WO2012117785A1 - 生体電気信号計測装置 - Google Patents

Abstract

生体電気信号の交流成分のみならず直流成分についても得られる生体電気信号計測装置を提供する。本発明の生体電気信号計測装置１００は、複数の生体電極１１Ａ，１１Ｂと、短絡手段２０と、差動増幅手段３０と、生体電気信号抽出手段４０と、タイミング制御手段５０と、を有する。複数の生体電極１１Ａ，１１Ｂは、生体表面と接し、互いに離隔して配置される。短絡手段２０は、生体電極１１Ａ，１１Ｂ間を所定の短絡抵抗を介して短絡する。差動増幅手段３０は、生体電極１１Ａ，１１Ｂに接続されて生体電極１１Ａ，１１Ｂからの電気信号を差動増幅する。生体電気信号抽出手段４０は、生体電極１１Ａ，１１Ｂ間の短絡が解除されてから次に短絡されるまでの間に差動増幅手段３０の出力信号から生体電気信号を抽出する。タイミング制御手段５０は、生体電極１１Ａ，１１Ｂ間の短絡と短絡の解除とを繰り返すタイミングを制御する。

Description

生体電気信号計測装置

　本発明は、生体電気信号計測装置に関する。

　患者に対する負担を軽減する観点から生体情報を無侵襲で計測することが望まれている。生体情報を無侵襲で計測する方法としては、計測対象の生体部位が生成する電位を生体表面に装着された生体電極を通じて計測する方法が一般に知られている。

　生体表面に装着された生体電極には、生体電極の金属表面における電気二重層によって電極電位が発生する。その結果、生体電極には、生体部位が生成する電位と電極電位との和が現れる。しかしながら、生体部位が生成する電位はふつう微弱である上、生体表面と生体電極との間に生じる分極電圧が化学的状態などにより変動するため、生体電極の電極電位は不安定になる。

　分極電圧の変動による影響を抑制して生体からの電気信号（以下、生体電気信号と称する）を精度良く抽出する技術として下記特許文献１の生体信号採取装置が知られている。特許文献１の生体信号採取装置では、生体電気信号に対する直流的なゲインが略１程度、交流的なゲインが数十程度のアンプを使用することが開示されている。

特開平６－１９７８７７号公報

　しかしながら、上記特許文献１の生体信号採取装置では、生体電気信号の交流成分が得られる一方で、直流成分が実質的に得られないという問題がある。

　本発明は、上述した問題を解決するためになされたものである。したがって、本発明の目的は、生体電気信号の交流成分のみならず直流成分についても得られる生体電気信号計測装置を提供することである。

　本発明の上記目的は、下記の手段によって達成される。

　本発明の生体電気信号計測装置は、複数の生体電極と、短絡手段と、差動増幅手段と、生体電気信号抽出手段と、タイミング制御手段と、を有する。複数の生体電極は、生体表面と接し、互いに離隔して配置される。短絡手段は、生体電極間を所定の短絡抵抗を介して短絡する。差動増幅手段は、生体電極に接続されて生体電極からの電気信号を差動増幅する。生体電気信号抽出手段は、生体電極間の短絡が解除されてから次に短絡されるまでの間に差動増幅手段の出力信号から生体電気信号を抽出する。タイミング制御手段は、生体電極間の短絡と短絡の解除とを繰り返すタイミングを制御する。

　本発明によれば、分極電圧の変動の影響を抑制しつつ、生体電気信号の交流成分のみならず直流成分についても得られる。その結果、たとえば心筋虚血または脳梗塞による興奮性細胞の損傷電位を体表から検出することができる。

本発明の第１の実施の形態における生体電気信号計測装置の構成を説明するための概略ブロック図である。図２（Ａ）は図１に示す生体電極の構造の一例を示す平面図であり、図２（Ｂ）は図２（Ａ）のＢ－Ｂ線に沿った断面図であり、図２（Ｃ）は図１に示す生体電極の構造の他の例を示す平面図である。図１に示す生体電気信号計測装置における生体電極から差動増幅部に至る部分の等価回路図である。図４（Ａ）は差動増幅部の出力信号を計測開始から約１３０秒間にわたり記録した波形図であり、図４（Ｂ）は図４（Ａ）の３６．７８秒付近におけるパルス波形の拡大図であり、図４（Ｃ）は図４（Ａ）の１２７．１４秒付近におけるパルス波形の拡大図である。単指数関数によるパルス波形の回帰分析を説明するための波形図である。本発明の第１の実施の形態の生体電気信号計測装置の出力結果を例示する図である。重指数関数によるパルス波形の回帰分析を説明するための波形図である。本発明の第３の実施の形態の生体電気信号計測装置の構成を説明するための概略ブロック図である。図９（Ａ）は時定数τ_Ｇを算出する方法を説明するための図であり、図９（Ｂ）は、時定数τ_Ｆを算出する方法を説明するための図である。本発明の第４の実施の形態の生体電気信号計測装置の構成を説明するための概略ブロック図である。本発明の第５の実施の形態の生体電気信号計測装置の構成を説明するための概略ブロック図である。本発明の第６の実施の形態の生体電気信号計測装置の構成を説明するための概略ブロック図である。

　以下、添付した図面を参照して本発明の生体電気信号計測装置の実施の形態を説明する。なお、図中、同一の部材には、同一の符号を用いた。また、図面の寸法比率は、説明の都合上誇張されており、実際の比率とは異なる場合がある。

　（第１の実施の形態）
　図１は、本発明の第１の実施の形態における生体電気信号計測装置の構成を説明するための概略ブロック図である。また、図２（Ａ）は図１に示す生体電極の構造の一例を示す平面図であり、図２（Ｂ）は図２（Ａ）のＢ－Ｂ線に沿った断面図であり、図２（Ｃ）は図１に示す生体電極の構造の他の例を示す平面図である。

　本実施の形態の生体電気信号計測装置は、一対の生体電極間において所定時間間隔で短絡と短絡の解除とを繰り返すことにより、生体電極間における分極電位の差を相殺しつつ、分極電圧の変動の影響を抑制するものである。

　図１に示すとおり、本実施の形態の生体電気信号計測装置１００は、生体電極部１０、スイッチ部２０（短絡手段）、差動増幅部３０（差動増幅手段）、生体電気信号抽出部４０（生体電気信号抽出手段）、タイミング制御部５０（タイミング制御部手段）、およびフィルタ部６０を有する。

　＜生体電極部＞
　生体電極部１０は、生体表面に装着されて生体表面の電位を導出する。生体表面の電位は、電極電位に生体内部の信号源に関わる電位（以下、生体電位と称する）が重畳されていると考えられる。

　本実施の形態では、生体電極部１０は、一対の生体電極１１Ａ，１１Ｂを有する。生体電極１１Ａ，１１Ｂは、スイッチ部２０の入力端子と差動増幅部３０の入力端子とにそれぞれ接続されている。

　図２（Ａ）および図２（Ｂ）に示すとおり、生体電極１１Ａ，１１Ｂは、電極素子１２Ａ，１２Ｂと、電極素子１２Ａ，１２Ｂ上に塗布された導電性ゲル１３Ａ，１３Ｂと、を含む。電極素子１２Ａ，１２Ｂとしては、銀／塩化銀電極素子が好適に使用されるが、たとえば銀電極素子またはカーボン電極素子が使用されてもよい。また、導電性ゲル１３Ａ，１３Ｂは、粘着性を有しており、ハウジング１１Ｃの開口部を通じて生体表面と接し、生体表面と電極素子との間の導電性を向上させる。なお、ハウジング１１Ｃに粘着剤を塗布することにより、粘着性を有しない導電性ゲルを使用してもよい。

　生体電極１１Ａ，１１Ｂは、ハウジング１１Ｃに収容され、互いに離隔して並置されている。図２（Ａ）では、生体電極１１Ａ，１１Ｂは、生体表面と接する面が半円形状に形成されており、半円形の直線部分が互いに対向するように配置されている。そして、生体電極１１Ａと生体電極１１Ｂとは、互いに接触しないようにハウジング１１Ｃの一部により離隔されている。生体電極１１Ａと生体電極１１Ｂとの間の距離は、たとえば数ｍｍ程度に設定することが好ましい。

