動きアーチファクトが低減される電気生理学的測定
本発明は、フィードバック機構を与えることにより動きアーチファクトが抑制又は低減される電気生理学的信号１の容量測定のための装置２、４、５、６、７、及び方法に関連している。容量センサ電極１と体３との間の平均電圧が、動きによって生じる信号を低減する又はできる限り小さくするように制御される。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、広義には、電気生理学的測定のためのデバイス、方法及びプログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
ＥＥＧ、ＥＭＧ及びＥＣＧのような電気生理学的信号を測定する従来の電極は、接着剤を用いて患者の皮膚に取り付けられる。一般に、電極と体との良好なガルバニック接触を確実にするためにゲルが用いられる。接着剤及びゲルは、皮膚の炎症を引き起こし、連続的なモニタリングのためには不快である。
【０００３】
そのような電極に対する代替物は、皮膚と電極との容量性カップリングが表面電位を測定するために用いられる容量センサである。そのような容量センサは、生物起源である電磁信号の容量測定のためのセンサシステム及び方法が説明されている国際特許出願公開ＷＯ２００６／０６６５６６Ａ２公報に開示されている。電気生理学的測定用の容量センサは、容量電極（capacitive electrode）と体又は皮膚との間の時間的に変化する距離のために動きアーチファクトに悩まされている。多くのアプリケーションでは、そのような動きアーチファクトが問題になる。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
本発明の目的は、動きアーチファクトが低減される容量センサを有する装置及び対応する方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
本発明の一観点によれば、体の少なくとも１つの電気生理学的信号を測定する装置であって、少なくとも１つの容量センサ電極と、動きによって生じる信号を低減する又はできる限り小さくするために上記少なくとも１つの容量センサ電極と上記体との間の平均電圧を制御する機構とを有する当該装置が与えられる。従って、測定される体の動きが生じた場合においても正確な信号の測定が実現される。
【０００６】
上記体の近くに又は上記体とガルバニック接触して配された少なくとも１つの参照電極が設けられ得る。この参照電極は、測定の精度を高めるために参照電位の設定又は検出を可能にする。
【０００７】
上記少なくとも１つの参照電極は、該参照電極の電位又は電気的状態を規定することを可能にする電圧源、電流源又は参照電位部に接続され得る。
【０００８】
上記形態の１つ又はそれ以上によれば、電圧又は電流源は、センサ電極の測定条件の規定された設定を可能にするバッファ増幅器の入力部及びセンサ電極の少なくとも１つに結合され得る。
【０００９】
上記形態の１つ又はそれ以上によれば、少なくとも２つのセンサ電極が、少なくとも１つの参照電極への差動増幅器の入力部に結合されていてもよい。従って、正確な差の測定が可能である。
【００１０】
上記装置は、本質的に同じ電気生理学的信号を測定し、上記体に対して互いに異なる距離に配された及び／又は異なる平均電圧を供給される少なくとも２つ又は３つのセンサ電極を有していてもよい。この機構のために、上記平均電圧を規定された値に導くために信頼性の高いフィードバック信号が上記センサ電極の出力信号に基づいて生成される。上記規定された値は、或る規定値を有するか、又はオプションでゼロである。従って、動きによって生じる信号が低減される又はできる限り小さくなる。
【００１１】
上記形態の１つ又はそれ以上によれば、バッファ増幅器の入力部に与えられる上記センサ電極の出力信号をバッファ増幅器の出力信号に変換し、上記バッファ増幅器の更なる入力部に与えられる信号により規定されるレベルに上記センサ電極の平均電圧を保持する少なくとも１つの当該バッファ増幅器が設けられている。この概念は、動きによって生じる信号の最小化を可能にする。
【００１２】
動きによって生じる信号での信頼性の高い情報の獲得及びコロケーションを確実にするために、少なくとも３つのセンサ電極が三角形状又は同心円状に配されていてもよい。
【００１３】
上記形態の１つ又はそれ以上によれば、少なくとも３つのセンサ電極が設けられていてもよく、上記センサ電極の１つはセンサ電極機構の中心に配され、他のセンサ電極は、環状又はマトリクス状の形式で配されたセグメントの形で中心の電極を取り囲んでいてもよい。この配置は、動きによって生じる信号の検出及び／又は排除を可能にする。
【００１４】
他の形態では、上記装置は、全ての電極の上記セグメントが散在した形で分布している小さいセグメントの形式で配された少なくとも３つのセンサ電極を有している。そのような配置は、動きによって生じる信号の検出及び／又は排除を可能にする。
【００１５】
本発明の他の観点によれば又は上記形態の１つ又はそれ以上によれば、装置は、上記センサ電極、上記参照電極又は上記センサ電極若しくは参照電極を支持する若しくは収容する支持体若しくはケースの少なくとも１つを振動させるオシレータ又はバイブレータを有していてもよい。生じる電極の動きは、動きによって生じる信号の検出及び補償を可能にし、従って、測定される電気生理学的信号に関する測定精度を高める。上記形態の１つ又はそれ以上によれば、この装置は、上記平均電圧を低減する又はできる限り小さくするためにフィードバック信号を生成する上記オシレータ又はバイブレータに結合されたフィードバックループ部を有していてもよい。
【００１６】
これらの信号間の明らかな区別を可能にするために、上記オシレータ又はバイブレータの周波数が、測定される上記電気生理学的信号の生体電気周波数帯域外にあってもよい。
【００１７】
上記機構に検出信号を発し、従って信号の測定精度に寄与する同期検出器が設けられていてもよい。
【００１８】
上記形態の１つ又はそれ以上によれば、上記少なくとも１つのセンサ電極と上記体との間の平均電圧の指標を上記センサ電極の信号から抽出する抽出器が構成されていてもよく、当該装置は、補償信号を制御するために上記指標を用いる。この構造は、動きアーチファクトの効率的な補償及び従って最小化を可能にする。
【００１９】
本発明の他の観点によれば又は上記形態の１つ又はそれ以上によれば、装置は、上記少なくとも１つのセンサ電極の少なくとも１つの出力信号のセンサ信号電力の推定値又はセンサ信号エントロピの推定値を決定し、上記平均電圧を規定された値にするために上記少なくとも１つのセンサ電極の上記少なくとも１つの出力信号に基づいてフィードバック信号を生成する推定器を有していてもよい。
【００２０】
上記形態の任意の１つにおいて又は他の形態によれば、上記装置は、適応電力の最小化を与えるように構成されていてもよい。この電力の最小化は、動きによって生じる電力の指標となり、動きによって生じる電力を低減する。
【００２１】
１つ又はそれ以上の形態によれば、装置は以下の、すなわち、
センサ信号電力Ｐ（ｔ）の最小化を達成するために補償信号Ｖ∧ＡＶ（ｔ１）を適合させる反復最適化アルゴリズムを用いることと、
により与えられる補償信号Ｖ∧ＡＶ（ｔ１）を更新すること（ここで、収束速度及び定常状態におけるノイズを制御する適応定数αが与えられる。）と、
有限差分近似、すなわち、
によって勾配の推定値を得ることと、
局所勾配を決定する変調又はウォブリングを用いることと、
上記電力を決定するために、センサ信号をプレフィルタリングし、或る周波数帯域のみを用いることと、
適応シャノンエントロピの最小化を用いることと、
信号の確率質量関数ｐ（ｘ）により情報エントロピ、すなわち、
を決定することと、
確率質量関数の推定値ｐ∧（ｘ）から
を得ることと、
を得ることとの少なくとも１つ又はそれ以上のために任意の組み合わせで構成された手段を有していてもよい。
【００２２】
上記形態の任意の１つにおいて、本発明の他の観点によれば又は上記若しくは下記の形態から独立した他の形態において、伝達関数Ｖｏ／Ｖｂｉｏを等化する等化器が設けられていてもよく、Ｖｏは、関心のある電気生理学的信号Ｖｂｉｏを受信するバッファ増幅器の出力信号であり、上記装置は、等化が達成されるように上記伝達関数Ｖｏ／Ｖｂｉｏを適応制御する。この手法は、優れた信号の測定を与える。
【００２３】
上記形態の任意の１つにおいて、本発明の他の観点によれば又は上記若しくは下記の形態から独立した他の形態において、方法が、
容量性の生体信号の検知の上記バッファ入力容量を等化する目的のために少なくとも１つの参照電極を用いて参照信号Ｖｒｅｆを上記体に与えることと、
上記参照信号を上記関心のある信号において予想される最大周波数よりも大きい値に変調することと、
測定され、バッファリングされた上記参照信号から与えられた上記参照信号を差し引くことと、
結果として生じた上記信号を復調し、ローパスフィルタにかけ、増幅を制御するためにこの信号を用いることと
の少なくとも１つを有していてもよいし、上記装置がこれらのうちの少なくとも１つのために構成される手段を有していてもよい。従って、動きによって生じる信号の効果的な抑制が与えられる。
【００２４】
上記形態の任意の１つにおいて又は他の形態において、フィードバック機構は、上記バッファ増幅器の利得を１倍にするために、該フィードバック機構内に積分器を有していてもよい。
【００２５】
上記形態の任意の１つにおいて又は他の形態において、デジタル領域内に等化スキーム又は上記機能の他のものを実現するデジタル回路が設けられていてもよく、これは、高い効率及び良好なフレキシビリティを与える。
【００２６】
本発明の他の観点によれば、上記形態の任意の１つにおいて又は上記若しくは下記の形態から独立した他の形態において、方法が、上記動きによって生じる信号をできる限り小さくするために上記体と電極との間の上記平均電圧を制御することと、上記センサ電極の容量の測定された変化を用いて上記入力信号を再構成することと、再構成された上記入力信号を処理することにより補償信号を引き出すこととのうちの少なくとも１つを有していてもよく、上記装置が、上記動きによって生じる信号をできる限り小さくするために上記体と電極との間の上記平均電圧を制御し、上記センサ電極の容量の測定された変化を用いて上記入力信号を再構成し、再構成された上記入力信号を処理することにより補償信号を引き出す制御器を有していてもよい。
【００２７】
本発明の更なる観点によれば、体の少なくとも１つの電気生理学的信号を測定する方法であって、動きによって生じる信号を低減する又はできる限り小さくするために容量センサ電極と上記体との間の平均電圧を制御する機能を有する当該方法が与えられる。
【００２８】
本発明の他の観点によれば、コンピュータプログラムが、動きによって生じる信号を低減する又はできる限り小さくするために容量センサ電極と体との間の平均電圧を制御するステップをコンピュータに実行させるプログラムコード手段を有していてもよい。
【００２９】
本発明の１つ又はそれ以上の実施の形態は、上記特徴の任意の１つ若しくはそれ以上又は従属請求項の任意の１つ若しくはそれ以上とそれぞれの独立請求項との任意の組み合わせでもあり得ることを理解されたい。
【００３０】
本発明の実施の形態の１つ又はそれ以上は、動きによって生じる信号が、皮膚と電極との間の電場及びその電場に沿った動き成分に比例するという見識に基づいている。
【００３１】
１つ又はそれ以上の実施の形態は、動きによって生じる信号が低減される又はできる限り小さくされるように容量電極と体との間の平均電圧を制御するフィードバック機構を提案する。
【００３２】
本発明のこれらの観点及び他の観点は、以下に説明する実施の形態から明らかであり、以下に説明する実施の形態を参照して明らかにされる。
【図面の簡単な説明】
【００３３】
【図１】測定機構を説明する基本図を示している。
【図２】本発明に係る一実施の形態の図を模式的及び例示的に示している。
【図３】本発明に係る更なる実施の形態の図を模式的及び例示的に示している。
【図４】本発明に係る更なる実施の形態を示している。
【図５】本発明に係る更なる実施の形態を示している。
【図６】本発明に係る更なる実施の形態を示している。
【図７】本発明に係る更なる実施の形態を示している。
【図８】本発明に係る更なる実施の形態を示している。
【図９】本発明に係る更なる実施の形態を示している。
【図１０】本発明に係る更なる実施の形態を示している。
【図１１】本発明に係る更なる実施の形態を示している。
【図１２】本発明に係る電極の配置の更なる実施の形態を説明している。
【図１３】本発明に係る電極の配置の更なる実施の形態を説明している。
【図１４】本発明に係る電極の配置の更なる実施の形態を説明している。
【図１５】本発明に係る電極の配置の更なる実施の形態を説明している。
【図１６】本発明に係る電極の配置の更なる実施の形態を説明している。
【図１７】本発明に係る電極の配置の更なる実施の形態を説明している。
【図１８】本発明に係る他の実施の形態を例示的に示している。
【図１９】図１８の実施の形態の観点を例示している。
【図２０】図１８の実施の形態の観点を例示している。
【図２１】本発明に係る他の実施の形態を例示的に示している。
【図２２】測定曲線を表している。
【図２３】本発明に係る実施の形態の変形例を説明している。
【図２４】本発明に係る実施の形態の変形例を説明している。
【図２５】本発明に係る他の実施の形態のブロック図を例示的に示している。
【図２６】電力曲線図を表している。
【図２７】本発明に係る更なる実施の形態を説明している。
【図２８】本発明に係る更なる実施の形態を説明している。
【図２９】本発明に係る更なる実施の形態を説明している。
【図３０】本発明に係る更なる実施の形態を説明している。
【図３１】電圧比−時間図を表している。
【図３２】電圧比−時間図を表している。
【図３３】本発明の実施の形態に係る回路構成を示している。
【図３４】本発明の実施の形態に係る回路構成を示している。
【図３５】本発明の１つ又はそれ以上の実施の形態に係るデジタル設計を説明している。
【図３６】本発明の一実施の形態に係るブロック図を示している。
【図３７】本発明の実施の形態に係る回路構成を示している。
【図３８】本発明の実施の形態に係る回路構成を示している。
【発明を実施するための形態】
【００３４】
一般に、電気生理学的信号の非接触（容量）測定は、長時間の使用の間の皮膚の炎症、自由な動きから患者を制限すること及び患者に対して低い快適さを与えること、すなわち、患者がモニタリングされていることを意識するという欠点を克服することができる。
【００３５】
以下に説明される１つ又はそれ以上の実施の形態による技術では、人間の組織がキャパシタプレートの１つの役割を果たし、センサのプレート電極が他のコンデンサプレートの役割を果たすキャパシタが効果的に形成される。容量の検出では、皮膚へのガルバニック接触は不要（すなわち、非接触検出）であり、それにより、良好な電気的接触を確立するために皮膚の準備及び導電性ゲルの付いた粘り気のあるパッチを必要としない。これは、明らかに有利であり、特に、長期にわたる測定が行われる必要がある場合に有利である。
【００３６】
図１は、バッファ増幅器２を伴う容量センサ電極１の回路図の基本的な図を示している。このセンサは、患者の体若しくは皮膚３の近く又は患者の体若しくは皮膚３に接して配され、高インピーダンスバッファ増幅器２に接続された平行板コンデンサを有している。測定電極に接続されたバッファ２は、インピーダンスレベルが干渉に影響を及ぼされることなくケーブルを通して測定系に運ばれるようにインピーダンスレベルを高抵抗から低抵抗に変えることができる。
【００３７】
図１では、式
Ｖａｃ／Ｖｄｃ＝ｄａｃ／ｄｄｃ （１）
が当てはまる。Ｖｄｃはキャパシタ電極１、３間の平均電位差であり、Ｖａｃはバッファ増幅器２により検出される動きによって生じた電圧変化であり、ｄｄｃはキャパシタ電極１，３間の平均距離であり、ｄａｃはキャパシタ電極１、３間の動きによって生じた時間距離である。
【００３８】
より複雑な構造の場合には、上記挙動はわずかに変化するが、本質的には同じである。
【００３９】
電極１で実際に測定されるａｃ信号Ｖｍｅａｓｕｒｅｄは、皮膚３における動きによって生じる信号Ｖａｃと所望の生体信号Ｖｂｉｏとを足したものである。所望の信号又は動きについての更なる情報が無い場合、これらの信号を分離することは容易ではない。
Ｖｍｅａｓｕｒｅｄ＝Ｖａｃ＋Ｖｂｉｏ （２）
【００４０】
基本的には、異なる電位の2つの平行なキャパシタプレート間の電場においては、プレート間の動きによって生じる距離の変化が、電場及び距離の変化に比例して望ましくない信号を引き起こす。
【００４１】
２つの平行なキャパシタプレートが等しい平均電位に保持されている場合、（外部ソースによる）電場は、この時プレートのほとんど外側にある。センス電極は、適切なシールド又はアクティブガードによりこれらの外的影響から遮蔽される。明らかに、例えば電源からの外的な電場は、アクティブガード及び接地遮蔽（grounded shielding）のようなよく知られている適切なシールド技術により遮蔽される。しかしながら、皮膚３と電極１との間の電場は、所望の信号結合に欠かせない部分であり、遮蔽されることができない。実施の形態の１つ又はそれ以上によれば、電場は、例えば電極と皮膚との間の平均電圧を制御することにより及び／又は動きが生じる空間において制御不可能な電荷を発生させる任意の絶縁材料若しくは電気的に浮いている導体を避けることにより制御される。
【００４２】
皮膚と電極との電位差は、２つの表面の材料の違いからも生じる。これらの電位差は、真空中での仕事関数の差、電解質環境中におけるガルバニ電池電位及び空気中でのラビングされた電極に関する帯電列に関係がある。上記電位差は、材料及び表面の状態に依存し、仕事関数及び電解質電位については典型的にはボルトのオーダーである。空気中の表面については、非常に似た電位差が存在し、それらは、温度、湿度、コンタミネーション、酸化によって１ボルトの十分の幾らか変化する。人間の皮膚の場合には、表面電位は、多くの生理学的観点にも依存する。例えば、皮膚のナトリウム及びカリウムイオン密度は、水分補給（hydratation）及び伸び（stretching）に依存する。従って、体とセンス電極とが同じガルバニ電位にあるときであっても、電極−体間の距離の変化と組み合わせられて動きによって生じる信号を引き起こす皮膚と電極との間の大きな電場が依然として存在し得る。
【００４３】
実施の形態の１つ又はそれ以上によれば、生じる動き信号をできる限り小さくするように体と電極との間の平均電圧を制御するメカニズム又は機能が与えられている。以下に説明される実施の形態に係る方法及びデバイスは、体と電極との間の電場を効果的に最小化し、従って、動きアーチファクトの根本的原因を取り除く。
【００４４】
体３と電極１との間の平均電圧を制御するために、体３とガルバニック接触する参照電極４が設けられる。上記制御は、種々のやり方で達成されることができ、例えば図２ないし図１１の回路図を参照されたい。
【００４５】
図２は、参照電極４の電圧が参照電極４に接続された電圧源５によって制御される実施の形態である。この実施の形態では、電圧源５は、参照電極４とグランド又は参照電位部６との間に接続されている。抵抗７は、参照電位部６とバッファ２との間に接続されている。
【００４６】
図３、図４は、センス電極１の電圧が電圧源又は電流源により制御される実施の形態を示している。図３では、電圧源８が抵抗７を介してセンス電極１に接続されている。この実施の形態では、参照電極４は、グランド又は参照電位部６に直接接続されている。電圧源８は、抵抗７の１つの端子とグランド又は参照電位部６との間に接続されている。抵抗７の他の端子は、バッファ２及びセンス電極１に接続されている。
【００４７】
図４では、電流源９が、センス電極１の出力部とグランド又は参照電位部６との間に接続されている。この実施の形態では、抵抗７は、電流源9に並列接続されている。参照電極４は、グランド又は参照電位部６に直接接続されている。この実施の形態では、センス電極１の出力部は、通常、抵抗７の１つの端子、バッファ増幅器２の入力部及び電流源９の端子に接続されている。抵抗７の他の端子は、グランド又は参照電位部６に接続されている。
【００４８】
バッファ増幅器２及び並列抵抗７の入力インピーダンスが極めて高いと、例えば、１０ギガオーム又は５０ギガオームよりも大きいと、例えば図４の電流源の解決策は、積分制御回路のように効果的に機能する。
【００４９】
他の実施の形態では、最小化フィードバック機構において体３とセンス電極１との間の電圧を制御するために生じた動き信号を測定することができる任意の技術が用いられる。幾つかの例は、以下の通りである。動きが分からないとき、（例えば、所望の信号の周波数帯域外にある）自然の動きによって生じる信号（の全部又は一部）がセンス電極信号から分離されるようにセンス電極信号に対して後処理フィルタリング技術が適用され、この分離された信号が最小化スキームにおけるフィードバックのために用いられる。これは、最小化に向かう適切な方向を見出すための幾つかの段階的な又は変調されたフィードバック信号を含んでいる。これは、以下に述べられる実施の形態において更に説明される。
