JP2011255187A

JP2011255187A - 生体信号測定装置及び方法、インターフェース装置、生体信号のノイズ除去装置及び検出装置、並びにコンピュータ読み取り可能な記録媒体

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Publication number: JP2011255187A
Application number: JP2011130460A
Authority: JP
Inventors: Jong-Pal Kim; 鍾パル金; Byung-Hoon Ko; 秉勳高
Original assignee: Samsung Electronics Co Ltd
Current assignee: Samsung Electronics Co Ltd
Priority date: 2010-06-10
Filing date: 2011-06-10
Publication date: 2011-12-22
Anticipated expiration: 2031-06-10
Also published as: US20110306892A1; KR20110135296A; CN102283641B; EP2394571B1; EP2394571A1; JP5898863B2; KR101736978B1; CN102283641A; US8855753B2

Abstract

【課題】被検者の生体信号をノイズなしに正確に測定できる生体信号測定装置及び方法、インターフェース装置、生体信号のノイズ除去装置及び検出装置、並びにコンピュータ読み取り可能な記録媒体を提供する。
【解決手段】本発明の生体信号測定方法は、被検者の皮膚に接触させた少なくとも１つのインターフェースで被検者の生体信号を検出し、このインターフェースとは異なる電気的特性を有するダミー・インターフェースでダミー信号を検出し、この生体信号とダミー信号とを利用して生体信号からインターフェースの電気的特性の変動によるノイズを除去して生体信号を測定する。
【選択図】図１

Description

本発明は、被検者の生体信号を測定するための装置及び方法に係り、より詳細には、被検者の生体信号からノイズを除去することによって正確に被検者の生体信号を測定するための生体信号測定装置及び方法、インターフェース装置、生体信号のノイズ除去装置及び検出装置、並びにコンピュータ読み取り可能な記録媒体に関する。

患者の健康状態を診断するための多様な医療装備が使用中又は開発中にある。健康診断過程での患者の便宜、健康診断結果の迅速性などによって、患者の電気的な生体信号、例えば、心電図（ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ）、脳波（ｂｒａｉｎｗａｖｅ）、筋電図（ｅｌｅｃｔｒｏｍｙｏｇｒａｍ）などを測定するための医療装備の重要性が叫ばれている。このような生体信号は、電気的信号という特性上、ノイズなしに正確に測定されることが非常に重要である。

本発明は、上記従来技術に鑑みてなされたものであって、本発明の目的は、被検者の生体信号をノイズなしに正確に測定できる生体信号測定装置及び方法、インターフェース装置、生体信号のノイズ除去装置及び検出装置、並びにコンピュータ読み取り可能な記録媒体を提供することにある。

上記目的を達成するためになされた本発明の一特徴による生体信号測定装置は、被検者の皮膚との電気的インターフェーシングを介して被検者の生体信号を検出する少なくとも１つのインターフェースと、前記インターフェースとは異なる電気的特性を有するインターフェーシングを介して前記生体信号とは異なるダミー信号を検出する少なくとも１つのダミー・インターフェースと、前記生体信号と前記ダミー信号とから前記インターフェースの電気的特性の変動によるノイズに比例する信号を抽出するノイズ抽出部と、前記抽出された信号を利用して前記検出された生体信号から前記ノイズを除去する生体信号抽出部と、を備える。

前記インターフェースと前記ダミー・インターフェースとは、臨界距離以下に近接して位置しうる。
前記インターフェースに該当する複数個の単位電極が所定の基板に配され、前記ダミー・インターフェースに該当する複数個の単位ダミー電極が前記単位電極間に配されることによって、前記インターフェースと前記ダミー・インターフェースとは、近接して位置しうる。
前記ノイズ抽出部は、前記インターフェースと前記ダミー・インターフェースのとの近接による前記インターフェースと前記ダミー・インターフェースとの電気的特性の変動の類似性を利用して前記ノイズに比例する信号を抽出することができる。
前記ダミー・インターフェースの電極は、前記インターフェースの電極の構成物質とは異なる物質によって製造されることによって前記インターフェースとは異なる電気的特性を有することができる。
前記少なくとも１つのインターフェースは第１電極と第２電極とを含み、前記少なくとも１つのダミー・インターフェースは第１ダミー電極と第２ダミー電極とを含み、前記ノイズ抽出部は、前記第１電極と前記第１ダミー電極との電圧を測定して前記第２電極と前記第２ダミー電極との電圧を測定した後、該測定された電圧間の差を計算することによって前記ノイズに比例する信号を抽出することができる。
前記ダミー・インターフェースは、前記皮膚と接触する部位に位置して前記被検者の皮膚からの電流フローを遮断する絶縁層を含むことによって、前記インターフェースとは異なる電気的特性を有することができる。
前記少なくとも１つのインターフェースは第１電極と第２電極とを含み、前記少なくとも１つのダミー・インターフェースは第１ダミー電極と第２ダミー電極とを含み、前記ノイズ抽出部は、前記第１ダミー電極の電圧源と前記第２ダミー電極の電圧源との電位の大きさを同一にした状態で前記第１ダミー電極と前記第２ダミー電極との電圧を測定することによって、前記ノイズに比例する信号を抽出することができる。
前記生体信号は前記被検者の心電図信号であり、前記ノイズは前記被検者の動きを含む外部要因による前記インターフェースの電気的特性の変動によって発生した動きノイズでありうる。

上記目的を達成するためになされた本発明の一特徴による生体信号測定方法は、被検者の皮膚に接触した少なくとも１つのインターフェースから被検者の生体信号を受信する段階と、前記インターフェースとは異なる電気的特性を有するダミー・インターフェースから前記生体信号とは異なるダミー信号を受信する段階と、前記生体信号と前記ダミー信号とを利用して前記生体信号から前記インターフェースの電気的特性の変動によるノイズを除去する段階と、を有する。

前記インターフェースと前記ダミー・インターフェースとは、臨界距離以下に近接して位置しうる。
前記ノイズを除去する段階は、前記生体信号と前記ダミー信号とから前記インターフェースの電気的特性の変動によるノイズに比例する信号を抽出する段階と、前記抽出された信号を利用して前記受信された生体信号から前記ノイズを除去する段階と、を含むことができる。
前記信号を抽出する段階は、前記インターフェースと前記ダミー・インターフェースとの近接による前記インターフェースと前記ダミー・インターフェースとの電気的特性の変動の類似性を利用して前記ノイズに比例する信号を抽出することができる。
前記生体信号は前記被検者の心電図信号であり、前記ノイズは前記被検者の動きを含む外部要因による前記インターフェースの電気的特性の変動によって発生した動きノイズでありうる。

上記目的を達成するためになされた本発明の一特徴による前記生体信号測定方法をコンピュータに実行させるためのプログラムを記録したコンピュータ読み取り可能な記録媒体を提供する。

上記目的を達成するためになされた本発明の一特徴によるインターフェース装置は、被検者の生体信号と該生体信号のノイズを除去するための信号とを検出するためのインターフェース装置であって、前記被検者の皮膚との電気的インターフェーシングを介して被検者の生体信号を検出する少なくとも１つのインターフェースと、前記インターフェースとは異なる電気的特性を有するインターフェーシングを介して前記生体信号とは異なるダミー信号を検出する少なくとも１つのダミー・インターフェースと、を備える。

上記目的を達成するためになされた本発明の一特徴による装置は、測定された生体信号からノイズを除去するための装置であって、前記測定された生体信号と測定されたダミー信号とに基づいて前記測定された生体信号からノイズ信号を抽出するノイズ抽出部と、前記抽出されたノイズ信号を利用して前記測定された生体信号から前記ノイズを除去する生体信号抽出部と、を備える。