　なお、生体電極１１Ａ，１１Ｂの形状は半円形に限定されず、他の形状であってもよい。たとえば、図２（Ｃ）に示す生体電極の他の例では、生体電極１１Ａは生体表面と接する面が円形状に形成され、生体電極１１Ｂは生体表面と接する面が生体電極１１Ａと同心のリング状に形成される。したがって、一対の生体電極１１Ａ，１１Ｂは、ハウジング１１Ｃ内の同心円上に配置されている。その際、同心円中心部の電極面積と外周部の電極の面積を等しくすることが好ましい。

　また、生体電極１１Ａ，１１Ｂは必ずしも一つのハウジングに納める必要はなく、２つの独立した生体電極を使用してもよい。

　＜スイッチ部＞
　スイッチ部２０は、一対の生体電極１１Ａ，１１Ｂ間を短絡する。本実施の形態では、スイッチ部２０は、ＦＥＴ素子で構成される一対のアナログスイッチ２１Ａ，２１Ｂを有する。

　アナログスイッチ２１Ａ，２１Ｂの一方の端子は生体電極１１Ａ，１１Ｂにそれぞれ接続され、他方の端子は短絡抵抗としてのジャンパ線２１Ｃにそれぞれ接続される。ジャンパ線２１Ｃは、グランドに接続してもよい。また、アナログスイッチ２１Ａ，２１Ｂの制御端子には、タイミング制御部５０から第１制御信号が入力される。

　アナログスイッチ２１Ａ，２１Ｂは、タイミング制御部５０からの第１制御信号に応じてオンまたはオフされる。アナログスイッチ２１Ａ，２１Ｂがオンされると、生体電極１１Ａ，１１Ｂ間がジャンパ線２１Ｃを通じて短絡される。その後、アナログスイッチ２１Ａ，２１Ｂがオフされると、生体電極１１Ａ，１１Ｂ間の短絡が解除される。なお、ジャンパ線２１Ｃの抵抗はごく小さい。

　＜差動増幅部＞
　差動増幅部３０は、生体電極１１Ａ，１１Ｂからの電気信号を差動増幅して出力する。差動増幅部３０は、たとえばＦＥＴ素子で構成される計装アンプを有する。差動増幅部３０の一方の入力端子（－極）は生体電極１１Ａに接続され、他方の端子（＋極）は生体電極１１Ｂに接続される。また、差動増幅部３０の出力端子は、生体電気信号抽出部４０の入力端子に接続される。

　アナログスイッチ２１Ａ，２１Ｂがオンされているとき、生体電極１１Ａ，１１Ｂ間は短絡されるので、差動増幅部３０の出力信号の振幅値は、ほぼ０［Ｖ］となる。一方、アナログスイッチ２１Ａ，２１Ｂがオフされているとき、生体電極１１Ａ，１１Ｂからの電気信号は、所定の利得で差動増幅されて生体電気信号抽出部４０へ出力される。

　＜生体電気信号抽出部＞
　生体電気信号抽出部４０は、差動増幅部３０の出力信号から生体電気信号を抽出する。生体電気信号抽出部４０の入力端子は差動増幅部３０の出力端子に接続され、生体電気信号抽出部４０の出力端子はフィルタ部６０の入力端子に接続される。また、生体電気信号抽出部４０の制御端子には、タイミング制御部５０から第２制御信号が入力される。

　生体電気信号抽出部４０は、Ａ／Ｄ変換器および回帰分析部を有する。Ａ／Ｄ変換器は、差動増幅部３０の出力信号をアナログ信号からディジタル信号に変換する。回帰分析部は、ディジタル信号に変換された差動増幅部３０の出力信号のパルス波形を単指数関数で回帰分析する。

　生体電気信号抽出部４０は、第２制御信号を受信すると、一対の生体電極１１Ａ，１１Ｂ間の短絡が解除されてから次に短絡されるまでの間に、差動増幅部３０の出力信号から生体電気信号を抽出する。本実施の形態では、生体電気信号は生体電位と電極電位との和に相当する信号である。抽出された生体電気信号は、フィルタ部６０へ出力される。なお、単指数関数によるパルス波形の回帰分析方法については後述する。

　本実施の形態では、回帰分析部は、数値演算処理を高速に実行するプラットフォーム上に構成されることが好ましい。回帰分析部は、たとえばＦＰＧＡ、ＡＳＩＣ、ＤＳＰで構成される。

　＜タイミング制御部＞
　タイミング制御部５０は、一対の生体電極１１Ａ，１１Ｂ間の短絡と当該短絡の解除とを繰り返すタイミングを制御する。

　タイミング制御部５０の一方の出力端子は、スイッチ部２０のアナログスイッチ２１Ａ，２１Ｂの制御端子に接続されており、タイミング制御部５０の他方の出力端子は生体電気信号抽出部４０の制御端子に接続されている。

　タイミング制御部５０は、第１制御信号を生成してスイッチ部２０に伝達する。第１制御信号は、スイッチ部２０のアナログスイッチ２１Ａ，２１Ｂが所定周期でオン／オフを繰り返すようにハイレベル／ローレベルが切り替わる。ここで、所定周期は、１～５［ｍｓ］程度である。なお、第１制御信号は、たとえば同期パルス生成器で生成される。

　また、タイミング制御部５０は、生体電気信号抽出部４０が生体電気信号を抽出するタイミングを制御することもできる。その場合、タイミング制御部５０は、第２制御信号を生成して生体電気信号抽出部４０に伝達する。第２制御信号は、第１制御信号を所定時間ｔ_ｄだけ遅延させた信号である。

　＜フィルタ部＞
　フィルタ部６０は、生体電気信号抽出部４０の出力信号から高周波成分を除去して、生体電気信号計測装置１００の出力端子に出力する。フィルタ部６０は、たとえばカットオフ周波数が１００～１０００［Ｈｚ］のローパスフィルタを有する。フィルタ部６０の入力端子は生体電気信号抽出部４０の出力端子に接続され、フィルタ部６０の出力端子は生体電気信号計測装置１００の出力端子に接続されている。

　生体電気信号抽出部４０からは、アナログスイッチ２１Ａ，２１Ｂのオン／オフによって生成されるパルス信号が出力される。フィルタ部６０は、生体電気信号抽出部４０の出力信号の高周波成分を除去することにより、連続的なアナログ信号としての生体電気信号を抽出する。

　以上のとおり構成される本実施の形態の生体電気信号計測装置１００は、一対の生体電極１１Ａ，１１Ｂ、スイッチ部２０、差動増幅部３０、生体電気信号抽出部４０、タイミング制御部５０、およびフィルタ部６０を有する。一対の生体電極１１Ａ，１１Ｂは、生体表面と接し、互いに離隔して配置される。スイッチ部２０は、生体電極１１Ａ，１１Ｂ間を短絡する。差動増幅部３０は、生体電極１１Ａ，１１Ｂに接続されて生体電極１１Ａ，１１Ｂからの電気信号を差動増幅する。生体電気信号抽出部４０は、生体電極１１Ａ，１１Ｂ間の短絡が解除されてから次に短絡されるまでの間に差動増幅部３０の出力信号から生体電気信号を抽出する。タイミング制御部５０は、生体電極１１Ａ，１１Ｂ間の短絡と当該短絡の解除とを繰り返すタイミングを制御する。

　以下、図３～図４を参照して、本実施の形態の生体電気信号計測装置の作用について説明する。図３は、図１に示す生体電気信号計測装置における生体電極から差動増幅部に至る部分の等価回路図である。

　図３に示すとおり、等価回路は、生体表面に装着された生体電極１１Ａ，１１ＢのインピーダンスＺｅ、生体抵抗Ｒｂ、および差動増幅部３０の入力抵抗Ｒａを有する。

　インピーダンスＺｅは、直列に接続された抵抗Ｒｅおよび容量Ｃｅが抵抗ｒと並列に接続されている形態にモデル化されている。ここで、容量Ｃｅは、生体表面と生体電極との間の電気容量で、おもに生体電極表面における電気二重層による電気二重層容量であり、抵抗Ｒｅおよび抵抗ｒは、生体表面と生体電極との間の電気抵抗を含み生体電極の電気抵抗を表す。