【００５０】
動きが他の手段により、例えば、アクチュエータによって生じる既知のモーションシステムから又は加速度計若しくは光センサ等のような分離した動きセンサから分かっていると、この既知の動きが、適切なフィードバック信号を得るためにセンス電極１からの信号と関連付けられる／多重される。平均の関連付け／多重の結果が、知らされるので、追加の変調をする必要なくフィードバック信号として直接用いられ得る。以下に述べられる実施の形態において例が与えられる。
【００５１】
フィードバック回路自体は、測定電極１又は体の参照電極４に影響を与え、回路のグランド６は、体の参照電位部に選択されるか又は電極電位部若しくは他の電位部の近くに選択される。
【００５２】
これらの実施の形態又は他の実施の形態では、体３と電極１との間の平均電圧が制御される。
【００５３】
動きアーチファクトをできる限り小さくする体と電極との間の平均電圧が温度ドリフト及び電気化学的な表面変化に対しては専らゆっくりと変化するので、フィードバックループは相対的に遅い。体と電極との間の最適な平均電圧の場合、上記動きによって生じる信号は、広範囲の周波数に関して最小化される。フィードバックループは系の種々の他のゆっくりと変化するオフセットを自動的に補償することにも注意されたい。
【００５４】
体と電極との間の平均電圧を制御するために、フィードバックシステムと体及び電極の両方とのガルバニック接続が必要とされる。しかしながら、フィードバックは相対的に遅く、漏れ電流のみが克服されなければならないので、当該ガルバニック接触に関する要求は、非常に穏やかである。例えば、わずかに導電性の媒質を介して専ら間接的に体３に触れている参照電極４でも十分である。極端であるが実際のケースは、例えば、テキスタイルの層を介して体３と明らかな容量的なつながりがあり、非常に不十分な導電性の接触のみを持つ相対的に大きい電極４である。不十分な導電性の接触は、相対的に遅いフィードバックに対して及びクリッピングを避けるには十分である。参照電極４の容量部分は、ここでは上述した形態と同じように動きアーチファクトを引き起こす。しかしながら、複数の容量センサが同じ参照電極に接続され、それらの複数の容量センサ間の電圧の差を専ら測定する場合は、参照電極４の動きによって生じる信号は同相信号である。この同相信号は、容量センサ内の更なる寄生性の影響が適宜に避けられるとき、差動又は計装用増幅器により容易に除去される。
【００５５】
図５は、大きいコモン容量性参照電極１１からの動きアーチファクトが差動又は計装用増幅器１６により除去される実施の形態を示している。クリッピングを防止するために、参照電極１１と皮膚３との非常にわずかなガルバニック伝導のみが必要とされる。図５の実施の形態は、上述したように接続された図４の構成要素を有するとともに、更に、第２のセンス電極１２と、センス電極１２の出力部とグランド又は参照電位部６との間に接続された電流源１４を含んでいる。この実施の形態では、抵抗１３が電流源１４と並列に接続されている。参照電極１１は、グランド又は参照電位部６と、抵抗７，１３及び電流源９，１４の端子とに直接接続されている。この実施の形態では、センス電極１２の出力部は、通常、抵抗１３の１つの端子、バッファ増幅器１５の入力部及び電流源１４の端子に接続されている。抵抗１３の他の端子は、グランド又は参照電位部６に接続されている。バッファ２の出力部は差動増幅器１６の非反転入力部に接続されているのに対して、バッファ１５の出力部は差動増幅器１６の反転入力部に接続されている。バッファ２，１５の出力部と増幅器１６の入力部との接続は、相互接続素子によって反転されても又は与えられてもよい。
【００５６】
本発明の１つ又はそれ以上の実施の形態は、相対的に遅いフィードバックを用いるので、信号の品質を改善し、アーチファクトを除去しようとする多くの他の技術と組み合わせられ得る。例えば、標準的な動きアーチファクトフィルタリング技術は、種々の形で作用するので、本発明の実施の形態と組み合わせられ得る。
【００５７】
上記方法の実施の形態は、所望の電気生理学的信号の伝達関数における任意の動きによって生じる変化が補償される又はされないように実行される。例えば、中和が、これらのタイプの動きアーチファクトを低減するために用いられ、本発明の実施の形態と組み合わせて用いられる。
【００５８】
上述した若しくは以下に述べられる実施の形態又はより一般的にはＤＲＬ（ｄｒｉｖｅｎ−ｒｉｇｈｔ−ｌｅｇ）システムのような同相（common mode）干渉を低減する生体信号増幅器に加えられる電気回路の利点は、電極１、１２のような２つ又はそれ以上の測定電極間の望ましくない同相信号が低減されることである。実際の実現は、典型的には、体３と電極との間の平均電圧も設定する。本発明に係る１つ又はそれ以上の実施の形態のフィードバックは相対的に遅く、望ましくない同相信号は５０Ｈｚ又は６０Ｈｚの送電網の周波数のような非常に高周波であるので、そのようなＤＲＬシステム及び上記説明された実施の形態の利点は容易に組み合わせられる。
【００５９】
以下に、共通に設けられた複合電極を用いる動きアーチファクトが低減される容量センサの実施の形態が説明される。
【００６０】
上述したように、電気生理学的測定用の容量センサは、容量電極と体との間の変化する距離のために動きアーチファクトに悩まされる。これらのアートファクトは、大体の場合、皮膚と電極との間の平均電場の存在のためである。以下に述べられる又は上述した実施の形態の１つ又はそれ以上によれば、動きによって生じる信号が低減される又はできる限り小さくされるように容量電極と体との間の平均電圧を制御するために共通に設けられた複合電極からの測定信号を組み合わせることが提案される。
【００６１】
共通に設けられた複合電極からの信号を組み合わせることにより、動きによって生じた信号に関して情報が得られる。２、３又はそれ以上の電極が用いられる。３電極解決策の特定の選択が、以下により詳細に説明される。実施の形態は、関連する測定回路及び電極についての詳細を与える。
【００６２】
以下に説明される実施の形態では、極めて低い入力キャパシタンス、極めて高い入力キャパシタンス、低オフセットの要求に応じ、平均電極電圧を制御する回路素子が与えられる。更に、適切な信号の組み合わせのためのアナログ回路の一例が与えられる。
【００６３】
加えて、実施の形態の１つ又はそれ以上に従って対称性の要求を満たすことができる幾つかの電極形状が示される。
【００６４】
上述したように、図１に示されているバッファ増幅器２を伴う容量センサ電極１の基本的な回路図では、式
Ｖａｃ／Ｖｄｃ＝ｄａｃ／ｄｄｃ （３）
が当てはまる。
【００６５】
動きによって生じる信号Ｖａｃの基礎となる量Ｖｄｃ、ｄｄｃ及びｄａｃは、実際の状況では本質的に未知数である。
【００６６】
電極で実際に測定されるａｃ信号Ｖｍｅａｓｕｒｅｄは、皮膚における動きによって生じた信号Ｖａｃと所望の生体信号Ｖｂｉｏとを足したものであり、これは、所望の信号又は動きについての更なる情報が無い場合、容易に分離されない。
Ｖｍｅａｓｕｒｅｄ＝Ｖａｃ＋Ｖｂｉｏ （４）
【００６７】
実施の形態の１つ又はそれ以上によれば、本質的に同じ場所で皮膚の電位を測定する複数の電極を組み合わせる場合、それらの電極は本質的に同じＶｂｉｏを共有するが、異なる平均電圧及び／又は異なる平均距離において、動きについての情報が得られ、動きアーチファクトが低減された信号を得るために適切なフィードバック信号が与えられる。
【００６８】
実施の形態の１つ又はそれ以上によれば、３電極解決策が与えられる。この上記概念の変形例が、より詳細に説明される。本質的には同じ（未知数の）生体信号Ｖｂｉｏを感知し、本質的には同じ（未知数の）動きｄａｃを経る３つの共通に設置された電極ａ，ｂ及びｃが用いられる。電極ａは、（未知数の）平均距離ｄ及び（未知数の）平均電圧Ｖにある。電極ｂは、平均距離ｄ＋Δｄ及び平均電圧Ｖ＋ΔＶにあり、電極ｃは、同じく平均距離ｄ＋Δｄにあるが、平均電圧Ｖ−ΔＶにある。静的形状パラメータΔｄ及び静的電圧差ΔＶは既知である。生じた動き信号を式に当てはめると、３つの電極に関する以下の測定信号に達する。
Ｖａ＝Ｖｂｉｏ＋Ｖｄａｃ／ｄ （５）
Ｖｂ＝Ｖｂｉｏ＋（Ｖ＋ΔＶ）ｄａｃ／（ｄ＋Δｄ） （６）
Ｖｃ＝Ｖｂｉｏ＋（Ｖ−ΔＶ）ｄａｃ／（ｄ＋Δｄ） （７）
【００６９】
これらの測定信号を組み合わせることにより、未知数Ｖｂｉｏ及びｄａｃが取り除かれ、未知数Ｖとｄとの有用な関係、例えば、
Ｖ＝ｄ（ΔＶ／Δｄ）（Ｖｂ＋Ｖｃ−２Ｖａ）／（Ｖｂ−Ｖｃ） （８）
が築かれる。
【００７０】
電極と皮膚との間の距離ｄは、既知ではないが、明らかに正でなければならない。
【００７１】
従って、信号の組み合わせ
（Ｖｂ＋Ｖｃ−２Ｖａ）／（Ｖｂ−Ｖｃ） （９）
は、未知数Ｖに比例し、比例定数が分からなくても、比例定数の符号は分かる。従って、この式は、未知数Ｖをゼロに向けて駆動するためにフィードバックスキームにおいて用いられる。これは、本質的には電極のための電場をゼロにして、順に電極の測定信号をＶｂｉｏに等しくし、従って、動きアーチファクトをなくす。測定信号の他の関数も考えられる。
【００７２】
３信号間の関係を明確にするために、更に、まず、回路が最適平均電圧Ｖ＝０あたりにおいて平衡である状況が考えられる。このケースでは、電極ａの測定信号Ｖａは、所望の生体信号Ｖｂｉｏを直接表し、電極ｂ及びｃの測定信号Ｖｂ及びＶｃは、＋／−ΔＶｄａｃ／（ｄ＋Δｄ）の電位差だけその周りに対称的にそれる。言い換えれば、電圧差Ｖｂ−ＶａとＶａ−Ｖｃとは等しい。この時、３つの電極全ての平均電圧がＶ＞０であるように上昇すると、電極ｂと電極ａとの電圧差は
Ｖｂ−Ｖａ＝ｄａｃ（ｄΔＶ−ＶΔｄ）／ｄ（ｄ＋Δｄ） （１０）
となり、電極ａと電極ｃとの電圧差は
Ｖａ−Ｖｃ＝ｄａｃ（ｄΔＶ＋ＶΔｄ）／ｄ（ｄ＋Δｄ） （１１）
となる。
【００７３】
明らかに、電極ｂ及びｃの信号はもはや電極ａの周りに対称的ではなく、この効果は未知数の平均電圧Ｖをゼロに駆動するフィードバック信号を生成するために活用される。
【００７４】
上述した関数以外にも、多くの他のフィードバックの可能性が存在する。例えば、Δｄ＞０かつΔＶ＞０であると、以下の関数、すなわち、
ｅｘｐ（Ｖｂ−Ｖａ）−ｅｘｐ（Ｖａ−Ｖｃ）＝ｅｘｐ（ｄａｃΔＶ／（ｄ＋Δｄ））ｓｉｎｈ（−ｄａｃＶΔｄ／ｄ（ｄ＋Δｄ）
が用いられ得る。
【００７５】
上記式を素早く変化する動きｄａｃの関数として扱うと、式中のｓｉｎｈ（）関数は、ゼロのまわりに非対称であり、−Ｖに比例した傾きを持つ一方で、指数関数は、常に正の傾きを有する正である。従って、この関数の平均値は、Ｖ＝０の望ましい状況に向けてシステムを駆動するために用いられる未知数Ｖと反対の符号を持つゼロではない値である。ｌｏｇ（Ｖｂ−Ｖａ）−ｌｏｇ（Ｖａ−Ｖｃ）又は（Ｖｂ−Ｖａ）２−（Ｖａ−Ｖｃ）２のような多くの他の非線形関数が同様の結果をもたらす。
【００７６】
通常、ゼロではない（が未知数の）動きｄａｃが存在する。動きが存在しない場合、動きアーチファクトは生じない。提案される３電極解決策は、３つの電極と測定値との十分な対称性を与える。すなわち、３つの測定系のオフセット及び利得は十分に等しく、測定値に及ぼす寄生の影響は低く、上記に規定された変数ΔＶ、Ｖ、Ｖｂｉｏ、ｄ、Δｄ及びｄａｃは、３つの電極全てに関して十分に等しい値である。これは、全て、適切な電子的及び幾何学的設計により達成される。設計の電子的観点及び幾何学的観点の幾つかが、以下に説明される。上述した３電極解決策の変形例が考えられる。より多くの電極を追加することは、より多くの情報及びより正確なフィードバックを与える。
【００７７】
２つの電極のみを用いる実施の形態は、できる限り小さい動きアーチファクトのため、この平均電圧を最適化するフィードバックを与える他の機構を改善するために用いられ得る。別の動き推定機構と組み合わせられた同じ距離にあるが、異なる平均電圧にある２つの共通に設けられた電極が、最適化に向けて正しい方向に平均電圧を駆動するために用いられる。同じ平均電圧にあるが、異なる距離にある２つの共通に設けられた電極は、動きアーチファクト信号の生体信号からの分離に役立つ。
【００７８】
以下に、幾つかの回路図面が説明される。各センス電極に対して、容量的に感知される電極信号をできる限り忠実に信号に変換し、電極の平均電圧の制御を可能にもする回路２０（図６）が与えられる。この機能は、「イン」ポート２１に接続された電極の容量性信号を出力部２３において出力信号Ｖｏｕｔに忠実に変換する一方で、入力２２により与えられるレベルＶｒｅｆで電極の平均電圧を保持する電極バッファ増幅器を表す参照符号２０によって図６に示されている。
【００７９】
図７に、標準的な超高入力インピーダンス演算増幅器２４を用いたこの機能の基本的な実現が示されている。図７の実施の形態は、単位（１倍）利得を伴う非常に高入力インピーダンスのバッファ増幅器２４を用いて電極バッファ増幅器を簡単に実現している。参照電圧が、入力部２２から抵抗２６を介して入力部２１にも接続された増幅器２４の非反転入力部に供給される。増幅器２４の出力２３は、単位利得を与えるためにフィードバックループ２５を介して該増幅器の反転入力部に直接フィードバックされる。
【００８０】
図７の回路は、生体信号のフィルタリングがほとんどない高入力インピーダンス用の抵抗２６の望ましい高いＲ１値と、増幅器の入力バイアス電流による望ましくないオフセットとの間のトレードオフを与える。
【００８１】
図８は、入力段のオフセットを減少させ又は取り除き（積分器の入力電圧のオフセットのみを残す）、更に高く回路の入力インピーダンスのレベルを上げるメカニズムを与える追加の積分回路２７，２８を加えることによりこのトレードオフを大いに克服する実施の形態を示している。演算増幅器２７は、積分器として機能するためにそのフィードバックループ内にキャパシタ２８及び抵抗３０を有している。出力部２３は分圧器に接続されており、分圧器は接続点が増幅器２７の反転入力部に接続されている直列接続された抵抗２９、３０を有する。入力部２３は、更に、第２の分圧器に接続されており、第２の分圧器は、接続点が増幅器２７の非反転入力部に接続されている、出力部２３とＶｒｅｆ入力部２２との間に直列接続された抵抗３１、３２を有する。
【００８２】
時定数Ｒ２×Ｃ１（構成要素２９、２８）は、オフセット補償のゆっくりとした積分を駆動し、抵抗３０（Ｒ３）は、より高い周波数において相安定性を向上させる手段を与え、抵抗３１に対する各抵抗の和の比（Ｒ５＋Ｒ４）／Ｒ４は、回路の効果的な入力インピーダンスための倍率としての役割を果たす。
【００８３】
実際には、これらの回路は、動きにより変化する皮膚−電極間の容量とともに回路の信号伝達関数において望ましくない動きアーチファクトを作り出す大きな入力容量を持っている。既に述べたように、これは既知のアクティブガード及び中和回路により低減され得る。
【００８４】
図９は、能動的に結合された増幅器の電源レールのために入力容量が大きく低減される回路の一例の形の実施の形態を示している。図９は、増幅器の内部電源レールを単位利得出力部と能動的に結合することにより入力容量を効果的に取り除く可能性を示している。この技術は、外部の寄生容量（ここでは図示せず）に対する既知のアクティブガードとオプションで組み合わせられる。図９に示されている回路は、増幅器３３の出力を該増幅器の反転入力部に直接接続する負のフィードバックループ３４を有する単位利得増幅器３３を使用している。この回路は、＋１５Ｖのレールから例えば＋５Ｖの正の供給電圧を与える標準的な電力レギュレータ３５と、−１５Ｖのレールから例えば−５Ｖの負の供給電圧を与える標準的な電力レギュレータ３７とを有している。レギュレータ３５，３７の＋５Ｖ、−５Ｖの電圧出力は、それぞれのキャパシタ３６、３８により増幅器３３の出力３９に接続され、参照される。図示されている回路は、標準的な電力レギュレータを使用しているが、例えば、チャージポンプ、バッテリーのような浮動電源又は変圧器を用いた同じ基本的な考えを使用する他の回路も考えられる。この実施の形態及び他の実施の形態では、任意の寄生容量がアクティブシールドされるか、又は単位利得出力に能動的に結合される。
【００８５】
図１０は、３電極解決策を実現する一実施の形態の基本的な実現を説明する図を示している。電極４０、４２に対応する電極ｂ及びｃは、電極ａ（電極４１）よりも皮膚からわずかに更に離れている。フィルタブロック４３は、図６に示され、図６を参照して説明されたような回路２０を介して電極ａ、ｂ及びｃから信号を受け取り、各電極４０〜４２の平均電圧についての適切なフィードバック信号を生成し、動きアーチファクトが大きく低減された出力信号４４を生成する。
【００８６】
フィルタブロック４３及び３つのバッファ増幅器２０は、デジタル回路を含む多くのやり方で実行され得る。
【００８７】
図１１は、３電極解決策に関して考えられるアナログフィルタの実現を具現化する実施の形態を示している。図１１は、提案される３電極解決策の単純化されたアナログの実現を示している。ここでは、電流源５１と、ダイオード４６（Ｄ１）及び５０（Ｄ２）と、演算増幅器４７とが、電極４０〜４２に対する回路２０のＶｒｅｆ入力部に印加される＋ΔＶ及び−ΔＶの参照電圧を与え、キャパシタＣ１とともにダイオード４８（Ｄ３）及び５２（Ｄ４）が測定された電極信号から適切な非線形フィードバック機能を導き出す。非線形フィードバック回路の効果的な動きフィルタリング時定数は、電流源５１により供給される電流で割られたキャパシタンス４９（Ｃ１）に比例する。キャパシタンス４９の一端子は、増幅器４７の非反転入力部、ダイオード４８のカソード及びダイオード５２のアノードに接続されている。キャパシタンス４９の他の端子は、電極４１と結合された回路２０の出力部及び出力部５３に接続されている。ダイオード４６，５０は、増幅器４７の出力部と電流源５１との間に直列につながれている。ダイオード４６のアノードは、電極４０に結合された回路２０のＶｒｅｆ入力部に接続されている。ダイオード４６のカソードは、電極４１に結合された回路２０のＶｒｅｆ入力部に接続され、ダイオード５０のカソードは、電極４２に結合された回路２０のＶｒｅｆ入力部に接続されている。
【００８８】
上述した及び以下に述べる共通に設けられた電極を用いる実施の形態に関して、提案される手法のオプションの特徴は、電極４０〜４２が、本質的に同じ生体信号Ｖｂｉｏを測定し、皮膚の表面と電極表面との間に本質的に同じ電気電位差Ｖを共有し、本質的に同じ動きｄａｃを共有するとともに、電極ｂ及びｃが、皮膚から本質的に同じ共通の距離にあることである。講じる第１の手段は、電極４０〜４２を近くに組み立てることであり、皮膚表面においてそれらを位置決めする好適な機械的取り付けを与える。
【００８９】
図１２は、例えば三つ組（triplet）又は三角形の形に配された、同じ信号及び動きを経験する近くに共通に設けられた電極４０〜４２（ａ、ｂ及びｃ）を示している。
【００９０】
皮膚の湾曲、電極の傾斜及び皮膚の表面に沿った信号勾配に対して感受性を低くするために、より対称の電極アセンブリを用いることが有効であり、例えば、図１３、１４、１５を参照されたい。図１４、１５の実施の形態では、電極ｂ及びｃのそれぞれが、複数の電極セグメントに分割されている。図１４の実施の形態では、電極ｃ，ｂのセグメントが、中心の電極ａを取り囲む円に沿って交互に配されている。これらの複数の電極のセグメントは、当該電極用の信号バッファ増幅器に電気的に接続されている。図１４の実施の形態は、電極ｂと電極ｃとの容量の対称性も維持するより対称な電極アセンブリを与える。電極ｂの種々のセグメントは電気的に接続されている。同じことが電極ｃについて当てはまる。
【００９１】
図１５の実施の形態では、電極ｂ，ｃの電極セグメントは、中心の電極のａの周りにマトリクス状に配されており、４倍の対称性を示す。
【００９２】
電気回路の適切な動作のために、ある最小の電気表面領域が必要とされる。電極の共通設置を更に優れたものにするために、上記領域を複数のより小さい電極セグメントに分割することが可能であり、図１６及び図１７を参照されたい。これは、皮膚及び信号の勾配に対する距離の小さい偏差の更に優れた平均化を与える。セグメント内の文字は、それぞれのセグメントが関係する電極を示している。図１６，１７の両方の実施の形態は、多数のより小さい電極にわたる平均化を与える。セグメント内の文字は、各セグメントに関連する電極を表している。図１６はハニカム状の構造を示し、図１７は電極セグメントが交互に配されたマトリクス状の配列を示している。
【００９３】
明らかに、より多くの形状が同様に有利に可能である。３ではない異なる数の共通に設けられる電極を用いた他の解決策の場合、同様の推論がわずかに異なる電極のパターンをもたらす。
【００９４】
電極間容量はかなり大きく、複数の電極セグメントを用いると増大する傾向があることに注意されたい。そのような作用を避ける又は低減するために、電極は適切なアクティブガード方式を用いて互いに遮蔽される（ここでは図示せず）。電極が意図された皮膚領域のみに曝されるように外部電場もまた適切にガードされる。
