WO2017208977A1

WO2017208977A1 - 電極シート及びこの電極シートを備える生体信号計測装置

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Publication number: WO2017208977A1
Application number: PCT/JP2017/019621
Authority: WO
Inventors: 毅関谷; 隆文植村; 徹平荒木; 秀輔吉本
Original assignee: Osaka University NUC
Current assignee: University of Osaka NUC
Priority date: 2016-06-03
Filing date: 2017-05-25
Publication date: 2017-12-07
Anticipated expiration: 2018-12-03
Also published as: EP3453322B1; US20190290158A1; US11707219B2; JP2017217098A; EP3453322A4; JP6949347B2; EP3453322A1

Abstract

配線に印加されるノイズの影響を抑制可能である電極シートを提供すること。また、配線に印加されるノイズの影響を抑制可能である電極シートを使用した生体信号計測装置を提供すること。　シート（１１）と、シート（１１）に形成され、シート（１１）上に露出している生体信号受信用電極（１２）と、シート（１１）に形成された生体信号増幅器（１３）と、外部の生体信号処理部（２０）に接続するためのインターフェース部（１４）と、生体信号受信用電極（１２）と生体信号増幅器（１３）の入力部（１３Ａ）とを接続する第１配線（１５）と、インターフェース部（１４）と生体信号増幅器（１３）の出力部（１３Ｂ）とを接続する第２配線（１６）と、を備えた電極シート。また、この電極シートを使用した生体信号計測装置。

Description

電極シート及びこの電極シートを備える生体信号計測装置

　本発明は、電極シート及びこの電極シートを備える生体信号計測装置に関する。

　従来、複数の電極１２と、リード線３２と、送信手段１８と、を備える生体信号計測装置が知られている。送信手段１８は、増幅手段３０、システムコントローラ４４、送信機２８等を備えている。この生体信号計測装置においては、複数の電極１２で受信された脳波信号（生体信号）がリード線３２を介して送信手段１８に入力される。送信手段１８に入力された脳波信号（生体信号）は、増幅手段３０で増幅された後、システムコントローラ４４の中のアナログデジタル変換器（Ａ／Ｄ変換器）でデジタル信号に変換された後、送信機２８からオペレータ・インタフェース２２に無線送信される。オペレータ・インタフェース２２は、脳波信号（生体信号）の波形解析等を行う（特許文献１参照）。

特表平１１－５１１３６７号公報

　特許文献１の生体信号計測装置において、リード線３２は、ノイズを受信するアンテナとして機能してしまう。そのため、複数の電極１２で受信され、リード線３２を伝送する脳波信号には、リード線３２で受信されたノイズが印加されることになる。よって、複数の電極１２で受信された脳波信号はノイズの影響を受けることになる。特に、脳波信号は、生体信号の中でも振幅は１～１０μＶ程度と小さいため、ノイズの影響を受け易い。

　ノイズの影響を受けた脳波信号を計測するためには、使用するＡ／Ｄ変換器のビット数を大きくする必要がある（例えば、２０ビット以上）。しかし、Ａ／Ｄ変換器のビット数を大きくすると、Ａ／Ｄ変換器の価格は一般的に高価になる。このように、ノイズの影響を受けた脳波信号を計測するためには、相対的に高価な計測装置が必要となり、望ましくない。よって、配線で印加されるノイズの影響は抑制されることが望ましい。

　本発明は、配線に印加されるノイズの影響を抑制可能である電極シートを提供することを目的とする。また、配線に印加されるノイズの影響を抑制可能である電極シートを使用した生体信号計測装置を提供することを目的とする。

（１）本発明は、シートと、前記シートに形成され、前記シート上に露出している生体信号受信用電極と、前記シートに形成された生体信号増幅器と、外部の生体信号処理部に接続するためのインターフェース部と、前記シートに形成された第１配線であって、前記生体信号受信用電極と前記生体信号増幅器の入力部とを接続する第１配線と、前記シートに形成された第２配線であって、前記インターフェース部と前記生体信号増幅器の出力部とを接続する第２配線と、を備えた電極シートに関する。

（２）前記第１配線の長さは、前記第２配線の長さよりも短くてもよい。

（３）前記生体信号受信用電極及び前記生体信号増幅器は複数形成されており、前記生体信号受信用電極及び前記生体信号増幅器の数は同じであってもよい。

　前記シートは、伸縮性を有するシートであり、前記シートにおける前記生体信号増幅器が形成された部分の伸縮性は、前記シートにおける前記生体信号増幅器が形成されていない部分の伸縮性よりも小さくてもよい。