　生体抵抗Ｒｂは、生体電極１１Ａ，１１Ｂ間における生体の電気抵抗であり、生体電極１１Ａ，１１Ｂ間の距離に比例して大きくなる。また、差動増幅部３０の入力抵抗Ｒａは、数ＭΩ以上の高抵抗である。

　図３において、アナログスイッチ２１Ａ，２１Ｂがオフされてから十分に時間が経過した後では、生体表面と生体電極１１Ａ，１１Ｂとの間に生じる分極電圧による分極電位は平衡状態にある。分極電位は、生体内部の信号源からの電流、差動増幅部３０のバイアス電流、生体表面と生体電極との間の化学的状態の違いなどにより、生体電極１１Ａ，１１Ｂ間でわずかな差を有する。

　アナログスイッチ２１Ａ，２１Ｂをオンすると、一対の生体電極１１Ａ，１１Ｂ間が短絡されて等電位となる。その結果、生体電極１１Ａ，１１Ｂ間の分極電位の差は相殺される。より具体的には、一対の生体電極１１Ａ，１１Ｂ間が短絡されると、容量Ｃｅに蓄えられていた電荷が、生体電極の抵抗Ｒｅと生体抵抗Ｒｂを通じて放電される。したがって、生体電極１１Ａ，１１Ｂ間の電位差は減少する。しかしながら、生体電極１１Ａ，１１Ｂの分極電位は極性が同方向であるため、分極電位の多くは残留すると考えられる。なお、生体電極１１Ａ，１１Ｂ間の短絡によるこの電位変化は、差動増幅部３０の入力が短絡されているため、差動増幅部３０の出力端子から取り出すことはできない。

　次に、一定時間が経過した後にアナログスイッチ２１Ａ，２１Ｂをオフすると、一対の生体電極１１Ａ，１１Ｂ間の短絡が解除されて、生体内部の信号源から容量Ｃｅへ電荷が充電され始める。これと同時に、生体電極１１Ａ，１１Ｂ間における分極電位の差も戻り始める。この分極電位の差は、指数関数状の立ち上がりを有するパルス波形として差動増幅部３０の出力端子に現れる。

　上記パルス波形の最大値は、生体電位と電極電位とを総合した総合的な電位（以下、総合電位と称する）である。そして、パルス波が最大値に到達するまでアナログスイッチ２１Ａ，２１Ｂをオフに維持すると、分極電位は平衡状態となる。平衡状態の分極電位は不安定であり、分極変動（ドリフト）が進行する。

　図４（Ａ）～図４（Ｃ）は、生体電極１１Ａ，１１Ｂ間の短絡と短絡の解除とを繰り返したときの差動増幅部３０の出力波形を例示する波形図である。図４（Ａ）～図４（Ｃ）において、縦軸は振幅［Ｖ］であり、横軸は計測開始からの経過時間［ｓ］である。

　図４（Ａ）は、差動増幅部３０の出力信号を計測開始から約１３０秒間にわたり記録した波形図である。図４（Ａ）において、ＡおよびＢで示される部分で生体電位が大きく変化している。また、図４（Ｂ）は、図４（Ａ）の３６．７８秒付近におけるパルス波形の拡大図であり、図４（Ｃ）は図４（Ａ）の１２７．１４秒付近におけるパルス波形の拡大図である。図４（Ｂ）および図４（Ｃ）に示すとおり、差動増幅部３０の出力信号のパルス波形の立ち上がりエッジは、指数関数状に変化している。

　そこで、本実施の形態では、パルス波形の最大値を回帰分析で予測することにより、計測する総合電位が分極電位の変動の影響を受けることを低減する。より具体的には、アナログスイッチ２１Ａ，２１Ｂをオフして生体電極１１Ａ，１１Ｂ間の短絡を解除してパルス状電位を計測したのちに、アナログスイッチ２１Ａ，２１Ｂをオンして生体電極１１Ａ，１１Ｂ間を短絡する。

　なお、生体電極１１Ａ，１１Ｂを近接して配置し、生体抵抗Ｒｂを小さくすることにより、図３に示す等価回路の時定数を低下させることができるため、計測するパルスの周期を小さくすることができる。

　以下、図５を参照して、本実施の形態におけるパルス波形の回帰分析方法について説明する。図５は、単指数関数によるパルス波形の回帰分析を説明するための波形図である。図５において、縦軸は振幅［Ｖ］であり、横軸は計測開始からの経過時間［ｓ］である。本実施の形態では、単指数関数によりパルス波形を回帰分析する。単指数関数は、下記の数式（１）で表される関数である。

　数式（１）において、第１項のａ_１は計算上の補正値であり、第２項のｂ_１は生体電位と電極電位との和であり、τは生体電位が電気二重層などの生体と生体電極間の電気容量を充電する時定数と分極電位が平衡状態になるまでの時定数を総合した見かけ上の時定数である。

　図５に示すとおり、所定のサンプリング周期でパルス波形をサンプリングする。得られた複数のサンプリング値１を用いて単指数関数で回帰分析することにより、数式（１）におけるａ_１、ｂ_１、およびτが正確に決定され、回帰曲線２が得られる。本実施の形態では、サンプリング周期は、０．１～０．０２［ｍｓ］（サンプル速度：１０～５０［ｋＨｚ］）に設定することができる。なお、ドリフトが混入することを防止するため、分極電位が平衡状態に到達する前にパルス状電位のサンプリングを終える。

　数式（１）の第２項のｂ_１は、生体電位と電極電位との和であるので、生体電位についての相対電位を示している。したがって、数式（１）の第２項のｂ_１は、生体電位の真値を示すものではない。しかしながら、電極電位が一定の場合、相対電位でも生体電位と相関を有しているので、単指数関数による回帰分析は有効である。

　単指数関数パルス波形の回帰分析の結果、生体電位と電極電位との和に相当する信号が生体電気信号として生体電気信号抽出部４０から出力される。生体電気信号抽出部４０の出力信号は、振幅値が生体電位と電極電位との和の大きさに応じて変化する連続したパルス波形であるので、フィルタ部６０のローパスフィルタにより高周波成分を遮断して連続的なアナログ信号の生体電気信号を出力する。以下、図６を参照して、本実施の形態の生体電気信号計測装置の実施例を説明する。

　（実施例）
　図６は、本実施の形態の生体電気信号計測装置の出力結果を例示する図である。図６において、縦軸は振幅［Ｖ］であり、横軸は計測開始からの経過時間［ｓ］である。上側のトレースは、眼の両側および顔面体表上に装着した生体電極から直接的に計測した眼電位である。また、下側のトレースは、上側のトレースと同じ生体電極で本実施の形態の生体電気信号計測装置を通じて計測した電位である。

　上側および下側のトレースのどちらの場合についても、計測開始から約２５秒で眼球を左に約３０度シフトさせて留め、次に眼球を正面に戻したのちに右に約３０度シフトさせ、そして約１３０秒後（上側のトレースは約１００秒後）に正面に戻してから５００秒まで固定した電位の計測結果である。

　図６に示すとおり、上側のトレースは、分極電圧の変動の影響を受けて右肩上がりに変化している。一方、下側のトレースは、分極電圧の変動の影響を受けずにほぼ水平を維持している。

　以上のとおり、説明した本実施の形態は以下の効果を奏する。

　（ａ）本実施の形態の生体電気信号計測装置は、生体表面に装着された一対の生体電極間の短絡を解除したのち、分極電位が平衡状態に到達する前にパルス状電位のサンプリングを終え、一対の生体電極間を短絡する。生体電気信号抽出部は、一対の生体電極間の短絡が解除されてから次に短絡されるまでの間に、差動増幅部の出力信号から生体電気信号を抽出する。したがって、分極電圧の変動の影響を抑制しつつ、生体電気信号の交流成分のみならず直流成分についても得られる。その結果、たとえば、これまでＳＱＵＩＤ（Ｓｕｐｅｒｃｏｎｄｕｃｔｉｎｇ　Ｑｕａｎｔｕｍ　Ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ　Ｄｅｖｉｃｅ）でしか計測することができなかった心筋虚血または脳梗塞による興奮性細胞の損傷電位を体表から検出することができる。また、分極電圧の変動の影響を抑制するために電極ペーストを使用しなくてもよい。