【００９５】
単独で実行されてもよいし、上述した実施の形態の１つ又はそれ以上と自由に組み合わせられてもよい本発明に係る実施の形態の１つ又はそれ以上によれば、容量性の生体電気感知における動きアーチファクトの減少は、振動プローブを用いて達成される。
【００９６】
上述したように、例えば電気化学的電位差と増幅器のバイアスオフセットとによる皮膚−電極間の距離の変化と皮膚−電極の容量性カップリングを通したオフセット電圧（すなわち、電場）の存在との組み合わせは、電気生理学的測定においてアーチファクトを引き起こす。以下に説明される本発明に係る実施の形態では、フィードバック機構と組み合わせて振動容量性プローブを用いてオフセット電圧を補償することによりアーチファクトを著しく減少させる方法及びデバイスが提案される。
【００９７】
上述した実施の形態では、動きによって生じる信号は、電極と皮膚との間の電場とこの電場に沿った動き成分との両方に比例する。上述したように、体と電極との間の平均電圧は、体と電極との間の電場及び従って動きによって生じる信号ができる限り小さくなるように能動的に制御され得る。体と電極との間の平均電圧を制御するために、参照電極が設けられる。小さく、ゆっくりと時間的に変化する電圧のみが制御される必要があるので、そのガルバニック接続に関する要求は非常に穏やかである。例えば、わずかに導電性の媒質を介して専ら間接的に体に触れている参照電極でも十分である。上記制御は、種々のやり方で実現されることができ、電極−体間の電圧降下を制御する種々の構成を説明する幾つかの例に関しては添付図面の図２ないし図４の回路図を参照されたい。以下の記載は、体と電極電界との容量性カップリングをどのようになくすかの解決策について説明する。
【００９８】
上述したように、例えば電気化学的電位差と増幅器のバイアスオフセットとによる皮膚−電極間の距離の変化と皮膚−電極の容量性カップリングを通したオフセット電圧（すなわち、電場）の存在との組み合わせは、電気生理学的測定においてアーチファクトを引き起こす。この問題の詳細な説明が、容量の電気生理学的測定の模式図を示した図１８によって与えられる。左から右に向かって、この図は、生体電気信号５５（Ｖｂｉｏ（ｔ））、Ｎ（ｔ）に従って時間的に変化する皮膚−電極間キャパシタンス５７（Ｃｅ）、バッファ増幅器６０の入力キャパシタンス５４（Ｃｉ）、バイアス抵抗５９（Ｒｂｉａｓ）、及びフィードバックループ６１と、関連する出力Ｖｏｕｔ（ｔ）とを伴うバッファ増幅器６０を示している。ＤＣは、入力キャパシタンス５７（Ｃｅ）間のオフセット電圧を表している。
【００９９】
この実施の形態では、入力キャパシタンスＣｉが既知の中和技術を用いて取り除かれると仮定している。図１９に、センサの伝達関数及び周波数応答がそれぞれ示されている。図１９において、容量センサの伝達関数は左側に示され、容量センサの周波数応答は右側に示されている。
【０１００】
図２０は、皮膚−電極のカップリングを通したオフセット電圧がない場合とある場合とをそれぞれ組み合わせた時間的に変化する皮膚−電極のカップリングの影響を示している。図２０は、時間的に変化する皮膚−電極のカップリング（６０Ｈｚ）でのシミュレーションされたセンサの出力電圧を示している。ｔ＝０ｓから２００ｍｓまで生体電気信号（１０ｍＶ／３０Ｈｚ）が測定されている。２００ｍｓを超えてから、５０ｍＶのオフセット電圧が加えられ、センサの読み出しにおいて明らかにアーチファクトを招いている。
【０１０１】
図２１ないし図２４に係る実施の形態では、同期検出器及びフィードバック機構と組み合わせて振動容量性プローブを用い、皮膚−電極間のキャパシタンス（すなわち、電場）間の電圧降下を補償することによってアーチファクトを著しく減少させる方法及びデバイスが提案される。この観点が、図２１によってより詳細に説明される。図２１は、動きアーチファクトの補償を伴う容量生体電気センサの一実施の形態を説明している。図２１は、生体電気信号５５（Ｖｂｉｏ（ｔ））、Ｎ（ｔ）に従って時間的に変化する皮膚−電極間キャパシタンス５７（Ｃｅ）、バッファ増幅器６０の入力キャパシタンス５４（Ｃｉ）、バイアス抵抗５９（Ｒｂｉａｓ）、及びフィードバックループ６１と、関連する出力Ｖｏｕｔ（ｔ）とを伴うバッファ増幅器６０を示している。
【０１０２】
動きアーチファクト信号Ｓ（ｔ）は、自然動き信号（natural motion signal）Ｎ（ｔ）のオフセット電圧ＤＣ倍に等しい。
Ｓ（ｔ）＝ＤＣ・Ｎ（ｔ） （１２）
【０１０３】
オフセット電圧を中和する、すなわち、強制的にＤＣ＝０にすることにより、動きアーチファクトが最小化される。この目的を達成するためにここで説明される方法及びデバイスは、以下の通りである。
【０１０４】
参照振動Ｒ（ｔ）を容量性プローブ、例えば、電極１、１２のようなセンサ電極に加えると、単位利得増幅器６０の入力部に与えられる
Ｓ（ｔ）＝ＤＣ・（Ｎ（ｔ）＋Ｒ（ｔ）） （１３）
の動きアーチファクト信号がもたらされる。
【０１０５】
乗算器６３において式（１３）にライン６２を介して与えられる参照振動Ｒ（ｔ）を掛け合わせると、
Ｍ（ｔ）＝ＤＣ・（Ｎ（ｔ）＋Ｒ（ｔ））・Ｒ（ｔ）
＝ＤＣ・Ｎ（ｔ）・Ｒ（ｔ）＋ＤＣ・Ｒ（ｔ）２ （１４）
となる。好ましくは、Ｒ（ｔ）は、Ｒ（ｔ）＝ｒｃｏｓ（ωＲｔ）と記述される正弦波であり、その結果、
Ｍ（ｔ）＝ＤＣ・Ｎ（ｔ）・Ｒ（ｔ）＋１／２・ＤＣ・ｒ２＋１／２・ＤＣ・ｒ２ｃｏｓ（２ωＲｔ） （１５）
である。
【０１０６】
オシレータ５６により生成される上記振動の周波数ωＲは、好ましくは生体電気周波数帯域外にある。式（１５）の積分は、Ｍ（ｔ）のＡＣ部を平均する。次に、ＤＣのゼロからのずれを表す積分器６４のような積分器の出力信号が、参照電極、例えば電極４又は１１を介して体にフィードバックされ、加算器５８によって示されているように、ＤＣから効果的に差し引かれる。代替として、積分器６４の出力は、センス電極１、１２等にフィードバックされる。ループの収束後、これは、オフセット電圧の中和（ＤＣ＝０）及び従って動きアーチファクトの低減/除去をもたらす。
【０１０７】
図２２によれば、シミュレーションの結果は、この動きアーチファクトを低減する技術の効果を明らかに示している。図２２によれば、ｔ＝０ｓから０．２ｓまで生体電気信号（１０ｍＶ／３０Ｈｚ）が測定されている。ｔ＝０．２ｓにおいて、ＤＣ電圧（−５０ｍＶ）及び自然振動（６０Ｈｚ）が加えられ、これは明らかに動きアーチファクトを引き起こしている。ｔ＝０．６ｓにおいて、参照振動が与えられている。ｔ＝０．８ｓを超えてから、復調及びフィードバックループが作動し、これは明らかに動きアーチファクトの排除をもたらしている。すなわち、センサが動きを経験しているという事実にもかかわらず、生体電気信号のみを見ることができる。
【０１０８】
この観点に係る実施の形態は、上述したような積分器の使用に限定されるものではない。他のより理にかなったフィルタ／制御器、例えば、素早いループの収束と精度とを兼ね備えた適応帯域幅を持つ非線形制御器又はフィルタが考えられる。
【０１０９】
本発明のこの観点及び他の観点に係る実施の形態は、振動プローブの使用によって動きアートファクトのない生体電気信号を与える。
【０１１０】
電気生理学的信号からの動きによって生じる信号の統計的独立は、バネ又はカンチレバーのような弾性物体を介して筐体にセンサを機械的に取り付けることによって人工的に高められる。外部の動きによって刺激されると、結果として得られる質量−バネ系がその自然周波数において最初に周期的に振動（oscillate）する。結果として、センサ信号中の動きによって生じる信号は、先験的に知られている周波数範囲において生じ、振動の刺激が電気生理学的信号と関連しているにもかかわらず、周期的振動(oscillation）はない。
【０１１１】
実施の形態では、予め規定された基準に従う容量センサの振動が、種々のやり方で行われ得る。
【０１１２】
図２３及び図２４は、２つの考えられる実現を示している。本発明のこの観点は、これらの実施の形態に限定されないことに注意されたい。
【０１１３】
図２３は、センサ又は参照電極６８に取り付けられた振動素子７０が矢印６９の方向にセンサ又は参照電極６８を直接機械的に動かす当該センサ６７の実現を示している。振動素子７０は電線７１を介して動かされる。センサ６７の出力信号は、ライン７３を介してセンサ電極６８及び出力部に接続されたバッファ増幅器７２によって生成される。
【０１１４】
図２４は、振動素子７０がプローブカプセル、例えばセンサ６７のケースの外側又は内側に取り付けられ、矢印６９の方向にプローブカプセルを直接機械的に動かす他の実現を示している。振動素子７０は電線７１を介して動かされる。センサ６７の出力信号は、ライン７３を介してセンサ電極６８及び出力部に接続されたバッファ増幅器７２によって生成される。センサ６７は筐体７４内に配されている。
【０１１５】
図２３及び図２４では、電極６８及びバッファ増幅器７２の両方が、振動素子７０からのクロストーク及び外部干渉を適切に遮蔽される。
【０１１６】
以下の技術、すなわち、エレクトレットを使用した動きによる電磁誘導、電磁気的な動き、（積層されたアクチュエータのデザイン及びバイモルフのデザインを含む）ピエゾ、熱膨張を使用した動きによる電磁誘導、空気圧及び電気活性ポリマは、例えば振動を生成するために用いられる。上記振動素子が大きい所望の動きを作り出すことができない場合、小さい振動を大きい振動に変換するスマートレバーシステムを用いることが可能である。また、共鳴中で振動素子を動作させることも、例えばエネルギー消費を低減するために有効である。
【０１１７】
以下において、適応混合最小化を用いる動きアーチファクトが低減される容量センサを有する実施の形態が説明される。これらの実施の形態は、個々の解決策として用いられ、オプションで、上記に又は以下に説明される又は示される他の実施の形態の一部又は全部と組み合わせられ得る。
【０１１８】
上述したように、容量センサにおける動きアーチファクトは、電極−体の平均電圧を制御することにより低減される。以下の実施の形態は、センス電極信号から直接的にこの電圧の指標を抽出し、補償信号を制御するために該指標を用いることを提案する。平均電圧は、温度ドリフト及び電気化学的な表面変化のために時間的に専らゆっくりと変化するので、この制御系は相対的にゆっくりとしたペースで動作する。実施の形態の１つ又はそれ以上に係る提案される後処理方法は、動きによって生じる信号及び関心のある電気生理学的信号の統計的独立を利用する。混合は、部分的に加法的であるので、一実施の形態では、用いられる指標は平均センサ信号電力は補償信号に等しく、補償信号は平均電力ができる限り小さくなるように制御される。
【０１１９】
上述したように、動きによって生じる信号は、電極と皮膚との間の電場及びこの電場に沿った動き成分の両方に比例する。この見識に基づいて、体と電極との間の電場及び従って動きによって生じる信号ができる限り小さくされるように体の電極との間の平均電圧を積極的に制御することが上記において提案されている。体と電極との間の平均電圧を制御するために、参照電極が設けられる。小さく、ゆっくりと時間的に変化する電圧のみが制御される必要があるので、そのガルバニック接続に関する要求は非常に穏やかである。例えば、わずかに導電性の媒質を介して専ら間接的に体に触れている参照電極でも十分である。上記制御は、種々のやり方で実現されることができ、幾つかの例に関しては電極−体間の電圧降下を制御する種々の構成を示した図２ないし図４及び更なる図の回路図を参照されたい。
【０１２０】
以下の実施の形態では、後処理方法によってセンス電極信号から直接的に抽出される体と電極との間の平均電圧の指標を用いることが提案される。この観点に係る実施の形態は、センサ信号は、電気生理学的信号と動きによって生じる信号との（部分的に加法）混合されたものにより構成されるという見識に基づいている。更に、関心のある電気生理学的信号及び動きによって生じる信号は、統計的に独立していると仮定され、これは少なくともＥＣＧ及びＥＥＧ信号には妥当である。この指標は、動きアーチファクトの低減の有効性についてのフィードバックを得る手段を与え、平均電圧を能動的に制御するために用いられる。
【０１２１】
電気生理学的信号からの動きによって生じる信号の統計的独立は、バネ又はカンチレバーのような弾性物体を介して筐体にセンサを機械的に取り付けることによって人工的に高められる（例えば図２１ないし図２４を参照されたい。）。外部の動きによって刺激されると、結果として得られる質量−バネ系がその自然周波数において最初に周期的に振動する。結果として、センサ信号中の動きによって生じる信号は、先験的に知られている周波数範囲において生じ、振動の刺激が電気生理学的信号と関連しているにもかかわらず、周期的振動はない。
【０１２２】
図２５のブロック図は、上記問題及び本発明に係る実施の形態の両方の原理を模式的に示している。体と電極との間の平均電圧が存在する場合、センサ７８の伝達関数Ｓ（ｆ）の時間変化は、Ｓ（ｆ）ＶＡＶの形の動きアーチファクトを引き起こす。適応後処理ブロック８１は、センサの出力信号８０を解析し、体と電極との間の電場ができる限り小さくされ、動きによって生じる信号が低減されるように出力Ｖ∧ＡＶを生成する。後処理ブロック８１の出力Ｖ∧ＡＶは加算器７７に与えられる。加算器７７は、検知された信号ＶＢＩＯを平均電圧ＶＡＶに加算する加算器７６の出力を更に受け取る。ブロック８１を有するフィードバックループは、体と電極との間の平均電圧が温度ドリフト及び電気化学的な表面変化のために専らゆっくりと変化するので、フィードバックループは相対的に遅いことに注意されたい。体と電極との間の最適平均電圧の場合、動きによって生じる信号は広範囲の周波数に関して最小化される。フィードバックループは系の種々の他のゆっくりと変化するオフセットを自動的に補償することにも注意されたい。以下の実施の形態では、デジタル処理によって平均の電極−体間の電圧の指標を取り出すセンサ信号の解析についての種々の方法が提案される。その理由のために、センサ信号ｘ（ｔ）は適切にサンプリングされ、量子化されており、補償信号Ｖ∧ＡＶがデジタル領域から制御され得ることが仮定される。
【０１２３】
オプションで、増加する動きアーチファクトを引き起こす動きによって生じる電気生理学的信号の伝達の変化（Ｓ（ｆ）ＶＢＩＯ）は、この種の動きアーチファクトを低減するために中和を用いて補償される。これらの技術は、本発明の実現に従って以下に説明される実施の形態と組み合わせられ得る。
【０１２４】
実施の形態の１つ又はそれ以上によれば、適応電力最小化が与えられる。典型的には、少なくともＥＣＧ及びＥＥＧ信号は経時的な持続性及び規則性を示し、平均信号電力は専ら非常に穏やかに変化する。センサ信号は、電気生理学的信号と動きによって生じる信号との加法混合により構成され、従って、ＤＣのない信号の平均電力もまた体と電極との間の平均電圧の指標を与える。補償信号Ｖ∧ＡＶが変化すると、平均信号電力対制御信号を示した図２６に視覚化されているように、センサ信号の電力Ｐ及び従って動きによって生じる信号が最小化される或る値Ｐｍｉｎが存在する。
【０１２５】
勾配降下のような反復最適化アルゴリズムは、センサ信号電力Ｐ（ｔ）の最小化を達成するために補償信号を適合させる簡単な方法を提供する。補償信号Ｖ∧ＡＶをｔ＝ｔ０からｔ＝ｔ１まで更新する典型的なスキームは、
（１６）
により与えられる。ここで、適応定数αは、収束速度及び定常状態におけるノイズを制御する。任意の反復最適化アルゴリズムが適用され得るので、ここで示されている勾配降下法は、単に一例を成しているにすぎない。
【０１２６】
勾配の推定値を得る簡単な方法は、有限差分近似、すなわち、
（１７）
によるものである。ここで、ｔ０及びｔ１における補償信号の値は等しくないと仮定される。変調又はウォブリングに基づく他の方法もまた局所勾配を決定するために適用され得る。
【０１２７】
上記実施の形態では、センサ信号の平均電力が最小化の基準として用いられる。代替として、センサ信号はプレフィルタされることができ、電力が決定される或る周波数帯域が用いられる。実際のアプリケーションに依存して、この代替の手法は、電気生理学的信号と動きによって生じる信号とのより優れた分離を与え、方法のロバスト性を高める。
【０１２８】
１つ又はそれ以上の他の実施の形態によれば、適応シャノンエントロピの最小化が用いられる。シャノンエントロピは、信号の平均情報量を定量化する。センサ信号は、電気生理学的信号と動きによって生じる信号との加法混合により構成され、適応Ｖ∧ＡＶによるエントロピの最小化は動きアーチファクトを低減する手段を与える。上記情報エントロピは、信号の確率質量関数ｐ（ｘ）により決定される。すなわち、
（１８）
である。ここで、対数の底、例えばｅ、２又は１０が、フィードバックの単なる利得係数であるエントロピの単位を決定する。実際には、データは離散的であり、Ｈ（ｘ）は、典型的には確率質量関数の推定ｐ∧（ｘ）、例えばヒストグラムから得られ、従って、
（１９）
である。
【０１２９】
エントロピが低いほど、信号はより予測可能であり、より少ない情報が含まれている。再度、補償信号を更新するために反復最適化、例えば、最急降下が適用され、勾配は、例えば有限差分近似により得られ、従って、
（２０）
である。
【０１３０】
負エントロピ、非ガウス性（non-Gaussuanity）等のような他の情報理論的尺度に基づくアルゴリズムも、信号の独立成分の指標として用いられる。
【０１３１】
以下に、単独で又は上記若しくは下記において説明される若しくは示される他の実施の形態との任意の組み合わせで用いられる実施の形態が説明される。
【０１３２】
生体信号の容量の検知のための適応プローブの伝達等化が提案される。
【０１３３】
上述したように、動きによって生じるアーチファクトは、カップリング容量が被験体の動きにより生じる皮膚−電極間の距離の変化によって変化する場合に引き起こされ、これは測定される電気生理学的信号の劣化を招く。この問題は、測定が自由に動く被験体に対して行われるアプリケーションにおいてより大きくなる。
【０１３４】
図２７は、人間の体８４に接続され、容量センシング及びバッファリングを与える典型的なプローブ８３の電気モデルを示している。インピーダンスレベルを高抵抗から低抵抗に変えるために、バッファ８８（Ａ１）が測定キャパシタ８５Ｃｅに接続されており、その結果、インピーダンスレベルは干渉に影響されることなく測定系までケーブル８９を超えて運ばれる。このバッファ８８は、先験的に知られていない入力キャパシタンス８７を有している。しかしながら、上記バッファの入力キャパシタンス８７は、測定キャパシタンスＣｅと同じオーダーである。従って、容量分割の結果として、バッファ８８の出力信号Ｖｏは
Ｖｏ＝Ｃｅ／（Ｃｉ＋Ｃｅ）・Ｖｂｉｏ （２１）
により与えられる。ここで、Ｖｂｉｏは、関心のある電気生理学的信号である。動きの結果としてのＣｅの変化は、測定を低下させる伝達Ｖｏ／Ｖｂｉｏの変化を引き起こす。Ｃｅに依存しない伝達は、能動的「シールディング」Ｃｉにより、すなわち、Ｃｉを実質的にゼロにすることにより得られ、これは１に等しい伝達関数Ｖｏ／Ｖｂｉｏをもたらす。これは、図２８の実施の形態に示されるように行われる。
【０１３５】
図２７の実施の形態は、フィードバック電流Ｉｆ８６を与えることによりキャパシタ８７（Ｃｉ）の「シールディング」を実現する。或る量の電流ＩｆをＣｉを通って流れるノードに等しいバッファ入力ノードにフィードバックすることにより、ＣｉはＣｅから分かるように実質的にゼロにされる。すなわち、Ｃｉを通って流れる電流はＣｅによって全く供給されず、その結果、Ｃｅを通って流れる電流は存在しないので、電圧降下はＣｅの両端に現れない。従って、伝達関数Ｖｏ／Ｖｂｉｏは効果的に１に等しい。
【０１３６】
正確な量の電流Ｉｆのフィードバックは、シールドへのフィードバック電流Ｃｉを制御する方法を説明した図２８の回路を用いて達成される。ここでは、バッファ８８の出力Ｖｏは、非反転増幅器９０（Ａ２）を用いて増幅され、その後、フィードバックキャパシタ９１（Ｃｆ）を介してバッファ８８の入力にフィードバックされる。
【０１３７】
必要とされるバッファ９０（Ａ２）の出力電圧Ｖｆは、キャパシタ８７，９１の値及びバッファの利得が１に等しいという考え方から決定され、バッファ８８の正の入力についての電圧はＶｏに等しい。従って、
Ｖｏ＝Ｃｆ／（Ｃｉ＋Ｃｆ）・Ｖｆ （２２）
である。
【０１３８】
更に、バッファ９０（Ａ２）の出力信号は、バッファ９０の出力部とグランド又は参照電位部９４との間に直列に接続された制御可能な直列抵抗分割器９２（Ｒ２），９３（Ｒ１）に与えられる。バッファ９０の出力信号は、
Ｖｆ＝（Ｒ１＋Ｒ２）／Ｒ１・Ｖｏ （２３）
により与えられる。
【０１３９】
従って、Ｒ１は固定されていると仮定すると、ポテンショメータＲ２は
Ｒ２＝Ｒ１（Ｃｉ＋Ｃｆ）／Ｃｆ−Ｒ１
であるように調節されるべきである。
【０１４０】
この解決策は、バッファの入力容量の補償を与える。