前記ノイズ信号は、前記生体信号を測定するインターフェースと前記ダミー信号を測定するインターフェースとの電気的特性の変動によって生成されうる。
前記生体信号は第１インターフェースで測定され、前記ダミー信号は第２インターフェースによって測定され、前記第１インターフェースと前記第２インターフェースとは、異なる電気的特性を有することができる。
前記第１インターフェースと前記第２インターフェースとは、被検者の身体上で互いに所定距離内に位置しうる。
前記異なる電気的特性は、前記第１インターフェースが第１物質から構成されて第２インターフェースが前記第１物質とは異なる第２物質から構成されることによって発生しうる。
前記第１インターフェースは塩化銀がコーティングされた平板状の銀によって構成され、第２インターフェースは金によって構成されうる。
前記第１インターフェースと前記第２インターフェースとは同じ物質によって形成され、前記異なる電気的特性は、前記第２インターフェースが前記第２インターフェースと被検者の皮膚との間の絶縁層を含むことによって発生しうる。

上記目的を達成するためになされた本発明の他の特徴による装置は、生体信号の検出に使われる装置であって、第１電気的特性を有する第１電極と、前記第１電極から第１距離ほど離れて位置して前記第１電気的特性とは異なる第２電気的特性を有する第２電極と、前記第１電極から前記第１距離より大きい第２距離ほど離れて位置して第３電気的特性を有する第３電極と、前記第３電極から前記第２距離より小さい第３距離ほど離れて位置して前記第３電気的特性とは異なる第４電気的特性を有する第４電極と、を備える。

前記第１距離と前記第３距離とは、ほぼ同一でありうる。
前記第１電気的特性と前記第３電気的特性とは、ほぼ同一でありうる。
前記第２電気的特性と前記第４電気的特性とは、ほぼ同一でありうる。
前記第１電極は第１金属を含み、前記第２電極は前記第１金属とは異なる第２金属を含むことができる。
前記第１電極は、前記第１金属上にコーティングを更に含むことができる。
前記第１金属は銀（Ａｇ）であり、前記コーティングは塩化銀（ＡｇＣｌ）でありうる。
前記第２金属は、金（Ａｕ）でありうる。
前記第１電極と前記第２電極とは、金属を含むことができる。
前記第２電極は、絶縁物質を更に含むことができる。
前記第１電極と前記第２電極とは、前記金属上にコーティングを更に含むことができる。
前記金属は銀（Ａｇ）であり、前記コーティングは塩化銀（ＡｇＣｌ）でありうる。
前記絶縁物質は、ゴムでありうる。
前記第１電極、前記第２電極、前記第３電極、及び前記第４電極は１つのユニット（ｕｎｉｔ）を形成し、前記装置は、少なくとも２以上のユニットを含むことができる。
前記第１電極、前記第２電極、前記第３電極、及び前記第４電極は、直線パターンに配されうる。
前記第１電極、前記第２電極、前記第３電極、及び前記第４電極は、曲線パターンに配されうる。
前記曲線パターンは、円形パターンでありうる。

上記目的を達成するためになされた本発明の他の特徴による生体信号測定装置は、被検者の皮膚との電気的インターフェーシングを介して被検者の生体信号を検出する少なくとも１つのインターフェースと、前記インターフェースとは異なる電気的特性を有するインターフェーシングを介して前記生体信号とは異なるダミー信号を検出する少なくとも１つのダミー・インターフェースと、前記生体信号と前記ダミー信号とに基づいて前記検出された生体信号から前記インターフェースの電気的特性の変動によるノイズを除去する電子回路と、を備える。

本発明によれば、外部要因によって発生した被検者の生体信号のノイズを除去或いは低減させることによって、被検者の生体信号を正確に測定することができる。

本発明の一実施形態による生体信号測定装置の構成図である。図１に示したインターフェースＡ、Ｂのそれぞれの等価回路を図示した図面である。本発明の一実施形態による心電図信号測定装置の構成図である。図３に示した心電図信号測定装置の格子電極基板の平面図である。図３に示した心電図信号測定装置の格子電極基板の断面図である。図３に示した心電図信号測定装置の円形電極基板の平面図である。図３に示した心電図信号測定装置の円形電極基板の断面図である。本発明の他の実施形態による心電図信号測定装置の構成図である。図８に示した心電図信号測定装置の格子電極基板の平面図である。図８に示した心電図信号測定装置の格子電極基板の断面図である。図８に示した心電図信号測定装置の円形電極基板の平面図である。図８に示した心電図信号測定装置の円形電極基板の断面図である。本発明の一実施形態による生体信号測定方法のフローチャートである。

以下、本発明を実施するための形態の具体例を、図面を参照しながら詳細に説明する。以下の実施形態では、本発明の要旨が不明確になることを防止するために被検者の生体信号を測定するための構成だけを説明する。但し、本発明が属する技術分野で当業者であるならば、被検者の生体信号を測定するための構成以外に他の汎用的な構成が付加されうるということを理解できるであろう。例えば、医師のような医療専門家が生体信号を認識することができるようにするために、被検者の生体信号を抽出する構成以外に、被検者の生体信号をスクリーン又は紙の上にディスプレイする構成などが付加されうる。

図１は、本発明の一実施形態による生体信号測定装置１０の構成図である。図１を参照すると、本実施形態による生体信号測定装置１０は、インターフェース１１１〜１１４、ノイズ抽出部１２、及び生体信号抽出部１３から構成される。図１に示した生体信号測定装置１０は、本発明の一つの具現例に過ぎず、図１に示した構成要素を基にして様々な変形が可能であるということを、本発明が属する技術分野で当業者であるならば、理解することができるであろう。例えば、図１には、４個のインターフェース１１１〜１１４から構成されたインターフェース装置だけを図示しているが、多様な個数のインターフェースを有するインターフェース装置で具現されうる。

インターフェースＡ（１１１）及びインターフェースＢ（１１３）は、被検者２０の皮膚との接触による被検者２０の皮膚との電気的インターフェーシング（ｉｎｔｅｒｆａｃｉｎｇ）を介して被検者２０の生体信号を検出する。一般的に、被検者２０の生体信号は、被検者２０の皮膚の位置によってそれぞれ異なる電位が現れるという特性を利用して測定される。例えば、被検者２０の生体信号は、インターフェースＡ（１１１）及びインターフェースＢ（１１３）のような一対のインターフェース間の電位差、即ち電圧によって測定されうる。但し、被検者２０の生体信号は、１つのインターフェースを使用して被検者２０の皮膚のある１地点での電位によって測定されることもあり、多様な個数のインターフェースによって検出された値の組み合わせによって測定されることもある。

図１には、インターフェース１１１〜１１４がノイズ抽出部１２に連結されているものとして図示しているが、本発明が属する技術分野で当業者であるならば、インターフェース１１１〜１１４のうちの少なくとも１つの測定結果が、無線でノイズ抽出部１２に伝送されうるということを理解することができるであろう。インターフェース１１１〜１１４とノイズ抽出部１２との無線通信のために、インターフェース１１１〜１１４とノイズ抽出部１２は、無線通信を行う構成要素を含むことができる。その場合、インターフェース１１１〜１１４は、ノイズ抽出部１２から分離された別途のディバイスでありうる。

図２は、図１に示したインターフェースＡ（１１１）及びインターフェースＢ（１１３）のそれぞれの等価回路を図示した図面である。図１に示した実施形態で、インターフェースＡ（１１１）及びインターフェースＢ（１１３）は、被検者２０の生体信号を測定するために、被検者２０の皮膚に直接接触して被検者２０の皮膚と電気的インターフェーシング作用を行うあらゆる要素を意味し、図２に示しているようなＲＣ（ｒｅｓｉｓｔｏｒ−ｃａｐａｃｉｔｏｒ）回路としてモデリングされうる。

このようなインターフェースＡ（１１１）及びインターフェースＢ（１１３）は、固状の伝導性物質である電極（ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ）に、電解質成分のゲルが塗布されており、被検者２０の皮膚にゲルが接触する形態の湿式（ｗｅｔ−ｔｙｐｅ）電極、固状の伝導性物質の電極が、被検者２０の皮膚に直接接触する形態の乾式（ｄｒｙ−ｔｙｐｅ）電極によって具現されうる。被検者２０の皮膚は、優秀な不導体であり、生体を外部の電気的刺激から保護する役割を担う。被検者２０の皮膚の抵抗緩和のために、固状の電極に生体イオンであるＣｌ⁻を多量に含有している電解質成分のゲルが塗布されている湿式電極が広く使われている。ここで、Ｃｌ⁻は、塩化イオンを示す化学記号（ｃｈｅｍｉｃａｌｓｙｍｂｏｌ）である。以下では、このような湿式電極の等価回路を例に挙げて説明する。