　（ｂ）また、本実施の形態の生体電気信号計測装置は、植物の根、葉などの生体から生体電気信号を抽出する場合にも適用することができる。したがって、分極電圧の変動の影響を抑制するために特殊な電極を使用する必要もない。

　（第２の実施の形態）
　第１の実施の形態では、単指数関数によるパルス波形の回帰分析で生体電気信号を抽出した。第２の実施の形態では、重指数関数によるパルス波形の回帰分析で生体電気信号を抽出する。

　本実施の形態は、生体電気信号抽出部４０の構成を除いて第１の実施の形態と同じ構成を有する。したがって、生体電気信号抽出部４０の構成を除く他の構成についての説明を省略する。

　本実施の形態の生体電気信号抽出部４０は、差動増幅部３０から出力されるパルス波形を重指数関数で回帰分析して、生体電位と電極電位との和に相当する生体電気信号を抽出する。以下、図７を参照して、本実施の形態におけるパルス波形の回帰分析方法について説明する。図７は、重指数関数によるパルス波形の回帰分析を説明するための波形図である。図７において、縦軸は振幅［Ｖ］であり、横軸は計測開始からの経過時間［ｓ］である。重指数関数は次の数式（２）で表される関数である。

　数式（２）において、第１項のａ_２は計算上の補正値であり、第２項のｂ_２は生体電位であり、τ_１は生体電位が電気二重層容量を充電する時定数である。また、第３項のｃは電極電位であり、τ_２は分極電位が平衡状態になるまでの時定数である。

　図７に示すとおり、所定のサンプリング周期でパルス波形をサンプリングする。回帰分析によりａ_２、ｂ_２、ｃ、τ_１、τ_２を得るには、少なくなくともＮ＝５個のサンプルが必要である。得られたサンプリング値１を用いて回帰分析することにより、数式（２）におけるａ_２、ｂ_２、ｃ、τ_１、およびτ_２が決定される。図７において、曲線２は回帰曲線を示し、曲線３は数式（２）の第２項で表される曲線を示し、曲線４は数式（２）の第３項で表される曲線を示している。

　本実施の形態の重指数関数によるパルス波形の回帰分析では、単指数関数によるパルス波形の回帰分析のカイ二乗値を最大で３０％下回るほど精度が向上する。

　以上のとおり、説明した本実施の形態は、第１の実施の形態の効果に加えて以下の効果を奏する。

　（ｃ）生体電気信号抽出部は、重指数関数によりパルス波形を回帰分析する。その結果、生体電位を精度よく算出することができる。

　（第３の実施の形態）
　第２の実施の形態では、時定数τ_２を重指数関数によるパルス波形の回帰分析で算出した。第３の実施の形態では、回帰分析する前に時定数τ_２の近似値を算出しておき、その近似値を回帰分析の時定数τ_２に適用する。

　上述のとおり、重指数関数によるパルス波形の回帰分析を実行することにより、数式（２）におけるａ_２、ｂ_２、ｃ、τ_１、およびτ_２が決定される。しかしながら、サンプリングしたデータが雑音（予測できない外来雑音、不安定な電極電位など）を含んでいる場合、計算結果に誤差が生じる可能性がある。また、時定数τ_２は、生体表面と生体電極との接触面における不確定要素により影響を受ける可能性もある。

　そこで、本実施の形態では、以下に示すとおり、回帰分析する前に時定数τ_２の近似値を算出し、その近似値を回帰分析のτ_２に適用することにより、回帰分析の計算誤差を減少させる。

　時定数τ_２は、化学変化を伴うため時定数τ_１と比較して著しく大きいと考えられる。したがって、時定数τ_２がある特定の生体電極に固有の値であるとすると、時定数τ_２は近似的に算出することができる。以下、図８を参照して、時定数τ_２を近似的に算出する方法について説明する。

　図８は、第３の実施の形態の生体電気信号計測装置の構成を説明するための概略ブロック図である。図８に示すとおり、本実施の形態の生体電気信号計測装置２００は、生体電極部１１０、スイッチ部１２０（短絡手段）、差動増幅部１３０（差動増幅手段）、生体電気信号抽出部１４０（生体電気信号抽出手段）、タイミング制御部１５０（タイミング制御部手段）、およびフィルタ部１６０を有する。差動増幅部１３０およびフィルタ部１６０については、第１の実施の形態と同様なので説明を省略する。

　＜生体電極部＞
　生体電極部１１０は、生体表面に装着された４つの生体電極１１１Ａ～１１１Ｄを有する。生体電極１１１Ａ，１１１Ｂ間、生体電極１１１Ｂ，１１１Ｃ間、および生体電極１１１Ｃ，１１１Ｄ間の距離は、いずれもｄである。生体電極１１１Ａ，１１１Ｂ間の生体抵抗はＲｂ１であり、生体電極１１１Ａ，１１１Ｃ間の生体抵抗はＲｂ２＝２×Ｒｂ１であり、生体電極１１１Ａ，１１１Ｄ間の生体抵抗はＲｂ３＝３×Ｒｂ１である。生体電極１１１Ａ～１１１Ｄの具体的な構造については、第１の実施の形態と同様なので詳しい説明を省略する。

　＜スイッチ部＞
　スイッチ部１２０は、複数の生体電極１１１Ａ～１１１Ｄのうちから一対の生体電極を選択する。ここで、一対の生体電極のうちの一方は、生体電極１１１Ａである。また、スイッチ部１２０は、上記の一対の生体電極間を所定の短絡抵抗を通じて短絡する。ここで、所定の短絡抵抗は、Ｒｊ１～Ｒｊ３およびジャンパ線１２１Ｄのうちのいずれか１つである。なお、ジャンパ線１２１Ｄの抵抗はごく小さい。

　本実施の形態では、スイッチ部１２０は、ＦＥＴ素子で構成される３つのアナログスイッチ１２１Ａ～１２１Ｃを有する。アナログスイッチ１２１Ａ，１２１Ｂは、それぞれ第１～第５端子を有し、第１端子は第２～第５端子のうちのいずれか１つの端子と接続される。また、アナログスイッチ１２１Ｃは、第１～第４端子を有し、第１端子は第２～第４端子のうちのいずれか１つの端子と接続される。

　アナログスイッチ１２１Ａの第１端子は、生体電極１１１Ａと差動増幅部１３０の一方の入力端子（－極）とに接続され、第２～第５端子は短絡抵抗Ｒｊ１～Ｒｊ３またはジャンパ線１２１Ｄの一端にそれぞれ接続される。一方、アナログスイッチ１２１Ｂの第１端子は、差動増幅部１３０の他方の入力端子（＋極）に接続され、第２～第５端子は短絡抵抗Ｒｊ１～Ｒｊ３またはジャンパ線１２１Ｄの他端にそれぞれ接続される。ジャンパ線１２１Ｄは、グランドに接続することもできる。また、アナログスイッチ１２１Ｃの第１端子は、アナログスイッチ１２１Ｂの第１端子に接続され、第２～第４端子は、生体電極１１１Ｂ～１１１Ｄにそれぞれ接続される。

　また、アナログスイッチ１２１Ａ～１２１Ｃの制御端子には、タイミング制御部１５０から第１および第２制御信号が入力される。

　アナログスイッチ１２１Ａ，１２１Ｂは、タイミング制御部１５０からの第１制御信号を受信すると、第１端子と第２～第５端子との接続を切り替えて、短絡抵抗Ｒｊ１～Ｒｊ３およびジャンパ線１２１Ｄのいずれか１つを選択する。また、アナログスイッチ１２１Ｃは、タイミング制御部１５０からの第２制御信号を受信すると、第１端子と第２～第４端子との接続を切り替えて、生体電極１１１Ｂ～１１１Ｄのいずれか１つを選択する。たとえば、アナログスイッチ１２１Ａ，１２１Ｂが短絡抵抗Ｒｊ１を選択し、かつ、アナログスイッチ１２１Ｃが生体電極１１１Ｂを選択すると、生体電極１１１Ａ，１１１Ｂ間が短絡抵抗Ｒｊ１を通じて短絡される。