（５）前記生体信号増幅器は、前記シート上に露出しなくてもよい。

（６）前記第１配線は直流除去用コンデンサを介して前記生体信号受信用電極と前記生体信号増幅器の入力部とを接続していてもよい。

（７）前記シートは、人の額に収まる大きさであり、前記生体信号増幅器は、１０ｋＨｚ以下の交流信号を増幅可能であってもよい。

（８）また、本発明は、（１）～（７）のいずれかの電極シートと、前記インターフェース部に接続された生体信号処理部と、を備え、前記生体信号受信用電極で受信した生体信号は前記生体信号増幅器で増幅され、増幅された前記生体信号は、前記インターフェース部を介して前記生体信号処理部に入力され、前記生体信号処理部は、入力された前記生体信号に対して所定の処理を行う生体信号計測装置に関する。

　本発明によれば、配線に印加されるノイズの影響を抑制可能である電極シートを提供することができる。また、配線に印加されるノイズの影響を抑制可能である電極シートを使用した生体信号計測装置を提供することができる。

本発明の一実施形態の生体信号計測装置のブロック図である。本発明の一実施形態の生体信号計測装置の外観図である。本発明の一実施形態の生体信号計測装置の被験者への装着例を示す図である。本発明の一実施形態の電極シートの分解斜視図である。（Ａ）～（Ｂ）は、本発明の一実施形態の電極シートに形成される生体信号増幅器１３の回路構成を示す図であり、（Ａ）は生体信号増幅器の回路構成の一例を示す図、（Ｂ）は生体信号増幅器の回路構成の他の一例を示す図である。本発明の一実施形態の電極シートの第２伸縮性シートにおける、生体信号増幅器１３を構成するＦＥＴが形成されている部分の断面図である。本発明の一実施形態の電極シートにおける生体信号増幅器を構成するＦＥＴの斜視図である。

　以下、本発明の一実施形態について、図面を参照しながら説明する。図１は、本発明の一実施形態の生体信号計測装置のブロック図である。図２は、本発明の一実施形態の生体信号計測装置の外観図である。図３は、本発明の一実施形態の生体信号計測装置の被験者への装着例を示す図である。

　図１や図２に示されるように、生体信号計測装置１は、電極シート１０と、生体信号処理部２０と、を備える。電極シート１０は、シートとしての伸縮性シート１１と、生体信号受信用電極１２と、生体信号増幅器１３と、インターフェース部１４と、第１配線１５と、直流除去用コンデンサ１５１と、第２配線１６と、電源供給線１７と、グランド供給線１８と、を備える。図１に示されるように、生体信号処理部２０は、実装用基板２１と、Ａ／Ｄ変換器２２と、デジタル信号処理部２３と、無線部２４と、電源管理部２５と、を備える。なお、Ａ／Ｄ変換器の前段には、適宜フィルタ（バンドパスフィルタ、ハイパスフィルタ、ローパスフィルタ等）が配置される（不図示）。

　図１においては、生体信号受信用電極１２、生体信号増幅器１３、第１配線１５、直流除去用コンデンサ１５１、第２配線１６、電源供給線１７及びグランド供給線１８は、簡略化のために、１系統分しか図示されていない。しかし、図２に示されるように、本実施形態では、生体信号受信用電極１２、生体信号増幅器１３、第１配線１５、直流除去用コンデンサ１５１、第２配線１６、電源供給線１７及びグランド供給線１８は、６系等分（複数系統分）存在する。

　図２においては、Ａ／Ｄ変換器２２と、デジタル信号処理部２３、無線部２４及び電源管理部２５の図示は省略されている。実装用基板２１において、Ａ／Ｄ変換器２２と、デジタル信号処理部２３、無線部２４及び電源管理部２５の実装位置は、様々に変更され得る。また、図２において、電源供給線１７及びグランド供給線１８の図示は、簡略化のため、省略されている。

　図２には、直流除去用コンデンサ１５１の一方の電極である直流除去用コンデンサ入力側電極１５１Ａが図示されている。直流除去用コンデンサ入力側電極１５１Ａは、生体信号受信用電極１２の近傍に配置されており、長方形の形状を有する。直流除去用コンデンサ１５１の全体構造は、図４を用いて後述する。また、生体信号増幅器１３は、伸縮性シート１１に内蔵されているため、図２では図示されていない。生体信号増幅器１３の配置については、図４を用いて後述する。

　伸縮性シート１１は、全方向に伸縮可能なシートであり、伸縮性を有する種々の材料で形成され得る。本実施形態において、伸縮性シート１１は、人の額に収まる大きさである。人の額に収まる大きさとは、例えば、５ｃｍ×１５ｃｍの矩形に収まる大きさである。また、伸縮性シート１１は、粘着性を有している。

　ただし、生体信号増幅器１３や直流除去用コンデンサ１５１の形状が伸縮によって変化すると、生体信号増幅器１３の信号増幅特性（例えば、周波数ごとの利得等。）が変化し得る。また、生体信号増幅器１３が破損する事もあり得る。よって、伸縮性シート１１における生体信号増幅器１３が形成された部分及び直流除去用コンデンサ１５１が形成された部分の伸縮性は、伸縮性シート１１における他の部分（生体信号増幅器１３が形成された部分や直流除去用コンデンサ１５１が形成されていない部分）の伸縮性よりも小さくされている。すなわち、伸縮性シート１１は、全体としては伸縮性を有するものであり、且つ、伸縮性の異なる２つの部分を有している。２つの異なる部分は、伸縮性の異なる材料で形成され得る。