図２を参照すると、図１に示したインターフェースＡ（１１１）及びインターフェースＢ（１１３）のそれぞれの等価回路は、抵抗Ｒｇ、電圧源Ｖｅ、キャパシタＣｅ及び抵抗Ｒｅから構成される。抵抗Ｒｇは、湿式電極の電解質自体の抵抗を示し、電圧源Ｖｅは、電極の両端にかかる電位を示し、キャパシタＣｅは、電極と電解質との境界面での電荷二重層（ｄｏｕｂｌｅｌａｙｅｒ）でのキャパシタンスを示し、抵抗Ｒｅは、この電荷二重層での漏れ抵抗を示す。

上記のように、電極と電解質との境界面では、電荷二重層が形成されるが、インターフェースＡ（１１１）及びインターフェースＢ（１１３）での電極の動きは、電極と電解質との境界面での電荷分布を変化させ、これは、電極によって検出される電位の変化を起こす。一方、インターフェースＡ（１１１）及びインターフェースＢ（１１３）は、被検者２０の皮膚の互いに異なる地点に位置するために、被検者２０の動きによるインターフェースＡ（１１１）及びインターフェースＢ（１１３）の電極の動きは、互いに異なるように示される。これによって、インターフェースＡ（１１１）及びインターフェースＢ（１１３）の電極によって検出された電位の変化の様相が互いに異なることになり、これは、インターフェースＡ（１１１）とインターフェースＢ（１１３）との間の電圧の変動、即ち生体信号のノイズとして作用する。このように、外部要因によるインターフェースＡ（１１１）及びインターフェースＢ（１１３）の電気的特性の変動によって発生したノイズを、インターフェースＡ（１１１）及びインターフェースＢ（１１３）で検出された生体信号の動きノイズ（ｍｏｔｉｏｎａｒｔｉｆａｃｔ）という。動きノイズは、上述の原因以外にも、他の原因によっても発生しうる。例えば、被検者２０の皮膚をつまみ出すと、５〜１０ｍＶの動きノイズが発生することが知られている。

このような動きノイズ信号は、インターフェースＡ（１１１）及びインターフェースＢ（１１３）に検出された生体信号と類似した周波数帯域の低周波信号であるために、一般的な低域通過フィルタ（ｌｏｗｐａｓｓｆｉｌｔｅｒ）、高域通過フィルタ（ｈｉｇｈｐａｓｓｆｉｌｔｅｒ）で除去され難い。図１に示した実施形態では、このような動きノイズを除去するために、インターフェースＡ（１１１）及びインターフェースＢ（１１３）とは異なる電気的特性を有するインターフェーシングを介して、インターフェースＡ（１１１）及びインターフェースＢ（１１３）によって検出された被検者２０の生体信号とは異なるダミー信号を検出するダミー・インターフェースＡｄ（１１２）及びダミー・インターフェースＢｄ（１１４）を採用する。

被検者２０の生体信号の動きノイズを除去するためには、ダミー・インターフェースＡｄ（１１２）及びダミー・インターフェースＢｄ（１１４）によって検出されたダミー信号を利用し、被検者２０の生体信号の動きノイズ信号が追跡されなければならない。即ち、被検者２０の動きによって、インターフェースＡ（１１１）及びインターフェースＢ（１１３）の電気的特性が変動するとき、ダミー・インターフェースＡｄ（１１２）及びダミー・インターフェースＢｄ（１１４）によって検出されたダミー信号の変化形態がインターフェースＡ（１１１）及びインターフェースＢ（１１３）によって検出された信号の変化形態と類似していなければならない。このために、図１に示した実施形態では、外部のノイズ変動の要因がインターフェースＡ（１１１）とダミー・インターフェースＡｄ（１１２）とにほぼ同一に入力されるように、インターフェースＡ（１１１）とダミー・インターフェースＡｄ（１１２）とを臨界距離以下に近接して位置させる。例えば、臨界距離は、０．１ｍｍから１０ｍｍまでのいずれかの値の、０．５ｍｍ、０．７５ｍｍ、１ｍｍ、１．５ｍｍ、或いは２ｍｍなどになりうる。インターフェースＢ（１１３）とダミー・インターフェースＢｄ（１１４）とについても、同様の理由で近接して位置させる。一方、インターフェースＡ（１１１）とインターフェースＢ（１１３）は、被検者２０の生体信号、即ちインターフェースＡ（１１１）とインターフェースＢ（１１３）との電圧を検出するのに十分な距離ほど離れて位置しなければならない。

被検者２０の皮膚に、インターフェースＡ（１１１）とダミー・インターフェースＡｄ（１１２）とを近接させて付着する場合、被検者２０の動きによるインターフェースＡ（１１１）とダミー・インターフェースＡｄ（１１２）との電極の動きは、ほぼ同一になる。これによって、被検者２０の動きのような外部要因によるインターフェースＡ（１１１）の電気的特性の変動と、ダミー・インターフェースＡｄ（１１２）の電気的特性の変動は、互いに類似した様相を有する。例えば、ダミー・インターフェースＡｄ（１１２）の等価回路での電圧源の変動は、インターフェースＡ（１１１）の等価回路での電圧源の変動の様相と、そのスケール（ｓｃａｌｅ）は異なるが、比例する様相を有する。同様に、ダミー・インターフェースＢｄ（１１４）の等価回路での電圧源の変動は、インターフェースＢ（１１３）の等価回路での電圧源の変動の様相と、そのスケールは異なるが、比例する様相を有する。あるインターフェースとそのダミー・インターフェースとが更に近接して位置するほど、このような効果は更に際立つことになる。

ノイズ抽出部１２は、インターフェースＡ（１１１）とダミー・インターフェースＡｄ（１１２）との近接によるインターフェースＡ（１１１）とダミー・インターフェースＡｄ（１１２）との電気的特性の変動の類似性と、インターフェースＢ（１１３）とダミー・インターフェースＢｄ（１１４）との近接によるインターフェースＢ（１１３）とダミー・インターフェースＢｄ（１１４）との電気的特性の変動の類似性と、を利用し、インターフェースＡ（１１１）及びインターフェースＢ（１１３）と、ダミー・インターフェースＡｄ（１１２）及びダミー・インターフェースＢｄ（１１４）と、によって検出された信号から、被検者２０の生体信号の動きノイズ信号に比例するノイズ信号を抽出することができる。例えば、ノイズ抽出部１２は、インターフェースＡ（１１１）とダミー・インターフェースＡｄ（１１２）との近接によるインターフェースＡ（１１１）及びダミー・インターフェースＡｄ（１１２）のそれぞれの等価回路での電圧源間の電圧変動の類似性と、インターフェースＢ（１１３）とダミー・インターフェースＢｄ（１１４）との近接によるインターフェースＢ（１１３）及びダミー・インターフェースＢｄ（１１４）のそれぞれの等価回路での電圧源間の電圧変動の類似性と、を利用し、インターフェースＡ（１１１）及びインターフェースＢ（１１３）と、ダミー・インターフェースＡｄ（１１２）及びダミー・インターフェースＢｄ（１１４）と、によって検出された信号から、被検者２０の生体信号の動きノイズ信号に比例するノイズ信号を抽出することができる。

インターフェース１１１〜１１４によって検出された信号は、その大きさが非常に微弱であるために、一般的にこの信号は増幅されて処理される。従って、ノイズ抽出部１２は、インターフェース１１１〜１１４によって検出された信号を増幅する増幅器（ａｍｐｌｉｆｉｅｒ）、このような増幅されたアナログ信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄコンバータ（ａｎａｌｏｇ−ｔｏ−ｄｉｇｉｔａｌｃｏｎｖｅｒｔｅｒ）、このようなデジタル信号に関する演算を行う演算器などによって具現されうる。