　＜生体電気信号抽出部＞
　生体電気信号抽出部１４０は、Ａ／Ｄ変換器、回帰分析部１４１、およびτ_２算出部１４２を有する。Ａ／Ｄ変換器は、差動増幅部１３０の出力信号をアナログ信号からディジタル信号に変換する。回帰分析部１４１は、ディジタル信号に変換された差動増幅部１３０の出力信号のパルス波形を重指数関数または単指数関数で回帰分析する。τ_２算出部１４２は、差動増幅部１３０の出力信号のパルス波形から時定数τ_２の近似値として時定数τ_Ｇおよびτ_Ｆを算出する。

　＜タイミング制御部＞
　タイミング制御部１５０は、スイッチ部１２０および生体電気信号抽出部１４０を制御する。本実施の形態では、タイミング制御部１５０は、時定数τ_Ｇおよびτ_Ｆを算出してから生体電気信号を抽出するように生体電気信号抽出部１４０を制御する。

　タイミング制御部１５０は、ＣＰＵ、メモリ、および同期パルス生成器を有する。ＣＰＵは、メモリに格納されたプログラムに従って生体電気信号抽出部１４０を制御する。具体的には、タイミング制御部１５０は、生体電極１１１Ａ～１１１Ｄが生体表面に装着されて計測が開始されると、時定数τ_Ｇおよびτ_Ｆを算出するように生体電気信号抽出部１４０に指示を出力する。また、ＣＰＵは、短絡抵抗Ｒｊ１～Ｒｊ３および生体電極１１１Ｂ～１１１Ｄの選択順序を生成する。そして、生成された選択順序に基づいて第１および第２制御信号が生成される。

　第１制御信号は、アナログスイッチ１２１Ａ，１２１Ｂが短絡抵抗Ｒｊ１～Ｒｊ３およびジャンパ線１２１Ｄのうちのどの短絡抵抗をどのタイミングで選択するかについて制御する。第２制御信号は、アナログスイッチ１２１Ｃが生体電極１１１Ｂ～１１１Ｄのうちのどの生体電極をどのタイミングで選択するかについて制御する。

　同期パルス生成器は、所定時間間隔でハイレベル／ローレベルが切り替わるパルス信号を出力する。上記パルス信号に基づいて第３制御信号が生成される。第３制御信号は、生体電気信号抽出部１４０が生体電気信号を抽出するタイミングについて制御する。

　タイミング制御部１５０は、時定数τ_Ｇおよびτ_Ｆが算出されたのち、生体電気信号を抽出するように生体電気信号抽出部１４０を制御する。このとき、アナログスイッチ１２１Ａ，１２１Ｂはジャンパ線１２１Ｄを選択する。

　以下、図９を参照して、τ_２算出部１４２が時定数τ_Ｇおよびτ_Ｆを算出する方法について説明する。図９（Ａ）は時定数τ_Ｇを算出する方法を説明するための図であり、図９（Ｂ）は、時定数τ_Ｆを算出する方法を説明するための図である。図９（Ａ）において、縦軸は時定数τ_Ｇ［ｍｓ］であり、横軸は生体電極間距離ｄ［ｃｍ］である。また、図９（Ｂ）において、縦軸は時定数τ_Ｆ［ｍｓ］であり、横軸は短絡抵抗［Ω］である。

　図８において、生体抵抗Ｒｂ、短絡抵抗Ｒｊ、および電極抵抗Ｒｅを通り一巡する閉回路全体の時定数をτ’とする。また、生体抵抗Ｒｂによる時定数をτ_Ｂ、短絡抵抗Ｒｊによる時定数をτ_Ｊ、分極作用による電流と入力バイアス電流の和による時定数をτ_Ｆとする。以上のように定義すると、時定数τ’は下記の数式（３）で表すことができる。

　上記数式（３）において、τ_Ｂ＝τ_Ｊ＝０とすれば、τ_Ｆを求めることができる。以下、τ_Ｂ＝０としたときの時定数τ_Ｇを算出する手順について説明したのち、τ_Ｂ＝τ_Ｊ＝０のときの時定数τ_Ｆを求める手順について説明する。

　まず、アナログスイッチ２１Ａ，２１Ｂが短絡抵抗Ｒｊ１を選択し、かつ、アナログスイッチ２１Ｃが生体電極１１１Ｂを選択するようにタイミング制御部１５０がスイッチ部１２０を制御する。その結果、差動増幅部１３０からはパルス波形が出力される。生体電気信号抽出部１４０は、パルス波形から立ち下りの時定数ｇ（Ｒｂ１）を回帰分析して算出する。

　同様に、生体電極１１１Ｃを選択して立ち下りの時定数ｇ（Ｒｂ２）を回帰分析して算出し、生体電極１１１Ｄを選択して立ち下りの時定数ｇ（Ｒｂ３）を回帰分析して算出する。

　次に、下記の数式（４）および図９（Ａ）に示すとおり、算出された時定数ｇ（Ｒｂ１）～ｇ（Ｒｂ３）を外挿することにより、ｄ＝０（Ｒｂ＝０）、すなわちτ_Ｂ＝０のときの時定数τ_Ｇを算出する。

　同様に、短絡抵抗Ｒｊ２およびＲｊ３に変えたとき、Ｒｂ１～Ｒｂ３における立ち下りの時定数を回帰分析して算出し、各々のＲｊについてτ_Ｇを算出する。以下、短絡抵抗Ｒｊのときのτ_Ｇをｆ（Ｒｊ）と表記する。

　下記の数式（５）および図９（Ｂ）に示すとおり、算出された時定数ｆ（Ｒｊ１）～ｆ（Ｒｂ３）を外挿することにより、Ｒｂ＝０、Ｒｊ＝０のとき、すなわち、τ_Ｂ＝０、τ_Ｊ＝０のときの時定数τ_Ｆを算出する。

　なお、時定数ｇ（Ｒｂ）および時定数ｆ（Ｒｊ）の外挿は、直線または対数関数などの関数を使用することができる。

　時定数τ_Ｇおよびτ_Ｆを算出する手順をまとめると、以下のとおりである。

　まず、特定の短絡抵抗について一対の生体電極間の生体抵抗Ｒｂを変化させて差動増幅部１３０から出力されるパルス波形の時定数を外挿することにより、生体抵抗Ｒｂがゼロのときの時定数τ_Ｇを算出する。次に、短絡抵抗Ｒｊを変化させて上記処理を実行し、各々の時定数τ_Ｇを外挿することにより、短絡抵抗Ｒｊがゼロのときの時定数τ_Ｆを算出する。

　また、時定数τ_Ｆは、分極作用による電流と入力バイアス電流との和により決定される時定数である。これらの２つ時定数を分離するには、上述した時定数τ_Ｇおよびτ_Ｆを算出する方法と同様にして、異なったバイアス電流を有する差動増幅部を使用して時定数を算出し、その結果を外挿して入力バイアス電流＝０のときにおける、生体電極に固有の時定数τ_２を算出する。なお、バイアス電流が微小である場合は、入力バイアス電流による時定数を無視することも可能である。

　以上のとおり、時定数τ_２の近似値として時定数τ_Ｇおよびτ_Ｆの値を算出する方法を説明した。本実施の形態では、算出された時定数τ_Ｇまたはτ_Ｆを重指数関数によるパルス波形の回帰分析においてτ_２に適用する。したがって、回帰分析する前に数式（２）のτ_２が決定されているため、時定数τ_１および生体電位ｂ_２の回帰分析の精度を向上することができる。

