JP2012210476A - 組織内の電気的活動を検知する装置及び方法 - Google Patents

Abstract

【課題】実質的に周囲環境からの雑音からの影響を制限又は除去するよう個人の組織内の電気的活動を検知する装置及び方法を提供する
【解決手段】組織内の電気的活動は、ユーザーの皮膚の上の第１の点及び第２の点の間の組織から検出される。そして当該検出に応じ、関心のある信号及び不要な信号を含む電圧信号が生成される。電圧信号は、関心のある信号及び不要な信号を増幅するために、実質的に雑音を増幅することなく増幅される。増幅の結果、出力信号が生じる。
【選択図】図１

Description

本発明は組織内の電気的活動を検知する装置及び方法に関する。

組織内の電気的活動を検知するために用いられる装置は、現代社会において多くの用途がある。特に、現代の脳波図（ＥＥＧ）は、特に知覚麻痺の監視、注意不足障害の治療、癲癇の予測、及び睡眠の監視のために人の脳内の電気的活動を測定するために用いられる。残念ながら、従来の現代ＥＥＧの複雑性及び価格は、標準的にそれらの使用を、病院又は装置が熟練した医療専門家の熟練した注意の下で大勢の人々に用いられ得る他の施設に制限してしまう。ＥＥＧを医療環境で大勢の人々に用いることは、装置を用いる人々に当該装置の価格を分配することを助ける。ＥＥＧは数千ドルもかかる。

熟練した人材は、ＥＥＧの複雑性のためにＥＥＧを設定及び動作するために使われる。従来のＥＥＧの設定は、人の皮膚を電極と接続するよう準備することを含む。皮膚は、標準的に、電極を皮膚に取り付ける前に、領域から毛髪を剃り、皮膚を磨いて外皮を除去し、そして導電性ジェル又は液体を皮膚に塗布することにより準備される。このような広範囲に及ぶ皮膚の準備は、従来のＥＥＧが正しく動作する程度に電極と皮膚との間の接触抵抗が低減されなければならないので必要である。これらの従来のＥＥＧの接触抵抗は、標準的に２０ｋΩ以下である必要がある。

標準的な従来のＥＥＧは、人の周囲環境からの電気及び磁気雑音により生じるエラーに陥りやすい。エラーはまた、ＥＥＧの内部構成要素、及びＥＥＧの動作中の人の移動のような他の情報源の僅かな変動によっても生じる。環境雑音はＥＥＧが用いられる領域内の電気配線及び照明、及び他の情報源の６０Ｈｚ電力により引き起こされ得る。空中を移動する如何なる物体の摩擦さえも、静電気による雑音を生じ得る。ほとんどの又は全ての従来のＥＥＧは、人の頭部に接続される２つの電極、及び各電極からＥＥＧ装置への線を有する。環境内の線及び雑音を生じる要素の位置は、ＥＥＧにより行われる測定に重大なエラーを生じ得る。

脳内の電気的活動の測定は、測定される電気信号がシステム内の雑音より何倍も小さくなるので困難である。多くの場合、雑音は数ボルト又は数十ボルト程度だが、測定される電気信号は僅かマイクロボルトの領域である。これは１０^−６の信号対雑音比を与える。

従来のＥＥＧは、器具類の増幅器として電気信号を測定するために非常に正確な差動増幅器を用いている。増幅器はユーザーの足のような共通基準として参照される。人の頭部にある２つの電極からの２本の線のそれぞれは、差動増幅器の入力と接続される。差動増幅器の出力は基準に対する電圧である。当該基準は２つの電極間の電位差の定数倍に比例する。この場合の測定結果は非常に感度が良い。何故なら差動増幅器は、１０^６倍も大きい２つの信号間の小さい差、つまり脳信号を見付けるからである。このため、構成要素の小さい変化、配線及び他の要因が測定中の重大なエラーを生じてしまう。従って従来のＥＥＧは高価であり使い難い。

従来のＥＥＧに伴う別の問題は、第１の段で６０Ｈｚの雑音が増幅され、信号が引き算される前に信号を飽和させてしまうことである。従来のＥＥＧでは、設計者等は飽和を回避するために雑音を平衡させるか又は遮断するシステムを設計するために多大な労力を費やした。小さい数を測定する際に２つの大きい数を引き算する原理を用いるシステムは、この種の問題に陥り易い。

背景技術の前述の例及びそれらに関連する制限は、説明のためであり排他的ではない。背景技術の他の制限は、明細書及び図面の説明を読むことにより当業者に明らかである。

以下の実施例及び当該実施例の特長は、システム、ツール、及び方法と関連して記載され説明される。これらは例示及び説明であり範囲を制限するものではない。種々の実施例で１又は複数の上述の問題は低減又は除去される。また他の実施例は他の改善を目的とする。

方法であって、ユーザーの組織内の電気的活動を検知する方法が記載される。電気的活動は、ユーザーの皮膚の上の第１の点及び第２の点の間の組織から検出される。そして当該検出に応じ、関心のある信号及び不要な信号を含む電圧信号が生成される。電圧信号は、関心のある信号及び不要な信号を増幅するために、実質的に雑音を増幅することなく増幅される。増幅の結果、出力信号が生じる。

別の方法であって、電気的雑音に晒された雑音環境でユーザーの組織内の電気的活動を検知する方法が開示される。センサー電極は第１の点でユーザーの皮膚に接続される。基準電極は第２の点でユーザーの皮膚と接続される。当該第２の点は第１の点と間隔を空けられた関係にあり、センサー電極に、第２の点に対する第１の点の組織内の電気的活動を検知させる。増幅器が設けられる。当該増幅器は、雑音環境からの影響を実質的に低減しながら電気的活動を増幅する。

センサー回路が記載される。当該センサー回路は、ユーザーの組織内の電気的活動を検知し、及び関心のある信号を検知された電気的活動から分離し及び増幅する。センサー回路は第１の点でユーザーの皮膚に置かれるセンサー電極を有する。第１の点から離れた距離にある第２の点に置かれる基準電極は、センサー電極に電気的活動を検知させ、及び応答として第２の点に対する、関心のある信号を含む電圧信号を生成させる。センサー回路の電子モジュールは、正及び負の電源電圧を有する電源、及び基準電極と電気的に接続された基準電圧源を有する。増幅器は電源からの電力を受信するため、並びにセンサー電極及び電源の基準電圧からの電圧信号を受信するよう接続される。増幅器は、電源基準電圧に対する電圧信号と比例する出力信号を生成する。フィルター部は、増幅器からの出力信号を受信し、関心のある信号と無関係な電気的活動を減衰させ、同時に関心のある信号を通過させる。

上述の例である態様及び実施例に加え、更なる態様及び実施例は図面を参照し及び以下の説明を読むことにより明らかになる。

電気的活動を測定しユーザーの現時点の情動状態を決定するセンサー装置を用いるシステムを図示する。 ユーザーの現時点の情動状態のレベルの表示を含み、及びユーザーの現時点の情動状態に関連してユーザーを案内する際に用いられるメディア素材の制御を有するプログラムを図示する。 ユーザーの現時点の情動状態に基づきメディア素材がユーザーを案内するある例の図である。 ユーザーの現時点の情動状態に基づきメディア素材がユーザーを案内する別の例の図である。 ユーザーの現時点の情動状態に基づきメディア素材がユーザーを案内する更に別の例の図である。 図１に示されたセンサー装置の斜視図である。 図１に示されたセンサー装置及びコンピューターのブロック図である。 図７に示されたセンサー装置で用いられる増幅器の回路図である。 図７に示されたセンサー装置で用いられるフィルター段の回路図である。 図７に示されたセンサー装置で用いられる抵抗器−キャパシターＲＣフィルターの回路図である。 図８、９、及び１０に示された増幅器、３つのフィルター段、及びＲＣフィルターの回路図である。 図７に示されたセンサー装置のデジタル・プロセッサーのブロック図である。

図１はこの議論を組み込んだシステム３０を示す。例であるシステム３０は、ユーザー３４と接続されユーザーの前前頭葉の電気的活動から関心のある信号を検知し及び分離するセンサー装置３２を有する。関心のある信号は、電気的活動の測定可能な特性、又はユーザー３４の現時点の情動状態（ＰＴＥＳ）に関連する関心のある信号を有する。ＰＴＥＳは所与の時点のユーザーの情動状態に関連する。例えば、ユーザーがユーザーの精神的苦痛を生じる物事について考えている場合、ＰＴＥＳは、ユーザーがユーザーの情動を落ち着かせる物事を考えている場合と異なる。別の例では、ユーザーが思考に関し限界情動を感じる場合、ＰＴＥＳは、ユーザーが当該思考に関し解放状態を感じる場合と異なる。関心のある信号とＰＴＥＳとの間の関係のため、システム３０はユーザー３４により経験されたＰＴＥＳレベルを、電気的活動を測定し及びユーザーの脳内の他の電気的活動から関心のある信号を分離することにより、決定できる。