生体信号抽出部１３は、ノイズ抽出部１２によって抽出されたノイズ信号を利用し、インターフェースＡ（１１１）及びインターフェースＢ（１１３）によって検出された生体信号から、該生体信号に含まれた動きノイズを除去することによって、被検者２０の実際の生体信号を検出する。ノイズ抽出部１２によって抽出されたノイズ信号は被検者２０の生体信号の動きノイズ信号に比例するために、被検者２０の生体信号の動きノイズ信号は、ノイズ抽出部１２によって抽出されたノイズ信号を利用して除去されうる。このような生体信号抽出部１３は、適応型フィルタ（ａｄａｐｔｉｖｅｆｉｌｔｅｒ）によって具現されうる。適応型フィルタは、このフィルタにフィードバックされた値によって、フィルタ係数（ｆｉｌｔｅｒｃｏｅｆｆｉｃｉｅｎｔ）を調整することができるデジタルフィルタである。即ち、生体信号抽出部１３は、ノイズ抽出部１２によって抽出されたノイズ信号によってフィルタ係数を調整し、このように調整されたフィルタ係数を利用し、インターフェースＡ（１１１）とインターフェースＢ（１１３）との間の電圧波形に該当する生体信号をフィルタリングすることによって、この生体信号から動きノイズを除去することができる。

ノイズ抽出部１２と生体信号抽出部１３は、上記のような回路素子を含む電子回路によって具現され、上記のような回路素子とは異なる回路素子を含む多様な電子回路によって具現されうる。ノイズ抽出部１２と生体信号抽出部１３は、上記のようなノイズ抽出機能と生体信号抽出機能とを区分するための機能ブロックを示すだけのものであり、これらを具現するための回路素子を区分するためのものではない。例えば、ノイズ抽出部１２と生体信号抽出部１３は、１つの適応型フィルタを利用し、インターフェース１１１〜１１４によって検出された信号に基づいて、動きノイズが除去された生体信号を生成する電子回路によって具現されうる。この場合、１つの適応型フィルタは、動きノイズを生成する機能と生体信号を生成する機能とを同時に行うことができる。

２つのインターフェースＡ（１１１）とインターフェースＢ（１１３）との間で検出される電圧波形を利用して測定されうる被検者２０の生体信号の代表的な例としては、心電図（ＥＣＧ：ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ）信号を挙げることができる。被検者２０の心臓が心拍（ｈｅａｒｔｂｅａｔ）によって弛緩及び収縮を反復しながら、被検者２０の皮膚には非常に小さい電位変化が発生する。このような心臓の電気的活動（ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌａｃｔｉｖｉｔｙ）をグラフ状に示したものを心電図信号という。但し、図１に示した実施形態は、心電図信号だけではなく、脳波（ｂｒａｉｎｗａｖｅ）信号、筋電図信号（ｅｌｅｃｔｒｏｍｙｏｇｒａｍ）など、被検者２０の身体で電気的に検出されうる他の生体信号にも適用されうる。

心電図信号は、心臓からの皮膚位置によって、それぞれ異なる電位が現れるという特性を利用して測定される。一般的に、心電図信号は、被検者２０の皮膚の互いに異なる２個の位置に、一対の電極を付着させ、この電極間の電位差を一定時間測定することによって検出されうる。このように、一定時間測定された２電極間の電位差は、経時的に上昇と下降とを反復する波動（ｗａｖｅ）状の信号として現れるが、このような波動状の心電図信号は、波動状の線として、スクリーン、紙などに記録されることによって表示される。

被検者２０の皮膚の互いに異なる２個の位置に付着された一対の電極は、１つの心電図信号を測定するための単位としてリード（ｌｅａｄ）と呼ばれる。一般的に心電図信号は、多様な個数のリードによって測定され、各リードを介して異なる角度で心臓が観測されうる。心電図信号のタイプは、このようなリードの個数によって３−ｌｅａｄ、５−ｌｅａｄ、１２−ｌｅａｄＥＣＧと区分される。図１に示した生体信号測定装置の具体的な具現例として、以下で説明する心電図信号測定装置は、１つの心電図信号を測定するための１つのリード、即ち２個の電極を例に挙げて説明する。但し、本実施形態が、実際には３−ｌｅａｄ、５−ｌｅａｄ、１２−ｌｅａｄＥＣＧ、又はそれ以上のリードによって具現されうることを、本発明が属する技術分野で当業者であるならば、理解することができるであろう。

図３は、本発明の一実施形態による心電図信号測定装置３０の構成図である。図３に示した心電図信号測定装置３０は、図１に示した生体信号測定装置３０の１つの具現例である。従って、以下、省略した内容であっても、図１に示した生体信号測定装置１０について説明した内容は、図３に示した心電図信号測定装置３０にも適用される。

電極Ａ（３１１）と電極Ｂ（３１３）は、平板状のＡｇにＡｇＣｌをコーティングして製造され、Ａｇ／ＡｇＣｌ電極とする。ここで、Ａｇは銀を示す化学記号であり、ＡｇＣｌは塩化銀を示す化学式である。図３に示した実施形態では、ダミー電極Ａｄ（３１２）及びダミー電極Ｂｄ（３１４）に、電極Ａ（３１１）及び電極Ｂ（３１３）とは異なる電気的特性を持たせるために、ダミー電極Ａｄ（３１２）及びダミー電極Ｂｄ（３１４）は、電極Ａ（３１１）及び電極Ｂ（３１３）の構成物質とは異なる物質によって製造される。例えば、ダミー電極Ａｄ（３１２）及びダミー電極Ｂｄ（３１４）は、平板状のＡｕによって製造されうる。ここで、Ａｕは金を示す化学記号である。

図３に示した実施形態で、電極Ａ（３１１）の出力端ｐ２と電極Ｂ（３１３）の出力端ｑ２との電圧は、次の数式１のように計算されうる。次の数式１で、Ｖｅｃｇ＿ｐ１は、電極Ａ（３１１）の入力端ｐ１での電位を意味し、Ｖｅ１は、電極Ａ（３１１）の両端ｐ１・ｐ２間の電圧を意味する。同様に、Ｖｅｃｇ＿ｑ１は、電極Ｂ（３１３）の入力端ｑ１での電位を意味し、Ｖｅ２は、電極Ｂ（３１３）の両端ｑ１・ｑ２間の電圧を意味する。湿式電極の場合、皮膚と電極との間に電解質成分のゲルが挿入されるため、Ｖｅ１とＶｅ２は、皮膚、ゲル及び電極間のインターフェーシングが考慮された電圧であり、以下の数式でも同様である。数式１を参照すると、Ｖｅｃｇ＿ｐ１−Ｖｅｃｇ＿ｑ１は、純粋な心電図信号であり、Ｖｎｏｉｓｅは、電極Ａ（３１１）と電極Ｂ（３１３）とによって検出された心電図信号に含まれた動きノイズ信号である。

〔数１〕
Ｖｐ２−ｑ２＝（Ｖｅｃｇ＿ｐ１＋Ｖｅ１）−（Ｖｅｃｇ＿ｑ１＋Ｖｅ２）
＝（Ｖｅｃｇ＿ｐ１−Ｖｅｃｇ＿ｑ１）＋（Ｖｅ１−Ｖｅ２）
＝Ｖｅｃｇ＋Ｖｎｏｉｓｅ

電極Ａ（３１１）の出力端ｐ２と、電極Ａ（３１１）のダミー電極Ａｄ（３１２）の出力端ｓ２との電圧は、次の数式２のように計算されうる。次の数式２で、Ｖｅｃｇ＿ｓ１は、ダミー電極Ａｄ（３１２）の入力端ｓ１での電位を意味し、Ｖｅ１ｄは、ダミー電極Ａｄ（３１２）の両端ｓ１・ｓ２間の電圧を意味する。特に、電極Ａ（３１１）とダミー電極Ａｄ（３１２）は、近接して位置するために、電極Ａ（３１１）の入力端ｐ１での電位Ｖｅｃｇ＿ｐ１と、ダミー電極Ａｄ（３１２）の入力端ｓ１での電位Ｖｅｃｇ＿ｓ１は、ほぼ同一である。従って、数式２を参照すると、Ｖｐ２−ｓ２は、Ｖｅ１−Ｖｅ１ｄになるということが分かる。