【０１４１】
通常、先験的なＣｉは未知数である。以下に説明される解決策の場合、時間がかかり、従って費用のかかるプロセスである製造された各プローブに対するポテンショメータＲ２の調節をする必要がない。また、Ｃｉは、例えば温度の関数としてプローブの動作中変化し、これは伝達関数Ｖｏ／Ｖｂｉｏに１からのずれを生じさせる。測定は、バッファの入力キャパシタンス（Ｃｉ）を通って流れる電流が正確に補償される場合又はその場合に限ってプローブの容量（Ｃｅ）に依存しない。この解決策は、他のやり方では伝達Ｖｏ／Ｖｂｉｏが１倍からずれると生じる測定のロバスト性及び精度の低下を回避し、結果として動きアーチファクトに対する感度が高まる。この理由のために、本発明のこれらの実施の形態の目的は、電子工学の特徴がドリフトする場合であっても等化が達成されるように伝達関数Ｖｏ／Ｖｂｉｏを自動的及び適応的に制御することである。
【０１４２】
図２９は、本発明に係る一実施の形態を説明しており、伝達Ｖｏ／Ｖｂｉｏを等化するために使用されるフィードバック制御ループの模式的なブロック図を示している。図２９の実施の形態では、フィードバック制御ループは、バッファ段の伝達を適応制御するように構成されている。図２７、２８において使用されている参照符号の説明が、図２９の類似した参照符号に対して同じように当てはまる。この方法及びデバイスは、キャパシタ９６（Ｃｒ）を介して体８４に与えられるライン９８上の参照信号Ｖｒｅｆを使用する。オプションで、キャパシタ９６（Ｃｒ）の容量値は、キャパシタ８５（Ｃｅ）の容量値よりも非常に大きく、例えば、５倍以上、オプションで１０又は５０倍以上であり、体を通るバッファの出力部への参照信号の伝達は、バッファの出力部への生体信号の伝達と本質的に等しい。実際のアプリケーションにおいては、例えば図２ないし図５のプローブ電極１は、局所的な生体信号の測定を可能にするサイズに典型的には制限されるのに対して、例えば参照電極プレート４は、任意のサイズであるので、この条件は容易に満たされる。上記参照信号は、生体信号の測定を干渉すべきではなく、従って、（任意の値である）設定値を規定するリファレンス１００は、乗算器９９によって関心のある信号において予想される最大周波数、例えば数百Ｈｚを超えてうまく変調される。これらの２つの条件の下、参照信号の伝達の等化は、生体信号の伝達の等化をもたらす。参照信号を与えることは、容量性の生体信号検知のバッファ入力容量を等化する目的のために与えられることに注意されたい。
【０１４３】
等化は、図示されているフィードバック制御ループを用いて達成される。参照信号は、容量センサ９６により拾い上げられ、理想的には１であるが、最初はそれよりも小さい係数で増幅される。与えられた参照信号は、その後、測定され、バッファリングされた参照信号から減算器１０１を用いて差し引かれ、その結果、合計の増幅が１よりも小さい場合、この引き算の結果は参照信号の幾つかを依然として含んでいる。この信号は、乗算器９９に与えられる周波数と同じ周波数を用いて乗算器１０２により復調されて、ローパスフィルタにかけられ、１からの振幅のずれを示すＤＣ信号が得られる。この信号は、振幅を制御するために最後に用いられる。その目的のために、得られたＤＣ信号は、積分器１０３に与えられ、増幅器１０４により増幅され、その後、１倍に等しい増幅を設定するためにフィードバックキャパシタ９１（Ｃｆ）を介してフィードバックされる信号の量を制御するために用いられる。積分器１０３の使用は、定常誤差がゼロであるまで制御ループがフィードバック電流を変化させ続けることを意味する。すなわち、バッファ増幅器８８の出力部における信号は、与えられる参照信号に等しい。言い換えれば、その利得は１に等しい。関心のある信号、すなわちＶｂｉｏは、この時、減算器１０１の出力部に存在する。変調信号は図２９に示されているような正弦波に制限されるものではなく、スペクトル分布が興味のある信号のスペクトルからうまく分離される限りにおいては任意の波形である得ることに注意されたい。
【０１４４】
図３０は、シミュレーション中に用いられた図２９のブロックスキームを表す実際の回路を示している。ここでは、参照電圧Ｖ２は、関心のある信号Ｖｂｉｏに加えられるＣ７を介して体に与えられる。全信号がＣ４により表される容量センサを介してバッファＵ１に伝達される。その後、参照信号は、バッファ信号から差し引かれ、その結果は、参照信号との掛け算によりＤＣに復調される。その後、復調された信号は、ローパスフィルタリングされ、積分される。反転積分器（Ｕ２）の出力は、バッファの入力キャパシタンスＣ３をシールドするために、フィードバックキャパシタＣ２を介して入力部にフィードバックされる前にバッファの出力信号が増幅されるべきであるファクタを表している。
【０１４５】
図３０に示されているような乗算器として変調及び復調が実現され得るが、スイッチを使用しても実現されることに注意されたい。
【０１４６】
極めて大きい抵抗Ｒ２は、任意の演算増幅器のバイアス電流にグランドへの経路を与える所謂ブリーダであることに注意されたい。抵抗Ｒ２は、回路の動作に影響を及ぼさず、実際の実現では省略され得る。
【０１４７】
上記シミュレーションでは、振幅１Ｖ及び周波数１０ｋＨｚの参照信号が用いられた。生体信号は、０．１Ｖの振幅及び１００Ｈｚの周波数を持つように選択された。図３１は、（図２９の１０３に対応する）積分器の出力信号を示しており、明らかに、５０ｍｓ以内に定常値に収束している。図３２は、（図２９の１０１に対応する）減算部の出力信号を示しており、これは、収束後、すなわち、正しい補償電流がフィードバックされた後、与えられたＶｂｉｏに等しいべきである。実際には、まず最初に、信号中に存在する大きい参照信号成分があり、収束するとゼロに低減され、信号Ｖｂｉｏのみが残ることが分かる。
【０１４８】
Ｃｅの変化が、ｔ＝０，０５ｓにおいてスイッチＵ３を閉じることにより更にシミュレートされ、その時間においてＣｅが１０ｐＦから２０ｐＦまで変化している。減算の出力部における信号、すなわち、関心のある信号を示した図３２から、上記関心のある信号はＣｅの変化に影響を及ぼされないことが分かる。
【０１４９】
明らかに、帯域幅及び利得は、収束及び追跡速度を決定するが、精密等化も決定する。具体的な設定は、プローブの設計及びアプリケーションの要求に対して変えられる。
【０１５０】
図３３に示されている更なる実施の形態では、復調後に参照信号の減算が行われ、一定の値が差し引かれる。１Ｖの振幅を持つ参照信号の場合、復調が２倍の減衰を引き起こすので、引かれる値は０．５Ｖに等しいことに注意されたい。この場合、関心のある信号はバッファの出力に現れるが、この実施の形態では、１０ｋＨｚにおいて参照成分を取り除くためにオプションで依然としてローパスフィルタにかけられる。
【０１５１】
図３４に示されている他の実施の形態では、０．５Ｖの一定値を積分器Ｕ２の正の入力に与えることにより減算が行われる。この実施の形態は、離散的減算が必要とされないという利点を有している。図３４では、ローパスフィルタＲ４，Ｃ８が、関心のある信号Ｖｂｉｏを得るためにバッファＵ１の出力信号をフィルタにかけるため更に使用される。
【０１５２】
更なる実施の形態では、等化方法のデジタル実現を示した図３５に視覚化されているように等化スキームがデジタル領域において実現される。この図及び／又は他の図における同様の参照符号は、同様の構成要素を示している。上記参照信号は、デジタル制御系１１３により作られ、デジタル・アナログ変換器（ＤＡＣ）１１０によって体８４に与えられる。バッファ８８の出力信号は、アナログ・デジタル変換器（ＡＤＣ）１１１によりデジタル化され、制御ユニット１１３に送られる。その後、１１３のデジタル領域において復調、フィルタリング及び積分が行われる。フィードバック信号は、バッファの出力信号から推定され、ＤＡＣ１１２を介して又は代替として乗算型ＤＡＣを介してバッファの入力部に与えられる。
【０１５３】
上述した幾つかの実施の形態では、体と電極との間の電位及び従って動きによって生じる信号ができる限り小さくされるように体と電極との間の平均電圧を能動的に制御することが提案される。更に、感知電極信号から直接的にそのような電圧の指標を抽出し、補償信号を制御するためにその指標を用いることが提案される。提案される後処理方法は、動きによって生じる信号及び関心のある電気生理学的信号の統計的独立を利用する。混合は部分的に加法的であるので、用いられる指標は、オプションで平均センサ信号電力と等しく、補償信号は、平均電力ができる限り小さくされるように制御される。
【０１５４】
以下に説明される実施の形態では、動きによって生じる信号をできる限り小さくするために体と電極との間の平均電圧の能動的制御が提案される。補償信号を得る他のやり方が与えられる。これらの実施の形態では、電極の容量の測定された変化を用いて入力信号を再構成すること及び再構成される信号の更なる処理から補償信号を得ることが提案される。更に、電極キャパシタンスの変化は分かっているので、電気生理学的信号に対する時間的に変化するキャパシタンスの変調の影響が取り除かれる。負荷（Ｒ）、浮遊容量（Ｃｉ）のような容量検出回路のパラメータは、既知であるか又は推定され得る。
【０１５５】
図３６の実施の形態では、生体信号ＶＢＩＯ及び信号ＶＡＶを加算する加算器１２０が設けられている。加算器１２０の出力信号ＶＩＮは、更なる加算器１２２に供給される。更なる加算器１２２は、他の入力部においてフィードバック信号Ｖ∧ＡＶを受け取り、その出力信号を更なる加算器１２３に供給する。加算器１２３の他の入力部は、信号発生器１２１により生成される信号を受け取る。加算器１２３の出力部は、時間的に変化する容量性カップリングを与えるブロック１２４に接続されている。バッファ増幅器１２５はブロック１２４の出力部に接続されており、出力信号Ｖｏを生成する。この出力信号Ｖｏは、Ｃｅ（ｔ）を推定する推定回路１２７の入力部と、Ｖｉｎ及び加算器１２２の入力部にフィードバックされる補償信号を導き出す回路１２６の入力部に供給される。
【０１５６】
図３７及び図３８は、図３６の２つの等価回路図を示している。これらの回路図は、本発明のこの実施の形態を説明するために用いられる。
【０１５７】
電極容量の変化（Ｃｅ（ｔ））は、例えば既知の信号注入技術を用いることにより測定される。挿入電圧Ｖｉｎｓは、入力信号中の関心のある周波数よりも非常に大きい周波数Ｆｃの搬送波であり得る。出力部において、この搬送波は、時間に依存するファクタＣｅ（ｔ）／（Ｃｉ＋Ｃｅ（ｔ））によって変調され、これはＣｅ（ｔ）の再構成を可能にする。時間的に変化する容量Ｃｅ（ｔ）を推定するこの方法は、他の好適な方法によって置き換えられ得る。
【０１５８】
以下に、ブロック１２６において実現されるようなＶｉｎ及び補償信号を導き出す方法が説明される。
【０１５９】
バッファ１２５により生成される図３７、３８の出力信号Ｖｏは、以下のように、すなわち、
（２５）
のように入力信号Ｖｉｎに関連している。式（１）は、以下のように書き換えられる。
（２６）
【０１６０】
従って、Ｖｏ（ｔ）、Ｃｅ（ｔ）、Ｒ、Ｃｉ及びＱｉｎｉｔが既知である場合、Ｖｉｎは再構成され得る。
【０１６１】
Ｑｉｎｉｔは、例えば、１／Ｃｅ（ｔ）の時間的に変化する部分とＶｉｎ（ｔ）との相関がゼロに等しい、すなわち、Ｔの好適な値について
（２７）
と仮定することにより推定される。これは、Ｑｉｎｉｔの線形方程式をもたらす。この手順は、信号電力
ができる限り小さくなるようにＱｉｎｉｔを選択することと等価である。
【０１６２】
その後、再構成されたＶｉｎの平均から補償信号が導き出される。
【０１６３】
ＤＣオフセットはボルトのオーダーであり、測定される生体信号は典型的にはミリボルトのオーダーであることに注意されたい。これは、Ｑｉｎｉｔの上記の計算における小さい相対誤差が再構成された信号における大きい相対誤差を依然として与えることを意味する。能動的補償、すなわち、補償信号によるＤＣオフセットの低減が与えられるのはこのためである。
【０１６４】
本発明の実施の形態の用途は、電気生理学の分野（ＥＣＧ、ＥＭＧ、ＥＥＧ、ＥＯＧ、ＥＨＧ、…）が調べられる又は測定される任意のアプリケーションを含んでいる。本明細書及び図面において開示されたセンサのような容量センサが適用され得るそのようなアプリケーションの任意の１つが、可能性のある候補である。容量センサが用いられる幾つかの例は、患者モニタ（主に、ＥＣＧ）、ＥＥＧ検出機器（臨床的）、脳コンピュータインターフェース（ＢＣＩ）、赤ん坊の状態若しくは子宮活動を監視するセンサを含む妊婦帯、筋肉の過負荷若しくはＲＳＩを防止するために筋肉の使用を監視するＥＭＧ検出機器、身体的活動／運動中にＥＣＧ若しくはＥＭＧを監視する機器又は電気生理学的信号に基づいて感情を読み取る機器である。容量センサは絶縁材料により測定される固有の性能を持っているので、例えば火傷の場合に包帯を介して測定する又は「スマートベッド」において電気生理学的信号を測定するような新たな可能性が生じる。
【０１６５】
実施の形態は、例えば、十分なロバスト性を有する容量センサをオプションで伴う患者モニタリングセクタにおいて適用される。更に、実施の形態は、体のバイタルサインのユーザにやさしい検査（例えば、ＥＣＧ）が有効であるホームモニタリングの分野において用いられ得る。
【０１６６】
本発明に係る実施の形態は、電気生理学的信号（例えば、ＥＣＧ、ＥＭＧ、ＥＥＧ等）の測定、特に非接触による測定が行われる医療・福祉機器、ＣＥ製品及び他のアプリケーションに適用される。一例として、例えば夜間に測定にプラットフォームを与えるスマートベッドのために実施の形態が用いられる。
【０１６７】
開示された実施の形態に対する他の変形例は、図面、開示及び添付の特許請求の範囲の研究から、特許請求された発明を実践する際に当業者によって理解され、もたらされ得る。
【０１６８】
特許請求の範囲において、「有する」という語は他の構成要素又はステップを排除するものではなく、不定冠詞「a」又は「an」は複数を排除するものではない。
【０１６９】
単一のユニット又はデバイスが、特許請求の範囲に列挙されている幾つかの要素の機能を果たし得る。互いに異なる従属請求項において幾つかの方策が列挙されているという単なる事実は、これらの方策の組み合わせが有利に用いられることができないことを示してはいない。
【０１７０】
幾つかの実施の形態又は従属請求項に挙げられている特徴は、どれでも任意の組み合わせで有利に組み合わせられ得る。
【０１７１】
本発明が図面及び上述の説明において詳細に図示及び記述されたが、そのような図示及び記述は、事例的又は例示的であり、限定的ではないと考えられるべきであり、本発明は開示された実施の形態に限定されるものではない。例えば、非生物学的信号のような他の信号を測定する実施の形態において本発明を機能させることが可能である。
【０１７２】
特許請求の範囲におけるいかなる参照符号もが、範囲を限定するように解釈されるべきではない。
【０１７３】
１つ又は幾つかのユニット又はデバイスにより実行される計算、プロセス、ステップ及び決定は、単一のユニットにより又は任意の他の数の異なるユニットによって実行され得る。上述した方法に従う計算及び決定及び/又はシステム及び/又はデバイスの制御は、コンピュータプログラムのプログラムコード手段として及び／又は専用ハードウェアとして実現され得る。
【０１７４】
コンピュータプログラムは、他のハードウェアとともに又は他のハードウェアの一部として与えられる光記憶媒体又はソリッドステート媒体のような適切な媒体に記憶／配布され得るが、インターネット又は他の有線若しくは無線通信システムを介してのような他の形態でも配信され得る。
【技術分野】
【０００１】
本発明は、広義には、電気生理学的測定のためのデバイス、方法及びプログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
ＥＥＧ、ＥＭＧ及びＥＣＧのような電気生理学的信号を測定する従来の電極は、接着剤を用いて患者の皮膚に取り付けられる。一般に、電極と体との良好なガルバニック接触を確実にするためにゲルが用いられる。接着剤及びゲルは、皮膚の炎症を引き起こし、連続的なモニタリングのためには不快である。
【０００３】
そのような電極に対する代替物は、皮膚と電極との容量性カップリングが表面電位を測定するために用いられる容量センサである。そのような容量センサは、生物起源である電磁信号の容量測定のためのセンサシステム及び方法が説明されている国際特許出願公開ＷＯ２００６／０６６５６６Ａ２公報に開示されている。電気生理学的測定用の容量センサは、容量電極（capacitive electrode）と体又は皮膚との間の時間的に変化する距離のために動きアーチファクトに悩まされている。多くのアプリケーションでは、そのような動きアーチファクトが問題になる。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
本発明の目的は、動きアーチファクトが低減される容量センサを有する装置及び対応する方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
本発明の一観点によれば、体の少なくとも１つの電気生理学的信号を測定する装置であって、少なくとも１つの容量センサ電極と、動きによって生じる信号を低減する又はできる限り小さくするために上記少なくとも１つの容量センサ電極と上記体との間の平均電圧を制御する機構とを有する当該装置が与えられる。従って、測定される体の動きが生じた場合においても正確な信号の測定が実現される。
【０００６】
上記体の近くに又は上記体とガルバニック接触して配された少なくとも１つの参照電極が設けられ得る。この参照電極は、測定の精度を高めるために参照電位の設定又は検出を可能にする。
【０００７】
上記少なくとも１つの参照電極は、該参照電極の電位又は電気的状態を規定することを可能にする電圧源、電流源又は参照電位部に接続され得る。
【０００８】
上記形態の１つ又はそれ以上によれば、電圧又は電流源は、センサ電極の測定条件の規定された設定を可能にするバッファ増幅器の入力部及びセンサ電極の少なくとも１つに結合され得る。
【０００９】
上記形態の１つ又はそれ以上によれば、少なくとも２つのセンサ電極が、少なくとも１つの参照電極への差動増幅器の入力部に結合されていてもよい。従って、正確な差の測定が可能である。
【００１０】
上記装置は、本質的に同じ電気生理学的信号を測定し、上記体に対して互いに異なる距離に配された及び／又は異なる平均電圧を供給される少なくとも２つ又は３つのセンサ電極を有していてもよい。この機構のために、上記平均電圧を規定された値に導くために信頼性の高いフィードバック信号が上記センサ電極の出力信号に基づいて生成される。上記規定された値は、或る規定値を有するか、又はオプションでゼロである。従って、動きによって生じる信号が低減される又はできる限り小さくなる。
【００１１】
上記形態の１つ又はそれ以上によれば、バッファ増幅器の入力部に与えられる上記センサ電極の出力信号をバッファ増幅器の出力信号に変換し、上記バッファ増幅器の更なる入力部に与えられる信号により規定されるレベルに上記センサ電極の平均電圧を保持する少なくとも１つの当該バッファ増幅器が設けられている。この概念は、動きによって生じる信号の最小化を可能にする。
【００１２】
動きによって生じる信号での信頼性の高い情報の獲得及びコロケーションを確実にするために、少なくとも３つのセンサ電極が三角形状又は同心円状に配されていてもよい。
【００１３】
上記形態の１つ又はそれ以上によれば、少なくとも３つのセンサ電極が設けられていてもよく、上記センサ電極の１つはセンサ電極機構の中心に配され、他のセンサ電極は、環状又はマトリクス状の形式で配されたセグメントの形で中心の電極を取り囲んでいてもよい。この配置は、動きによって生じる信号の検出及び／又は排除を可能にする。
【００１４】
他の形態では、上記装置は、全ての電極の上記セグメントが散在した形で分布している小さいセグメントの形式で配された少なくとも３つのセンサ電極を有している。そのような配置は、動きによって生じる信号の検出及び／又は排除を可能にする。
【００１５】
本発明の他の観点によれば又は上記形態の１つ又はそれ以上によれば、装置は、上記センサ電極、上記参照電極又は上記センサ電極若しくは参照電極を支持する若しくは収容する支持体若しくはケースの少なくとも１つを振動させるオシレータ又はバイブレータを有していてもよい。生じる電極の動きは、動きによって生じる信号の検出及び補償を可能にし、従って、測定される電気生理学的信号に関する測定精度を高める。上記形態の１つ又はそれ以上によれば、この装置は、上記平均電圧を低減する又はできる限り小さくするためにフィードバック信号を生成する上記オシレータ又はバイブレータに結合されたフィードバックループ部を有していてもよい。
【００１６】
これらの信号間の明らかな区別を可能にするために、上記オシレータ又はバイブレータの周波数が、測定される上記電気生理学的信号の生体電気周波数帯域外にあってもよい。
【００１７】
上記機構に検出信号を発し、従って信号の測定精度に寄与する同期検出器が設けられていてもよい。