この例では、センサー装置３２は、第１の点に置かれたセンサー電極３６、及び第２の点に置かれた基準電極３８を有する。第１及び第２の点は、間隔を空けられた関係に置かれるが、互いに近接近に維持される。当該点は望ましくは互いに約８インチ以内にある。ある例では、当該点は約４インチ離れている。この例では、センサー電極３６はユーザーの前額部の皮膚に置かれ、基準電極３８はユーザーの耳と接続される。基準電極はまたユーザーの前額部に取り付けられ、基準電極をユーザーの耳に渡り位置付ける段階を有して良い。

センサー電極３６及び基準電極３８は、センサー装置３２の、基準電極３８の近くに位置付けられた電子モジュール４０と接続される。センサー電極３６、基準電極３８、及び電子モジュール４０は実質的に同一の雑音環境内に置かれる。電子モジュール４０はユーザーのこめかみに又はこめかみの上方に、又は電子モジュール４０が基準電極３８の近接近にある他の位置に置かれて良い。この例では、頭部帯４２又は他の取り付け装置は、センサー電極３６及び電子モジュール４０をこめかみの近くの位置に保持し、同時にクリップ４４は基準電極３８をユーザーの耳に保持する。ある例では、電子モジュール及び基準電極は互いに対し容量性結合されるように位置付けられる。

センサー電極３６はユーザーの前前頭葉の電気的活動を検知する。また電子モジュール４０は現在の及びセンサー電極により検出された他の電気的活動から関心のある信号を分離する。電子モジュール４０は、関心のある信号を無線受信機４８へ無線接続５０を介して送信する無線送信機４６（図６）を有する。図１の無線受信機４８は、関心のある信号を電子モジュール４０から受信し、そしてコンピューター５４のポート５２又はプロセッサーを有する他の装置とポート・コネクタ５３で接続し、関心のある信号を無線受信機４８からコンピューター５４へ転送する。電子モジュール４０はＬＥＤ５５（図６）を有する。また無線受信機４８はＬＥＤ５７を有する。ＬＥＤ５５及び５７の両方は、無線送信機及び無線受信機が電源を入れられると照射する。

この例では、関心のある信号から導出されたＰＴＥＳレベルは、コンピューター５４のコンピューター画面５８のメーター５６（図１及び２）に表示される。この場合、コンピューター５４及びメーター５６を表示する画面５８は表示器として機能する。メーター５６の詳細のレベルはユーザーに合うよう調整され得る。メーター５６を見て、ユーザー３４に彼らのＰＴＥＳレベルを如何なる特定の時点でも客観的方法で決定させられる。メーター５６から得られる客観的フィードバックは、ユーザーを案内し、ユーザーのＰＴＥＳを改善するため、及びユーザー３４が特定の刺激に晒された場合にユーザーの心情が到達し得る特定の記憶又は思考に関連するＰＴＥＳレベルを決定するために用いられる。メーター５６は、数字を振られたバー６２を垂直に上及び下へ移動しユーザーのＰＴＥＳレベルを表示する表示器６０を有する。メーター５６はまた、特定の時間期間に渡り、又はユーザー３４がメディア素材６６からの刺激に晒されるセッション中に達成された最小ＰＴＥＳレベルを表示する最小レベル表示器６４を有する。メーター５６はまた、セッション中のユーザーの解放の最大、最小、及び平均レベルを有し得る。ＰＴＥＳレベルはまた、聴覚的にユーザーへ伝達されて良い。この場合、コンピューター及びスピーカーが表示器として機能する。レベルはまた、当該レベルを紙に印刷することによりユーザーに表示され得る。

別の例では、同一のメディア素材への反応に関連する異なる解放レベルは、時間に亘りメモリー装置に格納され得る。これらの異なる解放レベルは、次々に表示され、メディア素材と関連する負の情動を解放する際にユーザーに彼又は彼女の進捗を知らせ得る。

システム３０では、メディア素材６６は、ユーザー３４にユーザーの高いＰＴＥＳレベルに関連する特定の思考又は情動に到達するよう設計された刺激にユーザー３４を晒すために用いられる。この例では、メディア素材６６はコンピューター５４を通じスピーカー６８を介し再生される音声素材を有する。メディア素材６６及びメーター５６は、コンピューター５４で実行され及びコンピューター画面５８に表示されるコンピューター・プログラム７０に統合される。メディア素材６６は、この場合、画面上ボタン７２を用い制御される。コンピューター・プログラム７０はまた、プログラム機能を操作するための他のメニュー・ボタン７４、及び無線接続５０の接続強度を表示する表示器７６を有する。プログラム７０は標準的にコンピューター５４のメモリーに格納される。この又は他のメモリー装置はまた、自己報告日誌及び自己観察進捗を格納するデータベースを有し得る。

いくつかの例では、プログラム７０はユーザー３４からの応答又は他の入力を要求して良い。これら及び他の環境では、ユーザー３４は、キーボード７８、マウス８０及び／又はマイクロホン８２のような如何なる１又は複数の適切な周辺機器又は入力装置を用い、プログラム７０と相互作用して良い。例えば、マウス８０はメディア素材６６を制御するボタン７２の１つを選択するために用いられて良い。

メディア素材６６は、自己又は補助問診のためにユーザー３４にコンピューター５４と相互作用させる。メディア素材６６は聴覚的、視覚的、聴覚及び視覚的であって良く、及び／又は文書素材ファイル又はコンピューター５４により再生又は提示される他の種類のファイルであって良い。メディア素材６６は、「解放技術（Ｒｅｌｅａｓｅ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ）」等のような１又は複数の処理に基づき得る。いくつかの例では、一般的話題が事前に記述された訓練の形式で提示される音声−ビデオファイルの形式で提供され得る。これらの訓練は、金銭、勝利、関係、及びユーザーに当該話題に関し自由状態を達成させる多くの他の一般的話題のような標準的な重要な生涯の課題又は最も個人的な目標を有し得る。目標に関する自由状態は、（特定の予め設定された閾より下の）非常に低いＰＴＥＳレベルがユーザーにより当該目標に関して達成された場合に表示され得る。解放技術はいくつかの例で例として用いられた。他の処理も本願明細書に記載された技術的手法と共に用いられて良い。

ある例では、「解放技術」を有するメディア素材６６は、ユーザー３４に限界情動又は情動的に悩んだ経験の種類のＰＴＥＳに到達させ、結果としてユーザーの神経系に混乱を生じる。処理は次に神経系を正常化するようユーザー３４を案内するか、又は情動を解放する。同時にユーザーは混乱の知覚された原因に集中させられる。ＰＴＥＳレベル又は解放レベルが、この例では、予め設定された閾より低いと決定された場合、処理は完了する。

解放レベルのＰＴＥＳに関連する関心のある信号は、４−１２Ｈｚの範囲のユーザーの脳の前前頭葉の脳波又は電気的活動である。電気的活動のこれらの特徴的な周波数は、α及びθ帯である。α帯の活動は８乃至１２Ｈｚの範囲であり、θ帯の活動は４乃至７Ｈｚの範囲である。α及びθ帯の振幅の間の線形関係は、解放レベルの表示である。ユーザー３４が非解放状態である場合、活動は主にθ帯でありα帯は減退する。ユーザー３４が解放状態である場合、活動は主にα帯でありθ帯のエネルギーは減退する。

ユーザー３４が情動を解放した場合、潜在意識内に残っている思考の全体は、混乱が頭から解放されると徐々に低下する。潜在意識内の多数の思考は、神経系を混乱させる不幸な又は憂鬱な思考として知られている。潜在意識内の少数の思考は、神経系を正常化する又は混乱のない幸福な又は楽しい思考として知られている。

図３は例である方法８４を示す。方法８４は、１又は複数の自己又は補助問診処理を用いる。方法８４は８６から開始し、段階８８へ進む。段階８８で、プログラム７０はメディア素材６６内の刺激を用い、限界情動のようなＰＴＥＳの情動の混乱を引き起こす思考又は話題に到達するようユーザー３４を案内する。この例では、メディア素材６６はスピーカー６８を通じユーザー３４に向けられる質問又は声明を有する。この場合及び他の場合に、コンピューターはユーザーによりメディア素材６６に入力された目標又は課題に関する声明を挿入し得る。例えば、ユーザー３４はキーボード７８を用い目標声明を入力して良く、コンピューターはメディア素材に目標声明を挿入する音声を生成して良い。別の例では、ユーザーはマイクロホン８２を用い目標声明を入力して良く、コンピューターはメディア素材に目標声明を挿入して良い。