〔数２〕
Ｖｐ２−ｓ２＝（Ｖｅｃｇ＿ｐ１＋Ｖｅ１）−（Ｖｅｃｇ＿ｓ１＋Ｖｅ１ｄ）
＝（Ｖｅｃｇ＿ｐ１−Ｖｅｃｇ＿ｓ１）＋（Ｖｅ１−Ｖｅ１ｄ）
＝Ｖｅ１−Ｖｅ１ｄ

電極Ｂ（３１３）の出力端ｑ２と、電極Ｂ（３１３）のダミー電極Ｂｄ（３１４）の出力端ｔ２との電圧は、次の数式３のように計算されうる。次の数式３で、Ｖｅｃｇ＿ｑ１は、電極Ｂ（３１３）の入力端ｑ１での電位を意味し、Ｖｅ２は、電極Ｂ（３１３）の両端ｑ１・ｑ２間の電圧を意味する。同様に、Ｖｅｃｇ＿ｔ１は、ダミー電極Ｂｄ（３１４）の入力端ｔ１での電位を意味し、Ｖｅ２ｄは、ダミー電極Ｂｄ（３１４）の両端ｔ１・ｔ２間の電圧を意味する。特に、電極Ｂ（３１３）とダミー電極Ｂｄ（３１４）は、近接して位置するために、電極Ｂ（３１３）の入力端ｑ１での電位Ｖｅｃｇ＿ｑ１と、ダミー電極Ｂｄ（３１４）の入力端ｔ１での電位Ｖｅｃｇ＿ｔ１は、ほぼ同一である。数式３を参照すると、Ｖｑ２−ｔ２は、Ｖｅ２−Ｖｅ２ｄになるということが分かる。

〔数３〕
Ｖｑ２−ｔ２＝（Ｖｅｃｇ＿ｑ１＋Ｖｅ２）−（Ｖｅｃｇ＿ｔ１＋Ｖｅ２ｄ）
＝（Ｖｅｃｇ＿ｑ１−Ｖｅｃｇ＿ｔ１）＋（Ｖｅ２−Ｖｅ２ｄ）
＝Ｖｅ２−Ｖｅ２ｄ

数式２でのＶｐ２−ｓ２から、数式３でのＶｑ２−ｔ２を減算した値Ｖ（ｐ２−ｓ２）−（ｑ２−ｔ２）は、次の数式４のように計算されうる。数式４で、ａは比例定数である。特に、電極Ａ（３１１）とダミー電極Ａｄ（３１２）は近接して位置するために、ダミー電極Ａｄ（３１２）の等価回路での電圧源の変動の様相は、電極Ａ（３１１）の等価回路での電圧源の変動の様相とほぼ同一である。従って、Ｖｅ１ｄ＝ｂ×Ｖｅ１である。同様に、ダミー電極Ｂｄ（３１４）の等価回路での電圧源の変動の様相は、電極Ｂ（３１３）の等価回路での電圧源の変動の様相とほぼ同一であるために、Ｖｅ２ｄ＝ｂ×Ｖｅ２である。ここで、ｂは比例定数であり、ａ＝１−ｂである。数式４を参照すると、Ｖ（ｐ２−ｓ２）−（ｑ２−ｔ２）は、電極Ａ（３１１）と電極Ｂ（３１３）とによって検出された心電図信号に含まれた動きノイズ信号Ｖｎｏｉｓｅに比例するということが分かる。

〔数４〕
Ｖ（ｐ２−ｓ２）−（ｑ２−ｔ２）＝（Ｖｅ１−Ｖｅ１ｄ）−（Ｖｅ２−Ｖｅ２ｄ）
＝（Ｖｅ１−Ｖｅ２）−（Ｖｅ１ｄ−Ｖｅ２ｄ）
＝ａ×（Ｖｅ１−Ｖｅ２）＝ａ×Ｖｎｏｉｓｅ

ノイズ抽出部３２は、電極Ａ（３１１）の出力端ｐ２と、ダミー電極Ａｄ（３１２）の出力端ｓ２との間の電圧Ｖｐ２−ｓ２を測定し、電極Ｂ（３１３）の出力端ｑ２と、ダミー電極Ｂｄ（３１４）の出力端ｔ２との間の電圧Ｖｑ２−ｔ２を測定した後、両電圧の差を計算することによって、電極Ａ（３１１）と電極Ｂ（３１３）とによって検出された心電図信号に含まれた動きノイズ信号Ｖｎｏｉｓｅに比例する信号を抽出することができる。

被検者２０の動きなどの外部要因による電極Ａ（３１１）とダミー電極Ａｄ（３１２）との電気的特性の変動の様相が互いに類似するように、電極Ａ（３１１）とダミー電極Ａｄ（３１２）とを近接して位置させるためには、電極Ａ（３１１）とダミー電極Ａｄ（３１２）とを非常に小さくしなければならない。電極Ａ（３１１）とダミー電極Ａｄ（３１２）との大きさが非常に小さい場合、電極Ａ（３１１）とダミー電極Ａｄ（３１２）とによって検出される電流の量が非常に少なく、これを増幅しても、被検者２０の生体信号を正確に測定し難い。以下では、電極Ａ（３１１）とダミー電極Ａｄ（３１２）とを近接して位置させつつも、被検者２０の生体信号を正確に測定するのに十分な電流量を確保するために、１つの電極と１つのダミー電極とを、複数の単位電極と複数の単位ダミー電極とに分割し、単位電極間に単位ダミー電極を交互に配する様々な例について説明する。

図４は、図３に示した心電図信号測定装置３０の格子電極基板の平面図である。図４は、図３に示した心電図信号測定装置３０の電極Ａ（３１１）とダミー電極Ａｄ（３１２）とに関する１つの具現例である。図４を参照すると、絶縁性物質によって製造された基板に、電極Ａ（３１１）に該当する複数個の単位電極が格子構造に配され、この単位電極間に、ダミー電極Ａｄ（３１２）に該当する複数個の単位ダミー電極が格子構造に配される。このように、格子構造に配された単位電極は、電極Ａ（３１１）の出力端に該当するノードｐ２に連結されており、単位電極によって検出された電流は、ノードｐ２によって収集される。同様に、格子構造に配された単位ダミー電極は、ダミー電極Ａｄ（３１２）の出力端に該当するノードｓ２に連結されており、単位ダミー電極によって検出された電流は、ノードｓ２によって収集される。このような格子構造配置を介して、電極Ａ（３１１）とダミー電極Ａｄ（３１２）は、近接して位置しつつも、被検者２０の生体信号を正確に測定するのに十分な電流の量を確保することができる。

図５は、図３に示した心電図信号測定装置３０の格子電極基板の断面図である。図５は、図４に示した電極基板をＡ−Ａ’方向に切断した様子を図示したものである。図５で、斜め実線で表示された導電部は、ノードｐ２に連結される単位電極の導体部分であり、斜め点線で表示された導電部は、ノードｓ２に連結される単位ダミー電極の導体部分である。単位電極及び単位ダミー電極のそれぞれの表面には、電解質成分のゲルが接着されている。

図６は、図５に示した心電図信号測定装置３０の円形電極基板の平面図である。図６は、図３に示した心電図信号測定装置３０の電極Ａ（３１１）とダミー電極Ａｄ（３１２）とに関する他の具現例である。図６を参照すると、絶縁性物質によって製造された基板に、電極Ａ（３１１）に該当する複数個の単位電極が円形構造に配され、この単位電極間に、ダミー電極Ａｄ（３１２）に該当する複数個の単位ダミー電極が円形構造に配される。このように、円形構造に配された単位電極は、電極Ａ（３１１）の出力端に該当するノードｐ２に連結されており、単位電極によって検出された電流は、ノードｐ２によって収集される。同様に、円形構造に配された単位ダミー電極は、ダミー電極Ａｄ（３１２）の出力端に該当するノードｓ２に連結されており、単位ダミー電極によって検出された電流は、ノードｓ２によって収集される。このような円形構造配置を介して、電極Ａ（３１１）とダミー電極Ａｄ（３１２）は、近接して位置しつつも、被検者２０の生体信号を正確に測定するのに十分な電流の量を確保することができる。