　生体信号受信用電極１２は、伸縮性シート１１上に印刷された円形状の伸縮性導体である。伸縮性導体は、例えば、銀ナノワイヤーで形成された導体である。生体信号受信用電極１２は、伸縮性シート１１の伸縮に追随して伸縮可能である。図２に示されるように、生体信号受信用電極１２は、伸縮性シート１１上に６つ（複数）形成されている。生体信号受信用電極１２は、伸縮性シート１１上に露出している。

　生体信号増幅器１３は、入力部１３Ａと、出力部１３Ｂと、電源端子１３Ｃと、グランド端子１３Ｄと、を有する。生体信号増幅器１３は、電源端子１３Ｃに所定の電圧が供給され、グランド端子１３Ｄにグランド電位が供給されることによって動作する。生体信号増幅器１３は、入力部１３Ａに入力された生体信号を増幅し、出力部１３Ｂから出力する。生体信号増幅器１３は、１０ｋＨｚ以下の交流信号を線形増幅可能な増幅器である。生体信号増幅器１３は、１０ｋＨｚより大きい交流信号に対しては、増幅を行わない（正の利得を有さない）。生体信号増幅器１３は、伸縮性シート１１に内蔵されている（図４を用いて後述。）。なお、線形増幅可能とは、入力信号の振幅や位相が、生体信号処理部２０において解析可能な程度に保存されるように、入力信号を増幅可能なことをいう。また、１０ｋＨｚは、てんかん症状が発生した被験者の額から検出され得る周波数成分である。この１０ｋＨｚの周波数以下の周波数を解析できれば、ほぼすべての脳波信号の周波数成分を解析することができる。てんかん症状を検出する必要がない場合、生体信号増幅器１３は、１ｋＨｚ以下の交流信号を線形増幅可能な増幅器であってよい。

　インターフェース部１４は、電極シート１０を外部の生体信号処理部２０に接続するために、電極シート１０に備えられた部分である。インターフェース部１４は、ブリッジ部１４Ａと、コネクタ１４Ｂと、を備える。ブリッジ部１４Ａは、伸縮性シート１１につながっている。ブリッジ部１４Ａも伸縮性を有する材料で形成されている。ブリッジ部１４Ａは、伸縮性シート１１と一体的に形成されていてもよい。コネクタ１４Ｂは、一般的な携帯電子機器で使用されるコネクタが使用され得る。

　第１配線１５は、生体信号受信用電極１２と生体信号増幅器１３の入力部１３Ａとを接続する配線である。本実施形態においては、第１配線１５は、直流除去用コンデンサ１５１を介して、生体信号受信用電極１２と生体信号増幅器１３の入力部１３Ａとを接続している。本実施形態においては、第１配線１５は、直流除去用コンデンサ１５１よりも生体信号受信用電極１２側の配線（生体信号受信用電極１２と直流除去用コンデンサ入力側電極１５１Ａとを接続する配線）と、直流除去用コンデンサ１５１よりも生体信号増幅器１３側の配線（直流除去用コンデンサ出力側電極１５１Ｂと生体信号増幅器１３とを接続する配線）とで構成されることになる。

　直流除去用コンデンサ１５１は、生体信号受信用電極１２と生体信号増幅器１３の入力部との間に直列に接続されていることになる。直流除去用コンデンサ１５１は、生体信号の直流成分を除去するためのコンデンサである。本実施形態においては、第１配線１５は、生体信号受信用電極１２と生体信号増幅器１３の入力部１３Ａとを交流的に接続している。

　第２配線１６は、生体信号増幅器１３の出力部１３Ｂとインターフェース部１４とを接続する配線である。第１配線１５は、第２配線１６に比べて短い。

　電源供給線１７は、生体信号増幅器１３の電源端子１３Ｃとインターフェース部１４とを接続する配線である。グランド供給線１８は、生体信号増幅器１３のグランド端子１３Ｄとインターフェース部１４とを接続する配線である。

　第１配線１５、直流除去用コンデンサ１５１、第２配線１６、電源供給線１７及びグランド供給線１８は、生体信号受信用電極１２と同様に、伸縮性シート１１上に印刷された銀ナノワイヤーのような伸縮性導体である。第１配線１５、第２配線１６、電源供給線１７及びグランド供給線１８も、生体信号受信用電極１２と同様に、伸縮性シート１１の伸縮に追随して伸縮可能である。ただし、上述したように、直流除去用コンデンサ１５１は伸縮性シート１１における伸縮性が小さい部分に形成されるため、伸縮可能な材料で形成されているものの、第１配線１５、第２配線１６、電源供給線１７及びグランド供給線１８のようには伸縮しない。

