CN105263404A - 信号检测装置、信号检测方法、以及信号检测装置的制造方法 - Google Patents

信号检测装置、信号检测方法、以及信号检测装置的制造方法 Download PDF

Info

Publication number
CN105263404A
CN105263404A CN201480018874.8A CN201480018874A CN105263404A CN 105263404 A CN105263404 A CN 105263404A CN 201480018874 A CN201480018874 A CN 201480018874A CN 105263404 A CN105263404 A CN 105263404A
Authority
CN
China
Prior art keywords
signal
electrode
selection portion
enlarging section
supervisory instrument
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CN201480018874.8A
Other languages
English (en)
Other versions
CN105263404B (zh
Inventor
更田裕司
高宫真
樱井贵康
关谷毅
染谷隆夫
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
National Research And Development Corp Science And Technology Revitalization Organization
Original Assignee
National Research And Development Corp Science And Technology Revitalization Organization
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by National Research And Development Corp Science And Technology Revitalization Organization filed Critical National Research And Development Corp Science And Technology Revitalization Organization
Publication of CN105263404A publication Critical patent/CN105263404A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN105263404B publication Critical patent/CN105263404B/zh
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A61B5/279—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses
    • A61B5/296—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses for electromyography [EMG]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/683—Means for maintaining contact with the body
    • A61B5/6832—Means for maintaining contact with the body using adhesives
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7225—Details of analog processing, e.g. isolation amplifier, gain or sensitivity adjustment, filtering, baseline or drift compensation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/50—Prostheses not implantable in the body
    • A61F2/68—Operating or control means
    • A61F2/70—Operating or control means electrical
    • A61F2/72—Bioelectric control, e.g. myoelectric
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/0209—Special features of electrodes classified in A61B5/24, A61B5/25, A61B5/283, A61B5/291, A61B5/296, A61B5/053
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/0209—Special features of electrodes classified in A61B5/24, A61B5/25, A61B5/283, A61B5/291, A61B5/296, A61B5/053
    • A61B2562/0214—Capacitive electrodes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/04—Arrangements of multiple sensors of the same type
    • A61B2562/046—Arrangements of multiple sensors of the same type in a matrix array
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/12—Manufacturing methods specially adapted for producing sensors for in-vivo measurements
    • A61B2562/125—Manufacturing methods specially adapted for producing sensors for in-vivo measurements characterised by the manufacture of electrodes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/16—Details of sensor housings or probes; Details of structural supports for sensors
    • A61B2562/164—Details of sensor housings or probes; Details of structural supports for sensors the sensor is mounted in or on a conformable substrate or carrier
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/22—Arrangements of medical sensors with cables or leads; Connectors or couplings specifically adapted for medical sensors
    • A61B2562/221—Arrangements of sensors with cables or leads, e.g. cable harnesses
    • A61B2562/222—Electrical cables or leads therefor, e.g. coaxial cables or ribbon cables
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/389—Electromyography [EMG]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/48—Other medical applications
    • A61B5/4851—Prosthesis assessment or monitoring

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Artificial Intelligence (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Psychiatry (AREA)
  • Power Engineering (AREA)
  • Transplantation (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)

Abstract

一种信号检测装置，具有：多个电极，配置为与产生信号的被检体相接；选择部，其根据选择信号，择一地选择所述多个电极上的信号；放大部，其对通过所述选择部选择出的信号进行放大；和基体，其形成所述多个电极、所述选择部和所述放大部且具有柔软性，所述放大部以与所述多个电极以及所述选择部呈层叠构造的方式形成在所述基体上。