【００１８】
上記形態の１つ又はそれ以上によれば、上記少なくとも１つのセンサ電極と上記体との間の平均電圧の指標を上記センサ電極の信号から抽出する抽出器が構成されていてもよく、当該装置は、補償信号を制御するために上記指標を用いる。この構造は、動きアーチファクトの効率的な補償及び従って最小化を可能にする。
【００１９】
本発明の他の観点によれば又は上記形態の１つ又はそれ以上によれば、装置は、上記少なくとも１つのセンサ電極の少なくとも１つの出力信号のセンサ信号電力の推定値又はセンサ信号エントロピの推定値を決定し、上記平均電圧を規定された値にするために上記少なくとも１つのセンサ電極の上記少なくとも１つの出力信号に基づいてフィードバック信号を生成する推定器を有していてもよい。
【００２０】
上記形態の任意の１つにおいて又は他の形態によれば、上記装置は、適応電力の最小化を与えるように構成されていてもよい。この電力の最小化は、動きによって生じる電力の指標となり、動きによって生じる電力を低減する。
【００２１】
１つ又はそれ以上の形態によれば、装置は以下の、すなわち、
センサ信号電力Ｐ（ｔ）の最小化を達成するために補償信号Ｖ∧ＡＶ（ｔ１）を適合させる反復最適化アルゴリズムを用いることと、
により与えられる補償信号Ｖ∧ＡＶ（ｔ１）を更新すること（ここで、収束速度及び定常状態におけるノイズを制御する適応定数αが与えられる。）と、
有限差分近似、すなわち、
によって勾配の推定値を得ることと、
局所勾配を決定する変調又はウォブリングを用いることと、
上記電力を決定するために、センサ信号をプレフィルタリングし、或る周波数帯域のみを用いることと、
適応シャノンエントロピの最小化を用いることと、
信号の確率質量関数ｐ（ｘ）により情報エントロピ、すなわち、
を決定することと、
確率質量関数の推定値ｐ∧（ｘ）から
を得ることと、
を得ることとの少なくとも１つ又はそれ以上のために任意の組み合わせで構成された手段を有していてもよい。
【００２２】
上記形態の任意の１つにおいて、本発明の他の観点によれば又は上記若しくは下記の形態から独立した他の形態において、伝達関数Ｖｏ／Ｖｂｉｏを等化する等化器が設けられていてもよく、Ｖｏは、関心のある電気生理学的信号Ｖｂｉｏを受信するバッファ増幅器の出力信号であり、上記装置は、等化が達成されるように上記伝達関数Ｖｏ／Ｖｂｉｏを適応制御する。この手法は、優れた信号の測定を与える。
【００２３】
上記形態の任意の１つにおいて、本発明の他の観点によれば又は上記若しくは下記の形態から独立した他の形態において、方法が、
容量性の生体信号の検知の上記バッファ入力容量を等化する目的のために少なくとも１つの参照電極を用いて参照信号Ｖｒｅｆを上記体に与えることと、
上記参照信号を上記関心のある信号において予想される最大周波数よりも大きい値に変調することと、
測定され、バッファリングされた上記参照信号から与えられた上記参照信号を差し引くことと、
結果として生じた上記信号を復調し、ローパスフィルタにかけ、増幅を制御するためにこの信号を用いることと
の少なくとも１つを有していてもよいし、上記装置がこれらのうちの少なくとも１つのために構成される手段を有していてもよい。従って、動きによって生じる信号の効果的な抑制が与えられる。
【００２４】
上記形態の任意の１つにおいて又は他の形態において、フィードバック機構は、上記バッファ増幅器の利得を１倍にするために、該フィードバック機構内に積分器を有していてもよい。
【００２５】
上記形態の任意の１つにおいて又は他の形態において、デジタル領域内に等化スキーム又は上記機能の他のものを実現するデジタル回路が設けられていてもよく、これは、高い効率及び良好なフレキシビリティを与える。
【００２６】
本発明の他の観点によれば、上記形態の任意の１つにおいて又は上記若しくは下記の形態から独立した他の形態において、方法が、上記動きによって生じる信号をできる限り小さくするために上記体と電極との間の上記平均電圧を制御することと、上記センサ電極の容量の測定された変化を用いて上記入力信号を再構成することと、再構成された上記入力信号を処理することにより補償信号を引き出すこととのうちの少なくとも１つを有していてもよく、上記装置が、上記動きによって生じる信号をできる限り小さくするために上記体と電極との間の上記平均電圧を制御し、上記センサ電極の容量の測定された変化を用いて上記入力信号を再構成し、再構成された上記入力信号を処理することにより補償信号を引き出す制御器を有していてもよい。
【００２７】
本発明の更なる観点によれば、体の少なくとも１つの電気生理学的信号を測定する方法であって、動きによって生じる信号を低減する又はできる限り小さくするために容量センサ電極と上記体との間の平均電圧を制御する機能を有する当該方法が与えられる。
【００２８】
本発明の他の観点によれば、コンピュータプログラムが、動きによって生じる信号を低減する又はできる限り小さくするために容量センサ電極と体との間の平均電圧を制御するステップをコンピュータに実行させるプログラムコード手段を有していてもよい。
【００２９】
本発明の１つ又はそれ以上の実施の形態は、上記特徴の任意の１つ若しくはそれ以上又は従属請求項の任意の１つ若しくはそれ以上とそれぞれの独立請求項との任意の組み合わせでもあり得ることを理解されたい。
【００３０】
本発明の実施の形態の１つ又はそれ以上は、動きによって生じる信号が、皮膚と電極との間の電場及びその電場に沿った動き成分に比例するという見識に基づいている。
【００３１】
１つ又はそれ以上の実施の形態は、動きによって生じる信号が低減される又はできる限り小さくされるように容量電極と体との間の平均電圧を制御するフィードバック機構を提案する。
【００３２】
本発明のこれらの観点及び他の観点は、以下に説明する実施の形態から明らかであり、以下に説明する実施の形態を参照して明らかにされる。
【図面の簡単な説明】
【００３３】
【図１】測定機構を説明する基本図を示している。
【図２】本発明に係る一実施の形態の図を模式的及び例示的に示している。
【図３】本発明に係る更なる実施の形態の図を模式的及び例示的に示している。
【図４】本発明に係る更なる実施の形態を示している。
【図５】本発明に係る更なる実施の形態を示している。
【図６】本発明に係る更なる実施の形態を示している。
【図７】本発明に係る更なる実施の形態を示している。
【図８】本発明に係る更なる実施の形態を示している。
【図９】本発明に係る更なる実施の形態を示している。
【図１０】本発明に係る更なる実施の形態を示している。
【図１１】本発明に係る更なる実施の形態を示している。
【図１２】本発明に係る電極の配置の更なる実施の形態を説明している。
【図１３】本発明に係る電極の配置の更なる実施の形態を説明している。
【図１４】本発明に係る電極の配置の更なる実施の形態を説明している。
【図１５】本発明に係る電極の配置の更なる実施の形態を説明している。
【図１６】本発明に係る電極の配置の更なる実施の形態を説明している。
【図１７】本発明に係る電極の配置の更なる実施の形態を説明している。
【図１８】本発明に係る他の実施の形態を例示的に示している。
【図１９】図１８の実施の形態の観点を例示している。
【図２０】図１８の実施の形態の観点を例示している。
【図２１】本発明に係る他の実施の形態を例示的に示している。
【図２２】測定曲線を表している。
【図２３】本発明に係る実施の形態の変形例を説明している。
【図２４】本発明に係る実施の形態の変形例を説明している。
【図２５】本発明に係る他の実施の形態のブロック図を例示的に示している。
【図２６】電力曲線図を表している。
【図２７】本発明に係る更なる実施の形態を説明している。
【図２８】本発明に係る更なる実施の形態を説明している。
【図２９】本発明に係る更なる実施の形態を説明している。
【図３０】本発明に係る更なる実施の形態を説明している。
【図３１】電圧比−時間図を表している。
【図３２】電圧比−時間図を表している。
【図３３】本発明の実施の形態に係る回路構成を示している。
【図３４】本発明の実施の形態に係る回路構成を示している。
【図３５】本発明の１つ又はそれ以上の実施の形態に係るデジタル設計を説明している。
【図３６】本発明の一実施の形態に係るブロック図を示している。
【図３７】本発明の実施の形態に係る回路構成を示している。
【図３８】本発明の実施の形態に係る回路構成を示している。
【発明を実施するための形態】
【００３４】
一般に、電気生理学的信号の非接触（容量）測定は、長時間の使用の間の皮膚の炎症、自由な動きから患者を制限すること及び患者に対して低い快適さを与えること、すなわち、患者がモニタリングされていることを意識するという欠点を克服することができる。
【００３５】
以下に説明される１つ又はそれ以上の実施の形態による技術では、人間の組織がキャパシタプレートの１つの役割を果たし、センサのプレート電極が他のコンデンサプレートの役割を果たすキャパシタが効果的に形成される。容量の検出では、皮膚へのガルバニック接触は不要（すなわち、非接触検出）であり、それにより、良好な電気的接触を確立するために皮膚の準備及び導電性ゲルの付いた粘り気のあるパッチを必要としない。これは、明らかに有利であり、特に、長期にわたる測定が行われる必要がある場合に有利である。
【００３６】
図１は、バッファ増幅器２を伴う容量センサ電極１の回路図の基本的な図を示している。このセンサは、患者の体若しくは皮膚３の近く又は患者の体若しくは皮膚３に接して配され、高インピーダンスバッファ増幅器２に接続された平行板コンデンサを有している。測定電極に接続されたバッファ２は、インピーダンスレベルが干渉に影響を及ぼされることなくケーブルを通して測定系に運ばれるようにインピーダンスレベルを高抵抗から低抵抗に変えることができる。
【００３７】
図１では、式
Ｖａｃ／Ｖｄｃ＝ｄａｃ／ｄｄｃ （１）
が当てはまる。Ｖｄｃはキャパシタ電極１、３間の平均電位差であり、Ｖａｃはバッファ増幅器２により検出される動きによって生じた電圧変化であり、ｄｄｃはキャパシタ電極１，３間の平均距離であり、ｄａｃはキャパシタ電極１、３間の動きによって生じた時間距離である。
【００３８】
より複雑な構造の場合には、上記挙動はわずかに変化するが、本質的には同じである。
【００３９】
電極１で実際に測定されるａｃ信号Ｖｍｅａｓｕｒｅｄは、皮膚３における動きによって生じる信号Ｖａｃと所望の生体信号Ｖｂｉｏとを足したものである。所望の信号又は動きについての更なる情報が無い場合、これらの信号を分離することは容易ではない。
Ｖｍｅａｓｕｒｅｄ＝Ｖａｃ＋Ｖｂｉｏ （２）
【００４０】
基本的には、異なる電位の2つの平行なキャパシタプレート間の電場においては、プレート間の動きによって生じる距離の変化が、電場及び距離の変化に比例して望ましくない信号を引き起こす。
【００４１】
２つの平行なキャパシタプレートが等しい平均電位に保持されている場合、（外部ソースによる）電場は、この時プレートのほとんど外側にある。センス電極は、適切なシールド又はアクティブガードによりこれらの外的影響から遮蔽される。明らかに、例えば電源からの外的な電場は、アクティブガード及び接地遮蔽（grounded shielding）のようなよく知られている適切なシールド技術により遮蔽される。しかしながら、皮膚３と電極１との間の電場は、所望の信号結合に欠かせない部分であり、遮蔽されることができない。実施の形態の１つ又はそれ以上によれば、電場は、例えば電極と皮膚との間の平均電圧を制御することにより及び／又は動きが生じる空間において制御不可能な電荷を発生させる任意の絶縁材料若しくは電気的に浮いている導体を避けることにより制御される。
【００４２】
皮膚と電極との電位差は、２つの表面の材料の違いからも生じる。これらの電位差は、真空中での仕事関数の差、電解質環境中におけるガルバニ電池電位及び空気中でのラビングされた電極に関する帯電列に関係がある。上記電位差は、材料及び表面の状態に依存し、仕事関数及び電解質電位については典型的にはボルトのオーダーである。空気中の表面については、非常に似た電位差が存在し、それらは、温度、湿度、コンタミネーション、酸化によって１ボルトの十分の幾らか変化する。人間の皮膚の場合には、表面電位は、多くの生理学的観点にも依存する。例えば、皮膚のナトリウム及びカリウムイオン密度は、水分補給（hydratation）及び伸び（stretching）に依存する。従って、体とセンス電極とが同じガルバニ電位にあるときであっても、電極−体間の距離の変化と組み合わせられて動きによって生じる信号を引き起こす皮膚と電極との間の大きな電場が依然として存在し得る。
【００４３】
実施の形態の１つ又はそれ以上によれば、生じる動き信号をできる限り小さくするように体と電極との間の平均電圧を制御するメカニズム又は機能が与えられている。以下に説明される実施の形態に係る方法及びデバイスは、体と電極との間の電場を効果的に最小化し、従って、動きアーチファクトの根本的原因を取り除く。
【００４４】
体３と電極１との間の平均電圧を制御するために、体３とガルバニック接触する参照電極４が設けられる。上記制御は、種々のやり方で達成されることができ、例えば図２ないし図１１の回路図を参照されたい。
【００４５】
図２は、参照電極４の電圧が参照電極４に接続された電圧源５によって制御される実施の形態である。この実施の形態では、電圧源５は、参照電極４とグランド又は参照電位部６との間に接続されている。抵抗７は、参照電位部６とバッファ２との間に接続されている。
【００４６】
図３、図４は、センス電極１の電圧が電圧源又は電流源により制御される実施の形態を示している。図３では、電圧源８が抵抗７を介してセンス電極１に接続されている。この実施の形態では、参照電極４は、グランド又は参照電位部６に直接接続されている。電圧源８は、抵抗７の１つの端子とグランド又は参照電位部６との間に接続されている。抵抗７の他の端子は、バッファ２及びセンス電極１に接続されている。
【００４７】
図４では、電流源９が、センス電極１の出力部とグランド又は参照電位部６との間に接続されている。この実施の形態では、抵抗７は、電流源9に並列接続されている。参照電極４は、グランド又は参照電位部６に直接接続されている。この実施の形態では、センス電極１の出力部は、通常、抵抗７の１つの端子、バッファ増幅器２の入力部及び電流源９の端子に接続されている。抵抗７の他の端子は、グランド又は参照電位部６に接続されている。
【００４８】
バッファ増幅器２及び並列抵抗７の入力インピーダンスが極めて高いと、例えば、１０ギガオーム又は５０ギガオームよりも大きいと、例えば図４の電流源の解決策は、積分制御回路のように効果的に機能する。
【００４９】
他の実施の形態では、最小化フィードバック機構において体３とセンス電極１との間の電圧を制御するために生じた動き信号を測定することができる任意の技術が用いられる。幾つかの例は、以下の通りである。動きが分からないとき、（例えば、所望の信号の周波数帯域外にある）自然の動きによって生じる信号（の全部又は一部）がセンス電極信号から分離されるようにセンス電極信号に対して後処理フィルタリング技術が適用され、この分離された信号が最小化スキームにおけるフィードバックのために用いられる。これは、最小化に向かう適切な方向を見出すための幾つかの段階的な又は変調されたフィードバック信号を含んでいる。これは、以下に述べられる実施の形態において更に説明される。
【００５０】
動きが他の手段により、例えば、アクチュエータによって生じる既知のモーションシステムから又は加速度計若しくは光センサ等のような分離した動きセンサから分かっていると、この既知の動きが、適切なフィードバック信号を得るためにセンス電極１からの信号と関連付けられる／多重される。平均の関連付け／多重の結果が、知らされるので、追加の変調をする必要なくフィードバック信号として直接用いられ得る。以下に述べられる実施の形態において例が与えられる。
【００５１】
フィードバック回路自体は、測定電極１又は体の参照電極４に影響を与え、回路のグランド６は、体の参照電位部に選択されるか又は電極電位部若しくは他の電位部の近くに選択される。
【００５２】
これらの実施の形態又は他の実施の形態では、体３と電極１との間の平均電圧が制御される。
【００５３】
動きアーチファクトをできる限り小さくする体と電極との間の平均電圧が温度ドリフト及び電気化学的な表面変化に対しては専らゆっくりと変化するので、フィードバックループは相対的に遅い。体と電極との間の最適な平均電圧の場合、上記動きによって生じる信号は、広範囲の周波数に関して最小化される。フィードバックループは系の種々の他のゆっくりと変化するオフセットを自動的に補償することにも注意されたい。
【００５４】
体と電極との間の平均電圧を制御するために、フィードバックシステムと体及び電極の両方とのガルバニック接続が必要とされる。しかしながら、フィードバックは相対的に遅く、漏れ電流のみが克服されなければならないので、当該ガルバニック接触に関する要求は、非常に穏やかである。例えば、わずかに導電性の媒質を介して専ら間接的に体３に触れている参照電極４でも十分である。極端であるが実際のケースは、例えば、テキスタイルの層を介して体３と明らかな容量的なつながりがあり、非常に不十分な導電性の接触のみを持つ相対的に大きい電極４である。不十分な導電性の接触は、相対的に遅いフィードバックに対して及びクリッピングを避けるには十分である。参照電極４の容量部分は、ここでは上述した形態と同じように動きアーチファクトを引き起こす。しかしながら、複数の容量センサが同じ参照電極に接続され、それらの複数の容量センサ間の電圧の差を専ら測定する場合は、参照電極４の動きによって生じる信号は同相信号である。この同相信号は、容量センサ内の更なる寄生性の影響が適宜に避けられるとき、差動又は計装用増幅器により容易に除去される。
【００５５】
図５は、大きいコモン容量性参照電極１１からの動きアーチファクトが差動又は計装用増幅器１６により除去される実施の形態を示している。クリッピングを防止するために、参照電極１１と皮膚３との非常にわずかなガルバニック伝導のみが必要とされる。図５の実施の形態は、上述したように接続された図４の構成要素を有するとともに、更に、第２のセンス電極１２と、センス電極１２の出力部とグランド又は参照電位部６との間に接続された電流源１４を含んでいる。この実施の形態では、抵抗１３が電流源１４と並列に接続されている。参照電極１１は、グランド又は参照電位部６と、抵抗７，１３及び電流源９，１４の端子とに直接接続されている。この実施の形態では、センス電極１２の出力部は、通常、抵抗１３の１つの端子、バッファ増幅器１５の入力部及び電流源１４の端子に接続されている。抵抗１３の他の端子は、グランド又は参照電位部６に接続されている。バッファ２の出力部は差動増幅器１６の非反転入力部に接続されているのに対して、バッファ１５の出力部は差動増幅器１６の反転入力部に接続されている。バッファ２，１５の出力部と増幅器１６の入力部との接続は、相互接続素子によって反転されても又は与えられてもよい。
【００５６】
本発明の１つ又はそれ以上の実施の形態は、相対的に遅いフィードバックを用いるので、信号の品質を改善し、アーチファクトを除去しようとする多くの他の技術と組み合わせられ得る。例えば、標準的な動きアーチファクトフィルタリング技術は、種々の形で作用するので、本発明の実施の形態と組み合わせられ得る。
【００５７】
上記方法の実施の形態は、所望の電気生理学的信号の伝達関数における任意の動きによって生じる変化が補償される又はされないように実行される。例えば、中和が、これらのタイプの動きアーチファクトを低減するために用いられ、本発明の実施の形態と組み合わせて用いられる。
【００５８】
上述した若しくは以下に述べられる実施の形態又はより一般的にはＤＲＬ（ｄｒｉｖｅｎ−ｒｉｇｈｔ−ｌｅｇ）システムのような同相（common mode）干渉を低減する生体信号増幅器に加えられる電気回路の利点は、電極１、１２のような２つ又はそれ以上の測定電極間の望ましくない同相信号が低減されることである。実際の実現は、典型的には、体３と電極との間の平均電圧も設定する。本発明に係る１つ又はそれ以上の実施の形態のフィードバックは相対的に遅く、望ましくない同相信号は５０Ｈｚ又は６０Ｈｚの送電網の周波数のような非常に高周波であるので、そのようなＤＲＬシステム及び上記説明された実施の形態の利点は容易に組み合わせられる。
【００５９】
以下に、共通に設けられた複合電極を用いる動きアーチファクトが低減される容量センサの実施の形態が説明される。
【００６０】
上述したように、電気生理学的測定用の容量センサは、容量電極と体との間の変化する距離のために動きアーチファクトに悩まされる。これらのアートファクトは、大体の場合、皮膚と電極との間の平均電場の存在のためである。以下に述べられる又は上述した実施の形態の１つ又はそれ以上によれば、動きによって生じる信号が低減される又はできる限り小さくされるように容量電極と体との間の平均電圧を制御するために共通に設けられた複合電極からの測定信号を組み合わせることが提案される。
【００６１】