　実装用基板２１は、柔軟性を有さない一般的なプリント配線基板や柔軟性を有するフレキシブル基板等が使用される。Ａ／Ｄ変換器２２は、アナログ信号をデジタル信号に変換する機能を有する。このＡ／Ｄ変換器２２は、８ビット程度の比較的安価なものが使用される。デジタル信号処理部２３は、デジタル信号に所定の処理を行う回路である。無線部２４は、外部のコンピュータ（サーバーやスマートフォン等）との無線通信を行う回路である。無線部２４は、例えば、ブルートゥース（登録商標）モジュールやＷｉ－Ｆｉモジュール等が使用される。

　電源管理部２５は、Ａ／Ｄ変換器２２、デジタル信号処理部２３及び無線部２４に電源電位及びグランド電位を供給する回路である。また、電源管理部２５は、インターフェース部１４を介して、生体信号増幅器１３に電源電位及びグランド電位を供給する。電源電位の供給には、電源供給線１７が用いられる。グランド電位の供給には、グランド供給線１８が供給される。

　次に、図３を参照しながら、生体信号計測装置１の使用方法について説明する。生体信号計測装置１は、インターフェース部１４のブリッジ部１４Ａにおいて折り畳まれる。よって、生体信号処理部２０は、伸縮性シート１１に重ね合わせられることになる。電極シート１０に重ねられた生体信号処理部２０は、粘着性のゲル材等（不図示）によって伸縮性シート１１に固定される。

　この様に折り畳まれた生体信号計測装置１は、露出した生体信号受信用電極１２が額に密着するように、被験者の額に取り付けられる。伸縮性シート１１が粘着性を有しているため、生体信号計測装置１は、被験者の額に固定される。生体信号計測装置１は、被験者の額に固定された状態で、生体信号受信用電極１２から人の脳波を取得する。

　次に、図１を参照しながら、生体信号計測装置１の動作について、説明する。生体信号受信用電極１２で受信された脳波は、第１配線１５及び直流除去用コンデンサ１５１を介して生体信号増幅器１３に入力される。生体信号増幅器１３は、入力された生体信号を線形増幅する。増幅された生体信号は、第２配線１６及びインターフェース部１４を介して、生体信号処理部２０に出力される。

　生体信号は、生体信号処理部２０におけるＡ／Ｄ変換器２２によってデジタル信号に変換され、デジタル信号処理部２３に出力される。デジタル信号処理部２３は、デジタル信号に所定の処理を行う。所定の処理が行われたデジタル信号は、無線部２４に出力される。無線部２４は、デジタル信号を外部のコンピュータに無線信号として送信する。

　また、無線部２４は、外部のコンピュータからの指示信号を無線で受信することも可能である。この指示信号は、例えば、生体信号処理部２０の各種動作を指示するための信号である。無線部２４は、指示信号をデジタル信号処理部２３等に出力する。デジタル信号処理部２３は、指示信号に基づいて、信号処理の内容やタイミングを変更することが可能である。

　生体信号計測装置１においては、生体信号増幅器１３が電極シート１０側に配置されている。よって、生体信号受信用電極１２で受信された振幅の小さい脳波信号（μＶオーダー程度）は、すぐに増幅され、振幅が大きい信号（ｍＶオーダー）になる。よって、第２配線１６がノイズを受信するアンテナとして機能し、第２配線１６を伝送する脳波信号にノイズが印加されたとしても、脳波信号はすでに振幅が大きくなっているため、受けるノイズの影響は小さい。

　なお、生体信号計測装置１においても、第１配線１５において印加されるノイズは、脳波信号に対して相対的に大きな影響を与え得る。しかし、生体信号計測装置１においては、第１配線１５は、第２配線１６よりも短くなっているため、増幅される前の生体信号に印加されるノイズの影響も小さい。よって、生体信号増幅器１３が備わった電極シート１０を使用することによって、ノイズの影響は抑制され得る。

　特許文献１の生体信号計測装置の場合、リード線３２が受信するすべてのノイズが印加された後で、脳波信号は増幅される。そのため、脳波信号はノイズに埋もれた状態となる。この様なノイズに埋もれた脳波信号をデジタル変換するためには、相対的に大きいダイナミックレンジのＡ／Ｄ変換器（例えば、２０ビット以上）が必要となってしまう。

　一方、本実施形態の生体信号計測装置１では、生体信号増幅器１３によってノイズの影響が抑制されているため、生体信号がノイズに埋もれ難い。よって、相対的に小さいダイナミックレンジのＡ／Ｄ変換器（例えば、８ビット程度）が使用可能である。そのため、生体信号処理部２０のＡ／Ｄ変換器２２は、比較的安価なものを使用可能となる。

　次に、図４を参照しながら、電極シート１０の構造について説明する。図４は、本発明の一実施形態の電極シートの分解斜視図である。電極シート１０を構成する伸縮性シート１１は、第１伸縮性シート１１Ａと、第２伸縮性シート１１Ｂと、で構成される。図２に示されていたのは、伸縮性シート１１における第１伸縮性シート１１Ａ側の部分である。