Description

信号检测装置、信号检测方法、以及信号检测装置的制造方法
技术领域
本发明涉及用于检测信号的信号检测装置、信号检测方法、以及信号检测装置的制造方法。
本申请基于2013年2月15日在日本申请的专利2013-028289号而主张优先权，在此援引其内容。
背景技术
以往，例如作为用于检测生物体信号的装置而公知心电图扫描仪或脑电图仪等信号检测装置(专利文献1)。通常，在这种信号检测装置中，通过由差动放大器对被检体的生物体中安装的一对电极信号的差分进行放大，来消除该信号中所包含的同相的噪声分量，从而获取SN比较高的检测信号。
现行技术文献
专利文献
JP特开平6-197877号公报
非专利文献
非专利文献1：T.Yokota，etal.，“Sheet-TypeOrganicActiveMatrixAmplifierSystemUsingVth-Tunable，Pseudo-CMOSCircuitswithFloating-GateStructure，”IEEEInternationalElectronDevicesMeeting，pp.335-338，Dec.2011.
发明内容
所要解决的技术问题
然而，根据上述现有技术，由于电极与差动放大器经由布线电缆连接，因此，在布线电缆上有混入噪声的可能性，检测信号的SN比的改善有限。此外，即使将电极与差动放大器进行一体化，以高密度二维状配置电极也是困难的。因此，高精度获取生物体信号的分布是困难的。
作为与具有以二维状配置的电极的信号检测装置相关的技术，有在板状的基体上将多个电极与多个放大器进行层叠化的技术(非专利文献1)。然而，根据该技术，由于需要按照每个电极来配置放大器，因此即使仅对电极进行小型化，在与放大器的配置的关系上，限制电极的配置间距，对电极密度的改善有限。
本发明鉴于上述情况，其目的在于，提供能够在改善检测信号的SN比的同时，以高密度配置电极的信号检测装置、信号检测方法、以及信号检测装置的制造方法。
为了解决上述问题，本发明的一个方式的信号检测装置，具有：多个电极，配置为与产生信号的被检体相接；选择部，其根据选择信号，择一地选择所述多个电极上的信号；放大部，其对通过所述选择部选择出的信号进行放大；和基体，其形成所述多个电极、所述选择部和所述放大部且具有柔软性，所述放大部以与所述多个电极以及所述选择部呈层叠构造的方式形成在所述基体上。
在上述信号检测装置中，例如，所述选择部由与所述多个电极对应地设置的多个源极跟随器电路构成，所述多个源极跟随器电路根据所述选择信号而择一地被激活。
在上述信号检测装置中，例如，所述多个源极跟随器电路分别具有：
第1晶体管，其栅极与所述多个电极的任一个连接，漏极与规定的固定电位节点连接；和
第2晶体管，其连接在所述第1晶体管的源极与负载电流源之间，且向栅极提供所述选择信号。
在上述信号检测装置中，例如，所述放大部具有：电容器，其具有共同与所述多个源极跟随器电路的输出部连接的第1电极；和放大器，其输入部与所述电容器的第2电极连接。
在上述信号检测装置中，例如，所述放大部具有：晶体管组，用于调整所述放大器的电特性，形成所述晶体管组的一部分晶体管被选择性地并联连接，以使得到所希望的电特性。
在上述信号检测装置中，例如，将所述多个电极、所述选择部和所述放大部作为一个块而具有以矩阵状配置的多个块，该信号检测装置还具有：选择部，其用于选择所述多个块各自所具有的所述放大部的输出信号。
为了解决上述问题，本发明的一个方式的信号检测方法，包括：选择阶段，选择部根据选择信号，择一地选择配置为与产生信号的被检体相接的多个电极上的信号；和放大阶段，放大部在所述选择阶段，对通过所述选择部选择出的信号进行放大，在具有柔软性的基体上形成所述多个电极、所述选择部和所述放大部，所述放大部以与所述多个电极以及所述选择部呈层叠构造的方式形成在所述基体上。
为了解决上述问题、本发明的一个方式的信号检测装置的制造方法，该信号检测装置具有：多个电极，配置为与产生信号的被检体相接的多个电极；选择部，其根据选择信号，择一地选择所述多个电极上的信号；放大部，其对通过所述选择部选择出的信号进行放大；和基体，其形成所述多个电极、所述选择部和所述放大部且具有柔软性，该信号检测装置的制造方法包括：在所述基体上形成所述多个电极以及所述选择部的阶段；和将所述放大部以与所述多个电极以及所述选择部呈层叠构造的方式形成在所述基体上的阶段。
发明效果
根据本发明的一个方式，由于构成为对二维状配置的多个电极和放大器进行层叠化，并将多个电极选择性地与放大器连接，因此，能够改善检测信号的SN比，并能够高密度地配置多个电极。
附图说明
图1是概略性表示本发明的实施方式的信号检测装置的构成例的方框图。
图2是表示本发明的实施方式的信号检测装置具备的信号检测部的构成例的方框图。
图3是表示本发明的实施方式的信号检测部具备的电极信号选择部的构成例的电路图。
图4是表示本发明的实施方式的信号检测部具备的放大部的构成例的电路图。
图5是示意性表示本发明的实施方式的信号检测装置的设备构造(整体)的图。
图6是示意性表示本发明的实施方式的信号检测装置的设备构造(截面)的图。
图7是表示本发明的实施例的45mm×40mm的64通道SEMS的照片的图。
图8是使用本发明的实施例的DSA架构的SEMS的电路图。
图9是用于说明本发明的实施例的放大器阵列用的降低晶体管不匹配技术的构成的图。
图10是用于说明本发明的实施例的放大器阵列用的降低晶体管不匹配技术的效果的图。
图11是在本发明的实施例的SEMS中所使用的仅pMOS的放大器的电路图。
图12是表示具有本发明的实施例的有机放大器的表面EMG的测定系的设定与测定波形的图。
图13是表示本发明的实施例的有机放大器的照片的图。
具体实施方式
[结构的说明]
图1是概略性表示本发明的实施方式的信号检测装置1的构成例的方框图。本实施方式的信号检测装置1用于检测从生物体等被检体产生的微弱电信号，具有：m行n列(m，n是2以上的自然数)的矩阵状配置的多个信号检测部F1，1～Fm，n；多个检测信号选择部GS1～GSn；多个本地字线LWL1～LWL4m；以及多个全局字线GWL1～GWLm。信号检测部F1，1～Fm，n用于检测并放电被检体产生的生物体信号，如后所述，具有4个电极，且构成为选择性地放大经由各电极而输入的生物体信号。检测信号选择部GS1～GSn选择由信号检测部F1，1～Fm，n检测出的检测信号S1，1～Sm，n之中的1行的信号，以作为输出信号G1～Gn进行输出。
以下，在总称信号检测部F1，1～Fm，n时，使用符号“F”，在总称检测信号选择部GS1～GSn时，使用符号“GS”，在总称本地字线LWL1～LWL4m时，使用符号“LWL”，在总称全局字线GWL1～GWLm时，使用符号“GWL”，在总称检测信号S1，1～Sm，n时，使用符号“S”，在总称输出信号G1～Gn时，使用符号“G”。
此外，在本实施方式中，假设生物体作为被检体，但本实施方式的信号检测装置1并不局限于生物体，而能够将任意对象物作为被检体来检测微弱的信号。例如，信号检测装置1也能够应用在检测工业产品的表面的信号分布、或在液体、空间中的电位分布等的用途中。
在以矩阵状配置的信号检测部F1，1～Fm，n之中，第1列信号检测部F1，1～Fm，1的各输出部与检测信号选择部GS1连接，第2列信号检测部F1，2～Fm，2的各输出部与检测信号选择部GS2连接。以下同样地，第n列信号检测部F1，n～Fm，n的各输出部与检测信号选择部GSn连接。多个全局字线GWL1～GWLm共同与检测信号选择部GS1～GSn连接。其中，全局字线GWL1用于选择从第1行信号检测部F1，1～F1，n输出的检测信号S1，1～S1，n。全局字线GWL2用于选择从第2行信号检测部F2，1～F2，n输出的检测信号S2，1～S2，n。以下同样地，全局字线GWLm用于选择从第m行信号检测部Fm，1～Fm，n输出的检测信号Sm，1～Sm，n。
此外，在以矩阵状配置的信号检测部F1，1～Fm，n之中，在第1行信号检测部F1，1～F1，n上共同连接了本地字线LWL1～LWL4，在第2行信号检测部F2，1～F2，n上共同连接了本地字线LWL5～LWL8。以下同样地，在第m行信号检测部Fm，1～Fm，n上共同连接了本地字线LWL4m-3～LWL4m。本地字线LWL1～LWL4m用于选择信号检测部F各自具有的4个电极，对于其细节将在后面描述。
图2是表示图1所示的信号检测部F1，1的构成例的方框图。
在本实施方式中，信号检测部F1，1～Fm，n全部具有相同的构成。如图2所示，信号检测部F1，1具有：由4个电极1001～1004构成的电极组100；电极信号选择部200；以及放大部300。4个电极1001～1004配置为与产生生物体信号的被检体(未图示)相接，从被检体对电极1001～1004施加生物体信号(电信号)。该生物体信号经由电极提供给电极信号选择部200作为电极信号。