共通に設けられた複合電極からの信号を組み合わせることにより、動きによって生じた信号に関して情報が得られる。２、３又はそれ以上の電極が用いられる。３電極解決策の特定の選択が、以下により詳細に説明される。実施の形態は、関連する測定回路及び電極についての詳細を与える。
【００６２】
以下に説明される実施の形態では、極めて低い入力キャパシタンス、極めて高い入力キャパシタンス、低オフセットの要求に応じ、平均電極電圧を制御する回路素子が与えられる。更に、適切な信号の組み合わせのためのアナログ回路の一例が与えられる。
【００６３】
加えて、実施の形態の１つ又はそれ以上に従って対称性の要求を満たすことができる幾つかの電極形状が示される。
【００６４】
上述したように、図１に示されているバッファ増幅器２を伴う容量センサ電極１の基本的な回路図では、式
Ｖａｃ／Ｖｄｃ＝ｄａｃ／ｄｄｃ （３）
が当てはまる。
【００６５】
動きによって生じる信号Ｖａｃの基礎となる量Ｖｄｃ、ｄｄｃ及びｄａｃは、実際の状況では本質的に未知数である。
【００６６】
電極で実際に測定されるａｃ信号Ｖｍｅａｓｕｒｅｄは、皮膚における動きによって生じた信号Ｖａｃと所望の生体信号Ｖｂｉｏとを足したものであり、これは、所望の信号又は動きについての更なる情報が無い場合、容易に分離されない。
Ｖｍｅａｓｕｒｅｄ＝Ｖａｃ＋Ｖｂｉｏ （４）
【００６７】
実施の形態の１つ又はそれ以上によれば、本質的に同じ場所で皮膚の電位を測定する複数の電極を組み合わせる場合、それらの電極は本質的に同じＶｂｉｏを共有するが、異なる平均電圧及び／又は異なる平均距離において、動きについての情報が得られ、動きアーチファクトが低減された信号を得るために適切なフィードバック信号が与えられる。
【００６８】
実施の形態の１つ又はそれ以上によれば、３電極解決策が与えられる。この上記概念の変形例が、より詳細に説明される。本質的には同じ（未知数の）生体信号Ｖｂｉｏを感知し、本質的には同じ（未知数の）動きｄａｃを経る３つの共通に設置された電極ａ，ｂ及びｃが用いられる。電極ａは、（未知数の）平均距離ｄ及び（未知数の）平均電圧Ｖにある。電極ｂは、平均距離ｄ＋Δｄ及び平均電圧Ｖ＋ΔＶにあり、電極ｃは、同じく平均距離ｄ＋Δｄにあるが、平均電圧Ｖ−ΔＶにある。静的形状パラメータΔｄ及び静的電圧差ΔＶは既知である。生じた動き信号を式に当てはめると、３つの電極に関する以下の測定信号に達する。
Ｖａ＝Ｖｂｉｏ＋Ｖｄａｃ／ｄ （５）
Ｖｂ＝Ｖｂｉｏ＋（Ｖ＋ΔＶ）ｄａｃ／（ｄ＋Δｄ） （６）
Ｖｃ＝Ｖｂｉｏ＋（Ｖ−ΔＶ）ｄａｃ／（ｄ＋Δｄ） （７）
【００６９】
これらの測定信号を組み合わせることにより、未知数Ｖｂｉｏ及びｄａｃが取り除かれ、未知数Ｖとｄとの有用な関係、例えば、
Ｖ＝ｄ（ΔＶ／Δｄ）（Ｖｂ＋Ｖｃ−２Ｖａ）／（Ｖｂ−Ｖｃ） （８）
が築かれる。
【００７０】
電極と皮膚との間の距離ｄは、既知ではないが、明らかに正でなければならない。
【００７１】
従って、信号の組み合わせ
（Ｖｂ＋Ｖｃ−２Ｖａ）／（Ｖｂ−Ｖｃ） （９）
は、未知数Ｖに比例し、比例定数が分からなくても、比例定数の符号は分かる。従って、この式は、未知数Ｖをゼロに向けて駆動するためにフィードバックスキームにおいて用いられる。これは、本質的には電極のための電場をゼロにして、順に電極の測定信号をＶｂｉｏに等しくし、従って、動きアーチファクトをなくす。測定信号の他の関数も考えられる。
【００７２】
３信号間の関係を明確にするために、更に、まず、回路が最適平均電圧Ｖ＝０あたりにおいて平衡である状況が考えられる。このケースでは、電極ａの測定信号Ｖａは、所望の生体信号Ｖｂｉｏを直接表し、電極ｂ及びｃの測定信号Ｖｂ及びＶｃは、＋／−ΔＶｄａｃ／（ｄ＋Δｄ）の電位差だけその周りに対称的にそれる。言い換えれば、電圧差Ｖｂ−ＶａとＶａ−Ｖｃとは等しい。この時、３つの電極全ての平均電圧がＶ＞０であるように上昇すると、電極ｂと電極ａとの電圧差は
Ｖｂ−Ｖａ＝ｄａｃ（ｄΔＶ−ＶΔｄ）／ｄ（ｄ＋Δｄ） （１０）
となり、電極ａと電極ｃとの電圧差は
Ｖａ−Ｖｃ＝ｄａｃ（ｄΔＶ＋ＶΔｄ）／ｄ（ｄ＋Δｄ） （１１）
となる。
【００７３】
明らかに、電極ｂ及びｃの信号はもはや電極ａの周りに対称的ではなく、この効果は未知数の平均電圧Ｖをゼロに駆動するフィードバック信号を生成するために活用される。
【００７４】
上述した関数以外にも、多くの他のフィードバックの可能性が存在する。例えば、Δｄ＞０かつΔＶ＞０であると、以下の関数、すなわち、
ｅｘｐ（Ｖｂ−Ｖａ）−ｅｘｐ（Ｖａ−Ｖｃ）＝ｅｘｐ（ｄａｃΔＶ／（ｄ＋Δｄ））ｓｉｎｈ（−ｄａｃＶΔｄ／ｄ（ｄ＋Δｄ）
が用いられ得る。
【００７５】
上記式を素早く変化する動きｄａｃの関数として扱うと、式中のｓｉｎｈ（）関数は、ゼロのまわりに非対称であり、−Ｖに比例した傾きを持つ一方で、指数関数は、常に正の傾きを有する正である。従って、この関数の平均値は、Ｖ＝０の望ましい状況に向けてシステムを駆動するために用いられる未知数Ｖと反対の符号を持つゼロではない値である。ｌｏｇ（Ｖｂ−Ｖａ）−ｌｏｇ（Ｖａ−Ｖｃ）又は（Ｖｂ−Ｖａ）２−（Ｖａ−Ｖｃ）２のような多くの他の非線形関数が同様の結果をもたらす。
【００７６】
通常、ゼロではない（が未知数の）動きｄａｃが存在する。動きが存在しない場合、動きアーチファクトは生じない。提案される３電極解決策は、３つの電極と測定値との十分な対称性を与える。すなわち、３つの測定系のオフセット及び利得は十分に等しく、測定値に及ぼす寄生の影響は低く、上記に規定された変数ΔＶ、Ｖ、Ｖｂｉｏ、ｄ、Δｄ及びｄａｃは、３つの電極全てに関して十分に等しい値である。これは、全て、適切な電子的及び幾何学的設計により達成される。設計の電子的観点及び幾何学的観点の幾つかが、以下に説明される。上述した３電極解決策の変形例が考えられる。より多くの電極を追加することは、より多くの情報及びより正確なフィードバックを与える。
【００７７】
２つの電極のみを用いる実施の形態は、できる限り小さい動きアーチファクトのため、この平均電圧を最適化するフィードバックを与える他の機構を改善するために用いられ得る。別の動き推定機構と組み合わせられた同じ距離にあるが、異なる平均電圧にある２つの共通に設けられた電極が、最適化に向けて正しい方向に平均電圧を駆動するために用いられる。同じ平均電圧にあるが、異なる距離にある２つの共通に設けられた電極は、動きアーチファクト信号の生体信号からの分離に役立つ。
【００７８】
以下に、幾つかの回路図面が説明される。各センス電極に対して、容量的に感知される電極信号をできる限り忠実に信号に変換し、電極の平均電圧の制御を可能にもする回路２０（図６）が与えられる。この機能は、「イン」ポート２１に接続された電極の容量性信号を出力部２３において出力信号Ｖｏｕｔに忠実に変換する一方で、入力２２により与えられるレベルＶｒｅｆで電極の平均電圧を保持する電極バッファ増幅器を表す参照符号２０によって図６に示されている。
【００７９】
図７に、標準的な超高入力インピーダンス演算増幅器２４を用いたこの機能の基本的な実現が示されている。図７の実施の形態は、単位（１倍）利得を伴う非常に高入力インピーダンスのバッファ増幅器２４を用いて電極バッファ増幅器を簡単に実現している。参照電圧が、入力部２２から抵抗２６を介して入力部２１にも接続された増幅器２４の非反転入力部に供給される。増幅器２４の出力２３は、単位利得を与えるためにフィードバックループ２５を介して該増幅器の反転入力部に直接フィードバックされる。
【００８０】
図７の回路は、生体信号のフィルタリングがほとんどない高入力インピーダンス用の抵抗２６の望ましい高いＲ１値と、増幅器の入力バイアス電流による望ましくないオフセットとの間のトレードオフを与える。
【００８１】
図８は、入力段のオフセットを減少させ又は取り除き（積分器の入力電圧のオフセットのみを残す）、更に高く回路の入力インピーダンスのレベルを上げるメカニズムを与える追加の積分回路２７，２８を加えることによりこのトレードオフを大いに克服する実施の形態を示している。演算増幅器２７は、積分器として機能するためにそのフィードバックループ内にキャパシタ２８及び抵抗３０を有している。出力部２３は分圧器に接続されており、分圧器は接続点が増幅器２７の反転入力部に接続されている直列接続された抵抗２９、３０を有する。入力部２３は、更に、第２の分圧器に接続されており、第２の分圧器は、接続点が増幅器２７の非反転入力部に接続されている、出力部２３とＶｒｅｆ入力部２２との間に直列接続された抵抗３１、３２を有する。
【００８２】
時定数Ｒ２×Ｃ１（構成要素２９、２８）は、オフセット補償のゆっくりとした積分を駆動し、抵抗３０（Ｒ３）は、より高い周波数において相安定性を向上させる手段を与え、抵抗３１に対する各抵抗の和の比（Ｒ５＋Ｒ４）／Ｒ４は、回路の効果的な入力インピーダンスための倍率としての役割を果たす。
【００８３】
実際には、これらの回路は、動きにより変化する皮膚−電極間の容量とともに回路の信号伝達関数において望ましくない動きアーチファクトを作り出す大きな入力容量を持っている。既に述べたように、これは既知のアクティブガード及び中和回路により低減され得る。
【００８４】
図９は、能動的に結合された増幅器の電源レールのために入力容量が大きく低減される回路の一例の形の実施の形態を示している。図９は、増幅器の内部電源レールを単位利得出力部と能動的に結合することにより入力容量を効果的に取り除く可能性を示している。この技術は、外部の寄生容量（ここでは図示せず）に対する既知のアクティブガードとオプションで組み合わせられる。図９に示されている回路は、増幅器３３の出力を該増幅器の反転入力部に直接接続する負のフィードバックループ３４を有する単位利得増幅器３３を使用している。この回路は、＋１５Ｖのレールから例えば＋５Ｖの正の供給電圧を与える標準的な電力レギュレータ３５と、−１５Ｖのレールから例えば−５Ｖの負の供給電圧を与える標準的な電力レギュレータ３７とを有している。レギュレータ３５，３７の＋５Ｖ、−５Ｖの電圧出力は、それぞれのキャパシタ３６、３８により増幅器３３の出力３９に接続され、参照される。図示されている回路は、標準的な電力レギュレータを使用しているが、例えば、チャージポンプ、バッテリーのような浮動電源又は変圧器を用いた同じ基本的な考えを使用する他の回路も考えられる。この実施の形態及び他の実施の形態では、任意の寄生容量がアクティブシールドされるか、又は単位利得出力に能動的に結合される。
【００８５】
図１０は、３電極解決策を実現する一実施の形態の基本的な実現を説明する図を示している。電極４０、４２に対応する電極ｂ及びｃは、電極ａ（電極４１）よりも皮膚からわずかに更に離れている。フィルタブロック４３は、図６に示され、図６を参照して説明されたような回路２０を介して電極ａ、ｂ及びｃから信号を受け取り、各電極４０〜４２の平均電圧についての適切なフィードバック信号を生成し、動きアーチファクトが大きく低減された出力信号４４を生成する。
【００８６】
フィルタブロック４３及び３つのバッファ増幅器２０は、デジタル回路を含む多くのやり方で実行され得る。
【００８７】
図１１は、３電極解決策に関して考えられるアナログフィルタの実現を具現化する実施の形態を示している。図１１は、提案される３電極解決策の単純化されたアナログの実現を示している。ここでは、電流源５１と、ダイオード４６（Ｄ１）及び５０（Ｄ２）と、演算増幅器４７とが、電極４０〜４２に対する回路２０のＶｒｅｆ入力部に印加される＋ΔＶ及び−ΔＶの参照電圧を与え、キャパシタＣ１とともにダイオード４８（Ｄ３）及び５２（Ｄ４）が測定された電極信号から適切な非線形フィードバック機能を導き出す。非線形フィードバック回路の効果的な動きフィルタリング時定数は、電流源５１により供給される電流で割られたキャパシタンス４９（Ｃ１）に比例する。キャパシタンス４９の一端子は、増幅器４７の非反転入力部、ダイオード４８のカソード及びダイオード５２のアノードに接続されている。キャパシタンス４９の他の端子は、電極４１と結合された回路２０の出力部及び出力部５３に接続されている。ダイオード４６，５０は、増幅器４７の出力部と電流源５１との間に直列につながれている。ダイオード４６のアノードは、電極４０に結合された回路２０のＶｒｅｆ入力部に接続されている。ダイオード４６のカソードは、電極４１に結合された回路２０のＶｒｅｆ入力部に接続され、ダイオード５０のカソードは、電極４２に結合された回路２０のＶｒｅｆ入力部に接続されている。
【００８８】
上述した及び以下に述べる共通に設けられた電極を用いる実施の形態に関して、提案される手法のオプションの特徴は、電極４０〜４２が、本質的に同じ生体信号Ｖｂｉｏを測定し、皮膚の表面と電極表面との間に本質的に同じ電気電位差Ｖを共有し、本質的に同じ動きｄａｃを共有するとともに、電極ｂ及びｃが、皮膚から本質的に同じ共通の距離にあることである。講じる第１の手段は、電極４０〜４２を近くに組み立てることであり、皮膚表面においてそれらを位置決めする好適な機械的取り付けを与える。
【００８９】
図１２は、例えば三つ組（triplet）又は三角形の形に配された、同じ信号及び動きを経験する近くに共通に設けられた電極４０〜４２（ａ、ｂ及びｃ）を示している。
【００９０】
皮膚の湾曲、電極の傾斜及び皮膚の表面に沿った信号勾配に対して感受性を低くするために、より対称の電極アセンブリを用いることが有効であり、例えば、図１３、１４、１５を参照されたい。図１４、１５の実施の形態では、電極ｂ及びｃのそれぞれが、複数の電極セグメントに分割されている。図１４の実施の形態では、電極ｃ，ｂのセグメントが、中心の電極ａを取り囲む円に沿って交互に配されている。これらの複数の電極のセグメントは、当該電極用の信号バッファ増幅器に電気的に接続されている。図１４の実施の形態は、電極ｂと電極ｃとの容量の対称性も維持するより対称な電極アセンブリを与える。電極ｂの種々のセグメントは電気的に接続されている。同じことが電極ｃについて当てはまる。
【００９１】
図１５の実施の形態では、電極ｂ，ｃの電極セグメントは、中心の電極のａの周りにマトリクス状に配されており、４倍の対称性を示す。
【００９２】
電気回路の適切な動作のために、ある最小の電気表面領域が必要とされる。電極の共通設置を更に優れたものにするために、上記領域を複数のより小さい電極セグメントに分割することが可能であり、図１６及び図１７を参照されたい。これは、皮膚及び信号の勾配に対する距離の小さい偏差の更に優れた平均化を与える。セグメント内の文字は、それぞれのセグメントが関係する電極を示している。図１６，１７の両方の実施の形態は、多数のより小さい電極にわたる平均化を与える。セグメント内の文字は、各セグメントに関連する電極を表している。図１６はハニカム状の構造を示し、図１７は電極セグメントが交互に配されたマトリクス状の配列を示している。
【００９３】
明らかに、より多くの形状が同様に有利に可能である。３ではない異なる数の共通に設けられる電極を用いた他の解決策の場合、同様の推論がわずかに異なる電極のパターンをもたらす。
【００９４】
電極間容量はかなり大きく、複数の電極セグメントを用いると増大する傾向があることに注意されたい。そのような作用を避ける又は低減するために、電極は適切なアクティブガード方式を用いて互いに遮蔽される（ここでは図示せず）。電極が意図された皮膚領域のみに曝されるように外部電場もまた適切にガードされる。
【００９５】
単独で実行されてもよいし、上述した実施の形態の１つ又はそれ以上と自由に組み合わせられてもよい本発明に係る実施の形態の１つ又はそれ以上によれば、容量性の生体電気感知における動きアーチファクトの減少は、振動プローブを用いて達成される。
【００９６】
上述したように、例えば電気化学的電位差と増幅器のバイアスオフセットとによる皮膚−電極間の距離の変化と皮膚−電極の容量性カップリングを通したオフセット電圧（すなわち、電場）の存在との組み合わせは、電気生理学的測定においてアーチファクトを引き起こす。以下に説明される本発明に係る実施の形態では、フィードバック機構と組み合わせて振動容量性プローブを用いてオフセット電圧を補償することによりアーチファクトを著しく減少させる方法及びデバイスが提案される。
【００９７】
上述した実施の形態では、動きによって生じる信号は、電極と皮膚との間の電場とこの電場に沿った動き成分との両方に比例する。上述したように、体と電極との間の平均電圧は、体と電極との間の電場及び従って動きによって生じる信号ができる限り小さくなるように能動的に制御され得る。体と電極との間の平均電圧を制御するために、参照電極が設けられる。小さく、ゆっくりと時間的に変化する電圧のみが制御される必要があるので、そのガルバニック接続に関する要求は非常に穏やかである。例えば、わずかに導電性の媒質を介して専ら間接的に体に触れている参照電極でも十分である。上記制御は、種々のやり方で実現されることができ、電極−体間の電圧降下を制御する種々の構成を説明する幾つかの例に関しては添付図面の図２ないし図４の回路図を参照されたい。以下の記載は、体と電極電界との容量性カップリングをどのようになくすかの解決策について説明する。
【００９８】
上述したように、例えば電気化学的電位差と増幅器のバイアスオフセットとによる皮膚−電極間の距離の変化と皮膚−電極の容量性カップリングを通したオフセット電圧（すなわち、電場）の存在との組み合わせは、電気生理学的測定においてアーチファクトを引き起こす。この問題の詳細な説明が、容量の電気生理学的測定の模式図を示した図１８によって与えられる。左から右に向かって、この図は、生体電気信号５５（Ｖｂｉｏ（ｔ））、Ｎ（ｔ）に従って時間的に変化する皮膚−電極間キャパシタンス５７（Ｃｅ）、バッファ増幅器６０の入力キャパシタンス５４（Ｃｉ）、バイアス抵抗５９（Ｒｂｉａｓ）、及びフィードバックループ６１と、関連する出力Ｖｏｕｔ（ｔ）とを伴うバッファ増幅器６０を示している。ＤＣは、入力キャパシタンス５７（Ｃｅ）間のオフセット電圧を表している。
【００９９】
この実施の形態では、入力キャパシタンスＣｉが既知の中和技術を用いて取り除かれると仮定している。図１９に、センサの伝達関数及び周波数応答がそれぞれ示されている。図１９において、容量センサの伝達関数は左側に示され、容量センサの周波数応答は右側に示されている。
【０１００】
図２０は、皮膚−電極のカップリングを通したオフセット電圧がない場合とある場合とをそれぞれ組み合わせた時間的に変化する皮膚−電極のカップリングの影響を示している。図２０は、時間的に変化する皮膚−電極のカップリング（６０Ｈｚ）でのシミュレーションされたセンサの出力電圧を示している。ｔ＝０ｓから２００ｍｓまで生体電気信号（１０ｍＶ／３０Ｈｚ）が測定されている。２００ｍｓを超えてから、５０ｍＶのオフセット電圧が加えられ、センサの読み出しにおいて明らかにアーチファクトを招いている。
【０１０１】
図２１ないし図２４に係る実施の形態では、同期検出器及びフィードバック機構と組み合わせて振動容量性プローブを用い、皮膚−電極間のキャパシタンス（すなわち、電場）間の電圧降下を補償することによってアーチファクトを著しく減少させる方法及びデバイスが提案される。この観点が、図２１によってより詳細に説明される。図２１は、動きアーチファクトの補償を伴う容量生体電気センサの一実施の形態を説明している。図２１は、生体電気信号５５（Ｖｂｉｏ（ｔ））、Ｎ（ｔ）に従って時間的に変化する皮膚−電極間キャパシタンス５７（Ｃｅ）、バッファ増幅器６０の入力キャパシタンス５４（Ｃｉ）、バイアス抵抗５９（Ｒｂｉａｓ）、及びフィードバックループ６１と、関連する出力Ｖｏｕｔ（ｔ）とを伴うバッファ増幅器６０を示している。
【０１０２】
動きアーチファクト信号Ｓ（ｔ）は、自然動き信号（natural motion signal）Ｎ（ｔ）のオフセット電圧ＤＣ倍に等しい。
Ｓ（ｔ）＝ＤＣ・Ｎ（ｔ） （１２）
【０１０３】
オフセット電圧を中和する、すなわち、強制的にＤＣ＝０にすることにより、動きアーチファクトが最小化される。この目的を達成するためにここで説明される方法及びデバイスは、以下の通りである。
【０１０４】
参照振動Ｒ（ｔ）を容量性プローブ、例えば、電極１、１２のようなセンサ電極に加えると、単位利得増幅器６０の入力部に与えられる
Ｓ（ｔ）＝ＤＣ・（Ｎ（ｔ）＋Ｒ（ｔ）） （１３）
の動きアーチファクト信号がもたらされる。
【０１０５】
乗算器６３において式（１３）にライン６２を介して与えられる参照振動Ｒ（ｔ）を掛け合わせると、
Ｍ（ｔ）＝ＤＣ・（Ｎ（ｔ）＋Ｒ（ｔ））・Ｒ（ｔ）
＝ＤＣ・Ｎ（ｔ）・Ｒ（ｔ）＋ＤＣ・Ｒ（ｔ）２ （１４）
となる。好ましくは、Ｒ（ｔ）は、Ｒ（ｔ）＝ｒｃｏｓ（ωＲｔ）と記述される正弦波であり、その結果、
Ｍ（ｔ）＝ＤＣ・Ｎ（ｔ）・Ｒ（ｔ）＋１／２・ＤＣ・ｒ２＋１／２・ＤＣ・ｒ２ｃｏｓ（２ωＲｔ） （１５）
である。
【０１０６】
オシレータ５６により生成される上記振動の周波数ωＲは、好ましくは生体電気周波数帯域外にある。式（１５）の積分は、Ｍ（ｔ）のＡＣ部を平均する。次に、ＤＣのゼロからのずれを表す積分器６４のような積分器の出力信号が、参照電極、例えば電極４又は１１を介して体にフィードバックされ、加算器５８によって示されているように、ＤＣから効果的に差し引かれる。代替として、積分器６４の出力は、センス電極１、１２等にフィードバックされる。ループの収束後、これは、オフセット電圧の中和（ＤＣ＝０）及び従って動きアーチファクトの低減/除去をもたらす。