方法８４は次に段階９０へ進む。段階９０で、プログラム７０はメディア素材６６を用い、限界情動を引き起こす思考又は話題に集中させたまま、限界情動を解放するようユーザー３４を案内する。プログラムは段階９０から段階９２へ進む。段階９２で、ユーザー３４が限界情動を解放したか否かに関する決定が行われる。この決定はセンサー装置３２からの関心のある信号を用い行われる。この場合、図２に示されるように、解放レベルはメーター５６内のバー６２の表示器６０の位置により表示される。メーターは、ユーザー３４が限界情動を適切な程度まで、例えば所定の閾より下まで解放していることを示す。従って９２の決定は「はい」であり、方法８４は段階９４の終了へ進む。９２で、ユーザー３４は限界情動を適切な程度まで解放していないと決定された場合、９２の決定は「いいえ」であり、方法８４は段階８８へ戻り再び限界情動を引き起こす思考又は話題に到達するようユーザーを案内する。方法８４はユーザー３４が限界情動を解放し自由状態に到達するために必要な限り続けられ得る。処理はまた、ユーザーが多くの標準的な限界情動を解放するようメディア素材により案内される除去セッションを有し、限界情動を解放する低い思考頻度に到達するためにユーザーを補助する。

限界情動を解放するよう試みながらメーター５６を観察することにより、ユーザー３４は感情を限界情動の解放と相互に関連付けることができる。この処理の繰り返しは関連づけを強化する。従ってユーザーは解放したい感情が何かを学習し、そして向上された解放の技能を有することによりメーター５６を有し又は有さずに効率的に解放できる。ループ機構は、ユーザーにボタンをクリックさせ、ループ・セッションに入らせる。ループ・セッションでは解放する経験部分が連続的に繰り返される。ユーザーのＰＴＥＳレベルはユーザーに示され、これらのレベルは後に再検討するためにループ・セッション中に自動的に記録される。ループ・セッションは、特定の話題に関連した特定の思考を取り巻く限界情動を取り去るようユーザーを案内する早道を提供する。ループ・セッションは、ユーザーに低い思考活動の望ましい状態又は解放状態を維持させる反復の間にユーザーに何も行うことを要求しない。ループ・セッションはユーザーのＰＴＥＳを改善するようユーザーを案内する如何なる処理にも含まれ得る。

コンピューター５４はまた、解放レベルを時間に亘りメモリー装置に記録し、ユーザー３４に記録されたセッション中に達成された解放過程を再検討可能にする。他のセッションはより最近のセッションと一緒に再検討され、メモリー装置からセッションを再び呼び出すことによりユーザーの解放能力の進捗を説明し得る。システム３０はまた、ユーザーのＰＴＥＳに影響を与える特定の思考又は話題が何かを決定するようユーザー３４を助けるために用いられる。図４はこの用途の例が示される。方法１００は１０２で開始し、段階１０４へ進む。段階１０４で、ユーザー３４は、時間に亘りユーザー３４に提示される複数の刺激を有するメディア・コンテンツ４２のセッションに晒される。方法１００は段階１０６へ進む。段階１０６で、ユーザー３４のＰＴＥＳレベルはユーザーが複数の刺激に晒されるセッション中に決定される。段階１０６の後、方法は段階１０８へ進む。段階１０８で、刺激は、ＰＴＥＳに負の影響、例えば高い情動限界を生じたメディア・コンテンツ４２から選択される。方法１００は従ってユーザーに対しＰＴＥＳに負の影響を生じる領域を識別する。方法１００は次に段階１１０へ進む。段階１１０で、選択された刺激は処理に用いられ、ユーザーが負の情動を解放するのを助ける。方法１００は段階１１２で終了する。

ある例では、プログラム７０は図５に示された方法１２０を用いる。方法１２０は「利益／不利益」と称される質問形態を有する。この方法では、メディア・ファイルはユーザー３４に順々に「特定の話題」の「利益／不利益」に関連した質問を尋ね、ユーザーに負の情動を経験させる。「特定の話題」の単語又は句は、ユーザーにより入力装置の１つを用いコンピューターに入力され得る。入力装置は例えばキーボード７８、マウス８０、及び／又はマイクロホン８２であり、コンピューターに単語又は句を質問に挿入させる。システム３０はまた目標文書を有して良い。目標文書はユーザーの目標声明を有し、目標声明は目標に関する質問形態及び目標に関するユーザーの解放レベル・データと一緒に表示される。例として、ユーザーは制御に関連する課題、例えば航空便に遅れる心配を有して良い。この場合、ユーザーは「特定の話題」として「航空便に遅れる心配」のようなものを入力し得る。

利益及び不利益に関連した一連の質問は、解放状態又は他のＰＴＥＳが可能な限り低く安定するまで、つまり最大の解放を有するまで交互に行われ得る。図５に示された方法１２０は開始１１２で開始し、段階１２４へ進む。段階１２４で、プログラム７０はユーザーに「何の利益／不利益が私に特定の話題により限界を感じさせますか」と尋ねる。プログラム７０は次にユーザーからの入力装置の１つを通じたフィードバックを待つ。

プログラムは次に段階１２６へ進む。段階１２６で、プログラム７０はユーザーに「それは不足している承認、不足している制御、又は不足している安全であるという感情に到達しますか」と尋ねる。プログラム７０はユーザー３４からの入力装置からの応答を待ち、例えば「制御する感情」のようにどの感情にユーザーが応答するかを解読する。方法１２０は次に段階１２８へ進む。段階１２８で、プログラム７０は、この例では「あなたはその不足している制御感情を継続させられますか」と尋ねることにより段階１２８に与えられた応答に基づきユーザーに質問する。この時、方法１２０は段階１３０へ進む。段階１３０で、センサー装置３２は、ユーザー３４の解放レベルを決定するために関心のある信号を決定する。解放レベルは監視され、メディア・ファイルは解放レベルが最低点で安定した場合に再生を停止する。この時、方法１２０は段階１３２へ進み、セッションは完了する。セッションが完了すると、ユーザー３４は特定の話題に関する自由な感覚を感じるだろう。特定の不要な情動的残存物が残されている場合、この同一の処理は課題に関する完全な自由がユーザーにより実現されるまで繰り返され得る。

上述の方法は「両極性解放（polarity releasing）」の例である。「両極性解放」では、個人は特定の話題又は特定の課題に関する積極性と消極性について、心情が思考により生成される負の情動を放棄するまで考えるよう案内される。「好き／嫌い」及び他の概念のような他の両極性解放方法、及び本願明細書に記載された目的のためにセンサー装置３２のようなセンサー装置と一緒に用いられて良い、より低い思考頻度を達成するようユーザーを助ける方法もある。

プログラム７０はメディアへの応答履歴をメモリー装置に格納し、そしてユーザー３４の改善のチャートを作成するために複数の同一メディアへの応答の反復を結合し得る。これらの応答を同一のチャートに種々の色及び次元効果を用い描画することは、ユーザー３４に時間に亘る同一のメディア刺激への種々のＰＴＥＳ反応を説明し、改善を説明する。

プログラム７０はライブ・コンテンツへの反応も同様に格納し得る。ライブ・コンテンツは同一の物理的位置で個人の話を聴くこと若しくは音声を聴くこと、又は電話若しくはインターネット又はテキスト通信のような通信媒体を介し音声ストリーミングを聴くことを含み得る。プログラム７０はＰＴＥＳデータをポイント・ツー・ポイントでインターネットのような通信媒体を用い送信し得る。一方向に流れるライブ・コンテンツ、及び反対方向に流れるＰＴＥＳデータを有するので、ライブ・コンテンツの分配者は、個々のＰＴＥＳデータの反応に依存してコンテンツに直ちに反応し変更する強力な新しい能力を有する。この分配者は変化するＰＴＥＳを理解し反応する能力を有する人又はウェブ・サーバー・アプリケーションであって良い。

プログラム７０は、送信されているデータ種類及びバイト数に基づき表面に出ない電子モジュール４０のバージョンを検出し得る。この情報は、電子モジュール４０での機能の利用可能性に依存して、プログラム７０の種々の機能をオン及びオフに切り替えるために用いられる。