図７は、図６に示した心電図信号測定装置３０の円形電極基板の断面図である。図７は、図６に示した電極基板をＡ−Ａ’方向に切断した様子を図示したものである。図７で、斜め実線で表示された導電部は、ノードｐ２に連結される単位電極の導体部分であり、斜め点線で表示された導電部は、ノードｓ２に連結される単位ダミー電極の導体部分である。単位電極及び単位ダミー電極のそれぞれの表面には、電解質成分のゲルが接着されている。図７に示しているように、単位電極と単位ダミー電極とが配されている基板上に、絶縁板（ｉｎｓｕｌａｔｉｏｎｓｈｅｅｔ）が存在しうる。この絶縁板によって、外部からの電流流入が遮断され、更に正確な被検者２０の生体信号の測定が可能になる。

図８は、本発明の他の実施形態による心電図信号測定装置８０の構成図である。図８に示した心電図信号測定装置８０は、図１に示した生体信号測定装置１０の他の具現例である。従って、以下で省略した内容であっても、図１に示した生体信号測定装置１０について説明した内容は、本実施形態による心電図信号測定装置８０にも適用される。

電極Ａ（８１１）とダミー電極Ａｄ（８１２）は、同じ物質、例えば、Ａｇ／ＡｇＣｌによって製造される。電極Ｂ（８１３）及びダミー電極Ｂｄ（８１４）も、同様に同じ物質によって製造される。図８に示した実施形態では、ダミー電極Ａｄ（８１２）及びダミー電極Ｂｄ（８１４）に、電極Ａ（８１１）及び電極Ｂ（８１３）とは異なる電気的特性を持たせるために、ダミー電極Ａｄ（８１２）及びダミー電極Ｂｄ（８１４）には、被検者２０の皮膚と接触する部位に位置して被検者２０の皮膚からの電流フローを遮断する絶縁層が存在する。例えば、被検者２０の皮膚と接触するダミー電極Ａｄ（８１２）及びダミー電極Ｂｄ（８１４）の入力端には、ゴムのような絶縁物質がコーティングされうる。ダミー電極Ａｄ（８１２）及びダミー電極Ｂｄ（８１４）には、絶縁層が存在するために、被検者２０の皮膚から電流が供給されない。図８に示した実施形態では、ダミー電極Ａｄ（８１２）及びダミー電極Ｂｄ（８１４）に一定の電圧を加えるために、ダミー電極Ａｄ（８１２）の入力端に、外部バイアス電圧源を連結する。

図８に示した実施形態で、電極Ａ（８１１）の出力端ｐ２と電極Ｂ（８１３）の出力端ｑ２との電圧は、次の数式５のように計算されうる。次の数式５で、Ｖｅｃｇ＿ｐ１は、電極Ａ（８１１）の入力端ｐ１での電位を意味し、Ｖｅ１は、電極Ａ（８１１）の両端ｐ１・ｐ２間の電圧を意味する。同様に、Ｖｅｃｇ＿ｑ１は、電極Ｂ（８１３）の入力端ｑ１での電位を意味し、Ｖｅ２は、電極Ｂ（８１３）の両端ｑ１・ｑ２間の電圧を意味する。数式５を参照すると、Ｖｅｃｇ＿ｐ１−Ｖｅｃｇ＿ｑ１は、純粋な心電図信号であり、Ｖｎｏｉｓｅは、電極Ａ（８１１）と電極Ｂ（８１３）とによって検出された心電図信号に含まれた動きノイズ信号である。

［数５］
Ｖｐ２−ｑ２＝（Ｖｅｃｇ＿ｐ１＋Ｖｅ１）−（Ｖｅｃｇ＿ｑ１＋Ｖｅ２）
＝（Ｖｅｃｇ＿ｐ１−Ｖｅｃｇ＿ｑ１）＋（Ｖｅ１−Ｖｅ２）
＝Ｖｅｃｇ＋Ｖｎｏｉｓｅ

電極Ａ（８１１）のダミー電極Ａｄ（８１２）の出力端ｓ２と、電極Ｂ（８１３）のダミー電極Ｂｄ（８１４）の出力端ｔ２との電圧は、次の数式６のように計算されうる。次の数式６で、Ｖｂｉａｓ１は、ダミー電極Ａｄ（８１２）の入力端ｓ１での電位、即ち外部バイアス電圧源の電位を意味し、Ｖｅ１ｄは、ダミー電極Ａｄ（８１２）の両端ｓ１・ｓ２間の電圧を意味する。同様に、Ｖｂｉａｓ２は、ダミー電極Ｂｄ（８１４）の入力端ｔ１での電位、即ち外部バイアス電圧源の電位を意味し、Ｖｅ２ｄは、ダミー電極Ｂｄ（８１４）の両端ｔ１・ｔ２間の電圧を意味する。特に、ダミー電極Ａｄ（８１２）及びダミー電極Ｂｄ（８１４）のそれぞれに連結された外部バイアス電圧源は、任意に電位の大きさ調節が可能である。次の数式６で、Ｖｂｉａｓ１とＶｂｉａｓ２とを同一であるようにするならば、Ｖｓ２−ｔ２＝Ｖｅ１ｄ−Ｖｅ２ｄとなる。

電極Ａ（８１１）とダミー電極Ａｄ（８１２）は、近接して位置するために、ダミー電極Ａｄ（８１２）の等価回路での電圧源の変動の様相は、電極Ａ（８１１）の等価回路での電圧源の変動の様相とほぼ同一である。従って、Ｖｅ１ｄ＝ｂ×Ｖｅ１である。同様に、ダミー電極Ｂｄ（８１４）の等価回路での電圧源の変動の様相は、電極Ｂ（８１３）の等価回路での電圧源の変動の様相とほぼ同一であるために、Ｖｅ２ｄ＝ｂ×Ｖｅ２である。ここで、ｂは比例定数である。数式６を参照すると、Ｖｓ２−ｔ２は、電極Ａ（８１１）と電極Ｂ（８１３）とによって検出された心電図信号に含まれた動きノイズ信号Ｖｎｏｉｓｅに比例するということが分かる。

〔数６〕
Ｖｓ２−ｔ２＝（Ｖｂｉａｓ１＋Ｖｅ１ｄ）−（Ｖｂｉａｓ２＋Ｖｅ２ｄ）
＝（Ｖｂｉａｓ１−Ｖｂｉａｓ２）＋（Ｖｅ１ｄ−Ｖｅ２ｄ）
＝Ｖｅ１ｄ−Ｖｅ２ｄ＝ｂ×（Ｖｅ１−Ｖｅ２）＝ｂ×Ｖｎｏｉｓｅ

ノイズ抽出部８２は、Ｖｂｉａｓ１とＶｂｉａｓ２との電位の大きさを同一にした状態で、ダミー電極Ａｄ（８１２）の出力端ｓ２とダミー電極Ｂｄ（８１４）の出力端ｔ２との電圧を測定することによって、電極Ａ（８１１）と電極Ｂ（８１３）とによって検出された心電図信号に含まれる動きノイズ信号Ｖｎｏｉｓｅに比例する信号を抽出することができる。

図９は、図８に示した心電図信号測定装置８０の格子電極基板の平面図である。図９は、図８に示した心電図信号測定装置８０の電極Ａ（８１１）と、ダミー電極Ａｄ（８１２）とに関する１つの具現例である。ダミー電極Ａｄ（８１２）及びダミー電極Ｂｄ（８１４）に絶縁層が存在するということを除いては、図４に示した格子電極基板と同じ構造を有する。図４に示したノードｐ２、ｓ２以外に、単位ダミー電極に一定電圧の電源を供給するためのノードｓ１が存在する。