　なお、生体電位ｂ_２は、時定数τ_２の値に影響を与える。したがって、算出された時定数τ_２の近似値は、真値から僅かにずれる可能性がある。しかしながら、総合電位における分極電位の大きさは、生体電位ｂ_２の大きさよりも遥かに大きい（５００倍以上と推定される）ため、生体電位ｂ_２が時定数τ_２の値に与える影響は誤差の範囲内にあると考えられる。

　また、上述のとおり、本実施形態では、（ｉ）生体表面に装着された４つの生体電極１１１Ａ～１１１Ｄと、（ｉｉ）３つの短絡抵抗Ｒｊ１～Ｒｊ３とを用いて、上記生体電極および短絡抵抗の各組合せにおける時定数を算出する。そして、算出された時定数を外挿することにより、時定数τ_２の近似値としての時定数τ_Ｇおよびτ_Ｆを算出し、測定系を校正する。算出された時定数τ_Ｇまたはτ_Ｆは、重指数関数によるパルス波形の回帰分析においてτ_２に適用され、目的の生体電位が算出される。

　しかし、「生体内部のインピーダンス」などの電気生理学的諸値の個人差が、誤差の範囲内である場合には、上記（ｉ）の４つの生体電極のうちの２つの生体電極１１１Ｃ，１１１Ｄを省き、２つ（一対）の生体電極１１１Ａ，１１１Ｂのみで計測することが可能である。その結果、生体電位計測が飛躍的に容易となる。

　一方、上記（ｉｉ）の３つの短絡抵抗については、「皮膚表面の接触インピーダンス」などの電気生理学的諸値に、個人差がある場合は、計測精度の低下につながるため、短絡抵抗の数を削減するのは好ましくないが、個人差がない電極等を使用する場合は、短絡抵抗の数を削減できる。

　２つ（一対）の生体電極１１１Ａ，１１１Ｂを用いて時定数τ_Ｇまたはτ_Ｆを算出することができるのは、たとえば以下の２つの場合である。

　第１に、単位距離あたりの生体抵抗Ｒｂが既知である場合、図９（Ａ）に示すそれぞれの短絡抵抗Ｒｊｉにおける傾きも既知である。したがって、既知の１つの生体電極間距離において時定数τ_Ｇを計測することにより、生体抵抗Ｒｂをゼロとしたときの短絡抵抗Ｒｊｉにおける時定数τ_Ｇを算出することができる。

　すなわち、単位距離あたりの生体抵抗が既知である場合、特定の短絡抵抗について一対の生体電極を所定距離だけ離隔して配置し、差動増幅部１３０から出力されるパルス波形の時定数を計測して上記生体抵抗がゼロのときの時定数τ_Ｇを算出する。この処理を、上記短絡抵抗を変化させて実行し、各々の上記時定数τ_Ｇを外挿することにより、上記短絡抵抗がゼロのときの時定数τ_Ｆを算出して当該τ_Ｆをτ_２に適用する。

　第２に、生体電極間距離が小さい場合には、Ｒｂを無視することができる。この場合、それぞれの短絡抵抗Ｒｊｉにおいて計測した時定数τ_Ｇを生体抵抗Ｒｂがゼロのときの時定数τ_Ｇとすることができ、生体電極間距離の情報は不要となる。

　すなわち、特定の短絡抵抗について一対の生体電極を接触させずに互いに近接して配置したとき、差動増幅部１３０から出力されるパルス波形の時定数を計測して上記生体抵抗がゼロのときの時定数をτ_Ｇとする。この処理を、上記短絡抵抗を変化させて実行し、各々の上記時定数τ_Ｇを外挿することにより、上記短絡抵抗がゼロのときの時定数τ_Ｆを算出して当該τ_Ｆをτ_２に適用する。

　なお、より正確な計測のために、生体電気信号計測装置１００による生体電位の計測を開始する前に検査して得られた血液化学成分情報などから、個人の生体抵抗Ｒｂの値を推定することも可能である。

　（実施例）
　生体電極として日本光電工業社製の心電用電極Ｖｉｔｒｏｄｅ－Ｌを使用し、差動増幅部として日本光電工業社製の生体アンプＭＥＧ６１１６を使用してτ_Ｆを算出した。その結果、τ_Ｆは約２［ｍｓ］であった。

　以上のとおり、説明した本実施の形態は第１および第２の実施の形態の効果に加えて以下の効果を奏する。

　（ｄ）本実施の形態の生体電気信号計測装置では、時定数τ_２の値を決定してから重指数関数によるパルス波形の回帰分析を実行する。その結果、時定数τ_１および生体電位ｂ_２の回帰分析の精度を向上することができる。

　（第４の実施の形態）
　第１～第３の実施の形態では、パルス波形を指数関数で回帰分析することにより、分極電圧の変動の影響を抑制した。第４の実施の形態では、分極電位が平衡状態に到達するまでの時定数τ_２よりも十分短い時間でパルス波形の振幅値を保持することにより、分極電圧の変動の影響を抑制する。

　図１０は、第４の実施の形態の生体電気信号計測装置の構成を説明するための概略ブロック図である。図１０に示すとおり、本実施の形態の生体電気信号計測装置３００は、生体電極部２１０、スイッチ部２２０（短絡手段）、差動増幅部２３０（差動増幅手段）、サンプルホールド部２４０（生体電気信号抽出手段）、タイミング制御部２５０（タイミング制御部手段）、およびフィルタ部２６０を有する。本実施の形態では、サンプルホールド部２４０以外の構成については、第１の実施の形態と同様なので説明を省略する。

　＜サンプルホールド部＞
　サンプルホールド部２４０は、差動増幅部２３０の出力信号から生体電気信号を抽出する。サンプルホールド部２４０の入力端子は差動増幅部２３０の出力端子に接続され、サンプルホールド部２４０出力端子はフィルタ部２６０の入力端子に接続される。また、サンプルホールド部２４０の制御端子には、タイミング制御部２５０から第２制御信号が入力される。

　サンプルホールド部２４０は、第２制御信号に応じて、一対の生体電極２１１Ａ，２１１Ｂ間の短絡が解除されてから次に短絡されるまでの間に、分極電位が平衡状態に到達するまでの時定数τ_２よりも十分短い時間でパルス波形の振幅値を保持する。

　図７に示すとおり、分極電位が平衡状態になるまでの時定数τ_２は、生体電位が生体と生体電極間の電気容量を充電する時定数τ_１よりも著しく大きい。したがって、パルス波形を保持するタイミングをτ_２に対して十分に短い時間に設定することにより、分極電圧の変動の影響を抑制することができる。

　以上のとおり、説明した本実施の形態は、第１～第３の実施の形態の効果に加えて以下の効果を奏する。

　（ｅ）サンプルホールド部は、分極電位が平衡状態になるまでの時定数τ_２よりも十分短い時間でパルス波形の振幅値を保持する。したがって、分極電圧の変動の影響を抑制しつつ、生体電気信号を簡易な構成で抽出することができる。

　（第５の実施の形態）
　第１の実施の形態では、生体表面に一対の生体電極が装着された。第５の実施の形態では、生体表面に二対の生体電極が装着され、二対の生体電極を使用して生体電気信号を抽出する。以下、図１１を参照して、本実施の形態の生体電気信号計測装置について説明する。図１１は、本発明の第５の実施の形態の生体電気信号計測装置の構成を説明するための概略ブロック図である。

　図１１に示すとおり、本実施の形態の生体電気信号計測装置４００は、第１および第２生体電極部３１０，３１０’と、第１および第２スイッチ部３２０，３２０’（短絡手段）と、差動増幅部３３０（差動増幅手段）、生体電気信号抽出部３４０（生体電気信号抽出手段）、タイミング制御部３５０（タイミング制御部手段）、およびフィルタ部３６０を有する。

　本実施の形態は、第１および第２生体電極部３１０，３１０’およびスイッチ部３２０，３２０’の構成を除いて第１の実施の形態と同じ構成を有する。したがって、第１および第２生体電極部３１０，３１０’および第１および第２スイッチ部３２０，３２０’の構成を除く他の構成についての説明を省略する。