特定の種類のコンピューターを有し、及び特定の種類の無線接続が用いられる場合、無線受信機４８とコンピューター５４との間の非互換性が生じ得る。コンピューター５４のオープン・ホスト・コントローラー・インターフェース（ＯＨＣＩ）と無線受信機４８のユニバーサル・ホスト・コントローラー・インターフェース（ＵＨＣＩ）チップとの間のこの非互換性は、通信障害を引き起こす。プログラム７０はこの特定の非互換性の兆候を検出し、ユーザーに報告する。検出方式は、ｐｉｎｇ「Ｐ」への無線受信機４８からの単一の応答を捜し、ｐｉｎｇへの全ての将来の応答は無視される。プログラム７０は次にモード警告をユーザーに表示し、非互換性に対する次善策を提案する。

プログラム７０は連続的に新たなデータの到来を検査することにより、無線接続５０の切断を検出する。新たなデータの入来が停止した場合、無線接続障害が想定され、メディアの再生及びＰＴＥＳデータの記録を自動的に停止する。新たなデータがコンピューター５４に入来するのを検出すると、プログラム７０はメディア及び記録を自動的に再開する。

プログラム７０は訓練を作成し特定のＰＴＥＳレベルのために目標を設定し得る。例えば、プログラム７０はユーザーに目標ＰＴＥＳレベルを設定するよう依頼し、ユーザーが当該目標に到達するまで無期限に継続する。プログラム７０はまた多数の他の活動中の反応を格納し得る。これらの他の活動は、電話の会話、会議、家事、黙想、及び計画を含むがこれらに限定されない。更に、プログラム７０は、音声、題名、及びセッションの長さを選択することによりユーザーに彼らのセッションをカスタマイズさせ得る。

プロセッサーに基づくコンピューター装置（示されない）を有し得る他のコンピューター装置は、センサー装置３２と共に用いられ、メディア素材６６を再生し及びＰＴＥＳを表示又は示し得る。これらの装置は、コンピューターのポートに差し込む別個の無線受信機４８ではなく統合無線受信機を用いセンサー装置３２と接続されて良い。これらの装置はコンピューター５４より携帯可能であり、ユーザーに日中又は夜を通じてＰＴＥＳレベルを監視させ、ユーザーに潜在意識を一層迅速に解放させる。これらのコンピューター装置は、データを格納し受信機にデータを送信する音声録音機を備えたカメラを有し、後で再検討するためにメモリー装置に反応の出来事を格納し得る。これらのコンピューター装置はまた、反応の出来事、当該出来事の強度、及び／又は当該出来事の音声−ビデオ記録をコンピューター５４にアップロードし得る。コンピューター５４では、愛情と嫌悪（Attachment and Aversions）処理又は他の処理が用いられ、当該出来事に関する反応を永久に低減又は除去し得る。

センサー装置３２の１つの例は図６及び７に示される。センサー装置３２はセンサー電極３６、基準電極３８、及び電子モジュール４０を有する。電子モジュール４０は関心のある信号を１０００乃至１０００００倍に増幅し、同時に６０Ｈｚの雑音が全然増幅されないことを保証する。電子モジュール４０は関心のある信号を不要な電気的活動から分離する。

この例のセンサー装置３２はまた、関心のある信号を電子モジュールから無線接続５０を介して受信する無線受信機４８を有し、及び当該関心のある信号をコンピューター５４へ伝達する。この例では、無線接続５０は無線周波数エネルギーを用いる。しかしながら赤外線のような他の無線技術も用いられて良い。無線接続を用いることにより、センサー装置３２とコンピューター５４との間を接続するべき線の必要がなくなり、従ってセンサー装置３２をコンピューター５４から電気的に絶縁する。

基準電極３８はクリップ１４８と接続される。この例では、クリップ１４８は基準電極３８をユーザー３４の耳１５０に取り付けるために用いられる。センサー電極３６は、留め金、又はセンサー電極３６を頭部帯４２に取り付ける他の弾性体を備えられた装置を有する。頭部帯４２はまた、電子モジュール４０をユーザーのこめかみの位置に収容するポケットを有する。ヘッドホン４２は弾性体帯の一例であり、センサー電極及び／又は電子モジュール４０を保持するために用いられる。弾性体帯に帽子の一部を形成させることを含め、同一の機能を提供する他の種類の弾性体帯も用いられ得る。

弾性体帯に加え、他の種類の取り付け装置もセンサー電極をユーザーの皮膚に対し保持するために用いられ得る。センサー電極をユ―ザーの皮膚に対し保持する保持力は、１乃至４ｏｚの範囲であり得る。保持力は例えば１．５ｏｚであり得る。

取り付け装置の別の例は、眼鏡フレームと似ているフレームを有し、センサー電極をユーザーの皮膚に対し保持する。フレームはまた電子モジュール４０を支持するために用いられ得る。フレームはユーザー３４により耳で支持される方法で装着されユーザーの鼻に架けられ、従ってセンサー電極３６はユーザーの皮膚に接触する。

センサー電極３６及び基準電極３８は、それぞれ、測定が行われるべき点でユーザーの皮膚と接触しておかれるために用いられる導電性表面１５２及び１５４を有する。この例では、導電性表面は非反応材料、例えば銅、金、導電性弾性体又は導電性プラスチックで構成される。センサー電極３６の導電性表面１５２は約１／２平方インチの表面領域を有して良い。導電性表面１５２は、ユーザーの皮膚に直接接触するために用いられ、皮膚を特別に準備する必要がなく、及び皮膚と導電性表面との間にある接触抵抗を低減するための薬物を用いる必要がない。

センサー装置３２は５０００００Ωの高い接触抵抗を有し動作し、装置を特別に準備されていない皮膚と直接接触した導電性表面と一緒に動作させる。対照的に、特別な皮膚の準備及び導電性ジェル又は他の薬物は、従来のＥＥＧ電極と共に用いられ、接触抵抗を約２００００Ω以下に低減する。より高い接触抵抗を扱う結果、雑音は測定結果に結合され得る。雑音は６０Ｈｚ電力と接続された照明及び他の機器から、及び静電気を生成する空中を移動する如何なる物体の摩擦からも生じる。雑音の振幅は電子モジュール４０と基準電極３８との間の距離に比例する。この例では、電子モジュールをこめかみ領域、耳の直ぐ上に配置することにより、及び基準電極を耳に接続することにより、センサー装置３２は雑音を拾わず、又は雑音により実質的に影響されない。電子モジュールを基準電極と同一の物理空間に位置付けることにより、及び電子モジュールを基準電極と容量性結合することにより、電子モジュール内の局所基準電位１４４及び耳は事実上同一の電位になることが保証される。基準電極３８は、センサー装置３２の電源１５８で用いられる局所基準電位１４４と電気的に接続される。

電源１５８は電力１４６をモジュール内の電子構成要素へ電力導体を介し供給する。電源１５８はセンサー装置３２に基準電位１４４を０ボルトで、並びに正及び負の電源電圧−ＶＣＣ及び＋ＶＣＣを供給する。電源１５８は、電源電圧を電子モジュールに適したレベルで生成するチャージ・ポンプを用いる。

電源はスイッチ１５６を通じモジュール４０内の他の部品と接続される。電源１５８は、電源が切られる前の特定時間の間、電子モジュール４０へ電力を供給させるタイマー回路を有し得る。この特徴は例えば、ユーザー３４が誤って電子モジュール４０への電力をオンにしたままにする場合に電力を節約する。電力１４６は測定のために局所的に参照され、センサー回路３２が無線接続５０を用いるので外部の接地システムへの如何なる基準接続も有さない。

センサー電極３６は、脳内の電気的活動が検知される又は測定される点でユーザーの皮膚と接触して配置される。基準電極３８は、センサー電極が配置される点から近距離だけ離れた点で皮膚と接触して配置される。この例では当該距離は４インチである。しかしながら当該距離は約８インチの大きさであって良い。雑音の振幅は電子モジュールと基準電極との間の距離に比例するので、長さが長いほどシステムには雑音が乗り得る。電子モジュール４０は基準電極３８に近接近して配置される。これは電子モジュール４０を基準電極３８と同一の電気及び磁気環境に存在させ、電子モジュール４０は容量的に及び相互インダクタンスを通じ基準電極３８と接続される。基準電極３８及び増幅器１６８は雑音環境に一緒に結合され、センサー電極３６は関心のある信号を基準電極から短距離だけ離れて測定し、センサー装置３２への雑音の影響を低減又は除去する。基準電極３８は電源１５８内の０Ｖと導体１６６で接続される。