　第１伸縮性シート１１Ａには、生体信号受信用電極１２と、第１配線１５と、直流除去用コンデンサ入力側電極１５１Ａと、第２配線１６と、が印刷により形成されている。上述したように、第１伸縮性シート１１Ａにおける直流除去用コンデンサ入力側電極１５１Ａが形成された部分は、第１伸縮性シート１１Ａにおける他の部分に比べて、伸縮性が小さい。

　第２伸縮性シート１１Ｂには、直流除去用コンデンサ出力側電極１５１Ｂ（直流除去用コンデンサ１５１の他方の電極）と、生体信号増幅器１３と、が配置されている。生体信号増幅器１３は、６つ（複数）形成されている。生体信号増幅器１３は、生体信号受信用電極１２の数と同じである。なお、生体信号増幅器１３は、簡略化のため、シンボル図で示されている。生体信号増幅器１３の回路構成の一例は、図５で後述する。

　上述したように、第２伸縮性シート１１Ｂにおける生体信号増幅器１３が形成されている部分及び直流除去用コンデンサ出力側電極１５１Ｂが形成されている部分の伸縮性は、第２伸縮性シート１１Ｂにおける他の部分の伸縮性よりも小さい。例えば、第２伸縮性シート１１Ｂにおける生体信号増幅器１３が形成されている部分は、生体信号増幅器１３の特性変化が無視できる程度にしか伸縮しないように形成されている。

　第１伸縮性シート１１Ａは、直流除去用コンデンサ入力側電極１５１Ａが形成された部分を除き、伸縮性を有している。また、第２伸縮性シート１１Ｂにおける生体信号増幅器１３又は直流除去用コンデンサ出力側電極１５１Ｂが形成されていない部分は、第１伸縮性シート１１Ａと略同じ（又は正確に同じ）伸縮性を有している。第１伸縮性シート１１Ａと第２伸縮性シート１１Ｂとは、略同じ（又は正確に同じ）形状である。第１伸縮性シート１１Ａと第２伸縮性シート１１Ｂは、重ねられて密着固定される。その結果、第１伸縮性シート１１Ａと第２伸縮性シート１１Ｂは、一枚の電極シート１０として使用可能となる。なお、生体信号増幅器１３は、第２伸縮性シート１１Ｂに形成されており、第１伸縮性シート１１Ａに覆われることになる。よって、生体信号増幅器１３は、伸縮性シート１１上に露出しない。

　第１伸縮性シート１１Ａと第２伸縮性シート１１Ｂは重ねられるため、直流除去用コンデンサ入力側電極１５１Ａと直流除去用コンデンサ出力側電極１５１Ｂとは対向することになる。直流除去用コンデンサ出力側電極１５１Ｂは、直流除去用コンデンサ入力側電極１５１Ａと同じ大きさであり、且つ、同じ長方形の形状を有する。対向する直流除去用コンデンサ入力側電極１５１Ａと直流除去用コンデンサ出力側電極１５１Ｂは、全体として１つの直流除去用コンデンサ１５１として機能することになる。また、生体信号増幅器１３の出力部１３Ｂと、第１伸縮性シート１１Ａの第２配線１６とは、第１伸縮性シート１１Ａに形成された貫通電極によって接続される。貫通電極は、図４における点線で示されている。

　上述したように、第１伸縮性シート１１Ａにおける直流除去用コンデンサ入力側電極１５１Ａが形成された部分、第２伸縮性シート１１Ｂにおける直流除去用コンデンサ出力側電極１５１Ｂが形成されて部分、及び第２伸縮性シート１１Ｂにおける生体信号増幅器１３が形成されている部分は、他の部分に比べて伸縮性が小さい。よって、第１伸縮性シート１１Ａと第２伸縮性シート１１Ｂとが重ねられた伸縮性シート１１全体としても、直流除去用コンデンサ１５１及び生体信号増幅器１３が形成されている部分の伸縮性は、他の部分の伸縮性に比べて小さくなる。

　なお、図４においても、電源供給線１７及びグランド供給線１８の図示は省略されている。電源供給線１７及びグランド供給線１８は、第１伸縮性シート１１Ａに形成されていてもよいし、第２伸縮性シート１１Ｂに形成されていてもよいし、第１伸縮性シート１１Ａ及び第２伸縮性シート１１Ｂに形成されていてもよい。

　次に、図５を用いて、生体信号増幅器１３の回路構成について説明する。図５（Ａ）は、本発明の一実施形態の電極シートに形成される生体信号増幅器１３の回路構成の一例を示す図である。図５（Ｂ）は、本発明の一実施形態の電極シートに形成される生体信号増幅器１３の回路構成の他の一例を示す図である。