【０１０７】
図２２によれば、シミュレーションの結果は、この動きアーチファクトを低減する技術の効果を明らかに示している。図２２によれば、ｔ＝０ｓから０．２ｓまで生体電気信号（１０ｍＶ／３０Ｈｚ）が測定されている。ｔ＝０．２ｓにおいて、ＤＣ電圧（−５０ｍＶ）及び自然振動（６０Ｈｚ）が加えられ、これは明らかに動きアーチファクトを引き起こしている。ｔ＝０．６ｓにおいて、参照振動が与えられている。ｔ＝０．８ｓを超えてから、復調及びフィードバックループが作動し、これは明らかに動きアーチファクトの排除をもたらしている。すなわち、センサが動きを経験しているという事実にもかかわらず、生体電気信号のみを見ることができる。
【０１０８】
この観点に係る実施の形態は、上述したような積分器の使用に限定されるものではない。他のより理にかなったフィルタ／制御器、例えば、素早いループの収束と精度とを兼ね備えた適応帯域幅を持つ非線形制御器又はフィルタが考えられる。
【０１０９】
本発明のこの観点及び他の観点に係る実施の形態は、振動プローブの使用によって動きアートファクトのない生体電気信号を与える。
【０１１０】
電気生理学的信号からの動きによって生じる信号の統計的独立は、バネ又はカンチレバーのような弾性物体を介して筐体にセンサを機械的に取り付けることによって人工的に高められる。外部の動きによって刺激されると、結果として得られる質量−バネ系がその自然周波数において最初に周期的に振動（oscillate）する。結果として、センサ信号中の動きによって生じる信号は、先験的に知られている周波数範囲において生じ、振動の刺激が電気生理学的信号と関連しているにもかかわらず、周期的振動(oscillation）はない。
【０１１１】
実施の形態では、予め規定された基準に従う容量センサの振動が、種々のやり方で行われ得る。
【０１１２】
図２３及び図２４は、２つの考えられる実現を示している。本発明のこの観点は、これらの実施の形態に限定されないことに注意されたい。
【０１１３】
図２３は、センサ又は参照電極６８に取り付けられた振動素子７０が矢印６９の方向にセンサ又は参照電極６８を直接機械的に動かす当該センサ６７の実現を示している。振動素子７０は電線７１を介して動かされる。センサ６７の出力信号は、ライン７３を介してセンサ電極６８及び出力部に接続されたバッファ増幅器７２によって生成される。
【０１１４】
図２４は、振動素子７０がプローブカプセル、例えばセンサ６７のケースの外側又は内側に取り付けられ、矢印６９の方向にプローブカプセルを直接機械的に動かす他の実現を示している。振動素子７０は電線７１を介して動かされる。センサ６７の出力信号は、ライン７３を介してセンサ電極６８及び出力部に接続されたバッファ増幅器７２によって生成される。センサ６７は筐体７４内に配されている。
【０１１５】
図２３及び図２４では、電極６８及びバッファ増幅器７２の両方が、振動素子７０からのクロストーク及び外部干渉を適切に遮蔽される。
【０１１６】
以下の技術、すなわち、エレクトレットを使用した動きによる電磁誘導、電磁気的な動き、（積層されたアクチュエータのデザイン及びバイモルフのデザインを含む）ピエゾ、熱膨張を使用した動きによる電磁誘導、空気圧及び電気活性ポリマは、例えば振動を生成するために用いられる。上記振動素子が大きい所望の動きを作り出すことができない場合、小さい振動を大きい振動に変換するスマートレバーシステムを用いることが可能である。また、共鳴中で振動素子を動作させることも、例えばエネルギー消費を低減するために有効である。
【０１１７】
以下において、適応混合最小化を用いる動きアーチファクトが低減される容量センサを有する実施の形態が説明される。これらの実施の形態は、個々の解決策として用いられ、オプションで、上記に又は以下に説明される又は示される他の実施の形態の一部又は全部と組み合わせられ得る。
【０１１８】
上述したように、容量センサにおける動きアーチファクトは、電極−体の平均電圧を制御することにより低減される。以下の実施の形態は、センス電極信号から直接的にこの電圧の指標を抽出し、補償信号を制御するために該指標を用いることを提案する。平均電圧は、温度ドリフト及び電気化学的な表面変化のために時間的に専らゆっくりと変化するので、この制御系は相対的にゆっくりとしたペースで動作する。実施の形態の１つ又はそれ以上に係る提案される後処理方法は、動きによって生じる信号及び関心のある電気生理学的信号の統計的独立を利用する。混合は、部分的に加法的であるので、一実施の形態では、用いられる指標は平均センサ信号電力は補償信号に等しく、補償信号は平均電力ができる限り小さくなるように制御される。
【０１１９】
上述したように、動きによって生じる信号は、電極と皮膚との間の電場及びこの電場に沿った動き成分の両方に比例する。この見識に基づいて、体と電極との間の電場及び従って動きによって生じる信号ができる限り小さくされるように体の電極との間の平均電圧を積極的に制御することが上記において提案されている。体と電極との間の平均電圧を制御するために、参照電極が設けられる。小さく、ゆっくりと時間的に変化する電圧のみが制御される必要があるので、そのガルバニック接続に関する要求は非常に穏やかである。例えば、わずかに導電性の媒質を介して専ら間接的に体に触れている参照電極でも十分である。上記制御は、種々のやり方で実現されることができ、幾つかの例に関しては電極−体間の電圧降下を制御する種々の構成を示した図２ないし図４及び更なる図の回路図を参照されたい。
【０１２０】
以下の実施の形態では、後処理方法によってセンス電極信号から直接的に抽出される体と電極との間の平均電圧の指標を用いることが提案される。この観点に係る実施の形態は、センサ信号は、電気生理学的信号と動きによって生じる信号との（部分的に加法）混合されたものにより構成されるという見識に基づいている。更に、関心のある電気生理学的信号及び動きによって生じる信号は、統計的に独立していると仮定され、これは少なくともＥＣＧ及びＥＥＧ信号には妥当である。この指標は、動きアーチファクトの低減の有効性についてのフィードバックを得る手段を与え、平均電圧を能動的に制御するために用いられる。
【０１２１】
電気生理学的信号からの動きによって生じる信号の統計的独立は、バネ又はカンチレバーのような弾性物体を介して筐体にセンサを機械的に取り付けることによって人工的に高められる（例えば図２１ないし図２４を参照されたい。）。外部の動きによって刺激されると、結果として得られる質量−バネ系がその自然周波数において最初に周期的に振動する。結果として、センサ信号中の動きによって生じる信号は、先験的に知られている周波数範囲において生じ、振動の刺激が電気生理学的信号と関連しているにもかかわらず、周期的振動はない。
【０１２２】
図２５のブロック図は、上記問題及び本発明に係る実施の形態の両方の原理を模式的に示している。体と電極との間の平均電圧が存在する場合、センサ７８の伝達関数Ｓ（ｆ）の時間変化は、Ｓ（ｆ）ＶＡＶの形の動きアーチファクトを引き起こす。適応後処理ブロック８１は、センサの出力信号８０を解析し、体と電極との間の電場ができる限り小さくされ、動きによって生じる信号が低減されるように出力Ｖ∧ＡＶを生成する。後処理ブロック８１の出力Ｖ∧ＡＶは加算器７７に与えられる。加算器７７は、検知された信号ＶＢＩＯを平均電圧ＶＡＶに加算する加算器７６の出力を更に受け取る。ブロック８１を有するフィードバックループは、体と電極との間の平均電圧が温度ドリフト及び電気化学的な表面変化のために専らゆっくりと変化するので、フィードバックループは相対的に遅いことに注意されたい。体と電極との間の最適平均電圧の場合、動きによって生じる信号は広範囲の周波数に関して最小化される。フィードバックループは系の種々の他のゆっくりと変化するオフセットを自動的に補償することにも注意されたい。以下の実施の形態では、デジタル処理によって平均の電極−体間の電圧の指標を取り出すセンサ信号の解析についての種々の方法が提案される。その理由のために、センサ信号ｘ（ｔ）は適切にサンプリングされ、量子化されており、補償信号Ｖ∧ＡＶがデジタル領域から制御され得ることが仮定される。
【０１２３】
オプションで、増加する動きアーチファクトを引き起こす動きによって生じる電気生理学的信号の伝達の変化（Ｓ（ｆ）ＶＢＩＯ）は、この種の動きアーチファクトを低減するために中和を用いて補償される。これらの技術は、本発明の実現に従って以下に説明される実施の形態と組み合わせられ得る。
【０１２４】
実施の形態の１つ又はそれ以上によれば、適応電力最小化が与えられる。典型的には、少なくともＥＣＧ及びＥＥＧ信号は経時的な持続性及び規則性を示し、平均信号電力は専ら非常に穏やかに変化する。センサ信号は、電気生理学的信号と動きによって生じる信号との加法混合により構成され、従って、ＤＣのない信号の平均電力もまた体と電極との間の平均電圧の指標を与える。補償信号Ｖ∧ＡＶが変化すると、平均信号電力対制御信号を示した図２６に視覚化されているように、センサ信号の電力Ｐ及び従って動きによって生じる信号が最小化される或る値Ｐｍｉｎが存在する。
【０１２５】
勾配降下のような反復最適化アルゴリズムは、センサ信号電力Ｐ（ｔ）の最小化を達成するために補償信号を適合させる簡単な方法を提供する。補償信号Ｖ∧ＡＶをｔ＝ｔ０からｔ＝ｔ１まで更新する典型的なスキームは、
（１６）
により与えられる。ここで、適応定数αは、収束速度及び定常状態におけるノイズを制御する。任意の反復最適化アルゴリズムが適用され得るので、ここで示されている勾配降下法は、単に一例を成しているにすぎない。
【０１２６】
勾配の推定値を得る簡単な方法は、有限差分近似、すなわち、
（１７）
によるものである。ここで、ｔ０及びｔ１における補償信号の値は等しくないと仮定される。変調又はウォブリングに基づく他の方法もまた局所勾配を決定するために適用され得る。
【０１２７】
上記実施の形態では、センサ信号の平均電力が最小化の基準として用いられる。代替として、センサ信号はプレフィルタされることができ、電力が決定される或る周波数帯域が用いられる。実際のアプリケーションに依存して、この代替の手法は、電気生理学的信号と動きによって生じる信号とのより優れた分離を与え、方法のロバスト性を高める。
【０１２８】
１つ又はそれ以上の他の実施の形態によれば、適応シャノンエントロピの最小化が用いられる。シャノンエントロピは、信号の平均情報量を定量化する。センサ信号は、電気生理学的信号と動きによって生じる信号との加法混合により構成され、適応Ｖ∧ＡＶによるエントロピの最小化は動きアーチファクトを低減する手段を与える。上記情報エントロピは、信号の確率質量関数ｐ（ｘ）により決定される。すなわち、
（１８）
である。ここで、対数の底、例えばｅ、２又は１０が、フィードバックの単なる利得係数であるエントロピの単位を決定する。実際には、データは離散的であり、Ｈ（ｘ）は、典型的には確率質量関数の推定ｐ∧（ｘ）、例えばヒストグラムから得られ、従って、
（１９）
である。
【０１２９】
エントロピが低いほど、信号はより予測可能であり、より少ない情報が含まれている。再度、補償信号を更新するために反復最適化、例えば、最急降下が適用され、勾配は、例えば有限差分近似により得られ、従って、
（２０）
である。
【０１３０】
負エントロピ、非ガウス性（non-Gaussuanity）等のような他の情報理論的尺度に基づくアルゴリズムも、信号の独立成分の指標として用いられる。
【０１３１】
以下に、単独で又は上記若しくは下記において説明される若しくは示される他の実施の形態との任意の組み合わせで用いられる実施の形態が説明される。
【０１３２】
生体信号の容量の検知のための適応プローブの伝達等化が提案される。
【０１３３】
上述したように、動きによって生じるアーチファクトは、カップリング容量が被験体の動きにより生じる皮膚−電極間の距離の変化によって変化する場合に引き起こされ、これは測定される電気生理学的信号の劣化を招く。この問題は、測定が自由に動く被験体に対して行われるアプリケーションにおいてより大きくなる。
【０１３４】
図２７は、人間の体８４に接続され、容量センシング及びバッファリングを与える典型的なプローブ８３の電気モデルを示している。インピーダンスレベルを高抵抗から低抵抗に変えるために、バッファ８８（Ａ１）が測定キャパシタ８５Ｃｅに接続されており、その結果、インピーダンスレベルは干渉に影響されることなく測定系までケーブル８９を超えて運ばれる。このバッファ８８は、先験的に知られていない入力キャパシタンス８７を有している。しかしながら、上記バッファの入力キャパシタンス８７は、測定キャパシタンスＣｅと同じオーダーである。従って、容量分割の結果として、バッファ８８の出力信号Ｖｏは
Ｖｏ＝Ｃｅ／（Ｃｉ＋Ｃｅ）・Ｖｂｉｏ （２１）
により与えられる。ここで、Ｖｂｉｏは、関心のある電気生理学的信号である。動きの結果としてのＣｅの変化は、測定を低下させる伝達Ｖｏ／Ｖｂｉｏの変化を引き起こす。Ｃｅに依存しない伝達は、能動的「シールディング」Ｃｉにより、すなわち、Ｃｉを実質的にゼロにすることにより得られ、これは１に等しい伝達関数Ｖｏ／Ｖｂｉｏをもたらす。これは、図２８の実施の形態に示されるように行われる。
【０１３５】
図２７の実施の形態は、フィードバック電流Ｉｆ８６を与えることによりキャパシタ８７（Ｃｉ）の「シールディング」を実現する。或る量の電流ＩｆをＣｉを通って流れるノードに等しいバッファ入力ノードにフィードバックすることにより、ＣｉはＣｅから分かるように実質的にゼロにされる。すなわち、Ｃｉを通って流れる電流はＣｅによって全く供給されず、その結果、Ｃｅを通って流れる電流は存在しないので、電圧降下はＣｅの両端に現れない。従って、伝達関数Ｖｏ／Ｖｂｉｏは効果的に１に等しい。
【０１３６】
正確な量の電流Ｉｆのフィードバックは、シールドへのフィードバック電流Ｃｉを制御する方法を説明した図２８の回路を用いて達成される。ここでは、バッファ８８の出力Ｖｏは、非反転増幅器９０（Ａ２）を用いて増幅され、その後、フィードバックキャパシタ９１（Ｃｆ）を介してバッファ８８の入力にフィードバックされる。
【０１３７】
必要とされるバッファ９０（Ａ２）の出力電圧Ｖｆは、キャパシタ８７，９１の値及びバッファの利得が１に等しいという考え方から決定され、バッファ８８の正の入力についての電圧はＶｏに等しい。従って、
Ｖｏ＝Ｃｆ／（Ｃｉ＋Ｃｆ）・Ｖｆ （２２）
である。
【０１３８】
更に、バッファ９０（Ａ２）の出力信号は、バッファ９０の出力部とグランド又は参照電位部９４との間に直列に接続された制御可能な直列抵抗分割器９２（Ｒ２），９３（Ｒ１）に与えられる。バッファ９０の出力信号は、
Ｖｆ＝（Ｒ１＋Ｒ２）／Ｒ１・Ｖｏ （２３）
により与えられる。
【０１３９】
従って、Ｒ１は固定されていると仮定すると、ポテンショメータＲ２は
Ｒ２＝Ｒ１（Ｃｉ＋Ｃｆ）／Ｃｆ−Ｒ１
であるように調節されるべきである。
【０１４０】
この解決策は、バッファの入力容量の補償を与える。
【０１４１】
通常、先験的なＣｉは未知数である。以下に説明される解決策の場合、時間がかかり、従って費用のかかるプロセスである製造された各プローブに対するポテンショメータＲ２の調節をする必要がない。また、Ｃｉは、例えば温度の関数としてプローブの動作中変化し、これは伝達関数Ｖｏ／Ｖｂｉｏに１からのずれを生じさせる。測定は、バッファの入力キャパシタンス（Ｃｉ）を通って流れる電流が正確に補償される場合又はその場合に限ってプローブの容量（Ｃｅ）に依存しない。この解決策は、他のやり方では伝達Ｖｏ／Ｖｂｉｏが１倍からずれると生じる測定のロバスト性及び精度の低下を回避し、結果として動きアーチファクトに対する感度が高まる。この理由のために、本発明のこれらの実施の形態の目的は、電子工学の特徴がドリフトする場合であっても等化が達成されるように伝達関数Ｖｏ／Ｖｂｉｏを自動的及び適応的に制御することである。
【０１４２】
図２９は、本発明に係る一実施の形態を説明しており、伝達Ｖｏ／Ｖｂｉｏを等化するために使用されるフィードバック制御ループの模式的なブロック図を示している。図２９の実施の形態では、フィードバック制御ループは、バッファ段の伝達を適応制御するように構成されている。図２７、２８において使用されている参照符号の説明が、図２９の類似した参照符号に対して同じように当てはまる。この方法及びデバイスは、キャパシタ９６（Ｃｒ）を介して体８４に与えられるライン９８上の参照信号Ｖｒｅｆを使用する。オプションで、キャパシタ９６（Ｃｒ）の容量値は、キャパシタ８５（Ｃｅ）の容量値よりも非常に大きく、例えば、５倍以上、オプションで１０又は５０倍以上であり、体を通るバッファの出力部への参照信号の伝達は、バッファの出力部への生体信号の伝達と本質的に等しい。実際のアプリケーションにおいては、例えば図２ないし図５のプローブ電極１は、局所的な生体信号の測定を可能にするサイズに典型的には制限されるのに対して、例えば参照電極プレート４は、任意のサイズであるので、この条件は容易に満たされる。上記参照信号は、生体信号の測定を干渉すべきではなく、従って、（任意の値である）設定値を規定するリファレンス１００は、乗算器９９によって関心のある信号において予想される最大周波数、例えば数百Ｈｚを超えてうまく変調される。これらの２つの条件の下、参照信号の伝達の等化は、生体信号の伝達の等化をもたらす。参照信号を与えることは、容量性の生体信号検知のバッファ入力容量を等化する目的のために与えられることに注意されたい。
【０１４３】
等化は、図示されているフィードバック制御ループを用いて達成される。参照信号は、容量センサ９６により拾い上げられ、理想的には１であるが、最初はそれよりも小さい係数で増幅される。与えられた参照信号は、その後、測定され、バッファリングされた参照信号から減算器１０１を用いて差し引かれ、その結果、合計の増幅が１よりも小さい場合、この引き算の結果は参照信号の幾つかを依然として含んでいる。この信号は、乗算器９９に与えられる周波数と同じ周波数を用いて乗算器１０２により復調されて、ローパスフィルタにかけられ、１からの振幅のずれを示すＤＣ信号が得られる。この信号は、振幅を制御するために最後に用いられる。その目的のために、得られたＤＣ信号は、積分器１０３に与えられ、増幅器１０４により増幅され、その後、１倍に等しい増幅を設定するためにフィードバックキャパシタ９１（Ｃｆ）を介してフィードバックされる信号の量を制御するために用いられる。積分器１０３の使用は、定常誤差がゼロであるまで制御ループがフィードバック電流を変化させ続けることを意味する。すなわち、バッファ増幅器８８の出力部における信号は、与えられる参照信号に等しい。言い換えれば、その利得は１に等しい。関心のある信号、すなわちＶｂｉｏは、この時、減算器１０１の出力部に存在する。変調信号は図２９に示されているような正弦波に制限されるものではなく、スペクトル分布が興味のある信号のスペクトルからうまく分離される限りにおいては任意の波形である得ることに注意されたい。
【０１４４】
図３０は、シミュレーション中に用いられた図２９のブロックスキームを表す実際の回路を示している。ここでは、参照電圧Ｖ２は、関心のある信号Ｖｂｉｏに加えられるＣ７を介して体に与えられる。全信号がＣ４により表される容量センサを介してバッファＵ１に伝達される。その後、参照信号は、バッファ信号から差し引かれ、その結果は、参照信号との掛け算によりＤＣに復調される。その後、復調された信号は、ローパスフィルタリングされ、積分される。反転積分器（Ｕ２）の出力は、バッファの入力キャパシタンスＣ３をシールドするために、フィードバックキャパシタＣ２を介して入力部にフィードバックされる前にバッファの出力信号が増幅されるべきであるファクタを表している。
【０１４５】
図３０に示されているような乗算器として変調及び復調が実現され得るが、スイッチを使用しても実現されることに注意されたい。
【０１４６】
極めて大きい抵抗Ｒ２は、任意の演算増幅器のバイアス電流にグランドへの経路を与える所謂ブリーダであることに注意されたい。抵抗Ｒ２は、回路の動作に影響を及ぼさず、実際の実現では省略され得る。
【０１４７】
上記シミュレーションでは、振幅１Ｖ及び周波数１０ｋＨｚの参照信号が用いられた。生体信号は、０．１Ｖの振幅及び１００Ｈｚの周波数を持つように選択された。図３１は、（図２９の１０３に対応する）積分器の出力信号を示しており、明らかに、５０ｍｓ以内に定常値に収束している。図３２は、（図２９の１０１に対応する）減算部の出力信号を示しており、これは、収束後、すなわち、正しい補償電流がフィードバックされた後、与えられたＶｂｉｏに等しいべきである。実際には、まず最初に、信号中に存在する大きい参照信号成分があり、収束するとゼロに低減され、信号Ｖｂｉｏのみが残ることが分かる。
【０１４８】