センサー電極３６はユーザーの脳内の電気的活動を検知し、当該電気的活動と関連する電圧信号１６０を生成する。電圧信号１６０は、センサー電極３６がユーザーの皮膚と接触する点の局所基準電位１４４に対する電気的活動の電位である。電圧信号１６０は電極３６から電子モジュール４０へ導体１６２を介し伝達される。導体１６２及び１６６は、導電性表面１５２及び１５４に如何なるハンダも存在しないように電極３６及び３８と接続される。導体１６２は実用的な程度に短く、この例では約３インチの長さである。センサー装置３２が用いられる場合、導体１６２はユ―ザー３４から離れた距離に保持される。従って導体１６２はユーザーからの又はユーザーへの信号を結合しない。この例では、導体１６２はユーザー３４から約１／２”の距離に保持される。モジュール４０と電極３６及び３８との間に延在する導体１６２及び１６６を除き、如何なる他の線、光ファイバー又は他の種類の延長部も、電子モジュール４０から延在しない。何故ならこれらの種類の構造は電子雑音を拾い易いからである。

電子モジュール４０は、関心のある信号を有する電気的活動及び関心のある信号と関係のない不要な他の電気的活動を測定又は決定する。電子モジュール４０はシングルエンド増幅器１６８（図７及び８）を用いる。シングルエンド増幅器１６８は、基準電極３８を用いた測定環境で雑音と密接に結合される。シングルエンド増幅器１６８は、α及びθ帯の電気的活動を含む最大１２Ｈｚの周波数に対し利得２を、及び６０Ｈｚの高調波を含む６０Ｈｚ以上の周波数に対し１より小さい利得を提供する。

図８及び１１の増幅器１６８は、電圧信号１６０を電極３６から、及び電力１４６を電力源１５８から受信する。シングルエンド増幅器１６８は、電圧信号１６０に比例する出力信号１７４を生成する。出力信号１７４は関心のある信号を有する。この例では、電圧信号１６０は導体１６２を介し抵抗器１７０へ供給される。抵抗器１７０は高インピーダンス、低電力の演算増幅器１７２の非反転入力と接続される。出力信号１７４は、並列に接続された抵抗器１７６及びキャパシター１７８を通じ演算増幅器１７２の反転入力への帰還として用いられる。演算増幅器１７２の反転入力はまた、抵抗器１８０を通じ基準電圧１４４と接続される。

増幅器１６８は、出力信号１７４を伝達する出力導体１８４により３段センサー・フィルター１８２と接続される。電気的活動又は電圧信号１６０は、段１６８及び１８２のそれぞれにより増幅される。同時に不要な信号、例えば６０Ｈｚ以上は当該段のそれぞれにより減衰される。３段センサー・フィルターは、３つの段２０６ａ、２０６ｂ及び２０６ｃを有する。各段は同一の設計を有し、帯域通過フィルター機能を提供する。帯域通過フィルター機能は１．２乃至１２Ｈｚの信号を利得５で通過させ、同時にこれらの周波数より低い及び高い信号を減衰する。帯域通過フィルター機能はα及びθ帯の信号を通過させ、同時に６０Ｈｚ及び６０Ｈｚの高調波のような雑音を減衰する。３段センサー・フィルター１８２は、部品のバイアス及びオフセットによる信号のオフセットを除去する。３つの段のそれぞれは、電源電圧１４６及び基準電圧１４４と接続される。３つの段のそれぞれは、それぞれ出力導体１８８ａ、１８８ｂ、及び１８８ｃに出力信号１８６ａ、１８６ｂ、及び１８６ｃを生成する。

図９及び１１の３段センサー・フィルター１８２の第１の段２０６ａでは、出力信号１７４は第１の段の演算増幅器１９０ａの非反転入力へ抵抗器１９２ａ及びキャパシター１９４ａを通じ供給される。キャパシター１９６ａ及び他の抵抗器１９８ａは、非反転入力と基準電圧１４４との間に接続される。第１の段からの出力信号１８６ａの帰還は、並列に接続された抵抗器２００ａ及びキャパシター２０２ａを通じ演算増幅器１９０ａの反転入力と接続される。演算増幅器１９０ａの反転入力はまた、抵抗器２０４ａを通じ基準電圧１４４と接続される。

第２及び第３の段２０６ｂ及び２０６ｃは、それぞれ第１の段と直列に配置される。第１の段の出力信号１８６ａは、第２の段２０６ｂへ、抵抗器１９２ｂ及びキャパシター１９４ｂを通じ演算増幅器１９０ｂの非反転入力へ供給される。第２の段の出力信号１８６ｂは第３の段２０６ｃへ、抵抗器１９２ｃ及びキャパシター１９４ｃを通じて供給される。抵抗器１９８ｂ及びキャパシター１９６ｂは、演算増幅器１９０ｂの非反転入力と基準電位１４４との間に接続される。また抵抗器１９８ｃ及びキャパシター１９６ｃは、演算増幅器１９０ｃの非反転入力と基準電位１４４との間に接続される。出力導体１８８ｂから演算増幅器１９０ｂの反転入力への帰還は、抵抗器２００ｂ及びキャパシター２０２ｂを通る。また演算増幅器１９０ｂの反転入力は抵抗器２０４ｂで基準電位１４４と接続される。出力導体１８８ｃから演算増幅器１９０ｃの反転入力への帰還は、抵抗器２００ｃ及びキャパシター２０２ｃを通る。また演算増幅器１９０ｃの反転入力は抵抗器２０４ｃで基準電位１４４と接続される。

３段センサー・フィルター１８２は、図１０及び１１のＲＣフィルター２０８と、出力導体１８８ｃで接続される。出力導体１８８ｃは、図７の３段センサー・フィルター１８２の第３の段２０６ｃからの出力信号１８６ｃを伝達する。ＲＣフィルター２０８は、出力導体２１６と直列に接続された抵抗器２１０、基準電位１４４と出力導体２１６との間を接続するキャパシター２１２を有する。ＲＣフィルターは低域通過フィルターとして機能し、１２Ｈｚより高い出力周波数を更にフィルターする。ＲＣフィルター２０８はフィルター信号２１４を出力導体２１６に生成する。ＲＣフィルター２０８は図７のアナログ−デジタル（Ａ／Ｄ）変換器と接続される。

Ａ／Ｄ変換器２１８は、ＲＣフィルターからのアナログ・フィルター信号２１４をデジタル信号２２０へ、アナログ・フィルター信号２１４を６０Ｈｚの倍数であるサンプル・レートでサンプリングすることにより変換する。この例では、サンプル・レートは９６００サンプル毎秒である。デジタル信号２２０はデジタル・プロセッサー２２４へ、出力導体２２２を介し伝達される。

図７のデジタル・プロセッサー２２４は追加利得、６０Ｈｚの雑音の除去、及び高周波数データの減衰を提供する。デジタル・プロセッサー２２４はコンピューター装置で動作するソフトウェアで実施されて良い。デジタル・プロセッサー２２４は図１２のノッチ・フィルター２３０を有する。ノッチ・フィルター２３０は、デジタル信号のデータ点を一度に加算し１６０、６０Ｈｚで如何なる情報も有さない６０Ｈｚデータのストリームを生成する。ノッチ・フィルター２３０の後段にエラー・チェッカー２３２が続く。エラー・チェッカー２３２は範囲外のデータ点を６０Ｈｚのデータ・ストリームから除去する。これらの範囲外のデータ点は誤りのあるデータであるか、又はそれらは脳内活動以外の特定の外部情報源により引き起こされる。

エラー・チェッカー２３２の後で、デジタル・プロセッサー２２４は離散フーリエ変換２３４を用いデータ・ストリームを変換する。従来のＥＥＧシステムは帯域通過フィルターを用いα及びθ周波数を選択するが、特にこれらのフィルターは連続的な周期的機能を処理及び選択することに限定される。フーリエ変換を用いることにより、デジタル・プロセッサー２２４は無造作に間隔の空いた事象を識別できる。各事象は全ての周波数でエネルギーを有するが、事象が短いほど高周波数で大きいエネルギーを有し、また事象が長いほど低周波数で大きいエネルギーを有する。α及びθ周波数のエネルギーの相違から、システムはより長いまたはより短い事象の優勢を識別できる。当該相違は次に帯域の総エネルギーにより拡大される。これにより、出力はエネルギーの種類に基き、及びエネルギー量に関係する如何なるものも除去される。