　＜第１および第２生体電極部＞
　第１生体電極部３１０は生体電極３１１Ａ，３１１Ｂを有し、第２生体電極部３１０’は生体電極３１１Ａ’，３１１Ｂ’を有する。本実施の形態では、第１生体電極部３１０と第２生体電極部３１０’とは、生体電極３１１Ａ，３１１Ｂ間および生体電極３１１Ａ’，３１１Ｂ’間の距離よりも遠く離れて配置されている。生体電極３１１Ａ，３１１Ｂ，３１１Ａ’，３１１Ｂ’の構造については、第１の実施の形態の生体電極１１Ａ，１１Ｂと同じなので詳しい説明を省略する。

　＜第１および第２スイッチ部＞
　第１および第２スイッチ部３２０，３２０’は、生体電極３１１Ａ，３１１Ｂ，３１１Ａ’，３１１Ｂ’間を短絡する。第１スイッチ部３２０はアナログスイッチ３２１Ａ，３２１Ｂを有し、第２スイッチ部３２０’はアナログスイッチ３２１Ａ’，３２１Ｂ’を有する。

　生体電極３１１Ａはアナログスイッチ３２１Ａの一端と差動増幅部３３０の一方の入力端子（－極）とに接続され、生体電極３１１Ｂはアナログスイッチ３２１Ｂの一端に接続される。また、生体電極３１１Ａ’はアナログスイッチ３２１Ａ’の一端に接続され、生体電極３１１Ｂ’はアナログスイッチ３２１Ｂ’の一端と差動増幅部３３０の他方の入力端子（＋極）とに接続される。アナログスイッチ３２１Ａ，３２１Ｂ，３２１Ａ’，３２１Ｂ’の他端は、短絡抵抗としてのジャンパ線３２１Ｃに接続される。ジャンパ線３２１Ｃは、グランドに接続してもよい。なお、ジャンパ線３２１Ｃの抵抗はごく小さい。

　本実施の形態では、アナログスイッチ３２１Ａ，３２１Ｂ，３２１Ａ’，３２１Ｂ’は、タイミング制御部３５０からの第１制御信号に応じてオンまたはオフされる。アナログスイッチ３２１Ａ，３２１Ｂ，３２１Ａ’，３２１Ｂ’がオンされると、生体電極３１１Ａ，３１１Ｂ，３１１Ａ’，３１１Ｂ’間がジャンパ線３２１Ｃを通じて短絡される。その後、アナログスイッチ３２１Ａ，３２１Ｂ，３２１Ａ’，３２１Ｂ’がオフされると、生体電極３１１Ａ，３１１Ｂ，３１１Ａ’，３１１Ｂ’間の短絡が解除される。

　以上のとおり構成される本実施の形態の生体電気信号計測装置３００は、以下の作用を有する。

　本実施の形態では、生体表面に装着された二対の生体電極３１１Ａ，３１１Ｂ，３１１Ａ’，３１１Ｂ’間で分極電位の差を相殺し、当該二対の生体電極のうち生体電極３１１Ａおよび３１１Ｂ’を使用して生体電気信号を抽出する。

　以上のとおり、説明した本実施の形態は、第１～第４の実施の形態の効果に加えて以下の効果を奏する。

　（ｆ）本実施の形態の生体電気信号計測装置は、生体表面に装着された二対の生体電極を使用して分極電位を相殺する。したがって、生体電気信号に雑音が混入することを抑制しつつ、各生体電極間の分極電位の差を効果的に相殺することができる。その結果、生体電気信号のＳＮ比特性が向上する。

　（第６の実施の形態）
　第５の実施の形態では、一対の生体電極につき一方の生体電極を差動増幅部に接続して生体電気信号を抽出した。第６の実施の形態では、二対の生体電極のすべての生体電極を差動増幅部に接続して生体電気信号を抽出する。以下、図１２を参照して、本実施の形態の生体電気信号計測装置について説明する。図１２は、本発明の第６の実施の形態の生体電気信号計測装置の構成を説明するための概略ブロック図である。

　図１２に示すとおり、本実施の形態の生体電気信号計測装置５００は、第１および第２生体電極部４１０，４１０’と、第１および第２スイッチ部４２０，４２０’（短絡手段）と、差動増幅部４３０（差動増幅手段）、生体電気信号抽出部４４０（生体電気信号抽出手段）、タイミング制御部４５０（タイミング制御部手段）、およびフィルタ部４６０を有する。

　本実施の形態は、第１および第２生体電極部４１０，４１０’と第１および第２スイッチ部４２０，４２０’との接続関係と、差動増幅部４３０の構成を除いて第５の実施の形態と同じ構成を有する。したがって、第１および第２生体電極部４１０，４１０’と第１および第２スイッチ部４２０，４２０’との接続関係と差動増幅部４３０の構成とを除く他の構成についての説明を省略する。

　第１生体電極部４１０は生体電極４１１Ａ，４１１Ｂを有し、第２生体電極部４１０’は生体電極４１１Ａ’，４１１Ｂ’を有する。本実施の形態では、第１生体電極部４１０と第２生体電極部４１０’とは、生体電極４１１Ａ，４１１Ｂ間および生体電極４１１Ａ’，４１１Ｂ’間の距離よりも遠く離れて配置されている。生体電極４１１Ａ，４１１Ｂ，４１１Ａ’，４１１Ｂ’の構造については、第１の実施の形態の生体電極１１Ａ，１１Ｂと同じなので詳しい説明を省略する。

　第１および第２スイッチ部４２０，４２０’は、生体電極４１１Ａ，４１１Ｂ，４１１Ａ’，４１１Ｂ’間を短絡する。第１スイッチ部４２０はアナログスイッチ４２１Ａ，４２１Ｂを有し、第２スイッチ部４２０’はアナログスイッチ４２１Ａ’，４２１Ｂ’を有する。

　＜差動増幅部＞
　差動増幅部４３０は、第１差動増幅器４３０Ａ、第２差動増幅器４３０Ｂ、および第３差動増幅器４３０Ｃを有する。第１動増幅器４３０Ａの出力端子は第３差動増幅器４３０Ｃの一方の入力端子（－極）に接続され、第２動増幅器４３０Ｂの出力端子は第３差動増幅器４３０Ｃの他方の入力端子（＋極）に接続される。

　生体電極４１１Ａはアナログスイッチ４２１Ａの一端と第１差動増幅部４３０Ａの一方の入力端子（－極）とに接続され、生体電極４１１Ｂはアナログスイッチ４２１Ｂの一端と第２差動増幅部４３０Ｂの一方の入力端子（＋極）とに接続される。また、生体電極４１１Ａ’はアナログスイッチ４２１Ａ’の一端と第１差動増幅部４３０Ａの他方の端子（＋極）とに接続され、生体電極４１１Ｂ’はアナログスイッチ４２１Ｂ’の一端と第２差動増幅部４３０Ｂの入力端子の他方（－極）とに接続される。アナログスイッチ４２１Ａ，４２１Ｂ，４２１Ａ’，４２１Ｂ’の他端は、短絡抵抗としてのジャンパ線４２１Ｃに接続される。ジャンパ線４２１Ｃは、グランドに接続してもよい。なお、ジャンパ線４２１Ｃの抵抗はごく小さい。

　本実施の形態では、アナログスイッチ４２１Ａ，４２１Ｂ，４２１Ａ’，４２１Ｂ’は、タイミング制御部４５０からの第１制御信号に応じてオンまたはオフされる。アナログスイッチ４２１Ａ，４２１Ｂ，４２１Ａ’，４２１Ｂ’がオンされると、生体電極４１１Ａ，４１１Ｂ，４１１Ａ’，４１１Ｂ’間がジャンパ線４２１Ｃを通じて短絡される。その後、アナログスイッチ４２１Ａ，４２１Ｂ，４２１Ａ’，４２１Ｂ’がオフされると、生体電極４１１Ａ，４１１Ｂ，４１１Ａ’，４１１Ｂ’間の短絡が解除される。