Ｃｅの変化が、ｔ＝０，０５ｓにおいてスイッチＵ３を閉じることにより更にシミュレートされ、その時間においてＣｅが１０ｐＦから２０ｐＦまで変化している。減算の出力部における信号、すなわち、関心のある信号を示した図３２から、上記関心のある信号はＣｅの変化に影響を及ぼされないことが分かる。
【０１４９】
明らかに、帯域幅及び利得は、収束及び追跡速度を決定するが、精密等化も決定する。具体的な設定は、プローブの設計及びアプリケーションの要求に対して変えられる。
【０１５０】
図３３に示されている更なる実施の形態では、復調後に参照信号の減算が行われ、一定の値が差し引かれる。１Ｖの振幅を持つ参照信号の場合、復調が２倍の減衰を引き起こすので、引かれる値は０．５Ｖに等しいことに注意されたい。この場合、関心のある信号はバッファの出力に現れるが、この実施の形態では、１０ｋＨｚにおいて参照成分を取り除くためにオプションで依然としてローパスフィルタにかけられる。
【０１５１】
図３４に示されている他の実施の形態では、０．５Ｖの一定値を積分器Ｕ２の正の入力に与えることにより減算が行われる。この実施の形態は、離散的減算が必要とされないという利点を有している。図３４では、ローパスフィルタＲ４，Ｃ８が、関心のある信号Ｖｂｉｏを得るためにバッファＵ１の出力信号をフィルタにかけるため更に使用される。
【０１５２】
更なる実施の形態では、等化方法のデジタル実現を示した図３５に視覚化されているように等化スキームがデジタル領域において実現される。この図及び／又は他の図における同様の参照符号は、同様の構成要素を示している。上記参照信号は、デジタル制御系１１３により作られ、デジタル・アナログ変換器（ＤＡＣ）１１０によって体８４に与えられる。バッファ８８の出力信号は、アナログ・デジタル変換器（ＡＤＣ）１１１によりデジタル化され、制御ユニット１１３に送られる。その後、１１３のデジタル領域において復調、フィルタリング及び積分が行われる。フィードバック信号は、バッファの出力信号から推定され、ＤＡＣ１１２を介して又は代替として乗算型ＤＡＣを介してバッファの入力部に与えられる。
【０１５３】
上述した幾つかの実施の形態では、体と電極との間の電位及び従って動きによって生じる信号ができる限り小さくされるように体と電極との間の平均電圧を能動的に制御することが提案される。更に、感知電極信号から直接的にそのような電圧の指標を抽出し、補償信号を制御するためにその指標を用いることが提案される。提案される後処理方法は、動きによって生じる信号及び関心のある電気生理学的信号の統計的独立を利用する。混合は部分的に加法的であるので、用いられる指標は、オプションで平均センサ信号電力と等しく、補償信号は、平均電力ができる限り小さくされるように制御される。
【０１５４】
以下に説明される実施の形態では、動きによって生じる信号をできる限り小さくするために体と電極との間の平均電圧の能動的制御が提案される。補償信号を得る他のやり方が与えられる。これらの実施の形態では、電極の容量の測定された変化を用いて入力信号を再構成すること及び再構成される信号の更なる処理から補償信号を得ることが提案される。更に、電極キャパシタンスの変化は分かっているので、電気生理学的信号に対する時間的に変化するキャパシタンスの変調の影響が取り除かれる。負荷（Ｒ）、浮遊容量（Ｃｉ）のような容量検出回路のパラメータは、既知であるか又は推定され得る。
【０１５５】
図３６の実施の形態では、生体信号ＶＢＩＯ及び信号ＶＡＶを加算する加算器１２０が設けられている。加算器１２０の出力信号ＶＩＮは、更なる加算器１２２に供給される。更なる加算器１２２は、他の入力部においてフィードバック信号Ｖ∧ＡＶを受け取り、その出力信号を更なる加算器１２３に供給する。加算器１２３の他の入力部は、信号発生器１２１により生成される信号を受け取る。加算器１２３の出力部は、時間的に変化する容量性カップリングを与えるブロック１２４に接続されている。バッファ増幅器１２５はブロック１２４の出力部に接続されており、出力信号Ｖｏを生成する。この出力信号Ｖｏは、Ｃｅ（ｔ）を推定する推定回路１２７の入力部と、Ｖｉｎ及び加算器１２２の入力部にフィードバックされる補償信号を導き出す回路１２６の入力部に供給される。
【０１５６】
図３７及び図３８は、図３６の２つの等価回路図を示している。これらの回路図は、本発明のこの実施の形態を説明するために用いられる。
【０１５７】
電極容量の変化（Ｃｅ（ｔ））は、例えば既知の信号注入技術を用いることにより測定される。挿入電圧Ｖｉｎｓは、入力信号中の関心のある周波数よりも非常に大きい周波数Ｆｃの搬送波であり得る。出力部において、この搬送波は、時間に依存するファクタＣｅ（ｔ）／（Ｃｉ＋Ｃｅ（ｔ））によって変調され、これはＣｅ（ｔ）の再構成を可能にする。時間的に変化する容量Ｃｅ（ｔ）を推定するこの方法は、他の好適な方法によって置き換えられ得る。
【０１５８】
以下に、ブロック１２６において実現されるようなＶｉｎ及び補償信号を導き出す方法が説明される。
【０１５９】
バッファ１２５により生成される図３７、３８の出力信号Ｖｏは、以下のように、すなわち、
（２５）
のように入力信号Ｖｉｎに関連している。式（１）は、以下のように書き換えられる。
（２６）
【０１６０】
従って、Ｖｏ（ｔ）、Ｃｅ（ｔ）、Ｒ、Ｃｉ及びＱｉｎｉｔが既知である場合、Ｖｉｎは再構成され得る。
【０１６１】
Ｑｉｎｉｔは、例えば、１／Ｃｅ（ｔ）の時間的に変化する部分とＶｉｎ（ｔ）との相関がゼロに等しい、すなわち、Ｔの好適な値について
（２７）
と仮定することにより推定される。これは、Ｑｉｎｉｔの線形方程式をもたらす。この手順は、信号電力
ができる限り小さくなるようにＱｉｎｉｔを選択することと等価である。
【０１６２】
その後、再構成されたＶｉｎの平均から補償信号が導き出される。
【０１６３】
ＤＣオフセットはボルトのオーダーであり、測定される生体信号は典型的にはミリボルトのオーダーであることに注意されたい。これは、Ｑｉｎｉｔの上記の計算における小さい相対誤差が再構成された信号における大きい相対誤差を依然として与えることを意味する。能動的補償、すなわち、補償信号によるＤＣオフセットの低減が与えられるのはこのためである。
【０１６４】
本発明の実施の形態の用途は、電気生理学の分野（ＥＣＧ、ＥＭＧ、ＥＥＧ、ＥＯＧ、ＥＨＧ、…）が調べられる又は測定される任意のアプリケーションを含んでいる。本明細書及び図面において開示されたセンサのような容量センサが適用され得るそのようなアプリケーションの任意の１つが、可能性のある候補である。容量センサが用いられる幾つかの例は、患者モニタ（主に、ＥＣＧ）、ＥＥＧ検出機器（臨床的）、脳コンピュータインターフェース（ＢＣＩ）、赤ん坊の状態若しくは子宮活動を監視するセンサを含む妊婦帯、筋肉の過負荷若しくはＲＳＩを防止するために筋肉の使用を監視するＥＭＧ検出機器、身体的活動／運動中にＥＣＧ若しくはＥＭＧを監視する機器又は電気生理学的信号に基づいて感情を読み取る機器である。容量センサは絶縁材料により測定される固有の性能を持っているので、例えば火傷の場合に包帯を介して測定する又は「スマートベッド」において電気生理学的信号を測定するような新たな可能性が生じる。
【０１６５】
実施の形態は、例えば、十分なロバスト性を有する容量センサをオプションで伴う患者モニタリングセクタにおいて適用される。更に、実施の形態は、体のバイタルサインのユーザにやさしい検査（例えば、ＥＣＧ）が有効であるホームモニタリングの分野において用いられ得る。
【０１６６】
本発明に係る実施の形態は、電気生理学的信号（例えば、ＥＣＧ、ＥＭＧ、ＥＥＧ等）の測定、特に非接触による測定が行われる医療・福祉機器、ＣＥ製品及び他のアプリケーションに適用される。一例として、例えば夜間に測定にプラットフォームを与えるスマートベッドのために実施の形態が用いられる。
【０１６７】
開示された実施の形態に対する他の変形例は、図面、開示及び添付の特許請求の範囲の研究から、特許請求された発明を実践する際に当業者によって理解され、もたらされ得る。
【０１６８】
特許請求の範囲において、「有する」という語は他の構成要素又はステップを排除するものではなく、不定冠詞「a」又は「an」は複数を排除するものではない。
【０１６９】
単一のユニット又はデバイスが、特許請求の範囲に列挙されている幾つかの要素の機能を果たし得る。互いに異なる従属請求項において幾つかの方策が列挙されているという単なる事実は、これらの方策の組み合わせが有利に用いられることができないことを示してはいない。
【０１７０】
幾つかの実施の形態又は従属請求項に挙げられている特徴は、どれでも任意の組み合わせで有利に組み合わせられ得る。
【０１７１】
本発明が図面及び上述の説明において詳細に図示及び記述されたが、そのような図示及び記述は、事例的又は例示的であり、限定的ではないと考えられるべきであり、本発明は開示された実施の形態に限定されるものではない。例えば、非生物学的信号のような他の信号を測定する実施の形態において本発明を機能させることが可能である。
【０１７２】
特許請求の範囲におけるいかなる参照符号もが、範囲を限定するように解釈されるべきではない。
【０１７３】
１つ又は幾つかのユニット又はデバイスにより実行される計算、プロセス、ステップ及び決定は、単一のユニットにより又は任意の他の数の異なるユニットによって実行され得る。上述した方法に従う計算及び決定及び/又はシステム及び/又はデバイスの制御は、コンピュータプログラムのプログラムコード手段として及び／又は専用ハードウェアとして実現され得る。
【０１７４】
コンピュータプログラムは、他のハードウェアとともに又は他のハードウェアの一部として与えられる光記憶媒体又はソリッドステート媒体のような適切な媒体に記憶／配布され得るが、インターネット又は他の有線若しくは無線通信システムを介してのような他の形態でも配信され得る。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
体の少なくとも１つの電気生理学的信号を測定する装置であって、
少なくとも１つの容量センサ電極と、
動きによって生じる信号を低減する又はできる限り小さくするために前記少なくとも１つの容量センサ電極と前記体との間の平均電圧を制御する機構と
を有する、当該装置。
【請求項２】
体の近くに又は体とガルバニック接触して配された少なくとも１つの参照電極を有し、前記少なくとも１つの参照電極が、電圧源、電流源又は参照電位部に接続された、請求項１記載の装置。
【請求項３】
差動増幅器の入力部に結合された少なくとも２つのセンサ電極を有する、請求項１記載の装置。
【請求項４】
本質的に同じ電気生理学的信号を測定し、体に対して互いに異なる距離に配された及び／又は異なる平均電圧を供給される少なくとも２つのセンサ電極を有し、前記平均電圧を規定された値に導くためにフィードバック信号が前記センサ電極の出力信号に基づいて生成される、請求項１記載の装置。
【請求項５】
バッファ増幅器の入力部に与えられる前記センサ電極の出力信号を前記バッファ増幅器の出力信号に変換し、前記バッファ増幅器の他の入力部に与えられる信号により規定されるレベルに前記センサ電極の平均電圧を保持する少なくとも１つの当該バッファ増幅器が設けられた、請求項１記載の装置。
【請求項６】
少なくとも３つのセンサ電極を有し、前記少なくとも３つのセンサ電極は、
三角形状に、
同心円状に、
全ての電極のセグメントが散在した形で分布している小さいセグメントの形式で、又は
環状若しくはマトリクス状の形式で配されたセグメントで
配された、請求項４記載の装置。
【請求項７】
前記センサ電極、参照電極又は前記センサ電極若しくは前記参照電極を支持する若しくは収容する支持体若しくはケースの少なくとも１つを振動させるオシレータ又はバイブレータと、前記平均電圧を低減する又はできる限り小さくするためにフィードバック信号を生成する前記オシレータ又はバイブレータに結合されたフィードバックループ部とを有する、請求項１記載の装置。
【請求項８】
前記オシレータ又はバイブレータの周波数が、測定される前記電気生理学的信号の生体電気周波数帯域外にある、請求項７記載の装置。
【請求項９】
前記少なくとも１つのセンサ電極と体との間の平均電圧の指標を前記センサ電極の信号から抽出する抽出器を有し、当該装置が、フィードバック信号を生成するために前記指標を用いる、請求項１記載の装置。
【請求項１０】
前記少なくとも１つのセンサ電極の少なくとも１つの出力信号の電力の推定値又はエントロピの推定値を決定し、前記平均電圧を規定された値にするために前記少なくとも１つのセンサ電極の前記少なくとも１つの出力信号に基づいてフィードバック信号を生成する推定器を有する、請求項１記載の装置。
【請求項１１】
伝達関数Ｖｏ／Ｖｂｉｏを等化する等化器を有し、Ｖｏは、関心のある電気生理学的信号Ｖｂｉｏを受信するバッファ増幅器の出力信号であり、当該装置は、等化が達成されるように前記伝達関数Ｖｏ／Ｖｂｉｏを適応制御する、請求項１記載の装置。
【請求項１２】
容量性の生体信号の検知の前記バッファ入力容量を等化する目的のために少なくとも１つの参照電極を用いて参照信号（Ｖｒｅｆ）を体に与えることと、
前記参照信号を前記関心のある信号において予想される最大周波数よりも大きい値に変調することと、
測定され、バッファリングされた前記参照信号から与えられた前記参照信号を差し引くことと、
結果として生じた前記信号を復調し、ローパスフィルタにかけ、増幅を制御するためにこの信号を用いることと、
前記バッファ増幅器の利得を１倍にするフィードバック機構として実現される前記機構内に積分器を設けることと
の少なくとも１つのための手段を有する、請求項１１記載の装置。
【請求項１３】
前記動きによって生じる信号をできる限り小さくするために前記体と電極との間の前記平均電圧を制御し、前記センサ電極の容量の測定された変化を用いて前記入力信号を再構成し、再構成された前記入力信号を処理することによりフィードバック信号を生成する制御器を有する、請求項１記載の装置。
【請求項１４】
体の少なくとも１つの電気生理学的信号を測定する方法であって、
動きによって生じる信号を低減する又はできる限り小さくするために容量センサ電極と体との間の平均電圧を制御することを有する、当該方法。
【請求項１５】
動きによって生じる信号を低減する又はできる限り小さくするために容量センサ電極と体との間の平均電圧を制御するステップをコンピュータに実行させるプログラムコード手段を有する、コンピュータプログラム。
【請求項１】
体の少なくとも１つの電気生理学的信号を測定する装置であって、
少なくとも１つの容量センサ電極と、
動きによって生じる信号を低減する又はできる限り小さくするために前記少なくとも１つの容量センサ電極と前記体との間の平均電圧を制御する機構と
を有する、当該装置。
【請求項２】
体の近くに又は体とガルバニック接触して配された少なくとも１つの参照電極を有し、前記少なくとも１つの参照電極が、電圧源、電流源又は参照電位部に接続された、請求項１記載の装置。
【請求項３】
差動増幅器の入力部に結合された少なくとも２つのセンサ電極を有する、請求項１記載の装置。
【請求項４】
本質的に同じ電気生理学的信号を測定し、体に対して互いに異なる距離に配された及び／又は異なる平均電圧を供給される少なくとも２つのセンサ電極を有し、前記平均電圧を規定された値に導くためにフィードバック信号が前記センサ電極の出力信号に基づいて生成される、請求項１記載の装置。
【請求項５】
バッファ増幅器の入力部に与えられる前記センサ電極の出力信号を前記バッファ増幅器の出力信号に変換し、前記バッファ増幅器の他の入力部に与えられる信号により規定されるレベルに前記センサ電極の平均電圧を保持する少なくとも１つの当該バッファ増幅器が設けられた、請求項１記載の装置。
【請求項６】
少なくとも３つのセンサ電極を有し、前記少なくとも３つのセンサ電極は、
三角形状に、
同心円状に、
全ての電極のセグメントが散在した形で分布している小さいセグメントの形式で、又は
環状若しくはマトリクス状の形式で配されたセグメントで
配された、請求項４記載の装置。
【請求項７】
前記センサ電極、参照電極又は前記センサ電極若しくは前記参照電極を支持する若しくは収容する支持体若しくはケースの少なくとも１つを振動させるオシレータ又はバイブレータと、前記平均電圧を低減する又はできる限り小さくするためにフィードバック信号を生成する前記オシレータ又はバイブレータに結合されたフィードバックループ部とを有する、請求項１記載の装置。
【請求項８】
前記オシレータ又はバイブレータの周波数が、測定される前記電気生理学的信号の生体電気周波数帯域外にある、請求項７記載の装置。
【請求項９】
前記少なくとも１つのセンサ電極と体との間の平均電圧の指標を前記センサ電極の信号から抽出する抽出器を有し、当該装置が、フィードバック信号を生成するために前記指標を用いる、請求項１記載の装置。
【請求項１０】
前記少なくとも１つのセンサ電極の少なくとも１つの出力信号の電力の推定値又はエントロピの推定値を決定し、前記平均電圧を規定された値にするために前記少なくとも１つのセンサ電極の前記少なくとも１つの出力信号に基づいてフィードバック信号を生成する推定器を有する、請求項１記載の装置。
【請求項１１】
伝達関数Ｖｏ／Ｖｂｉｏを等化する等化器を有し、Ｖｏは、関心のある電気生理学的信号Ｖｂｉｏを受信するバッファ増幅器の出力信号であり、当該装置は、等化が達成されるように前記伝達関数Ｖｏ／Ｖｂｉｏを適応制御する、請求項１記載の装置。
【請求項１２】
容量性の生体信号の検知の前記バッファ入力容量を等化する目的のために少なくとも１つの参照電極を用いて参照信号（Ｖｒｅｆ）を体に与えることと、
前記参照信号を前記関心のある信号において予想される最大周波数よりも大きい値に変調することと、
測定され、バッファリングされた前記参照信号から与えられた前記参照信号を差し引くことと、
結果として生じた前記信号を復調し、ローパスフィルタにかけ、増幅を制御するためにこの信号を用いることと、
前記バッファ増幅器の利得を１倍にするフィードバック機構として実現される前記機構内に積分器を設けることと
の少なくとも１つのための手段を有する、請求項１１記載の装置。
【請求項１３】
前記動きによって生じる信号をできる限り小さくするために前記体と電極との間の前記平均電圧を制御し、前記センサ電極の容量の測定された変化を用いて前記入力信号を再構成し、再構成された前記入力信号を処理することによりフィードバック信号を生成する制御器を有する、請求項１記載の装置。
【請求項１４】
体の少なくとも１つの電気生理学的信号を測定する方法であって、
動きによって生じる信号を低減する又はできる限り小さくするために容量センサ電極と体との間の平均電圧を制御することを有する、当該方法。
【請求項１５】
動きによって生じる信号を低減する又はできる限り小さくするために容量センサ電極と体との間の平均電圧を制御するステップをコンピュータに実行させるプログラムコード手段を有する、コンピュータプログラム。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２２】
【図２３】
【図２４】
【図２５】
【図２６】
【図２７】
【図２８】
【図２９】
【図３０】
【図３１】
【図３２】
【図３３】
【図３４】
【図３５】
【図３６】
【図３７】
【図３８】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２２】
【図２３】
【図２４】
【図２５】
【図２６】
【図２７】
【図２８】
【図２９】
【図３０】
【図３１】
【図３２】
【図３３】
【図３４】
【図３５】
【図３６】
【図３７】
【図３８】
【公表番号】特表２０１２−５３２７３１（Ｐ２０１２−５３２７３１Ａ）
【公表日】平成２４年１２月２０日（２０１２．１２．２０）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１２−５２０１３４（Ｐ２０１２−５２０１３４）
【出願日】平成２２年７月６日（２０１０．７．６）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＩＢ２０１０／０５３０８９
【国際公開番号】ＷＯ２０１１／００７２９２
【国際公開日】平成２３年１月２０日（２０１１．１．２０）
【出願人】（５９００００２４８）コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ (12,071)
【Ｆターム（参考）】
【公表日】平成２４年１２月２０日（２０１２．１２．２０）
【国際特許分類】
【出願日】平成２２年７月６日（２０１０．７．６）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＩＢ２０１０／０５３０８９
【国際公開番号】ＷＯ２０１１／００７２９２
【国際公開日】平成２３年１月２０日（２０１１．１．２０）
【出願人】（５９００００２４８）コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ (12,071)
【Ｆターム（参考）】
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