図１０は、図８に示した心電図信号測定装置８０の格子電極基板の断面図である。図１０は、図８に示した電極基板をＡ−Ａ’方向に切断した様子を図示したものである。図１０で、斜め実線で表示された導電部は、ノードｐ２に連結される単位電極の導体部分であり、斜め点線で表示された導電部は、ノードｓ２に連結される単位ダミー電極の導体部分であり、基板下の導電部は、ノードｓ１に連結される単位ダミー電極の導体部分である。単位電極及び単位ダミー電極のそれぞれの表面には、電解質成分のゲルが接着されている。図５に示した格子電極基板とは異なり、単位ダミー電極のゲルのそれぞれには、絶縁部が存在する。

図１１は、図８に示した心電図信号測定装置８０の円形電極基板の平面図である。図１１は、図８に示した心電図信号測定装置８０の電極Ａ（８１１）とダミー電極Ａｄ（８１２）とに関する他の具現例である。ダミー電極Ａｄ（８１２）及びダミー電極Ｂｄ（８１４）に絶縁層が存在するということを除いては、図６に示した円形電極基板と同じ構造を有する。図６に示したノードｐ２、ｓ２以外に、単位ダミー電極に一定の電圧の電源を供給するためのノードｓ１が存在する。

図１２は、図８に示した心電図信号測定装置８０の円形電極基板の断面図である。図１２は、図１１に示した電極基板をＡ−Ａ’方向に切断した様子を図示したものである。図１２で、斜め実線で表示された導電部は、ノードｐ２に連結される単位電極の導体部分であり、斜め点線で表示された導電部は、ノードｓ２に連結される単位ダミー電極の導体部分であり、基板下の導電部は、ノードｓ１に連結される単位ダミー電極の導体部分である。単位電極及び単位ダミー電極のそれぞれの表面には、電解質成分のゲルが接着されている。図１２に示しているように、単位電極と単位ダミー電極とが配されている基板上に絶縁板が存在しうる。図７に示した円形電極基板とは異なり、単位ダミー電極のゲルのそれぞれには、絶縁部が存在する。

図１３は、本発明の一実施形態による生体信号測定方法のフローチャートである。図１３に示した実施形態による生体信号測定方法は、図１に示した生体信号測定装置１０で、時系列的に処理される段階によって構成される。従って、以下で省略した内容であったとしても、図１に示した生体信号測定装置１０について説明した内容は、図１３に示した実施形態による生体信号測定方法にも適用される。

１３１段階で、ノイズ抽出部１２は、被検者２０の皮膚に接触したインターフェースＡ（１１１）及びインターフェースＢ（１１３）から、インターフェースＡ（１１１）及びインターフェースＢ（１１３）によって検出された被検者２０の生体信号を受信する。１３２段階で、ノイズ抽出部１２は、インターフェースＡ（１１１）及びインターフェースＢ（１１３）とは異なる電気的特性を有するダミー・インターフェースＡｄ（１１２）及びダミー・インターフェースＢｄ（１１４）から、ダミー・インターフェースＡｄ（１１２）及びダミー・インターフェースＢｄ（１１４）によって検出されたダミー信号を受信する。１３３段階で、ノイズ抽出部１２は、１３１段階で受信された被検者２０の生体信号と、１３２段階で受信されたダミー信号とから、インターフェースＡ（１１１）及びインターフェースＢ（１１３）の電気的特性の変動によるノイズに比例する信号を抽出する。１３４段階で、生体信号抽出部１３は、１３３段階で抽出された信号を利用し、１３１段階で受信された生体信号から、インターフェースＡ（１１１）及びインターフェースＢ（１１３）の電気的特性の変動によるノイズを除去することによって、被検者２０の実際の生体信号を検出する。

上記のように、本実施形態によると、外部要因によって発生した被検者２０の生体信号のノイズを除去或いは低減させることによって、被検者２０の生体信号を正確に測定することができる。例えば、被検者２０の動きによって発生した被検者２０の心電図信号の動きノイズを、除去或いは低減させることによって、被検者２０の心電図信号を正確に測定することができる。

一方、上記のように、図１に示したノイズ抽出部１２及び生体信号抽出部１３は、増幅器、Ａ／Ｄコンバータ、演算器、デジタルフィルタなどによって具現され、更にこれらの動作順序、即ち図１３に示した実施形態による生体信号測定方法は、コンピュータで実行できるプログラムで作成可能であり、コンピュータ読み取り可能な記録媒体を利用し、プログラムを作動させる汎用デジタルコンピュータで具現されうる。コンピュータ読み取り可能な記録媒体としては、マグネチック記録媒体（例えば、ＲＯＭ（ｒｅａｄ−ｏｎｌｙｍｅｍｏｒｙ）、フロッピー（登録商標）ディスク、ハードディスクなど）、光学的判読媒体（例えば、ＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ（ｄｉｇｉｔａｌｖｅｒｓａｔｉｌｅｄｉｓｃ）など）のような記録媒体がある。

以上、図面を参照しながら本発明の実施形態を説明したが、本発明は、上述の実施形態に限定されるものではなく、本発明の技術的範囲から逸脱しない範囲内で多様に変更実施することが可能である。

１０生体信号測定装置
１２、３２、８２ノイズ抽出部
１３生体信号抽出部
２０被検者
３０、８０心電図信号測定装置
３３、８３ＥＣＧ抽出部
１１１インターフェースＡ
１１２ダミー・インターフェースＡｄ
１１３インターフェースＢ
１１４ダミー・インターフェースＢｄ
３１１、８１１電極Ａ
３１２、８１２ダミー電極Ａｄ
３１３、８１３電極Ｂ
３１４、８１４ダミー電極Ｂｄ