フーリエ変換２３４は、それぞれ異なる周波数幅を有するビン２３６ａ乃至２３６ｏにエネルギーを分割するスペクトル信号を生成する。ある例では、スペクトル信号は３０個のサンプルを有し、エネルギー・スペクトルを２Ｈｚ幅のビンに分割する。別の例では、スペクトル信号は６０個のサンプルを有し、ビンを１Ｈｚ幅のビンに分割する。ビン２３６は追加され特定の帯域のエネルギー信号を生成する。この例では、４乃至８Ｈｚの間のビン２３６は、これらのビンを加算しθ帯のエネルギー信号２４０を生成する加算器２３８へ渡される。また８乃至１２Ｈｚの間のビンはこれらのビンを加算しα帯のエネルギー信号２４４を生成する加算器２４２へ渡される。この例では、α及びθ帯のエネルギー信号２４０及び２４４は計算機２４６へ渡される。計算機２４６は（θ−α）／（θ＋α）を計算し結果として出力信号２２６を導体２２８に生成する。

図７の出力信号２２６は、出力信号２２６を無線受信機４８へ無線接続５０を介して送信する無線送信機４６へ渡される。この例では、出力信号２２６は関心のある信号であり、コンピューター５４へポート５２を介し渡され、メーター５６に表示するＰＴＥＳを生成するためにコンピューターにより用いられる。

コンピューター５４はいくつかの例では出力信号２２６の追加処理を提供して良い。解放技術を用いた例では、コンピューター５４は出力信号２２６を操作し、出力信号内のα及びθ帯の信号の相対量を決定し、ユーザー３４により経験された解放レベルを決定する。

上述の原理及び特徴を用いたセンサー装置は、上述の脳組織に加えユーザーの他の組織内の電気的活動、例えば筋肉及び心臓組織内の電気的活動を決定するために用いられ得る。これらの場合には、センサー電極は皮膚の上に電気的活動が測定されるべき点に位置付けられる。また基準電極及び電子モジュールはセンサー電極の近くの点に取り付けられた基準電極の近隣に位置付けられる。電子モジュールは、これらの場合には、増幅及びフィルタリングを有し、筋肉又は心臓の電気的活動の周波数を分離し、同時に他の周波数をフィルターして除去する。

概して、本願明細書は、実質的に周囲環境からの雑音からの影響を制限又は除去しながら個人の組織内の電気的活動を検知する装置及び方法を開示した。

多数の例である態様及び実施例が以上に議論されたが、当業者は特定の変更、置換、追加、及びそれらの組み合わせを認識するだろう。従って紹介された特許請求の範囲は、全ての当該変更、置換、追加、及び組み合わせを本発明の精神と範囲に包含されるとして解釈される。

［添付Ａ］
ＥＥＧ又は脳波センサーは約５０年より長く存在している。６０年代及び７０年代には、このデータを生体フィードバック・システムで用いることを試みる多くの研究が行われた。知覚麻痺監視、ＡＤＤ治療、癲癇の予測、及び睡眠の監視を含むＥＥＧ測定のためのアプリケーションが発展してきた。利用可能なシステムが高価（＄１０００乃至＄１００００）であり、扱い難く（設定に長時間を要する）、至る所に走る線を有し（これはユーザーにとって使い難い）、広範囲に及ぶ皮膚の準備を必要とし（これは領域から毛髪を剃ること、皮膚を磨いて外皮を除去すること、電極を有するメッシュ及び至る所に走る線を置くこと、及び導電性ジェル又は液体を適用することを含む）、及びそれらを使用する熟練した技師を必要とするので、技術の使用は限定されている。

測定されている電気信号がマイクロボルトの振幅であり、ボルト又は数十ボルト程度の雑音を有する環境内にあるので、測定を行うのは困難である。これは１０^−６の信号対雑音比を与える。この測定に従来用いられる方法は、非常に正確な差動増幅器、例えば計装用増幅器を設計することである。増幅器はユーザーの足のような共通基準として参照される。電子機器は線により基準と接続される。２つの電極は頭部の２つの点に付けられ、線により電子機器と接続される。これら２つの電極の線は次に計装用増幅器の入力と接続される。計装用増幅器の出力は（基準に対する）電圧である。当該基準は２つの電極間の電位差の定数倍に比例する。これは非常に感度が良い測定である。何故ならそれらのシステムは、非常に大きい（１０^６倍の）２つの信号間の小さい差を見付けるからである。構成要素、配線、雑音源（電気配線又は照明）の位置、又はユーザーの動きの非常に小さい変位は測定結果に重要なエラーを引き起こす。このためにＥＥＧシステムは高価であり使い難い。

従来技術の複雑性を軽減し、脳波若しくはＥＥＧを測定する簡易で強靱な技術を可能にする代替の方法が開発されてきた。この同一の方法はまたＥＫＧの測定及び他の生体測定を簡単にするためにも用いられ得る。

従来のＥＥＧでは、信号は標準的に計装用増幅器又は類似の差動増幅器設計を用い増幅される。計装用増幅器は各入力と基準電圧との間の電位差を増幅することにより動作する。２つの増幅された信号は次に減算され、そして２つの信号間の差を表す電圧が出力される。この出力電圧は基準電圧に対する電圧である。問題は、ＥＥＧでは６０Ｈｚの雑音が第１の段で増幅され、信号が減算される前に信号を飽和させてしまうことである。従来技術では、設計者等はこの問題を回避するために雑音を平衡させるか又は遮断するシステムを設計するために多大な労力を費やした。本発明は、２つの大きな数を減算し小さな数を得るという原理を、それらの数又は振幅の測定に用いない。

本発明はＥＥＧ又は脳波データを測定する低価格な方法である。当該方法は、測定の雑音環境と密接に結合された単一のシングルエンド増幅器を用いる。本発明は基準電極と増幅器を単一の結合された雑音環境に結合し、当該基準に対し短距離離れたＥＥＧ信号を測定する。本発明は増幅器を更に開示する。当該増幅器は測定されている信号を１０００乃至１０００００倍に増幅し、同時に６０Ｈｚの雑音が全然増幅されないことを保証する。

単一の導電性表面は、信号が測定されるべき点に皮膚と接触して配置される。接触のために如何なる準備も必要ない。この導電性表面は銅又は金のような如何なる非反応材料で構成されても良い。第２の導電性表面は短距離（４インチ）だけ離れて皮膚と接触して配置される。電子モジュールは第２の導電性表面に近接近して配置される。電子モジュールは第２の導電性表面と同一の電気及び磁気環境にある。電子モジュールは容量的に及び相互インダクタンスを通じて第２の導電性表面と接続される。第１の導電性表面は高インピーダンス、低周波数のシングルエンド増幅器の入力と接続される。第２の導電性表面は、接地と電子モジュールの電力との平均である電圧と接続される。シングルエンド増幅器は第２の導電性表面に対する第１の導電性表面の電圧に比例する信号を出力する。増幅器は、高周波数（約１２Ｈｚの周波数）の利得を低減する低域通過フィルターを更に有する。システム全体は従って分離され、６０Ｈｚの雑音のような干渉信号を有する電圧移動させる。信号は高域を通過され、測定結果に内在するＤＣオフセットを除去する。信号は次に一連の増幅段を通じて増幅される。各段は、６０Ｈｚの利得が１より小さいように設計される。これは常に６０Ｈｚ成分による飽和を生じずに、信号を増幅させる。信号は次にＡ／Ｄ変換器を用いデジタル化される。この信号は１／６０秒の間で平均される。これは不要な雑音を低減する。

信号は無線接続を用いディスプレイ及び処理システムへ送信される。これは分離を維持する。約１／２平方インチの表面との銅接点（Ｅ１）は、線（Ｗ１）と接続される。この接続は、如何なるハンダも銅接点側に存在しないよう達成される。Ｗ１はセンサー・フィルターの第１の段（［図１］）の入力と接続される。この線は可能な限り短い。好適な実施例ではＷ１は約３インチである。線は、体から有意な距離だけ離れて保持されるよう維持され、従って体からの又は体への信号を結合しない。好適な実施例ではこの距離は約１／２インチである。

線は抵抗器（Ｒ２５）を通じて高インピーダンス、低電力の演算増幅器の正入力と接続される。演算増幅器の出力の負端子からの帰還は、［図１］に示されるように並列に接続された抵抗器（Ｒ２４）及びキャパシター（Ｃ１５）を通じて提供される。演算増幅器の入力はまた、抵抗器（Ｒ２３）を通じ基準電圧（０Ｖ）と接続される。この構成は最大１２Ｈｚの周波数に利得２を提供し、及び６０Ｈｚ以上の周波数に１より小さい利得を提供する。本発明の基本的原理の１つは、信号の増幅を提供し、同時に設計の各点（増幅器の内部及び外部の両方）で６０Ｈｚ以上に対し減衰（１より小さい利得）を提供することである。