电极信号选择部200根据经由本地字线LWL1～LWL4提供的选择信号，择一地选择经由电极1001～1004输入的电极信号(生物体信号)。此外，并不限定于该例，电极信号选择部200也可以设为选择电极1001～1004上的各生物体信号的任意组合。例如，通过组合经由本地字线LWL1～LWL4提供的选择信号的信号电平，而可以设为选择电极1001～1004所有的电极上的生物体信号，此外，例如，也可以设为选择电极1001上的生物体信号与电极1003上的生物体信号的组合。此外，能够将电极1001～1004上的所有生物体信号设为非选择。
图3是表示电极信号选择部200的构成例的电路图。电极信号选择部200由图2所示的与4个电极1001～1004对应而设置的4个源极跟随器电路2101～2104、和一个负载电流源220构成。其中，源极跟随器电路2101由有机晶体管的pMOS晶体管211、212构成。具体而言，构成源极跟随器电路2101的pMOS晶体管211的源极，与成为电极信号选择部200的输出部的节点N200连接，其栅极连接了本地字线LWL1。pMOS晶体管211的漏极与pMOS晶体管212的源极连接。pMOS晶体管212的栅极与电极1001连接，其漏极与规定的固定电位节点(例如接地节点)连接。此外，规定的固定电位节点并不局限于接地节点，只要是能够赋予装置的壳体或被检体的一部份等用于检测生物体信号的基准电位的节点，就为任意。
其它源极跟随器电路2102～2104也与上述源极跟随器电路2101同样地构成。其中，在构成源极跟随器电路2102～2104的pMOS晶体管之中，相当于上述源极跟随器电路2101的pMOS211的晶体管的栅极，分别与本地字线LWL2～LWL4连接。此外，在构成源极跟随器电路2102～2104的pMOS晶体管之中，相当于上述源极跟随器电路2101的pMOS晶体管212的晶体管的栅极，分别与电极1002～1004连接。源极跟随器电路2101～2104根据经由本地字线LWL1～LWL4提供的选择信号，来择一地被激活。
此外，在本实施方式中，由4个电极1001～1004构成电极组100，且具有与这些电极1001～1004对应的4个源极跟随器电路2101～2104，但不限定于该例，构成电极组100的电极的个数是任意的，可以根据电极的个数来确定源极跟随器电路的个数。
负载电流源220由有机晶体管的pMOS晶体管221构成。具体而言，构成负载电流源220的pMOS晶体管221的源极与电源节点连接，对该栅极施加了规定的偏压电压Vbias。偏压电压Vbias，例如设定为pMOS晶体管221在饱和区域进行动作。由此，pMOS晶体管221作为大致的恒流源而发挥功能。pMOS晶体管221的漏极和上述源极跟随器电路2101～2104的各输出部一起连接于电极信号选择部200的输出部的节点N200。由此，负载电流源220作为源极跟随器电路2101～2104的负载而发挥功能。
在本实施方式中，图1所示的生物体信号选择部GS1～GSn也与电极信号选择部200同样地使用源极跟随器电路而构成。其中，生物体信号选择部GS1～GSn作为相当于图3所示的4个源极跟随器电路2101～2104的要素，而具有m个源极跟随器电路。此外，在各生物体信号选择部具有的m个源极跟随器电路的各个中，在相当于图3的pMOS晶体管211的晶体管栅极上连接了全局字线GWL1～GWLm的某一个。此外，在各生物体信号选择部具有的m个源极跟随器电路的各个中，对相当于图3的pMOS晶体管的晶体管栅极提供来自各信号检测部F的检测信号S的某一个。例如，在生物体信号选择部GS1中，对相当于图3的pMOS晶体管212的晶体管栅极提供来自第1列信号检测部F1，1～Fm，1的检测信号S1，1～Sm，1的某一个。对于其细节将在后述的实施例中表示。
返回图2进行说明。电极信号选择部200的输出部与放大部300的输入部连接。放大部300对由电极信号选择部200选择出的生物体信号进行放大。
图4是表示放大部300的构成例的电路图。放大部300具有：用于阻断经由输入端子TIN而输入的输入信号的直流分量的电容器310；和用于放大输入信号的交流分量的放大器320。电容器310的一个电极与输入端子TIN连接，其另一个电极与放大器320的输入部连接。
放大器320具有用于调整其电特性(例如增益)的晶体管组，作为该晶体管组的一部分的晶体管，例如，通过事后的加工处理等而选择性地并联连接成得到所希望的电特性。具体而言，放大器320具有作为有机晶体管的k个(k是2以上的自然数)pMOS晶体管3211～321k、负载322和电阻323构成为所谓单端型放大器。其中，pMOS晶体管3211～321k构成用于调整放大器320的电特性的晶体管组。此外，在放大器320中，通过事后的加工处理等而设置了用于选择性并联连接pMOS晶体管3211～321k中的一部分的晶体管的布线形成区域3241～324k、3251～325k。
在本实施方式中，作为用于检测信号的前阶段，而评价pMOS晶体管3211～321k的各特性。然后，根据该评价结果，选择性并联连接pMOS晶体管3211～321k，以得到所希望的电特性。例如，评价的结果是，并联连接了pMOS晶体管3211与pMOS晶体管321k时的放大器320的电特性，比通过其它某些晶体管的组合得到的特性更接近于作为目标的电特性，通过在布线形成区域3241、324k和布线形成区域3251、325k形成布线，在电源节点与输出端子TOUT之间，并联连接pMOS晶体管3211与pMOS晶体管321k。如此，通过从多个pMOS晶体管3211～321k之中选择合适的组合来降低由pMOS晶体管的特性引起的放大器320的电特性的偏差。
此外，并不限定于上述示例，放大部300的电路构成是任意的，例如，能够使用非专利文献1所公开的疑似CMOS变换器。在后述的实施例中，采用了使用AC耦合负载的变换器作为放大器，其细节将在后面进行描述。
本地字线LWL1～LWL4m、全局字线GWL1～GWLm、检测信号选择部GS1～GSn的各输出部分别经由合适的接口与外部信息处理装置(例如电脑)连接。当然，并不限定于该示例，例如，也可以在信号检测装置1中具有用于选择本地字线LWL1～LWL4m以及全局字线GWL1～GWLm的解码器或移位寄存器等。
在本实施方式中，如下所述，电极1001～1004、电极信号选择部200、放大部300形成在具有柔软性的基体上。其中，电极1001～1004以及电极信号选择部200形成于上述基体的一个面侧，放大部300以与电极1001～1004以及电极信号选择部200形成层叠构造的方式与图1所示的检测信号选择部GS1～GSn一起形成于上述基体的内部或另一个面侧。也就是说，放大部300以与电极1001～1004以及电极信号选择部200形成层叠构造的方式，形成于与形成这些电极1001～1004以及电极信号选择部200的层不同的上述基体的层。
此外，在本实施方式中，电极1001～1004以及电极信号选择部200形成于上述基体的一个面侧，放大部300形成于上述基体的内部或另一个面侧，但只要电极1001～1004以及电极信号选择部200形成层叠构造，则这些要素能够任意配置在上述基体上。此外，对不同用途而言，上述基体不需要一定具有柔软性。
如上所述，本实施方式的信号检测装置1，将由电极1001～1004、电极信号选择部200、放大部300构成的信号检测部F作为一个信号检测块，而具有以矩阵状配置的多个信号检测块。除此之外，信号检测装置1还具有用于选择来自上述各个信号检测块的检测信号的检测信号选择部GS1～GSn。在此，根据本实施方式的块构成，例如，在图3所示的电极信号选择部200中，负载电流源220由4个源极跟随器电路2101～2104共有，在检测信号选择部GS1～GSn中也同样。因此，根据本实施方式的块构成，能够在电路的构成上抑制信号布线数，且以简易的结构经由多数个电极来检测生物体信号。
此外，在本实施方式中，信号检测装置1构成为具有上述多个信号检测块，但也可以将构成各信号检测块的信号检测部F1，1～Fm，n各自作为单体的信号检测装置。此时的信号检测装置构成为具有：电极组100；电极信号选择部200；放大部300；以及形成它们的具有柔软性的基体。
接着，参照图5以及图6来说明信号检测装置1的设备构造。
图5是示意性表示信号检测装置1的设备构造(整体)的图。如该图所示，信号检测装置1大致由第1电路层1020、第2电路层1030、各向异性导电性片构成的导电层1040构成，第1电路层1020和第2电路层1030具有隔着导电层1040以大致片状呈一体层叠的层叠构造。在本实施方式中，各向异性导电性片，例如，由在绝缘性较高的粘接剂中均匀分散了导电粒子的材料构成，且能够留用在液晶显示器等电子部件中为了电连接电极间而使用的各向异性导电性片。