　以上のとおり構成される本実施の形態の生体電気信号計測装置５００は、以下の作用を有する。

　本実施の形態では、生体表面に装着された二対の生体電極４１１Ａ，４１１Ｂ，４１１Ａ’，４１１Ｂ’間で分極電位の差を相殺し、当該二対の生体電極をすべて使用して生体電気信号を抽出する。

　以上のとおり、説明した本実施の形態は、第１～第５の実施の形態の効果に加えて以下の効果を奏する。

　（ｇ）本実施の形態の生体電気信号計測装置は、生体表面に装着された二対の生体電極のすべてを使用して分極電位を相殺し、生体電気信号を抽出する。したがって、生体電気信号に雑音が混入することを抑制しつつ、各生体電極間の分極電位の差を効果的に相殺することができる。その結果、生体電気信号のＳＮ比特性が向上する。

　以上のとおり、実施の形態において、本発明の生体電気信号計測装置を説明した。しかしながら、本発明は、その技術思想の範囲内において当業者が適宜に追加、変形、および省略することができることはいうまでもない。

　たとえば、第１～第６の実施の形態では、一対または二対の生体電極を使用した。しかしながら、本発明の生体電気信号計測装置は、三対以上の生体電極を使用することもできる。

　また、第１～第６の実施の形態では、生体表面に装着された生体電極を使用して生体電気信号を計測した。しかしながら、本発明は生体電極を生体表面に装着して生体電気信号を計測する場合に限定されない。たとえば、本発明は、脳神経、筋、分泌腺などに埋め込まれた生体電極を使用して生体電気信号を計測する場合にも適用することができる。

　また、第１～第６の実施の形態では、生体電気信号計測装置は、計測開始から連続的に生体電気信号を計測した。しかしながら、本発明の生体電気信号計測装置は、断続的に生体電気信号を計測することもできる。たとえば、心筋虚血などにおいて発生することのある異常な活動電位を計測するには、本発明の生体電気信号計測装置を用いて連続的に心電図を測定するほかに、正常時に電位を有しないＴ－Ｐ　Ｉｎｔｅｒｖａｌ（心電図上のＴ波とＰ波との時間間隔）での電位を計測することができる。

　また、第３の実施の形態では、時定数τ_Ｇおよびτ_Ｆを生体電気信号計測装置の内部で算出した。しかしながら、時定数τ_Ｇおよびτ_Ｆを生体電気信号計測装置の外部で算出し、算出結果を生体電気信号計測装置に取り込んでもよい。

　また、第３の実施の形態では、４つの生体電極を使用した。しかしながら、生体電極の数は４つに限定されず、５つ以上の生体電極を使用することもできる。

　なお、第１および第２の実施の形態において、生体電極１１Ａ，１１Ｂのそれぞれのインピーダンスは同一であるものとして説明した。このように、生体電極１１Ａ，１１Ｂののそれぞれの充放電特性が同等で電気化学的特性の揃った生体電極を使用することにより、生体電気信号の交流成分および直流成分を精度良く得ることができる。

　さらに、本出願は、２０１１年２月２８日に出願された日本特許出願番号２０１１－０４２９３５号に基づいており、それらの開示内容は、参照され、全体として、組み入れられている。

１０　生体電極部、
１１Ａ，１１Ｂ　生体電極、
２０　スイッチ部（短絡手段）、
２１Ａ，２１Ｂ　アナログスイッチ、
２１Ｃ　ジャンパ線、
３０　差動増幅部（差動増幅手段）、
４０　生体電気信号抽出部（生体電気信号抽出手段）、
５０　タイミング制御部（タイミング制御部手段）、
６０　フィルタ部、
１００　生体電気信号計測装置。

Claims (11)

1. 　生体表面と接し、互いに離隔して配置された複数の生体電極と、
   　前記生体電極間を所定の短絡抵抗を介して短絡する短絡手段と、
   　前記生体電極に接続されて前記生体電極からの電気信号を差動増幅する差動増幅手段と、
   　前記生体電極間の短絡が解除されてから次に短絡されるまでの間に前記差動増幅手段の出力信号から生体電気信号を抽出する生体電気信号抽出手段と、
   　前記生体電極間の短絡と当該短絡の解除とを繰り返すタイミングを制御するタイミング制御手段と、
   　を有する、生体電気信号計測装置。
2. 　前記生体電気信号抽出手段は、前記差動増幅手段の出力信号のパルス波形に基づいて前記生体電気信号を抽出することを特徴とする請求項１に記載の生体電気信号計測装置。
3. 　前記生体電気信号抽出手段は、前記パルス波形を下記に示す単指数関数の回帰式で近似して、前記差動増幅手段の出力信号から前記生体電気信号を抽出することを特徴とする請求項２に記載の生体電気信号計測装置。
   

   

   　上式において、
   　ｙは、パルス波形の振幅値、
   　ａ_１は、計算上の補正値、
   　ｂ_１は、生体電位と電極電位との和、
   　τは、生体電位が電気二重層などの生体と生体電極間の電気容量を充電する時定数と分極電位が平衡状態になるまでの時定数を総合した見かけ上の時定数。
4. 　前記生体電気信号抽出手段は、前記パルス波形を下記に示す重指数関数の回帰式で近似して、前記差動増幅手段の出力信号から前記生体電気信号を抽出することを特徴とする請求項２に記載の生体電気信号計測装置。
   

   

   　上式において、
   　ｙは、パルス波形の振幅値、
   　ａ_２は、計算上の補正値、
   　ｂ_２は、生体電位、
   　τ_１は、生体電位が電気二重層などの生体と生体電極間の電気容量を充電する時定数、
   　ｃは、電極電位、
   　τ_２は、分極電位が平衡状態になるまでの時定数。
5. 　特定の前記短絡抵抗について前記生体電極間の生体抵抗を変化させて前記差動増幅手段から出力されるパルス波形の時定数を外挿することにより前記生体抵抗がゼロのときの時定数τ_Ｇを算出する処理を、前記短絡抵抗を変化させて実行し、各々の前記時定数τ_Ｇを外挿することにより、前記短絡抵抗がゼロのときの時定数τ_Ｆを算出して当該τ_Ｆを前記τ_２に適用することを特徴とする請求項４に記載の生体電気信号計測装置。
6. 　異なるバイアス電流を有する差動増幅手段について当該差動増幅手段から出力されるパルス波形の時定数を外挿することにより、前記バイアス電流がゼロのときの時定数を算出して当該時定数を前記τ_２に適用することを特徴とする請求項５に記載の生体電気信号計測装置。
7. 　前記生体電極間の短絡が解除されてから所定時間経過したのちに前記差動増幅手段の出力信号のパルス波形の振幅値を保持して前記生体電気信号を抽出することを特徴とする請求項２に記載の生体電気信号計測装置。
8. 　前記複数の生体電極は、ハウジング内に並置されていることを特徴とする請求項１～７のいずれか１項に記載の生体電気信号計測装置。
9. 　前記複数の生体電極は、ハウジング内の同心円上に配置されていることを特徴とする請求項１～７のいずれか１項に記載の生体電気信号計測装置。
10. 　単位距離あたりの前記生体抵抗が既知である場合、特定の前記短絡抵抗について一対の前記生体電極を所定距離だけ離隔して配置し、前記差動増幅手段から出力されるパルス波形の時定数を計測して前記生体抵抗がゼロのときの時定数τ_Ｇを算出する処理を、前記短絡抵抗を変化させて実行し、各々の前記時定数τ_Ｇを外挿することにより、前記短絡抵抗がゼロのときの時定数τ_Ｆを算出して当該τ_Ｆを前記τ_２に適用することを特徴とする請求項４に記載の生体電気信号計測装置。
11. 　特定の前記短絡抵抗について一対の前記生体電極を接触させずに互いに近接して配置したとき、前記差動増幅手段から出力されるパルス波形の時定数を計測して前記生体抵抗がゼロのときの時定数をτ_Ｇとする処理を、前記短絡抵抗を変化させて実行し、各々の前記時定数τ_Ｇを外挿することにより、前記短絡抵抗がゼロのときの時定数τ_Ｆを算出して当該τ_Ｆを前記τ_２に適用することを特徴とする請求項４に記載の生体電気信号計測装置。

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