　図５（Ａ）に示されるように、生体信号増幅器１３は、４つのＦＥＴ１３１Ａ～１３１Ｄと、抵抗Ｒと、で構成される。４つのＦＥＴ１３１Ａ～１３１Ｄは、それぞれＰ型の電界効果トランジスタである。生体信号増幅器１３の入力部は、ＦＥＴ１３１Ａのゲート及びＦＥＴ１３１Ｃのゲートに対応する。生体信号増幅器１３の出力部は、ＦＥＴ１３１ＣとＦＥＴ１３１Ｄとの接続部に対応する。抵抗Ｒの一端は、ＦＥＴ１３１Ａのゲート及びＦＥＴ１３１Ｃのゲートに接続されており、抵抗Ｒの他端は、ＦＥＴ１３１ＣとＦＥＴ１３１Ｄとの接続部に接続される。抵抗Ｒは、フィードバック用の抵抗である。４つのＦＥＴ１３１Ａ～１３１Ｄによって、インバータが構成されており、インバータの入力と出力とをフィードバック用の抵抗Ｒで接続することにより、全体として線形増幅器として機能する生体信号増幅器１３が構成されることになる。

　図５（Ｂ）に示されるように、更に調整用のＦＥＴ１３１Ｅを追加して生体信号増幅器１３を調整機能付増幅器として構成することも可能である。調整用のＦＥＴ１３１Ｅを追加することにより、生体信号増幅器１３の特性を安定させることも可能である。調整用のＦＥＴ１３１Ｅに対する調整用の信号は、インターフェース部１４を介して、生体信号処理部２０から供給され得る。

　図６には、第２伸縮性シート１１Ｂにおける、生体信号増幅器１３を構成するＦＥＴが形成されている部分の断面図が示されている。第２伸縮性シート１１Ｂは、ＦＥＴ封止部１１Ｂ１と、ＦＥＴ非封止部１１Ｂ２と、下地部１１Ｂ３と、で構成される。

　ＦＥＴ封止部１１Ｂ１には、ＦＥＴ１３１が内蔵される（配置される）。ＦＥＴ非封止部１１Ｂ２は、ＦＥＴ１３１が内蔵されない（配置されない）部分である。下地部１１Ｂ３は、ＦＥＴ封止部１１Ｂ１及びＦＥＴ非封止部１１Ｂ２の下側に共通して設けられたフィルム状の部材である。

　ＦＥＴ非封止部１１Ｂ２及び下地部１１Ｂ３は、略同じ（又は正確に同じ）伸縮性を有する部材である。ＦＥＴ封止部１１Ｂ１は、ＦＥＴ１３１の特性変化が無視できる程度の伸縮性しか有さない部材である。ＦＥＴ封止部１１Ｂ１は、上述の第２伸縮性シート１１Ｂにおける生体信号増幅器１３が形成されている部分に含まれる部分である。

　ＦＥＴ１３１は、ＦＥＴ本体部１３１０と、ＦＥＴ基板部１３２０と、ＦＥＴ封止部１３３０と、で構成される。ＦＥＴ本体部１３１０は、ＦＥＴとして機能する半導体素子の部分である。ＦＥＴ本体部１３１０の構造は、図７を用いて後述する。ＦＥＴ基板部１３２０は、ＦＥＴ本体部１３１０を配置するための基板である。ＦＥＴ封止部１３３０は、ＦＥＴ本体部１３１０を封止する部分である。

　第２伸縮性シート１１Ｂは、上述した構造となっているため、全体としては伸縮性を有する。ただし、ＦＥＴ非封止部１１Ｂ２（生体信号増幅器１３が設けられていない部分）の伸縮性に比べて、ＦＥＴ封止部１１Ｂ１（生体信号増幅器１３が設けられている部分）の伸縮性は小さい。

　次に、図７を使用してＦＥＴ１３１の構造について、説明する。図７は、ＦＥＴ１３１の構造を示す図である。上述したように、ＦＥＴ１３１は、ＦＥＴ本体部１３１０と、ＦＥＴ基板部１３２０と、ＦＥＴ封止部１３３０と、で構成される。

　ＦＥＴ本体部１３１０は、ゲート電極１３１１と、酸化膜１３１２と、修飾膜１３１３と、有機半導体層１３１４と、ソース電極１３１５と、ドレイン電極１３１６と、で構成される。図７に示されるように、ＦＥＴ本体部１３１０は、ゲート電極１３１１、酸化膜１３１２、修飾膜１３１３、有機半導体層１３１４の順に積層され、最後にソース電極１３１５及びドレイン電極１３１６が積層された薄膜トランジスタの構造となっている。