各向异性导电性片，除了大致片状以外，也可以在例如第1电路层1020与第2电路层1030之间需要电连接的端子部，以补片(patch)状局部层叠各向异性导电性片。此时，可以在补片状的各向异性导电性片外的第1电路层1020与第2电路层1030之间，并排放置用于提高这些电路层的层叠强度的粘接层。
在此，第1电路层1020是将由上述电极1001～1004构成的电极组100和电极信号选择部200，以与信号检测部F1，1～Fm，n对应的方式按矩阵状多个配置而成的电路层。此外，第2电路层1030是将构成上述各个信号检测部F1，1～Fm，n的放大部300和检测信号选择部GS1～GSn，以与信号检测部F1，1～Fm，n对应的方式按矩阵状多个配置而成的电路层。在本实施方式中，本地字线LWL1～LWL4m形成在第1电路层1020，全局字线GWL1～GWLm，形成在第2电路层1030。当然，并不限定于该例，本地字线LWL1～LWL4m与全局字线GWL1～GWLm可以形成在任一个电路层。
图6是示意性表示信号检测装置1的设备构造(截面)的图。如该图所示，第1电路层1020以及第2电路层1030隔着由各向异性导电性片构成的导电层1040而层叠。
对于各电路层，具体而言，第1电路层1020由具有可挠性的基体即聚酰亚胺层1021(例如，膜厚1.2μm)、作为布线的金属层1022(例如，膜厚30nm的Al)、作为构成图2所示的电极信号选择部200的有机晶体管(pMOS晶体管)的栅极绝缘膜的AlOx/SAM层1023(例如，膜厚4nm的AlOx+膜厚2nm的SAM)、作为上述有机晶体管的栅极电极的铝层1024(例如，膜厚30nm)、作为上述有机晶体管的沟道形成层的有机半导体层1025(例如，膜厚30nm)、成为上述有机晶体管的源极-漏极电极的金属层1026(Au)、镀膜(聚对二甲苯(parylen))层1027(例如，膜厚2μm)、与布线连接的金属层1028、1029(Au)构成。在此，金属层1029是相当于构成图2所示的电极组100的电极1001～1004的要素。金属层1028以及金属层1029分别从第1电路层1020的下表面以及上表面露出。
作为构成第1电路层1020的具有可挠性(柔软性)的基体，除了聚酰亚胺层以外，还可以列举：聚萘二甲酸乙二醇酯(PEN)膜、聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)膜、聚醚醚酮(PEEK)膜、对位二甲苯系聚合物膜、以及为了对这些有机膜赋予气阻性而层叠SiO2或SiN等的无机薄膜而成的复合膜等。
第2电路层1030由具有可挠性的基体即聚酰亚胺层1031(例如，膜厚1.2μm)、作为构成图2所述的放大部300的有机晶体管(pMOS晶体管)的栅极电极的铝层1032(例如，膜厚30nm)、作为上述有机晶体管的栅极绝缘膜的AlOx/SAM层1033(例如，膜厚4nm的AlOx+膜厚2nm的SAM)、作为上述有机晶体管的沟道形成层的有机半导体层1034(例如，膜厚30nm)、作为上述有机晶体管的源极-漏极电极的金属层1035(Au)、聚对二甲苯(parylen)层1036(例如，膜厚2μm)、与上述有机晶体管的源极-漏极电极连接的金属层1037(Au)构成。金属层1037在第2电路层1030的上表面露出。
作为构成第2电路层1030的具有可挠性(柔软性)的基体，除了聚酰亚胺层以外，还可以列举：聚萘二甲酸乙二醇酯(PEN)膜、聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)膜、聚醚醚酮(PEEK)膜、对位二甲苯系聚合物膜、以及为了对这些有机膜赋予气阻性而层叠SiO2或SiN等的无机薄膜而成的复合膜等。
若由相同原材料构成第1电路层1020的基体与第2电路层1030的基体，则能使热应变一致，能够降低第1电路层1020与第2电路层1030的层叠基体的翘曲的发生，故而优选。此外，第1电路层1020的基体与第2电路层1030的基体的各自厚度，优选呈具有柔软性的薄膜。各个基体的具体厚度为75μm以下，优选为25μm以下，更优选为10μm以下且1μm以上。
第1电路层1020与第2电路层1030隔着导电层1040而层叠，由此，使在第2电路层1030的上表面形成的金属层1037与第1电路层1020的下表面所形成的金属层1028电连接。在本实施方式中，通过经由导电层1040电连接金属层1037与金属层1028，而使图2所示的电极信号选择部200的输出部与放大部300的输入部连接。
此外，在图6所示的信号检测装置1的设备构造中，在形成上述电极组100和电极信号选择部200的第1电路层1020的下层侧，配置有形成放大部300和检测信号选择部GS1～GSn的第2电路层1030。在此，根据本实施方式的上述设备构造，针对形成于第2电路层1030的1个放大部300，层叠形成于第1电路层1020的4个电极1001～1004。因此，能够缩小电极1001～1004的各尺寸和配置间隔，能够对1个放大部配置4个电极。因此，与前述非专利文献1的技术相比，能够使电极密度为4倍。此外，在第1电路层1020，与电极1001～1004一起形成了由源极跟随器电路2101～2104构成的电极信号选择部200，因此，能够缩短电极1001～1004上的生物体信号输入至电极信号选择部200的布线路径。因此，能够有效抑制信号路径中的针对生物体信号的杂音信号的重叠，能够改善检测信号的SN比。因此，根据本实施方式的上述设备构造，能够详细并且稳定地检测生物体信号的分布。
此外，在本实施方式中，用于从外部取出在第2电路层1030所形成的图1的检测信号选择部GS1～GSn的输出信号G1～Gn的布线(未图示)，从第2电路层1030的下面侧引出。此外，包括本地字线LWL以及全局字线GWL的控制用的所有布线也从第2电路层1030的下面侧引出。由此，能够防止从信号检测装置1向外部引出的布线与被检体的接触。
[动作的说明]
接着，对本实施方式的信号检测装置1的动作进行说明。
信号检测装置1作为检测人的手腕的表面肌电信号(生物体信号)的装置，而以使分别构成信号检测部F1，1～Fm，n的电极1001～1004与手腕的表面相接的方式安装于信号检测装置1。其中，为了说明的简化，针对经由构成信号检测部F1，1的电极1001来检测表面肌电信号的情况进行说明。此时，全局字线GWL1～GWLm上的各选择信号的信号电平，设定为由检测信号选择部GS1～GSn选择第1行信号检测部F1， 1～F1，n的检测信号S1，1～S1，n。具体而言，全局字线GWL1的信号电平设定为逻辑电平“0”，其它全局字线GWL2～GWLm的各信号电平设定为逻辑电平“1”。此外，本地字线LWL1～LWL4上的各选择信号的信号电平设定为由构成第1行信号检测部F1，1～F1，n的各个电极信号选择部200仅选择经由电极1001所输入的信号。具体而言，本地字线LWL1的信号电平设定为逻辑电平“0”，本地字线LWL2、LWL3、LWL4的各信号电平设定为逻辑电平“1”。
此外，在本实施方式中，设定本地字线LWL5～LWL4m的各信号电平，以使经由构成第2行～第m行的各信号检测部的电极1001～1004所输入的表面肌电信号设为非选择状态。当然，并不局限于该例，尽管对于第2行～第m行信号检测部，也可以与第1行信号检测部同样地发挥功能，但从检测信号选择部GS1～GSn最终作为信号G1～Gn而输出的检测信号是通过检测信号选择部GS1～GSn选择的1行检测信号。
如上述那样，若设定本地字线LWL1～LWL4m以及全局字线GWL1～GWLm上的各选择信号的信号电平，则将从手腕的筋肉产生的表面肌电信号经由构成信号检测部F1，1的电极1001～1004而作为电极信号输入到电极信号选择部200。电极信号选择部200根据本地字线LWL1～LWL4上的各信号电平，选择经由电极1001作为电极信号而输入的表面肌电信号，作为电极信号S200来进行输出。
具体而言，如前所述，由于本地字线LWL1的信号电平被设定为“0”，因此，构成源极跟随器电路2101的pMOS晶体管211控制为导通状态。由此，pMOS晶体管212的源极经由pMOS晶体管211而与节点N200电连接。