第１の段の出力は３つの同一のセンサー・フィルター段の最初の段と接続される。入力回路網は、［図２］に示されるように、入力と直列に接続された抵抗器（Ｒ２１）及びキャパシター（Ｃ１２）、及び入力（０Ｖ）と接続された抵抗器（Ｒ２２）及びキャパシター（Ｃ１３）で構成される。この回路網は帯域通過フィルター機能を提供し、１．２乃至１２Ｈｚの間の信号を利得１／２で通過させ、同時に低及び高周波数を減衰する。この回路網は、部品のバイアス及びオフセットによる信号のオフセットを除去する。演算増幅器の出力の負端子からの帰還は、［図２］に示されるように並列に接続された抵抗器（Ｒ２０）及びキャパシター（Ｃ１１）を通じて提供される。演算増幅器の入力はまた、抵抗器（Ｒ１９）を通じ基準電圧（０Ｖ）と接続される。この構成は最大１２Ｈｚの周波数に利得５を提供し、及び６０Ｈｚ以上の周波数に１より小さい利得を提供する。［図３］に示されるように、上述のセンサー・フィルターは２回より多く繰り返される。

第２の銅接点（Ｅ２）はセンサー・フィルター（［図３］）の（０Ｖ）と接続される。第２の接点（Ｅ２）はセンサー・フィルター（［図３］）の（０Ｖ）と接続される。好適な実施例ではこれは約１／４インチより小さい。

出力は、［図３］に示されるようにＲ１２及びＣ７により構成されるＲＣフィルターを通過し、そして図のＡ／Ｄと接続される。

アナログ・センサー信号は高速（２０ｋＨｚ）でサンプリングされ、１／６０秒の間の信号を加算するデジタル・フィルターへ入力される。フィルターは追加利得、６０Ｈｚの雑音の除去、及び高周波数データの減衰を提供する。このフィルターの出力はＲＦ接続を通じ受信局へ出力される。
（１）方法であって、ＥＥＧ、ＥＭＧ、ＥＣＧ、又は他の生体信号を測定し、表面の準備をせずに測定を可能にする方法。
−装置がユーザーに取り付けられる場合、重力加重された又は弾性体を備えられた接点を設ける、（１）記載の方法。
−ユーザーの正常な動作中に装置がユーザーに対し動くのを防止する方法を提供する、（１）記載の方法。
（２）方法であって、ＥＥＧ、ＥＭＧ、ＥＣＧ、又は他の生体信号を測定し、ユーザーと接続される線を有さずに測定を可能にする方法。
−無線送信機を用いデータをコンピューター又はディスプレイ装置へ送信し、測定の分離を提供する、（２）記載の方法。
−赤外線送信機を用いデータをコンピューター又はディスプレイ装置へ送信し、測定の分離を提供する、（２）記載の方法。
（３）方法であって、ＥＥＧ、ＥＭＧ、ＥＣＧ、又は他の生体信号を測定し、低価格の標準的な電子構成要素で測定を可能にする方法。
−電子機器を近接近に配置することにより及び容量的に及び磁気的に共通の環境と結合することにより、電子機器の電圧を測定のために体の基準点に位置付ける、（３）記載の方法。
−１つの１．５ボルト・バッテリーを用い、及びチャージ・ポンプを用いより高い電圧を生成し電子機器を動作させる、（３）記載の方法。
（４）方法であって、ＥＥＧ、ＥＭＧ、ＥＣＧ、又は他の生体信号を測定し、シングルエンド増幅器を用いる方法。
−６０Ｈｚの信号の利得を制限しフィルター／増幅器の内部の節点での飽和を回避するよう特別に設計されたフィルター／増幅器の直列接続を通じ信号を処理する、（４）記載の方法。
−非常に小さい電圧（＋／−１．６ボルト）を用いるよう設計され、同時に飽和せずに信号の完全性を維持する、（４）記載の方法。
（５）方法であって、ＥＥＧ、ＥＭＧ、ＥＣＧ、又は他の生体信号を測定し、局所的に測定のために参照される電力を用い、及び外部との如何なる接続又は参照も有さない、方法。
−無線送信機を用いデータをコンピューター又はディスプレイ装置へ送信し、測定の分離を提供する、（５）記載の方法。
−赤外線送信機を用いデータをコンピューター又はディスプレイ装置へ送信し、測定の分離を提供する、（５）記載の方法。
（６）方法であって、ＥＥＧ、ＥＭＧ、ＥＣＧ、又は他の生体信号を測定し、眼鏡の設計に似た構造で装着される、方法。
−導電性接点をフレームの最上部に取り付け、前記導電性接点を前額部に接触させる、（６）記載の方法。
−導電性接点をフレームの腕部に取り付け、前記導電性接点を耳に接触させる、（６）記載の方法。
−電子機器を耳の接点の非常に近接近に取り付ける、（６）記載の方法。
（７）方法であって、ＥＥＧ、ＥＭＧ、ＥＣＧ、又は他の生体信号を測定し、頭部帯に似た構造で装着される、方法。
−導電性接点を頭部帯の内側に取り付け、前記導電性接点を前額部に接触させる、（６）記載の方法。
−導電性接点を頭部帯に取り付け、前記導電性接点を耳に接触させる、（６）記載の方法。
−電子機器を耳の接点の非常に近接近に取り付ける、（６）記載の方法。
−導電性接点を帽子の頭部帯に取り付け、前記導電性接点を前額部に接触させる、（６）記載の方法。
−電子機器を頭部帯の縁に取り付ける、（６）記載の方法。
（８）方法であって、ＥＥＧ、ＥＭＧ、ＥＣＧ信号を測定し、実質的に６０Ｈｚの雑音からの影響を回避する、方法。
−１２Ｈｚより高い信号をロールオフする、（８）記載の方法。
−１／６０秒又は６０Ｈｚの雑音の１周期毎に全ての情報を平均し、従って実質的に６０Ｈｚの雑音を信号から除去する（８）記載の方法。
−全ての接点の利得を６０Ｈｚ以上の周波数に対し１より小さく制限する小型モジュール内の信号をフィルター及び増幅する、（８）記載の方法。
−増幅器／フィルターを基準接点の近くに位置付け、従って増幅器の電圧は測定の基準点で体の電圧と同様に上昇及び下降する、（８）記載の方法。
−データを時間から周波数空間へ変換し、関心のある周波数を加算し、同時に雑音を無視する、（８）記載の方法。
［図１］

［図２］

［図３］

［関連する出願］
本出願は米国特許出願番号６０／７１３８９９、２００５年９月２日出願の優先権を請求する。当該米国特許出願は参照され及び添付Ａとして添付されることにより本願明細書に全体が組み込まれる。更に、米国特許出願番号ＸＸ（代理人管理番号ＣＡＭ−２）、名称「A Device and Method for Determining and Improving Present Time Emotional State of a Person」、発明者Ｒａｙ Ｃａａｍａｎｏ他、本出願と同日に出願、は参照されることにより本願明細書に全体が組み込まれる。

Claims (52)