　ゲート電極１３１１は、一例としてアルミニウムから構成することができる。酸化膜１３１２は、一例として、アルミニウム酸化膜から構成できる。修飾膜１３１３は、一例として自己組織化単分子膜（ＳＡＭ）を用いることができる。自己組織化単分子膜とは、基板を溶液等に浸すことにより自己組織化的に単分子の膜を形成する有機分子のことであり、一般的には表面修飾等に用いられる膜である。具体的には、ｎオクタデシルホスホン酸（Ｃ－１８）が用いられ得る。有機半導体層１３１４には、一例として、ジナフトチエノチオフェン（ＤＮＴＴ）が用いられ得る。ソース電極１３１５及びドレイン電極１３１６には、一例として、金電極が用いられ得る。アルミニウム酸化膜９を自己組織化単分子膜の修飾層で修飾することでハイブリッド型のゲート絶縁膜が構成される。その結果、ＦＥＴ本体部１３１０は、３Ｖで駆動可能な有機ＦＥＴとなる。

　この様な有機ＦＥＴは、シリコン系半導体等に比較して歪による電子移動度の低下が少ないので、伸縮性シートに内蔵されるＦＥＴとして好適である。

　本実施形態の電極シート１０は、伸縮性シート１１と、伸縮性シート１１に形成され、伸縮性シート１１上に露出している生体信号受信用電極１２と、伸縮性シート１１に形成された生体信号増幅器１３と、外部の生体信号処理部２０に接続するためのインターフェース部１４と、伸縮性シート１１に形成された第１配線１５であって、生体信号受信用電極１２と前記複数の生体信号増幅器１３の入力部１３Ａとを接続する第１配線１５と、伸縮性シート１１に形成された第２配線１６であって、インターフェース部１４と生体信号増幅器１３の出力部１３Ｂとを接続する複数の第２配線１６と、を備えた電極シート。よって、本実施形態の電極シート１０によれば、配線に印加されるノイズの影響を抑制可能である。

　本実施形態の電極シート１０において、第１配線１５の長さは、第２配線１６の長さよりも短い。よって、本実施形態の電極シート１０によれば、配線に印加されるノイズの影響をより効率的に抑制可能である。

　本実施形態の電極シート１０において、生体信号受信用電極１２及び生体信号増幅器１３は６つ（複数）形成されており、生体信号受信用電極１２及び生体信号増幅器１３の数は共に６つで同じである。よって、本実施形態の電極シート１０によれば、生体信号の多様な脳波計測が可能となる。また、本実施形態の電極シート１０によれば、生体信号の高精度な脳波計測が可能となり得る。

　本実施形態の電極シート１０において、伸縮性シート１１に生体信号増幅器１３が形成された部分の伸縮性は、伸縮性シート１１における生体信号増幅器１３が形成されていない部分の伸縮性よりも小さくされている。また、本実施形態の電極シート１０において、生体信号増幅器１３は、伸縮性シート１１上に露出しない。よって、本実施形態の電極シート１０によれば、より簡易な取り扱いが可能となる。

　本実施形態の電極シート１０において、第１配線１５は直流除去用コンデンサ１５１を介して前記生体信号受信用電極１２と生体信号増幅器１３の入力部１３Ａとを接続する。よって、本実施形態の電極シート１０によれば、生体信号をより高精度に増幅可能となる。

　本実施形態の電極シート１０において、伸縮性シート１１は、人の額に収まる大きさであり、生体信号増幅器１３は、１０ｋＨｚ以下の交流信号を増幅可能である。よって、本実施形態の電極シート１０によれば、脳波信号の計測に最適な電極シートを提供できる。

　本実施形態の生体信号計測装置１において、電極シート１０と、インターフェース部１４に接続された生体信号処理部２０と、を備え、生体信号受信用電極１２で受信した生体信号は生体信号増幅器１３で増幅され、増幅された生体信号は、インターフェース部１４を介して生体信号処理部２０に入力され、生体信号処理部２０は、入力された生体信号に対して所定の処理を行う。よって、生体信号計測装置１は、配線に印加されるノイズの影響を抑制可能である。

　以上、本発明の本実施形態について説明した。しかし、本発明は、上記実施形態に限定されることはなく、特許請求の範囲に記載された技術的範囲において種々に変形可能である。

　上記実施形態では、伸縮性シート１１が使用されていたが、伸縮性シート１１の代わりに伸縮性を有さないシートが使用されてもよい。また、伸縮性シート１１は、粘着性を有さないシートであってもよい。伸縮性シート１１が粘着性を有さない場合、伸縮性シート１１は、ヘッドバンド等によって人の額に固定され得る。また、伸縮性シート１１の代わりに、伸縮性及び粘着性を有さないシートが使用されてもよい。例えば、伸縮性シート１１の代わりに、伸縮性及び粘着性のいずれか一方又は両方を有さない柔軟性シート（柔軟性を有するシート）が使用されてもよい。

　上記実施形態では、第１配線の長さが第２配線の長さよりも短かったが、これに限定されない。第１配線の長さが第２配線の長さと同じ又は長くても、ノイズの影響は抑制され得る。第１配線の長さが第２配線の長さと同じ又は長くても、生体信号増幅器１３が存在するによって、生体信号増幅器１３が存在しない場合と比べて、ノイズの影響は抑制され得るからである。