另一方面，经由电极1001作为电极信号而输入的表面肌电信号被施加到源极跟随器电路2101的pMOS晶体管212的栅极。此时，pMOS晶体管212的源极电压，通过负载电流源220的pMOS晶体管221，经由pMOS晶体管211，被驱动为比pMOS晶体管212的栅极电位高该pMOS晶体管212的栅极阈值电压VT的电压。若换言之，通过负载电流源220的pMOS晶体管221驱动的pMOS晶体管212的源极电压(＝pMOS晶体管211的源极电压)被钳位成比pMOS晶体管212的栅极电位高pMOS晶体管212的栅极阈值电压VT的电压。由此，源极跟随器电路2101，将追随经由电极1001输入的表面肌电信号的电压信号作为电极信号S200而经由节点N200来进行输出。其结果是，电极信号选择部200将分别经由电极1001～1004而作为电极信号输入的表面肌电信号之中经由电极1001而输入的电极信号选择性地作为电极信号S200来进行输出。
从源极跟随器电路2101输出的电极信号S200，作为电极信号选择部200的输出信号提供给放大部300的输入部。放大部300，将由电极信号选择部200提供的电极信号S200放大，并输出检测信号S1，1。从该放大部300输出的检测信号S1，1，作为信号检测部F1， 1的输出信号被提供给检测信号选择部GS1。检测信号选择部GS1根据与电极信号选择部200同样的工作原理，选择从信号检测部F1，1提供的检测信号S1，1并作为输出信号G1进行输出。从其它检测信号选择部GS2～GSn也同样地分别输出输出信号G2～Gn。
生物体信号选择部GS1～GSn的输出信号G1～Gn被输入未图示的外部信息处理装置，该外部信息处理装置通过对所输入的信号实施规定的信号处理，而生成来自各信号检测部的检测信号的强度分布。例如，外部信息处理装置采样来自各信号检测部的检测信号并转换成数字信号，生成来自第1行的信号检测部F1，1～F1、n的各检测信号的强度分布(信号强度的二维分布)并在显示部(未图示)进行显示。同样地，对其它行的信号检测部实施扫描，得到来自所有信号检测部F1，1～Fm，n的检测信号的强度分布。根据由上述扫描得到的强度分布，操作系统能够确定表示异常的信号强度的发生部位。当然，不限定于该示例，信号强度的显示方式是任意的。
根据上述本实施方式的信号检测装置1的电路构成，在信号检测部F1，1中从源极跟随器电路2101作为电极信号S200而输出的电压信号的振幅停留在与该源极跟随器电路2101的输入信号即经由电极1001施加给pMOS晶体管212的栅极的表面肌电信号(生物体信号)大致相同的振幅。然而，由于源极跟随器电路2101的输出阻抗充分小于产生表面肌电信号的生物体(人的手腕)的阻抗，因此，从源极跟随器电路2101输入放大部300的电极信号S200难以受到周围的噪声的影响。此外，由于选择从信号检测部F1，1输出的电极信号S200的检测信号选择部GS1也与电极信号选择部200同样地由源极跟随器电路构成，因此，检测信号选择部GS1的输出信号G1也难以受到周围的噪声的影响。因此，根据本实施方式，能够有效改善检测信号的SN比，能够高精度地检测生物体信号。此外，如上所述，根据本实施方式，由于将由电极1001～1004、电极信号选择部200以及放大部300构成的信号检测部F作为一个信号检测块而具有以矩阵状配置的多个信号检测块，因而，能够抑制信号布线数。因此，能够抑制布线间的串扰等的影响，能够更进一步高精度地检测生物体信号。
此外，根据上述本实施方式的信号检测装置1的设备构造，能够提高电极密度，并能够将从电极1001～1004至放大部300的信号路径抑制得较短。由此，能够抑制信号路径上的噪声的影响，以上述电路构成的SN比的改善效果相比，能够进一步改善检测信号的SN比。因此，根据本实施方式，即使高密度配置电极，也能够抑制由串扰等引起的噪声分量，能够高精度测定生物体信号的强度分布。
此外，根据本实施方式，由于能够任意选择多个信号检测部F1，1～Fm，n，并且能够任意地选择构成各信号检测部的多个电极，因此，在被检体上安装信号检测装置1时，不需要预先严密地确定要监测的部位。因此，能够使被检体向信号检测装置1的安装变得容易。此外，不局限于异常部位，能够在信号检测部F1，1～Fm，n所位于的范围内，选择性地检测任意部位的生物体信号。
在上述实施方式中，虽然将本发明表现为信号检测装置，但本发明也能够表现为信号检测方法。此时，本发明的信号检测方法能够表现为如下的信号检测方法，该信号检测方法包括：选择阶段，电极信号选择部200根据选择信号，择一地选择配置为与产生生物体信号的被检体相接的多个电极1001～1004上的信号；以及放大阶段，放大部300在所述选择阶段中，对通过所述电极信号选择部200选择出的信号进行放大，所述多个电极1001～1004、所述电极信号选择部200和所述放大部300形成在具有柔软性的基体上，在所述基体上形成所述多个电极以及所述电极信号选择部，所述放大部以与所述多个电极以及所述电极信号选择部呈层叠构造的方式形成在所述基体上。
此外，本发明也能够表现为上述信号检测装置的制造方法。此时的信号检测装置的制造方法能够表现为如下的信号检测装置的制造方法，该信号检测装置具有：配置为与产生生物体信号的被检体相接的多个电极1001～1004；基于选择信号而择一地选择所述多个电极上的信号的电极信号选择部200；对通过所述电极信号选择部200选择出的信号进行放大的放大部300；和形成所述多个电极1001～1004、所述电极信号选择部200和所述放大部300的具有柔软性的基体，该信号检测装置的制造方法包括：在所述基体上形成所述多个电极以及所述电极信号选择部的阶段；以及将所述放大部以与所述多个电极以及所述电极信号选择部呈层叠构造的方式形成在所述基体上的阶段7
以上，虽然对本发明的实施方式进行了说明，但本发明并不限定于上述实施方式，只要在不脱离本发明的宗旨的范围内就能够进行各种变形。
例如，在上述的实施方式中，设为通过本地字线LWL以及全局字线GWL，从而在各列中选择1个电极，但例如，也可以以行单位来选择多个电极，也可以以列单位来选择多个电极，只要在能够根据本地字线LWL以及全局字线GWL的各信号电平来选择的限度内，选择的电极的组合是任意的。
【实施例】
以下，通过实施例来进一步具体地说明本发明，但本发明不局限于以下的实施例。
接着，参照图7至图13，对本发明的实施例进行说明。
本发明人，作为上述实施方式的信号检测装置1的一实施例，为了假手控制用而开发了一种具有在具有超柔软性的PEN膜上形成的驱动电压为2V的有机晶体管(2V有机晶体管)的64通道表面肌电图(EMG)测量片。通过分散共有放大器(DSA)架构，能够在使EMG电极密度增大到4倍的状态下进行肌电信号在测定位置处的放大。通过由事后的加工处理进行的选择及连接(SAC)方法，与现有的并联晶体管相比，使晶体管的不匹配降低92％，使晶体管的电力降低56％。
对瘦的肌肉而言，在皮肤上产生的电压波形即表面肌电(EMG)是非侵害性测量，因此，在检测如假手以及假足那样的人的动作的意思的用途中很重要。在假手的用途中，为了正确地控制手，需要EMG的多点测量[参考文献1、2]。然而，使用受动电极阵列[参考文献1、3]的现有的多点测量，存在两个问题。1)第一个问题，由于在皮肤表面上安装的EMG电极缺少柔软性，因此长时间的测量会给被测量人带来烦恼。2)第二个问题，随着测量点的个数增加，电极与前级电路之间的布线数增加，因此，EMG的信号质量变差。为了克服这样的问题，开发了在厚度为1μm的具有超柔软性的膜上，将EMG电极阵列和具有2V有机晶体管的前级放大器阵列集成化，开发了用于控制假手的表面EMG测量片(SEMS)。根据开发的SEMS，能够不使信号质量降低地进行负担少的长时间的测量。
用于放大器阵列的有机晶体管的设计问题。1)放大器的较大面积会使电极阵列间距增加，2)放大器的不匹配会引起有机晶体管的较大的不匹配。为了克服这些问题，本发明提出了两个方案。即，本发明提出，1)用于以EMG电极密度的4倍的密度在测定位置放大肌电信号的分散共有放大器(DSA)架构，2)基于与现有的并联晶体管相比降低了构成放大器的晶体管的不匹配92％、降低了消耗电力56％的事后制造的选择及连接(SAC)方法。在使用具有柔软性的印刷电极的生物体信号的大规模的阵列测量中，DSASAC是基础而重要的技术。
图7表示本申请发明人开发的45mm×40mm的64通道SEMS的照片。在SEMS中，在厚度为1μm的具有超柔软性的聚萘二甲酸乙二醇酯(PEN)膜上，层叠有8×8EMG电极阵列片、和具有2V有机晶体管的8×2前级放大器阵列片。EMG电极的间距为0.7mm，8×8EMG电极阵列的面积为3.5mm2。