1. ユーザーの組織から、ユーザーの皮膚と第１の点で接続されたセンサー電極と前記ユーザーの皮膚と第２の点で接続された基準電極とを介して電気的活動を検出する段階であって、前記第２の点は、前記第１の点と間隔を空けられた関係にあり、前記センサー電極に前記第１の点における前記第２の点に対する前記組織内の電気的活動を検知できるようにする、段階、及び
   不要な信号を減衰させ及び関心のある信号を前記不要な信号から分離するために出力信号をフィルタリングすることにより、前記電気的活動を増幅すると同時に雑音環境からの影響を実質的に低減するために前記電子モジュールを用いる段階であって、前記出力信号をフィルタリングすることは、約４Ｈｚより低い不要な信号及び約１２Ｈｚより高い不要な信号を減衰する、段階、
   を有する方法。
2. 前記基準電極を前記ユーザーの皮膚と接続する段階は、前記基準電極の表面と前記皮膚との間の接触抵抗を引き起こし、
   ほぼ等しい前記電子モジュールの局所基準電位及び前記皮膚の前記第２の点の電位は、前記皮膚の準備又は前記接触抵抗を低減する薬物の使用を必要とせず、前記基準電極の表面を前記ユーザーの皮膚と前記第２の点で直接接触できるようにする、請求項１記載の方法。
3. 前記センサー電極と前記基準電極との接触抵抗は、５０００００オームの高さになる、請求項２記載の方法。
4. 前記基準電極及び前記電子モジュールが実質的に同一の雑音環境に存在するように、前記電子モジュールを前記基準電極の近接近に位置付ける段階、を更に有する請求項１記載の方法。
5. 前記基準電極及び前記電子モジュールが容量結合されるように、前記電子モジュールを前記基準電極の近接近に位置付ける段階、を更に有する請求項１記載の方法。
6. 前記電子モジュールを前記ユーザーのこめかみに位置付ける段階、及び前記基準電極を前記ユーザーの耳に位置付ける段階、を更に有する請求項１記載の方法。
7. 前記電子モジュール及び前記基準電極は前記ユーザーの右のこめかみ及び耳に位置付けられる、請求項６記載の方法。
8. 前記関心のある信号は前記ユーザーの脳組織内の電気的活動と関連する、請求項１記載の方法。
9. 前記関心のある信号は前記ユーザーの筋肉組織内の電気的活動と関連する、請求項１記載の方法。
10. 前記関心のある信号は前記ユーザーの心臓組織内の電気的活動と関連する、請求項１記載の方法。
11. 前記関心のある信号はα及びθ帯の脳波を有する、請求項１記載の方法。
12. 前記電気的活動は無線接続を介しディスプレイ装置へ伝達される、請求項１記載の方法。
13. 前記電子モジュールは出力信号をアナログ形式で生成し、
    前記方法は、前記出力信号を前記アナログ形式からデジタル形式へ変換する段階を更に有する請求項１記載の方法。
14. 前記出力信号は６０Ｈｚの倍数であるレートで変換される、請求項１３記載の方法。
15. ＥＥＧデータと不整合であるデータについて前記デジタル出力信号を検査する段階、
    前記不整合であるデータを前記デジタル出力信号から除去する段階、
    を更に有する請求項１３記載の方法。
16. 前記出力信号のエネルギー・スペクトルに基づきエネルギー・スペクトル信号を決定するために、前記デジタル出力信号を離散フーリエ変換を用いて変換する段階、を更に有する請求項１３記載の方法。
17. 前記エネルギー・スペクトル信号を６０個のサンプルのグループに分割する段階、
    前記エネルギー・スペクトルを１Ｈｚ幅のビンに分ける段階、
    を更に有する請求項１６記載の方法。
18. 前記エネルギー・スペクトル信号を３０個のサンプルのグループに分割する段階、
    前記エネルギー・スペクトルを２Ｈｚ幅のビンに分ける段階、
    を更に有する請求項１６記載の方法。
19. 前記エネルギー・スペクトル信号をサンプルのグループに分割する段階、
    前記エネルギー・スペクトルをビンに分ける段階であって、前記ビンのそれぞれは特定の周波数範囲のエネルギーを表す、段階、
    θ帯のエネルギー信号を生成するために、約４−８Ｈｚを有するビンのエネルギーを加算する段階、
    を更に有する請求項１６記載の方法。
20. α帯のエネルギー信号を生成するために、約８−１２Ｈｚを有するビンのエネルギーを加算する段階、
    を更に有する請求項１９記載の方法。
21. α及びθ帯のエネルギー信号の比を決定することにより関心のある信号を生成する段階、
    を更に有する請求項２０記載の方法。
22. 前記比は（θ信号−α信号）／（θ信号＋α信号）である、請求項２１記載の方法。
23. 前記出力信号を１／６０秒の特定数のサンプルに対しサンプリングする段階、及び
    １／６０秒毎の前記サンプルを加算し、如何なる６０Ｈｚ干渉も有さない処理された信号を生成する段階、
    を更に有する請求項１記載の方法。
24. ユーザーの皮膚の第１の点に置くためのセンサー電極、
    前記ユーザーの皮膚に第２に点に置くための基準電極であって、該第２の点は前記第１の点から離れた距離にあり、前記センサー電極は、前記ユーザーの組織内の電気的活動を検知し、関心のある信号を有する電圧信号を生成する、基準電極、及び
    電子モジュール、
    を有し、
    前記電子モジュールは、
    前記基準電極と電気的に接続された電源基準電圧を有する電源、
    増幅器であって、前記センサー電極から前記電圧信号を受信するために前記センサー電極に接続された第１の入力を有し、前記電源基準電圧を受信するために前記基準電極に接続された第２の入力を有し、前記第１の入力及び前記第２の入力は互いに電気的に絶縁され、前記増幅器は前記電源基準電圧に対して前記電圧信号に比例する出力信号を生成する、増幅器、
    前記増幅器の出力を前記基準電極及び前記基準電圧に結合するためのキャパシター、
    及び
    前記出力信号を前記増幅器から受信するフィルターであって、約４Ｈｚより低い不要な信号及び約１２Ｈｚより高い不要な信号を減衰することにより、前記関心のある信号と関係のない電気的活動を減衰し、同時に前記関心のある信号を通過させる、フィルター、
    を有する、
    センサー。
25. 前記関心のある信号をコンピューター装置へ伝達する通信部、を更に有する請求項２４記載のセンサー。
26. 前記コンピューター装置は前記関心のある信号に関する情報を表示する、請求項２５記載のセンサー。
27. 前記通信部は、前記関心のある信号をコンピューター装置へ伝達するために用いられる無線送信機及び無線受信機を有する、請求項２５記載のセンサー。
28. 前記無線送信機及び受信機は無線周波数波を用いる、請求項２７記載のセンサー。
29. 前記無線送信機及び受信機は赤外光を用いる、請求項２７記載のセンサー。
30. 前記センサー電極は非反応材料から作られた表面を有する、請求項２４記載のセンサー。
31. 前記非反応材料は銅である、請求項３０記載のセンサー。
32. 前記非反応材料は金である、請求項３０記載のセンサー。
33. 前記非反応材料は導電性弾性体である、請求項３０記載のセンサー。
34. 前記非反応材料は導電性プラスチックである、請求項３０記載のセンサー。
35. 前記第１の点及び前記第２の点の間の距離は約４インチである、請求項２４記載のセンサー。
36. 前記第１の点及び前記第２の点の間の距離は８インチより小さい、請求項２４記載のセンサー。
37. 前記電気的活動は前記ユーザーの脳組織内に存在する、請求項２４記載のセンサー。
38. 前記電気的活動は前記ユーザーの心臓組織内に存在する、請求項２４記載のセンサー。
39. 前記電気的活動は前記ユーザーの筋肉組織内に存在する、請求項２４記載のセンサー。
40. 前記電源はチャージ・ポンプである、請求項２４記載のセンサー。
41. 前記関心のある信号は約４乃至約１２Ｈｚである、請求項２４記載のセンサー。
42. 前記関心のある信号はα及びθ帯の脳波と関連付けられ、前記フィルターは６０Ｈｚ及び６０Ｈｚの高調波信号を減衰する、請求項２４記載のセンサー。
43. 前記第１の点は前記ユーザーの前額部にあり、及び前記第２の点は前記ユーザーの右耳にある、請求項２４記載のセンサー。
44. 前記センサー電極は前記ユーザーの耳により支持され鼻に架けられるフレームに取り付けられる、請求項２４記載のセンサー。
45. 前記電子モジュールは前記フレームによっても支持される、請求項４４記載のセンサー。
46. 前記センサー電極は弾性体帯を用い前記第１の点で前記ユーザーの皮膚に対し保持される、請求項２４記載のセンサー。
47. 前記電子モジュールは前記弾性体帯により支持される、請求項４６記載のセンサー。
48. 前記第１の点は前記ユーザーの前額部に延在し、前記センサー電極を前記ユーザーの前額部の皮膚に対し前記第１の点に保持する、請求項４６記載のセンサー。
49. 前記弾性体帯は帽子の一部を形成する、請求項４６記載のセンサー。
50. 前記センサー電極は、前記電極を皮膚に対し押す約１．５ｏｚの力を提供する取り付け装置で前記第１の点で前記ユーザーの皮膚に対し保持される、請求項２４記載のセンサー。
51. 前記センサー電極は、前記電極を皮膚に対し押す約１乃至約４ｏｚの力を提供する取り付け装置で前記第１の点で前記ユーザーの皮膚に対し保持される、請求項２４記載のセンサー。
52. 前記電子モジュールは、６０Ｈｚの信号及び６０Ｈｚの高調波信号を前記関心のある信号から除去する平均化回路を更に有する、請求項２４記載のセンサー。

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