

24.根据权利要求22所述的装置，其中降噪元件配置为将第一或第二声感测元件中至少一个与声学噪声至少部分地屏蔽开来。

25.根据权利要求16所述的装置，其中所述非零角度大约是90度。

26.一种声感测设备，包括：

第一压电感测部分，具有第一极化轴和两个传导层；以及

第二压电感测部分，具有第二极化轴和两个传导层，第二压电感测部分大体上与第一压电感测部分共面放置，第一压电感测部分的一个传导层与第二压电感测部分的一个传导层电接触，第一和第二极化轴之间具有非零角度。

27.根据权利要求26所述的设备，其中第一压电部分与第二压电感测部分彼此部分地错位。

28.根据权利要求26所述的设备，其中第一压电感测部分的一个传导层与第二压电感测部分的一个传导层之间的电接触由所述两个传导层之间的直接接触形成。

29.根据权利要求26所述的设备，其中第一压电感测部分的一个传导层与第二压电感测部分的一个传导层之间的电接触由所述两个传导层之间的曲折的金属连接形成。

30.根据权利要求26所述的设备，其中第一压电感测部分的一个传导层与第二压电感测部分的一个传导层之间的电接触形成包括所述两个传导层的等势表面。

31.根据权利要求26所述的设备，其中第一和第二压电感测部分相对于彼此颠倒，从而在所述两个压电感测部分经受取向相似的应变时，一个压电感测部分的上传导层接收的电荷的极性与另一个压电感测部分的下传导层接收的电荷的极性相同。

32.根据权利要求26所述的设备，其中所述压电感测部分各自包括聚偏二氟乙烯。

33.根据权利要求26所述的设备，其中所述传导层包括金属化部分。

34.根据权利要求26所述的设备，其中所述压电感测部分各自具有比所述两个传导层的组合厚的感测层。

35.根据权利要求26所述的设备，其中第一和第二极化轴之间的所述角度是近似90度。

36.一种用于制造声传感器的方法，包括：

设置具有第一极化轴的第一压电层；

设置两个传导层，分别位于第一压电层的两侧；

设置具有第二极化轴的第二压电层和两个传导层，所述两个传导层分别位于第二压电层的两侧，第二压电层大体上与第一压电层共面放置，第一压电感测部分的一个传导层与第二压电感测部分的一个传导层电接触，第一和第二极化轴之间具有非零角度。

37.根据权利要求36所述的方法，还包括：将第一压电层与第二压电层部分地错位。

38.根据权利要求36所述的方法，还包括：通过将第一压电层的一个传导层与第二压电层的一个传导层直接接触，形成所述两个传导层之间的电接触。

39.根据权利要求36所述的方法，还包括：通过第一压电层的一个传导层与第二压电层的一个传导层之间的可弯折传导导线，形成所述两个传导层之间的电接触。

40.根据权利要求36所述的方法，还包括：将第一和第二压电层相对于彼此颠倒，从而在所述两个压电层经受取向相似的应变时，一个压电层的上传导层接收的电荷的极性与另一个压电层的下传导层接收的电荷的极性相同。

41.根据权利要求36所述的方法，还包括：设置包括聚偏二氟乙烯的至少一个压电层。

42.根据权利要求36所述的方法，还包括：设置金属传导层。

43.根据权利要求36所述的方法，还包括：设置比所述两个传导层的组合厚的压电层。

44.根据权利要求36所述的方法，还包括：以近似90度的角度确定第一和第二极化轴的方向。

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