图8是使用本发明中提出的DSA架构的SEMS的电路图。SEMS为了避免信号质量的变差，代替现有的受动电极阵列[参考文献1-3]而具有放大器阵列。如图7以及图13所示，由于放大器的面积较大，由4个电极共有一个放大器，由此，使电极密度成为4倍。此外，EMG电极阵列以及放大器阵列，为了提高电极密度，而形成在被层叠化[参考文献4]的另一个片上。如图8所示，在块11中，4个EMG电极之中的一个通过本地字线(LWL1～LWL4)信号来选择，放大器放大基于源极跟随器的信号。在块21中，4个EMG电极之中的一个通过本地字线(LWL5～LWL8)信号来选择，放大器放大基于源极跟随器的信号。然后，这两个放大器的输出通过全局字线(GWL1～GWL2)信号来选择。本发明人，采用使用DNTT有机半导体[参考文献5]和自调整单层(SAM)技术[参考文献6]的2V有机pMOS晶体管，由此，实现基于pMOS的电路设计。
图9表示用于放大器阵列的现有晶体管不匹配降低技术、和本发明提出的降低晶体管不匹配技术。图9(a)以及(b)分别表示基于现有技术的单一晶体管与N个并联晶体管之间的晶体管不匹配。
图9(c)表示本发明提出的事后制造的SAC方法。在SAC中，第一，测定各晶体管的I-V特性(例如，阈值电压和导通电流(Ion))。需要第2N次的测定。然后，根据作为目标的使不匹配最小化的计算，从图9(c)的左组以及右组中，分别选择M1个以及M2个晶体管。通常，M1以及M2不相等。最后，如图9(c)的照片所示，将所选择的M1(M2)个晶体管通过喷墨打印机相互连接。基于本发明提出的SAC，是利用了印刷及电子学，相对于此，基于硅的VLSI技术的SAC费用较高，而不实用。在图9(d)中表示出比较表。根据Pelgrom法则，付出N倍的电力增加这样的牺牲，N个并联晶体管(图9(b))的不匹配停留在N-1/2倍。对此，根据本发明提出的SAC(图9(c))，晶体管的不匹配小于N-1/2倍，电力也小于N倍。详细的分析表示在图10中。
图10(a)表示11个有机pMOS晶体管的IDS-VDS特性的测定结果。在本发明中，将Ion的不匹配作为对象。Ion的测定值的平均(μ(Ion))与西格玛(σ(Ion))，分别为27.4μA和6.0μA。根据由测定得到的μ(Ion)和σ(Ion)，假设正态分布来模拟Ion的不匹配，将现有的并联晶体管(图9(b))与本发明提出的SAC(图9(c))进行了比较。图10(b)表示通过模拟得到的Ion的不匹配的N依存性。并联晶体管的Ion的不匹配，按照Pelgrom法则，与N-1/2成比例。另一方面，本发明提出的SAC的Ion的不匹配充分小于现有的并联晶体管的不匹配。图10(c)表示通过模拟而从图10(b)导出的Ion的不匹配降低的N依存性。例如，Ion的不匹配降低，对于N＝2、4、8，分别为-54％、-92％、-99.7％。N＝4，与图9(c)所示的示例对应。图10(d)表示通过模拟而得到的μ(Ion)的N依存性(＝平均电力)。例如，μ(Ion)的降低，对于N＝2、4、8，分别为-44％、-56％、-56％。如此，根据本发明提出的SAC，能够通过更少的電力开销来充分减小现有的并联晶体管的不匹配。
在使用pMOS晶体管的电路设计中，提高放大器的增益是困难的。根据疑似CMOS变换器[参考文献4，7]能够得到高增益，但需要负电压。因此，在本发明中，使用基于具有[参考文献8]的AC耦合的负载的pMOS晶体管的放大器，由此不再需要负电压。在图11(a)中，表示在SEMS中使用的pMOS晶体管的放大器的电路图。为了比较，还表示了现有的二极管负载。在AC耦合负载中，晶体管M1的VGs通过电容器C2而呈恒定，负载的阻抗变高。由此，实现高增益。电容器C1和C2通过MIM电容器来实现，R1和R2通过pMOS晶体管来实现。放大器的尺寸为20mm×5mm，图13表示该放大器的照片。图11(b)表示2V的放大器的增益的频率依存性的测定结果。具有AC耦合负载的放大器的增益充分高于具有二极管负载的放大器的增益。具有AC耦合负载的放大器的电力消耗为30μW。该放大器的目标样式为“增益100Hz＞20dB”、“增益500Hz＞10dB”。即，在具有AC耦合负载的放大器中，要求输入电压的频率为100Hz时的增益大于20dB，输入的电压的频率为500Hz时的增益大于10dB。其理由是，因为针对上述的目标样式，表面EMG的代表性振幅范围与频率范围分别为1～2mV和10Hz～500Hz。在图11(b)中，得到“增益100Hz＝21dB”以及“增益500Hz＝10dB”，即，得到输入的电压频率为100Hz时的增益为21dB，输入的电压频率为500Hz时的增益为10dB这样的结果，它们满足上述目标样式。
图12表示具有有机放大器的表面EMG的测定系统的设定和测定波形。良好地观测打开手的状态的波形与合闭手的状态的波形之间的明显的不同。打开手的状态的波形的最大振幅与频率分别为35mV和100Hz。
参考文献：[1]P.Liu，etal.，“EMG-to-ForceModelingforMultipleFingers，”IEEEAnnualNorrheastBioengineeringConference(NEBEC)，pp.1-2，Apr.2011.[2]D.Staudenmann，etal.，“TowardsOptimalMulti-ChannelEMGElectrodeConfigurationsinMuscleForceEstimation：AHighDensityEMGStudy，”ElsevierJournalofElectromyographyandKinesiology，vol.15，issue1，pp.1-11，Feb.2005.[3]B.G.Lapatki，etal.，“AThin，FlexibleMultielectrodeGridforHigh-DensitySurfaceEMG，”AmericanPhysiologicalSocietyJournalofAppliedPhysiology，vol.96，no.1，pp.327-336，Jan.2004.[4]T.Yokota，etal.，“Sheet-TypeOrganicActiveMatrixAmplifierSystemUsingVth-Tunable，Pseudo-CMOSCircuitswithFloating-GateStructure，”IEEEInternationalElectronDevicesMeeting，pp.335-338，Dec.2011.[5]T.YamamotoandK.Takimiya，“FacileSynthesisofHighlyπ-ExtendedHeteroarenes，Dinaphtho[2，3-b：2′，3′-f]chalcogenopheno[3，2-b]chalcogenophenes，andTheirApplicationtoField-EffectTransistors，”JournalofAmericanChemicalSociety，vol.129，no.8，pp.2224-2225，Aug.2007.[6]H.Klauk，etal.，“Ultralow-PowerOrganicComplementaryCircuits，”Nature，vol.445，pp.745-748，Feb.，2007.[7]K.Ishida，etal.，“100-VACPowerMeterSystem-on-a-Film(SoF)Integrating20-VOrganicCMOSDigitalandAnalogCircuitswithFloatingGateforProcessVariationCompensationand100-VOrganicPMOSRectifier，”IEEEISSCCDig.ofTech.Papers，pp.218-219，Feb.2011.[8]H.Marien，etal.，“AFullyIntegratedΔΣADCinOrganicThin-FilmTransistorTechnologyonFlexiblePlasticFoil，”IEEEJ.Solid-StateCircuits，vol.44，no.1，pp.276-284，Jan.2011.
产业上的可利用性
本发明能够广泛应用于用于检测生物体信号的装置。此外，本发明也能够应用于用于检测工业制品等的电信号的装置。
标号说明：
1-信号检测装置，
F，F1，1～Fm，n-信号检测部，
G，GS1～GSn-生物体信号选择部，
GWL，GWL1～GWLm-全局字线，
LWL，LWL1～LWL4m-本地字线，
100-电极组，
1001～1004-电极，
200-电极信号选择部，
2101～2104-源极跟随器电路，
220-负载电流源，
211，212，221-pMOS晶体管(有机晶体管)，
300-放大部，
310-电容器，
320-放大器，
3211～321k-pMOS晶体管(有机晶体管)，
322-负载，
323-电阻，
3241～324k，3251～325k-布线形成区域，
1020-第1电路层，
1030-第2电路层，
1040-导电层。