　上記実施形態では、生体信号増幅器は、１０ｋＨｚ以下の交流信号を増幅可能であったが、これに限定されない。生体信号増幅器１３は、１ｋＨｚ以下の交流信号を増幅可能であってもよい。てんかん症状を有する被験者を除くと、被験者から計測できる脳波に含まれる周波数成分は、１ｋＨｚ以下である。よって、１ｋＨｚ以下の交流信号が増幅できれば、ほぼすべての脳波信号の周波数成分を増幅可能だからである。

　上記実施形態では、生体信号受信用電極１２、生体信号増幅器１３、第１配線１５、直流除去用コンデンサ１５１、第２配線１６、電源供給線１７及びグランド供給線１８は、６系統分（複数系統分）存在していたが、必要に応じて、１系統のみであってもよい。生体信号受信用電極１２、第１配線１５、第２配線１６、直流除去用コンデンサ１５１等は、上記実施形態の形状や配置に限定されない。例えば、直流除去用コンデンサ入力側電極１５１Ａ及び直流除去用コンデンサ出力側電極１５１Ｂの形状は長方形であるが、要求される直流除去用コンデンサ１５１の容量に応じて、様々な形状（正方形、円形、楕円形等）が採用され得る。また、直流除去用コンデンサ入力側電極１５１Ａの形状が生体信号受信用電極１２を取り囲むコの字形状とされ、直流除去用コンデンサ入力側電極１５１Ａと対向する直流除去用コンデンサ出力側電極１５１Ｂの形状も同じコの字形状とされてもよい。生体信号増幅器１３の配置、回路構成、ＦＥＴの構造やＦＥＴを構成する材料等は、上記実施形態のものに限定されない。

　また、生体信号受信用電極１２の数と生体信号増幅器１３の数は、共に６つ（同数）であったが、これに限定されない。生体信号増幅器１３の数は、生体信号受信用電極１２の数より少なくてもよい場合があり得る。例えば、特定の生体信号受信用電極１２が振幅の大きな生体信号を受信するためのものである場合、この特定の生体信号受信用電極１２には、生体信号増幅器１３が接続されていなくてもよい。

　上記実施形態では、直流除去用コンデンサ１５１が使用されていたが、計測する生体信号や生体信号増幅器１３の構成によっては、直流除去用コンデンサ１５１が使用されないこともあり得る。

　上記実施形態では、測定対象となる生体信号は脳波信号であったが、これに限定されない。測定対象となる生体信号は、脳波信号以外の生体信号、例えば、筋電位の変動（筋電位信号）等であってもよい。

　１　生体信号計測装置
　１０　電極シート
　１１　伸縮性シート（シート）
　１２　生体信号受信用電極
　１３　生体信号増幅器
　１３Ａ　　　入力部
　１３Ｂ　　　出力部
　１４　インターフェース部
　１５　第１配線
　１５１　　　直流除去用コンデンサ
　１６　第２配線
　２０　生体信号処理部

Claims

　シートと、
　前記シートに形成され、前記シート上に露出している生体信号受信用電極と、
　前記シートに形成された生体信号増幅器と、
　外部の生体信号処理部に接続するためのインターフェース部と、
　前記シートに形成された第１配線であって、前記生体信号受信用電極と前記生体信号増幅器の入力部とを接続する第１配線と、
　前記シートに形成された第２配線であって、前記インターフェース部と前記生体信号増幅器の出力部とを接続する第２配線と、
を備えた電極シート。
　前記第１配線の長さは、前記第２配線の長さよりも短い請求項１に記載の電極シート。
　前記生体信号受信用電極及び前記生体信号増幅器は複数形成されており、
　前記生体信号受信用電極及び前記生体信号増幅器の数は同じである請求項１又は２に記載の電極シート。
　前記シートは、伸縮性を有するシートであり、
　前記シートにおける前記生体信号増幅器が形成された部分の伸縮性は、前記シートにおける前記生体信号増幅器が形成されていない部分の伸縮性よりも小さい請求項１～３のいずれかの請求項に記載の電極シート。
　前記生体信号増幅器は、前記シート上に露出しない請求項１～４のいずれかの請求項に記載の電極シート。
　前記第１配線は直流除去用コンデンサを介して前記生体信号受信用電極と前記生体信号増幅器の入力部とを接続する請求項１～５のいずれかの請求項に記載の電極シート。
　前記シートは、人の額に収まる大きさであり、前記生体信号増幅器は、１０ｋＨｚ以下の交流信号を増幅可能である請求項１～６のいずれかの請求項に記載の電極シート。
　請求項１～７のいずれかの請求項に記載の電極シートと、
　前記インターフェース部に接続された生体信号処理部と、を備え、
　前記生体信号受信用電極で受信した生体信号は前記生体信号増幅器で増幅され、増幅された前記生体信号は、前記インターフェース部を介して前記生体信号処理部に入力され、
　前記生体信号処理部は、入力された前記生体信号に対して所定の処理を行う生体信号計測装置。