Claims

被検者の皮膚との電気的インターフェーシングを介して被検者の生体信号を検出する少なくとも１つのインターフェースと、
前記インターフェースとは異なる電気的特性を有するインターフェーシングを介して前記生体信号とは異なるダミー信号を検出する少なくとも１つのダミー・インターフェースと、
前記生体信号と前記ダミー信号とから前記インターフェースの電気的特性の変動によるノイズに比例する信号を抽出するノイズ抽出部と、
前記抽出された信号を利用して前記検出された生体信号から前記ノイズを除去する生体信号抽出部と、を備えることを特徴とする生体信号測定装置。
前記インターフェースと前記ダミー・インターフェースとは、臨界距離以下に近接して位置することを特徴とする請求項１に記載の生体信号測定装置。
前記インターフェースに該当する複数個の単位電極が所定の基板に配され、前記ダミー・インターフェースに該当する複数個の単位ダミー電極が前記単位電極間に配されることによって、前記インターフェースと前記ダミー・インターフェースとは、近接して位置することを特徴とする請求項２に記載の生体信号測定装置。
前記ノイズ抽出部は、前記インターフェースと前記ダミー・インターフェースのとの近接による前記インターフェースと前記ダミー・インターフェースとの電気的特性の変動の類似性を利用して前記ノイズに比例する信号を抽出することを特徴とする請求項２に記載の生体信号測定装置。
前記ダミー・インターフェースの電極は、前記インターフェースの電極の構成物質とは異なる物質によって製造されることによって前記インターフェースとは異なる電気的特性を有することを特徴とする請求項１に記載の生体信号測定装置。
前記少なくとも１つのインターフェースは第１電極と第２電極とを含み、
前記少なくとも１つのダミー・インターフェースは第１ダミー電極と第２ダミー電極とを含み、
前記ノイズ抽出部は、前記第１電極と前記第１ダミー電極との電圧を測定して前記第２電極と前記第２ダミー電極との電圧を測定した後、該測定された電圧間の差を計算することによって前記ノイズに比例する信号を抽出することを特徴とする請求項５に記載の生体信号測定装置。
前記ダミー・インターフェースは、前記皮膚と接触する部位に位置して前記被検者の皮膚からの電流フローを遮断する絶縁層を含むことによって、前記インターフェースとは異なる電気的特性を有することを特徴とする請求項１に記載の生体信号測定装置。
前記少なくとも１つのインターフェースは第１電極と第２電極とを含み、
前記少なくとも１つのダミー・インターフェースは第１ダミー電極と第２ダミー電極とを含み、
前記ノイズ抽出部は、前記第１ダミー電極の電圧源と前記第２ダミー電極の電圧源との電位の大きさを同一にした状態で前記第１ダミー電極と前記第２ダミー電極との電圧を測定することによって、前記ノイズに比例する信号を抽出することを特徴とする請求項７に記載の生体信号測定装置。
前記生体信号は前記被検者の心電図信号であり、前記ノイズは前記被検者の動きを含む外部要因による前記インターフェースの電気的特性の変動によって発生した動きノイズであることを特徴とする請求項１に記載の生体信号測定装置。
被検者の皮膚に接触した少なくとも１つのインターフェースから被検者の生体信号を受信する段階と、
前記インターフェースとは異なる電気的特性を有するダミー・インターフェースから前記生体信号とは異なるダミー信号を受信する段階と、
前記生体信号と前記ダミー信号とを利用して前記生体信号から前記インターフェースの電気的特性の変動によるノイズを除去する段階と、を有することを特徴とする生体信号測定方法。
前記インターフェースと前記ダミー・インターフェースとは、臨界距離以下に近接して位置することを特徴とする請求項１０に記載の生体信号測定方法。
前記ノイズを除去する段階は、
前記生体信号と前記ダミー信号とから前記インターフェースの電気的特性の変動によるノイズに比例する信号を抽出する段階と、
前記抽出された信号を利用して前記受信された生体信号から前記ノイズを除去する段階と、を含むことを特徴とする請求項１０に記載の生体信号測定方法。
前記信号を抽出する段階は、前記インターフェースと前記ダミー・インターフェースとの近接による前記インターフェースと前記ダミー・インターフェースとの電気的特性の変動の類似性を利用して前記ノイズに比例する信号を抽出することを特徴とする請求項１２に記載の生体信号測定方法。
前記生体信号は前記被検者の心電図信号であり、前記ノイズは前記被検者の動きを含む外部要因による前記インターフェースの電気的特性の変動によって発生した動きノイズであることを特徴とする請求項１０に記載の生体信号測定方法。
被検者の皮膚に接触した少なくとも１つのインターフェースから被検者の生体信号を受信する段階と、
前記インターフェースとは異なる電気的特性を有するダミー・インターフェースから前記生体信号とは異なるダミー信号を受信する段階と、
前記生体信号と前記ダミー信号とを利用して前記生体信号から前記インターフェースの電気的特性の変動によるノイズを除去する段階と、を有する生体信号測定方法をコンピュータに実行させるためのプログラムを記録したコンピュータ読み取り可能な記録媒体。
被検者の生体信号と該生体信号のノイズを除去するための信号とを検出するためのインターフェース装置であって、
前記被検者の皮膚との電気的インターフェーシングを介して被検者の生体信号を検出する少なくとも１つのインターフェースと、
前記インターフェースとは異なる電気的特性を有するインターフェーシングを介して前記生体信号とは異なるダミー信号を検出する少なくとも１つのダミー・インターフェースと、を備えることを特徴とするインターフェース装置。
測定された生体信号からノイズを除去するための装置であって、
前記測定された生体信号と測定されたダミー信号とに基づいて前記測定された生体信号からノイズ信号を抽出するノイズ抽出部と、
前記抽出されたノイズ信号を利用して前記測定された生体信号から前記ノイズを除去する生体信号抽出部と、を備えることを特徴とするノイズ除去装置。
前記ノイズ信号は、前記生体信号を測定するインターフェースと前記ダミー信号を測定するインターフェースとの電気的特性の変動によって生成されることを特徴とする請求項１７に記載のノイズ除去装置。
前記生体信号は第１インターフェースで測定され、前記ダミー信号は第２インターフェースによって測定され、前記第１インターフェースと前記第２インターフェースとは、異なる電気的特性を有することを特徴とする請求項１７に記載のノイズ除去装置。
前記第１インターフェースと前記第２インターフェースとは、被検者の身体上で互いに所定距離内に位置することを特徴とする請求項１９に記載のノイズ除去装置。
前記異なる電気的特性は、前記第１インターフェースが第１物質から構成されて第２インターフェースが前記第１物質とは異なる第２物質から構成されることによって発生することを特徴とする請求項１９に記載のノイズ除去装置。
前記第１インターフェースは塩化銀がコーティングされた平板状の銀によって構成され、第２インターフェースは金によって構成されることを特徴とする請求項１９に記載のノイズ除去装置。
前記第１インターフェースと前記第２インターフェースとは同じ物質によって形成され、前記異なる電気的特性は、前記第２インターフェースが前記第２インターフェースと被検者の皮膚との間の絶縁層を含むことによって発生することを特徴とする請求項１９に記載のノイズ除去装置。
生体信号の検出に使われる装置であって、
第１電気的特性を有する第１電極と、
前記第１電極から第１距離ほど離れて位置して前記第１電気的特性とは異なる第２電気的特性を有する第２電極と、
前記第１電極から前記第１距離より大きい第２距離ほど離れて位置して第３電気的特性を有する第３電極と、
前記第３電極から前記第２距離より小さい第３距離ほど離れて位置して前記第３電気的特性とは異なる第４電気的特性を有する第４電極と、を備えることを特徴とする検出装置。
前記第１距離と前記第３距離とは、ほぼ同じであることを特徴とする請求項２４に記載の検出装置。
前記第１電気的特性と前記第３電気的特性とは、ほぼ同じであることを特徴とする請求項２４に記載の検出装置。
前記第２電気的特性と前記第４電気的特性とは、ほぼ同じであることを特徴とする請求項２６に記載の検出装置。
前記第１電極は第１金属を含み、前記第２電極は前記第１金属とは異なる第２金属を含むことを特徴とする請求項２４に記載の検出装置。
前記第１電極は、前記第１金属上にコーティングを更に含むことを特徴とする請求項２８に記載の検出装置。
前記第１金属は銀（Ａｇ）であり、前記コーティングは塩化銀（ＡｇＣｌ）であることを特徴とする請求項２９に記載の検出装置。
前記第２金属は、金（Ａｕ）であることを特徴とする請求項３０に記載の検出装置。
前記第１電極と前記第２電極とは、金属を含むことを特徴とする請求項２４に記載の検出装置。
前記第２電極は、絶縁物質を更に含むことを特徴とする請求項３２に記載の検出装置。
前記第１電極と前記第２電極とは、前記金属上にコーティングを更に含むことを特徴とする請求項３３に記載の検出装置。
前記金属は銀（Ａｇ）であり、前記コーティングは塩化銀（ＡｇＣｌ）であることを特徴とする請求項３４に記載の検出装置。
前記絶縁物質は、ゴムであることを特徴とする請求項３３に記載の検出装置。
前記第１電極、前記第２電極、前記第３電極、及び前記第４電極は１つのユニットを形成し、前記装置は、少なくとも２以上のユニットを含むことを特徴とする請求項２４に記載の検出装置。
前記第１電極、前記第２電極、前記第３電極、及び前記第４電極は、直線パターンに配されることを特徴とする請求項２４に記載の検出装置。
前記第１電極、前記第２電極、前記第３電極、及び前記第４電極は、曲線パターンに配されることを特徴とする請求項２４に記載の検出装置。
前記曲線パターンは、円形パターンであることを特徴とする請求項３９に記載の検出装置。
被検者の皮膚との電気的インターフェーシングを介して被検者の生体信号を検出する少なくとも１つのインターフェースと、
前記インターフェースとは異なる電気的特性を有するインターフェーシングを介して前記生体信号とは異なるダミー信号を検出する少なくとも１つのダミー・インターフェースと、
前記生体信号と前記ダミー信号とに基づいて前記検出された生体信号から前記インターフェースの電気的特性の変動によるノイズを除去する電子回路と、を備えることを特徴とする生体信号測定装置。