Claims (8)

1.一种信号检测装置，具有：
多个电极，配置为与产生信号的被检体相接；
选择部，其根据选择信号，择一地选择所述多个电极上的信号；
放大部，其对通过所述选择部选择出的信号进行放大；和
基体，其形成所述多个电极、所述选择部和所述放大部且具有柔软性，
所述放大部以与所述多个电极以及所述选择部呈层叠构造的方式形成在所述基体上。
2.根据权利要求1所述的信号检测装置，其特征在于，
所述选择部由与所述多个电极对应地设置的多个源极跟随器电路构成，
所述多个源极跟随器电路根据所述选择信号而择一地被激活。
3.根据权利要求2所述的信号检测装置，其特征在于，
所述多个源极跟随器电路分别具有：
第1晶体管，其栅极与所述多个电极的任一个连接，漏极与规定的固定电位节点连接；和
第2晶体管，其连接在所述第1晶体管的源极与负载电流源之间，且向栅极提供所述选择信号。
4.根据权利要求2或3的任一项所述的信号检测装置，其特征在于，
所述放大部具有：
电容器，其具有共同与所述多个源极跟随器电路的输出部连接的第1电极；和
放大器，其输入部与所述电容器的第2电极连接。
5.根据权利要求1～4的任一项所述的信号检测装置，其特征在于，
所述放大部具有：
晶体管组，用于调整所述放大器的电特性，
形成所述晶体管组的一部分晶体管被选择性地并联连接，以使得到所希望的电特性。
6.根据权利要求1～5的任一项所述的信号检测装置，其特征在于，
将所述多个电极、所述选择部和所述放大部作为一个块而具有以矩阵状配置的多个块，
所述信号检测装置还具有：
选择部，其用于选择所述多个块各自所具有的所述放大部的输出信号。
7.一种信号检测方法，包括：
选择阶段，选择部根据选择信号，择一地选择配置为与产生信号的被检体相接的多个电极上的信号；和
放大阶段，放大部在所述选择阶段，对通过所述选择部选择出的信号进行放大，
在具有柔软性的基体上形成所述多个电极、所述选择部和所述放大部，
所述放大部以与所述多个电极以及所述选择部呈层叠构造的方式形成在所述基体上。
8.一种信号检测装置的制造方法，
该信号检测装置具有：
多个电极，配置为与产生信号的被检体相接的多个电极；
选择部，其根据选择信号，择一地选择所述多个电极上的信号；
放大部，其对通过所述选择部选择出的信号进行放大；和
基体，其形成所述多个电极、所述选择部和所述放大部且具有柔软性，
该信号检测装置的制造方法包括：
在所述基体上形成所述多个电极以及所述选择部的阶段；和
将所述放大部以与所述多个电极以及所述选择部呈层叠构造的方式形成在所述基体上的阶段。
CN201480018874.8A 2013-02-15 2014-02-14 信号检测装置、信号检测方法、以及信号检测装置的制造方法 Expired - Fee Related CN105263404B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2013-028289 2013-02-15
JP2013028289 2013-02-15
PCT/JP2014/053548 WO2014126223A1 (ja) 2013-02-15 2014-02-14 信号検出装置、信号検出方法、および信号検出装置の製造方法

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN105263404A true CN105263404A (zh) 2016-01-20
CN105263404B CN105263404B (zh) 2017-09-26

Family

ID=51354221

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201480018874.8A Expired - Fee Related CN105263404B (zh) 2013-02-15 2014-02-14 信号检测装置、信号检测方法、以及信号检测装置的制造方法

Country Status (5)

Country Link
US (1) US10413247B2 (zh)
EP (1) EP2957228B1 (zh)
JP (1) JP6352239B2 (zh)
CN (1) CN105263404B (zh)
WO (1) WO2014126223A1 (zh)

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3120764A1 (en) * 2015-07-23 2017-01-25 Universitat Politècnica De Catalunya Portable device and method for measuring electromyographic signals of an user
JP2018163966A (ja) * 2017-03-24 2018-10-18 東芝メモリ株式会社 半導体記憶装置及びその製造方法
US12036028B2 (en) * 2020-06-22 2024-07-16 Electronics And Telecommunications Research Institute Bio-signal detection and stimulation device

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004267298A (ja) * 2003-03-05 2004-09-30 Keio Gijuku 生体信号測定装置
JP2008086392A (ja) * 2006-09-29 2008-04-17 Casio Comput Co Ltd 生体情報検出装置
CN101282684A (zh) * 2005-10-11 2008-10-08 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于可植入装置的独立激活传感器
US20110054583A1 (en) * 2008-03-12 2011-03-03 Brian Litt Flexible and Scalable Sensor Arrays for Recording and Modulating Physiologic Activity
US20130041235A1 (en) * 2009-12-16 2013-02-14 John A. Rogers Flexible and Stretchable Electronic Systems for Epidermal Electronics

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH06197877A (ja) 1992-11-11 1994-07-19 Yokogawa Electric Corp 生体信号採取装置
JP2631261B2 (ja) * 1993-02-23 1997-07-16 務 大竹 生体電気信号記録具
GB0228375D0 (en) * 2002-12-05 2003-01-08 Innovation And Entpr Off Of Wound mapping
US8355768B2 (en) * 2007-12-17 2013-01-15 California Institute Of Technology Micromachined neural probes
JP5743889B2 (ja) * 2008-07-18 2015-07-01 フレクスコン カンパニー インク 心電計システムで使用される高インピーダンスな信号検出システム及び方法
US8886334B2 (en) * 2008-10-07 2014-11-11 Mc10, Inc. Systems, methods, and devices using stretchable or flexible electronics for medical applications
US8934965B2 (en) * 2011-06-03 2015-01-13 The Board Of Trustees Of The University Of Illinois Conformable actively multiplexed high-density surface electrode array for brain interfacing
CN105283122B (zh) * 2012-03-30 2020-02-18 伊利诺伊大学评议会 可共形于表面的可安装于附肢的电子器件
CN104684469B (zh) * 2012-10-02 2016-12-07 独立行政法人科学技术振兴机构 信号检测装置以及信号检测方法

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004267298A (ja) * 2003-03-05 2004-09-30 Keio Gijuku 生体信号測定装置
CN101282684A (zh) * 2005-10-11 2008-10-08 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于可植入装置的独立激活传感器
JP2008086392A (ja) * 2006-09-29 2008-04-17 Casio Comput Co Ltd 生体情報検出装置
US20110054583A1 (en) * 2008-03-12 2011-03-03 Brian Litt Flexible and Scalable Sensor Arrays for Recording and Modulating Physiologic Activity
US20130041235A1 (en) * 2009-12-16 2013-02-14 John A. Rogers Flexible and Stretchable Electronic Systems for Epidermal Electronics

Non-Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
B. G. LAPATKI ET AL: "A thin, flexible multielectrode grid for high-density surface EMG", 《JOURNAL OF APPLIED PHYSIOLOGY》 *
JIUM-MING LIN: "Integrating Micro Array Bio-Sensing Probes with Semiconductor Amplifier on a Flexible Substrate", 《3RD INTERNATIONAL CONFERENCE ON SENSING TECHNOLOGY》 *
TOMOYUKI YOKOTA ET AL: "Sheet-Type Flexible Organic Active Matrix Amplifier System Using Pseudo-CMOS Circuits With Floating-Gate Structure", 《IEEE TRANSACTIONS ON ELECTRON DEVICES》 *

Also Published As

Publication number Publication date
EP2957228A1 (en) 2015-12-23
CN105263404B (zh) 2017-09-26
EP2957228B1 (en) 2018-03-21
JP6352239B2 (ja) 2018-07-04
JPWO2014126223A1 (ja) 2017-02-02
US10413247B2 (en) 2019-09-17
US20160007927A1 (en) 2016-01-14
EP2957228A4 (en) 2016-10-05
WO2014126223A1 (ja) 2014-08-21

Similar Documents

Publication Publication Date Title
Soltveit et al. The preamplifier shaper for the ALICE TPC detector
JP2006503279A (ja) センサ配置およびセンサ配置の駆動方法
KR20130136357A (ko) 터치 검출 장치
CN111936044B (zh) 传感器阵列、用于操作传感器阵列的方法和执行用于操作传感器阵列的方法的计算机程序
US20180348161A1 (en) Potential measurement device
CN105263404A (zh) 信号检测装置、信号检测方法、以及信号检测装置的制造方法
WO2020061428A1 (en) Apparatuses for selective tsv block testing
Weerakoon et al. Patch-clamp amplifiers on a chip
Wang et al. Leakage compensation scheme for ultra‐high‐resistance pseudo‐resistors in neural amplifiers
Berdondini et al. High-density microelectrode arrays for electrophysiological activity imaging of neuronal networks
Uguz et al. Complementary integration of organic electrochemical transistors for front-end amplifier circuits of flexible neural implants
Kim et al. An area-efficient low-noise CMOS DNA detection sensor for multichannel nanopore applications
CN110100176A (zh) 离子浓度分布测定装置
Prakash et al. A fully differential rail-to-rail capacitance measurement circuit for integrated cell sensing
Valente et al. A 32-by-32 CMOS microelectrode array for capacitive biosensing and impedance spectroscopy
Heidmann et al. Modeling of an analog recording system design for ecog and ap signals
Zhou et al. Back‐gate current neutralisation feedback loop for high‐input impedance neural FEAs
US10129973B2 (en) Voltage divider circuit assembly and method
Wang et al. A 16× 16 multi-electrode array with integrated CMOS amplifiers for neural signal recording
Sukhwani et al. A BiCMOS frontend electronics chipset for the readout of the INO-ICAL RPC detector
Lin et al. Design of 150‐μV input‐referred voltage 1‐GHz comparison frequency dual offset cancelation comparator for pH biomarker system‐on‐chip
Li et al. Low-power MicroVrms noise neural spike detector for implantable interface microsystem device
Drageseth Bioimpedance Microelectrode Array on ASIC
Müller et al. Fully differential low-noise amplifier with offset reduction for high-resolution neural signal recording
Bag et al. Design of a Low-Voltage Charge-Sensitive Preamplifier Interfaced With Piezoelectric Tactile Sensor for Tumour Detection

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20170926

Termination date: 20200214

CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee