JPWO2015045763A1 - 生体電気信号計測用回路 - Google Patents

Abstract

【解決手段】 生体電気信号に基準信号を混合させ、基準信号の強度から生体組成と入力手段との間の静電容量を検出し、検出した静電容量に基づいて生体電気信号の利得補正を行うようにした。

Description

本発明は、静電容量を介して心電図や脳波等の生体電気信号を計測する生体電気信号計測用回路に関するものである。

この種の技術としては、下記の特許文献1に記載の技術が開示されている。この文献には、測定用電極と被験者との接触部位の面積、および接触部位に加わる圧力から、測定用電極と被験者との間の静電容量を推定しているものが開示されている。

特開2009-219544号公報

乗員（被験者）が着用している衣服の静電容量は、その材質、体積、外部からの圧力と行った要因により変化する。しかし、上記特許文献1に記載の技術では、乗員が着用している衣服の材質、体積などによる静電容量の変化を検出することはできない。生体電気信号の利得は静電容量に応じて変化するため、静電容量を正しく検出できなければ利得補正を正確に行うことができないおそれがあった。
本発明は、上記問題に着目されたもので、その目的とするところは、生体組成と、生体組成が発する生体電気信号を入力する入力手段との間の静電容量を正確に検出し、検出した静電容量に基づいて生体電気信号の利得補正をすることができる生体電気信号計測回路を提供することである。

上記課題を解決するために本発明では、生体電気信号に基準信号を混合させ、基準信号の強度から生体組成と入力手段との間の静電容量を検出し、検出した静電容量に基づいて生体電気信号の利得補正を行うようにした。

よって、利得補正を正確に行うことができる。

実施例1の生体電気信号計測用回路の制御ブロック図である。 実施例1の車両のシートの模式図である。 実施例1のインピーダンス変換部、基準信号混合部および信号帰還部の回路図である。 実施例1の静電容量計測部および利得補正値演算部の処理の流れを示すフローチャートである。 実施例1の基準信号の強度の求め方の例を示す図である。 実施例1の基準信号の信号強度に対する衣服の静電容量を示すマップである。 実施例1の衣服の静電容量に対するインピーダンス変換部の出力利得を示すマップである。 実施例1の利得補正を行わなかったときのインピーダンス変換部の出力利得と周波数との関係を示す図である。 実施例1の利得補正を行ったときのインピーダンス変換部の出力利得と周波数との関係を示す図である。 実施例2の生体電気信号計測用回路の制御ブロック図である。 実施例2のインピーダンス変換部、基準信号混合部、信号帰還部および基準信号強度変更部の回路図である。 実施例2の基準信号強度設定値演算部、静電容量計測部および利得補正値演算部の処理の流れを示すフローチャートである。 実施例2の基準信号の信号強度に対する衣服の静電容量を示すマップである。 実施例3のインピーダンス変換部、基準信号混合部および信号帰還部の回路図である。 実施例3の平坦化機能部を設けていないときの基準信号の周波数に対するインピーダンス変換部から出力される基準信号の利得特性を示す図である。 実施例3の平坦化機能部を設けたときの基準信号の周波数に対するインピーダンス変換部から出力される基準信号の利得特性を示す図である。 実施例4のインピーダンス変換部、信号帰還回路、共振抑制回路、基準交流信号強度解析部、基準交流信号供給回路の回路図である。 実施例4のインピーダンス変換部から出力される信号の周波数利得特性を表わすグラフである。 実施例4のインピーダンス変換部から出力される信号の周波数利得特性を表わすグラフである。 実施例5の生体電気信号計測用回路の制御ブロック図である。 実施例5の静電容量計測部、利得補正値演算部および参照信号生成部の処理の流れを示すフローチャートである。 実施例5の衣服の静電容量に対する参照信号を示すマップである。 実施例6の生体電気信号計測用回路の制御ブロック図である。 実施例6の信号選別部の処理の流れを示すフローチャートである。 実施例7の生体電気信号計測用回路の制御ブロック図である。 実施例8の生体電気信号計測用回路の制御ブロック図である。 実施例９の生体電気信号計測用回路の制御ブロック図である。 実施例９の車両のシートの模式図である。 実施例９の衣類の静電容量毎の周波数出力利得特性を示すグラフである。 実施例11の四肢誘導の例を示す図である。 実施例13の電極と生体組成との間の静電容量の変化の例を示すグラフである。 実施例15の生体電気信号計測用回路の制御ブロック図である。

1 生体電気信号計測用回路
2 電極（入力手段）
3 シート
6 インピーダンス変換部
7 基準信号混合部
7a 平坦化機能部
8 信号帰還部
9 信号分離部
10 静電容量計測部
11 利得補正値演算部
12 生体電気信号利得補正部
13 基準信号強度設定値演算部
14 基準信号強度変更部
16 参照信号演算部（アーチファクト算出手段）
18 減算部（アーチファクト除去手段）
19 信号選別部
20 信頼性情報収集部
24 生体電気信号計測部（生体電気計測手段）
25 外部情報源（挙動推定手段）
27 相関性評価部

〔実施例1〕
［生体電気信号計測用回路］
図1は生体電気信号計測用回路1の制御ブロック図である。生体電気信号計測用回路1は、正電極2p、負電極2nから人体の生体電気信号を入力し、心電図として出力する。

図2は車両のシート3の模式図である。シート3の絶縁性を持つシートバック3aの表面左右に分離して正電極2pと負電極2nが設置されている。そして、正電極2pと負電極2nとの間にはグランド2gが設置されている。これにより、乗員がシート3に着座するだけで簡便に生体電気信号を計測することができる。電極2は、金、銀、銅、ニクロム等の金属材料、カーボン、グラファイト等の炭素系材料、金属および金属酸化物等の半導体からなる粒子材料、アセチレン系、複素5員環系、フェニレン系、アニリン系等の導電性高分子材料、など導電性を持った素材からなる。

生体電気信号計測用回路1は、乗員が着用している衣服の静電容量に応じて利得を補正する利得補正部5と、利得補正後の信号から心電図を生成する心電図生成部4とを有している。利得補正部5は、正電極2pから入力された生体電気信号の利得を補正する正側利得補正部5pと、負電極2nから入力された生体電気信号の利得を補正する負側利得補正部5nから構成される。しかし、正側利得補正部5pと負側利得補正部5nの構成は同じであるため、以下では、正側利得補正部5pと負側利得補正部5nを区別せずに利得補正部5として各構成を説明する。

利得補正部5は、インピーダンス変換部6と、基準信号混合部7と、信号帰還部8と、信号分離部9と、静電容量計測部10と、利得補正値演算部11と、生体電気信号利得補正部12とを有している。

〈インピーダンス変換部〉
図3は、インピーダンス変換部6、基準信号混合部7、信号帰還部8の回路図である。
インピーダンス変換部6は、電極2に入力された生体電気信号を検出する。インピーダンス変換部6は、図3に示すように、オペアンプからなるボルテージフォロア回路から構成されている。

〈基準信号混合部〉
基準信号混合部7は、インピーダンス変換部6の出力と、乗員が着用している衣服の静電容量を計測するための基準信号とを混合させて出力する。

基準信号は、交流信号を用いる。基準信号として直流信号を用いると、インピーダンス変換部6のボルテージフォロア回路のオフセット電流に影響を与えるため、場合によってはボルテージフォロア回路の出力電流を飽和させてしまうおそれがある。基準信号の周波数は、心電図のR波信号との干渉を避けるため、R波信号の周波数帯10〜40[Hz]を避けて設定することが望ましい。

基準信号は、固体振動子発振回路、CR発振回路、LC発振回路等の発振回路により固定された周波数信号を用いることができ、マイクロコンピュータにプログラムされた波形形状をD/A変換器により出力して用いる。

基準信号混合部7は、図3に示すように反転型加算回路を二段接続した回路によって構成されている。これによりインピーダンス変換部6の出力と基準信号とを混合させることができる。

〈信号帰還部〉
信号帰還部8は、基準信号混合部7の出力側に接続されている。信号帰還部8は、図3に示すようにブートストラップ回路により構成されている。信号帰還部8の出力は、インピーダンス変換部6の入力側に帰還されている。

〈信号分離部〉
信号分離部9は、生体電気信号である心電図のR波の周波数帯10〜40[Hz]を取り出すバンドパスフィルタ回路と、R波以外の周波数帯を取り出すバンドパスフィルタ回路とから構成されている。これにより、生体電気信号と基準信号とを分離することができる。

〈静電容量計測部および利得補正値演算部〉
静電容量計測部10および利得補正値演算部11は、A/D変換器を有するマイクロプロセッサに搭載されたソフトウェアである。
図4は処理の流れを示すフローチャートである。ステップS1,S2は静電容量計測部10の処理、ステップS3,S4は利得補正値演算部11の処理である。

ステップS1では、基準信号の信号強度を算出する。図5は基準信号の強度の求め方の例を示す図である。ここでは、基準信号の信号強度の求め方として三つの例を示す。第一の例は、基準信号に対して離散フーリエ変換をして信号強度求める（図5(a)）。第二の例は、基準信号を二乗平均したした後にローパスフィルタ処理を行って時系列に信号強度を求める（図5(b)）。第三の例は、基準信号を二乗平均した後にピーク間補正処理を行って時系列に信号強度を求める（図5(c)）。

ステップS2では、基準信号の信号強度から衣服の静電容量を算出する。図6は、基準信号の信号強度に対する衣服の静電容量を示すマップである。ステップS2では、図6のマップを用いて衣服の静電容量を算出する。

ステップS3では、算出した静電容量からインピーダンス変換部6の出力利得を算出する。図7は、衣服の静電容量に対するインピーダンス変換部6の出力利得を示すマップである。ステップS3では、図7のマップを用いてインピーダンス変換部6の出力利得を算出する。
ステップS4では、算出した出力利得に応じて利得補正値を算出する。

なお、上記ではステップS1の基準信号の信号強度算出もソフトウェアとして実装しているが、検波回路などを用いて同様な処理を行えるアナログ回路から構成しても良い。

〈生体電気信号利得補正部〉
生体電気信号利得補正部12は、信号分離部9から入力した生体電気信号の利得を、利得補正値演算部11から入力した利得補正値により補正を行う。生体電気信号利得補正部12は、入力した信号を任意の倍率に設定できる増幅回路や減衰回路を組み合わせて構成している。

〈心電図生成部〉
心電図生成部4は、利得補正部5から利得補正後の生体電気信号を入力する。正側と負側の生体電気信号をそれぞれフィルタリング処理および増幅処理を行い、処理後の正側の信号と負側の信号との差分を取って心電図としている。

［作用］
乗員は衣服を着用した状態でシート3に着座するため、電極2と人体との間に静電容量(Cp,Cn)を有する衣服が介在することとなる。衣服の静電容量は、衣服の材質、体積、外部からの圧力といった要因により変化する。生体電気信号の利得は静電容量に応じて変化するため、静電容量を正しく検出できなければ利得補正を正確に行うことができない。また、正側の静電容量Cpと負側の静電容量Cnとが異なると、心電図生成部4において各処理後の正側の信号と負側の信号との差分を取ったのちの信号は誤差を含むこととなる。

そこで実施例1では、インピーダンス変換部6の出力と、衣服の静電容量を計測するための基準信号とを混合させ、混合させた信号をインピーダンス変換部6に戻すようにした。乗員側もグランドとなり、基準信号は乗員側にも流れることとなる。そのため、衣服の静電容量は基準信号の分圧要因となり、静電容量に応じて基準信号の信号強度が変化することとなる。インピーダンス変換部6から出力された信号から基準信号を分離し、基準信号の信号強度から衣服の静電容量を求めることができる。そして、利得が予め設定した所定値に補正することによって、衣服の静電容量の変化による生体電気信号の利得の変化を抑制することができる。

衣服の静電容量とインピーダンス変換部6の出力の利得との間には、衣服の静電容量が大きいほど利得が0[dB]に近づく関係がある。図8は利得補正を行わなかったときのインピーダンス変換部6の出力利得と周波数との関係を示す図である。図8では衣服の静電容量(Cp,Cn)が110[pF]（実線で示す）のときと10[pF]（破線で示す）のときの周波数に応じた利得を示している。図8より、心電図のR波領域(10〜40[Hz])では静電容量が110[pF]のときには-0.4[mdB]、10[pF]のときには-3.5[dB]となり、静電容量の違いにより利得に差が生じている。

予め、上記の関係をマイクロプロセッサにデータベースまたは算出式としてソフトウェアのプログラムに組み込むことで、静電容量による利得の差異をなくすことができる。例えば、利得補正部5の出力利得の目標値を0[dB]とするのであれば、衣服の静電容量が110[pF]のときは+0.4[mdB]、10[pF]のときは+3.5[dB]となるように補正を行えば良い。利得補正部5の出力利得の目標値は0[dB]に限らず任意に設定して良い。

図9は利得補正を行ったときのインピーダンス変換部6の出力利得と周波数との関係を示す図である。図9では衣服の静電容量(Cp,Cn)が110[pF]（実線で示す）のときと10[pF]（破線で示す）のときの周波数に応じた利得を示している。図9より、利得補正後は心電図のR波領域(10〜40[Hz])では静電容量が110[pF]、10[pF]のときにはともに0[dB]となり、静電容量の違いによる利得の差が解消されている。

また電極2を車両のシート3のシートバック3aに設置するようにした。そのため、乗員がシート3に着席していれば生体電気信号を計測することができる。例えば、電極2がハンドルなどに設置されている場合、乗員がハンドルから手を離すと生体電気信号を計測することができない。乗車中、乗員は基本的にシート3に着座をしており、実施例1では乗車中の乗員の生体電気信号を常に計測することができる。

［効果］
(1) 乗員（生体組成）が発する生体電気信号を入力する電極2（入力手段）と、電極2が入力した生体電気信号をインピーダンス変換するインピーダンス変換部6と、インピーダンス変換部6の出力信号と、乗員と電極2との間（衣服）の静電容量を計測するための基準信号とを混合させる基準信号混合部7と、基準信号混合部7の出力信号を、インピーダンス変換部6に帰還させる信号帰還部8と、インピーダンス変換部6の出力信号から、生体電気信号と基準信号とを分離する信号分離部9と、信号分離部9から入力した基準信号の強度から、静電容量を算出する静電容量計測部10と、静電容量計測部10が算出した静電容量に基づいて、生体電気信号の利得補正値を演算する利得補正値演算部11と、利得補正値に基づいて生体電気信号の利得補正を行う生体電気信号利得補正部12と、を有するようにした。
よって、乗員が着用している衣服の静電容量を正確に求めることができ、静電容量に応じて変化する生体電気信号の利得を所定値に補正することができる。したがって、生体電気信号から正確な心電図を得ることができる。

(2) 電極2を、車両のシート3に設置するようにした。
よって、車両に乗車中の乗員の生体電気信号を常に計測することができる。

〔実施例2〕
［生体電気信号計測用回路］
図10は生体電気信号計測用回路1の制御ブロック図である。実施例2の生体電気信号計測用回路1は、実施例1の生体電気信号計測用回路1に対して、基準信号強度設定値演算部13と、基準信号強度変更部14を設けた点、また静電容量計測部10の処理の内容が異なる。実施例2では実施例1と相違する構成について中心に記載し、実施例1と同じ構成については同一の符号を付して説明を省略する。

〈基準信号強度変更部〉
図11は、インピーダンス変換部6、基準信号混合部7、信号帰還部8および基準信号強度変更部14の回路図である。インピーダンス変換部6、基準信号混合部7、信号帰還部8は、実施例1の図3で示す回路とほぼ同じである。ただし、基準信号混合部7の基準信号を入力する端子が二つ設けられており、それぞれの端子の抵抗が異なっている。すなわち、一方の端子側の抵抗R11は10[kΩ]であり、他方の端子側の抵抗R1は1[kΩ]である。
基準信号強度変更部14は、基準信号を基準信号混合部7のどちらの入力端子に入力するかを選択するスイッチ回路である。どちらの入力端子を選択するかは、後述する基準信号強度設定値演算部13で求めた強度設定値に応じて決定する。

〈基準信号強度設定値演算部および静電容量計測部〉
基準信号強度設定値演算部13は信号分離部9から基準信号を入力し、入力した基準信号の信号強度に応じて、基準信号混合部7に入力する基準信号の信号強度を設定する（強度設定値）。

静電容量計測部10は、強度設定値に応じたマップを用いて、基準信号の信号強度に応じた衣服の静電容量を算出する。

図12は処理の流れを示すフローチャートである。ステップS11,S12,S13は基準信号強度設定値演算部13の処理、ステップS14,S15は静電容量計測部10の処理、ステップ16は利得補正値演算部11の処理である。なお、ステップS16の利得補正値演算部11の処理は、実施例1の処理（図4のステップS3,S4）と同じ処理を行う。基準信号強度設定値演算部13、静電容量計測部10、利得補正値演算部11はA/D変換器を有するマイクロプロセッサに搭載されたソフトウェアである。

ステップS11では、基準信号の信号強度を算出する。信号強度の算出の仕方は、実施例1の図4のステップS1の処理を同様にして行う。

ステップS12では、算出した基準信号の信号強度が、静電容量計測部10の計測範囲内であるか否かを判定し、計測範囲内であるときにはステップS14へ移行し、計測範囲外であるときにはステップS13へ移行する。

ステップS13は、基準信号混合部7に入力する基準信号の信号強度の設定値（強度設定値）を変更する。強度設定値は多段階または無段階に設定しても良いが、実施例2では大と小の二段階に設定している。強度設定値を大に設定すれば、基準信号強度変更部14において抵抗R1が設けられた入力端子を選択することとなり、強度設定値を小に設定すれば、基準信号強度変更部14において抵抗R11が設けられた入力端子を選択することとなる。

ステップS14では、基準信号の信号強度から衣服の静電容量を算出する。図13は、基準信号の信号強度に対する衣服の静電容量を示すマップである。実施例2では、強度設定値が大であるか小であるかに応じてマップを二つ有している。つまり、強度設定値が大であり、基準信号強度変更部14において抵抗R11の入力端子が選択されているときには、図13の点線で示すマップを選択する。また、強度設定値が小であり、基準信号強度変更部14において抵抗R1の入力端子が選択されているときには、図13の実線で示すマップを選択する。

ステップS15では、選択されたマップを用いて衣服の静電容量を算出する。
ステップS16では、実施例1と同様に利得補正値を演算する。

［作用］
静電容量計測部10に入力される基準信号の信号強度が小さいとA/D変換後の分解能が悪化し、静電容量の計測精度が劣化する。一方、信号強度が大きいとA/D変換器の入力範囲を超えてしまい、静電容量の計測が行えなくなる。

そこで実施例2では、基準信号強度設定値演算部13において、信号分離部9から入力した基準信号の信号強度が、静電容量計測部10で静電容量を計測可能な範囲内であるか否かを判定するようにした。そして、計測可能な範囲外であるときには強度設定値を変更して、基準信号混合部7に入力する基準信号の信号強度を変更するようにした。

これにより、静電容量計測部10に入力される基準信号の信号強度を適切に設定することができ、静電容量を高精度に計測することができる。

また実施例2では、基準信号混合部7の基準信号を入力する端子を二つ設け、それぞれに異なる抵抗を設置している。そして、基準信号強度変更部14は、基準信号を基準信号混合部7のどちらの入力端子に入力するかを選択するスイッチ回路から構成した。よって、簡単な構成で基準信号混合部7に入力する基準信号の信号強度を変更することができる。

［効果］
(3) 信号分離部9から入力した基準信号の強度から、基準信号混合部7に入力する基準信号の強度を設定する基準信号強度設定値演算部13と、基準信号強度設定値演算部13が設定した基準信号の強度に応じて、基準信号混合部7に入力する基準信号の強度を変更する基準信号強度変更部14と、を有し、静電容量計測部10は、信号分離部9から入力した基準信号の強度と、基準信号強度設定値演算部13が設定した基準信号の強度と、から静電容量を算出するようにした。
よって、静電容量計測部10に入力される基準信号の信号強度を適切に設定することができ、静電容量を高精度に計測することができる。

(4) 基準信号強度変更部14は、基準信号混合部7に入力する基準信号の強度を、基準信号混合部7内の電子回路の定数を変更することで行うようにした。
よって、簡単な構成で基準信号混合部7に入力する基準信号の信号強度を変更することができる。

〔実施例3〕
［生体電気信号計測用回路］
実施例3の生体電気信号計測用回路1は、請求項1の生体電気信号計測用回路1に対して、基準信号混合部7の構成が一部異なる。実施例3では実施例1と相違する構成について中心に記載し、実施例1と同じ構成については同一の符号を付して説明を省略する。

〈基準信号混合部〉
図14は、インピーダンス変換部6、基準信号混合部7、信号帰還部8の回路図である。基準信号混合部7は、基準信号の入力部に平坦化機能部7aを設けた。平坦化機能部7aは図14に示すように、抵抗R11とコンデンサC1とを直列に接続したRC直列回路である。

［作用］
図15は、平坦化機能部7aを設けていないときの基準信号の周波数に対するインピーダンス変換部6から出力される基準信号の利得特性を示す図である。温度特性や個体特性のバラツキにより基準信号の周波数が所望する値からずれていたときには、図15に示すようにインピーダンス変換部6から出力される基準信号の利得にもずれが生じる。

そこで実施例3では、平坦化機能部7aを設け、基準信号の周波数変化に応じた利得の変化を平坦化するようにした。図16は平坦化機能部7aを設けたときの基準信号の周波数に対するインピーダンス変換部6から出力される基準信号の利得特性を示す図である。図16に示すように、基準信号の利得特性は約10[Hz]から約1[kHz]の周波数帯域で平坦化されており、基準信号の周波数が多少ずれたとしても利得は変化が小さい。そのため、静電容量を高精度に計測することができる。

［効果］
(5) 基準信号混合部7は、インピーダンス変換部6から出力される基準信号の利得の特性が、基準信号の周波数変化に対して平坦化するように設定した平坦化機能部7aを有するようにした。
よって、基準信号の利得特性が基準信号の周波数変化に対して平坦化するため、基準信号の周波数が所望の値から多少ずれたとしても利得の変化を小さくでき、静電容量を高精度に計測することができる。

〔実施例4〕
［生体電気信号計測用回路］
実施例4の生体電気信号計測用回路1は、請求項1の生体電気信号計測用回路1に対して、信号帰還部8の構成が一部異なる。また実施例4では、共振抑制部15を設けた。実施例4では実施例1と相違する構成について中心に記載し、実施例1と同じ構成については同一の符号を付して説明を省略する。

〈信号帰還部〉
図17はインピーダンス変換部6、基準信号混合部7、信号帰還部8、共振抑制部15の回路図である。

信号帰還部8は、インピーダンス変換部6の入力端子とグラウンドと接続する回路内に直列に接続された二つの抵抗器R2,R3と、抵抗器R2,R3とインピーダンス変換部6の出力端子とを接続する回路内に直接に接続されたコンデンサC2と抵抗器R4とから構成されている。つまり、実施例1の信号帰還部8の構成に対して抵抗器R4が追加されている。

〈共振抑制回路〉
共振抑制部15は、コンデンサCinとスイッチSWとから構成されている。スイッチSWは静電容量計測部10が算出した基準信号強度に応じて、コンデンサCinを経由する回路とコンデンサCinを経由しない回路とを切り換える。基準信号強度により乗員が着用している衣服の静電容量が大きいと判断されたときにはコンデンサCinを経由する回路が選択される。また、衣服の静電容量が小さいと判断されたときにはコンデンサCinを経由しない回路が選択される。

［作用］
安定的な生体電気信号の計測を行うためには大型なリード線型の抵抗器やコンデンサを用いて電子回路を構成することが必要である。一方、装置の小型化や低コスト化を実現するためにリード線型の抵抗器やコンデンサに代えてチップ型の部品を使うことが考えられる。しかし、チップ型の部品の場合、耐圧特性や寸法の制約から抵抗値や静電容量がリード線型のものよりも小さい。そのため、周波数利得特性に共振点が生じてしまい、特に振動が発生する環境化において生体電気信号を計測する場合、計測が不安定になる問題があった。

そこで実施例4では、信号帰還部8をインピーダンス変換部6の入力端子とグラウンドとを接続する回路内に直列に接続された二つの抵抗器R2,R3と、二つの抵抗器R2,R3の間とインピーダンス変換部6の出力端子とを接続する回路内に直列に接続されたコンデンサC1および抵抗器R4とから構成した。

図18は衣服の静電容量Ccが10[pF]のとき（図18(a)）と、100[pF]のとき（図18(b)）のインピーダンス変換部6から出力される信号の周波数利得特性を表わすグラフである。図18は抵抗器R2,R3の抵抗値はともに51[MΩ]、抵抗器R4の抵抗値は20[kΩ]、コンデンサC2の静電容量は470[pF]であるときの特性を示しており、チップ部品として使用可能な値に設定した。なお図18は、共振抑制部15においてコンデンサCinを経由しない回路が選択されている状態を示す。

静電容量Ccが10[pF]のときは、図18(a)に示すように共振のない周波数利得特性が得られており、振動環境下においても安定的に生体電気信号の計測を行うことができる。一方、静電容量Ccが100[pF]のときは、図18(b)に示すように0.02[Hz]付近で共振が発生しているものの、心電図のR波領域(10〜40[Hz])では安定的な周波数利得特性を得ることができ、振動環境下においても安定的に生体電気信号の計測を行うことができる。

しかしながら前述の通り、静電容量Ccが100[pF]のときは、図18(b)に示すように0.02[Hz]付近で共振が発生している。そこで実施例4では、さらに共振抑制部15のコンデンサCinによって衣服の静電容量Ccが比較的高い（100[pF]）ときには共振を抑制するようにした。

図19は衣服の静電容量Ccが10[pF]のとき（図19(a)）と、100[pF]のとき（図19(b)）のインピーダンス変換部6から出力される信号の周波数利得特性を表わすグラフである。なお、図19は抵抗器R2,R3の抵抗値はともに51[MΩ]、抵抗器R4の抵抗値は20[kΩ]、コンデンサC1の静電容量は470[pF]、コンデンサCinの静電容量は10[pF]であるときの特性を示しており、チップ部品として使用可能な値に設定した。なお図18は、共振抑制部15においてコンデンサCinを経由する回路が選択されている状態を示す。

静電容量Ccが10[pF]のときは、図19(a)に示すように共振のない利得特性が得られており、振動環境下においても安定的に生体電気信号の計測を行うことができる。ただし、共振抑制部15においてコンデンサCinを経由しない回路（図18(a)）と比べると全体的に利得が低下している。一方、静電容量Ccが100[pF]のときは、図1９(b)に示すように共振のない利得特性が得られており、振動環境下においても安定的に生体電気信号の計測を行うことができる。

すなわち、信号帰還部8にコンデンサC2に直列に抵抗器R4が追加することで、心電図のR波領域(10〜40[Hz])では、衣服の静電容量Ccの大小に関わらず、共振のない周波数利得を得ることができる。したがって、振動環境下においても安定的に生体電気信号の計測を行うことができる。

また、共振抑制部15を追加することで、衣服の静電容量Ccが比較的高い（100[pF]）ときにはコンデンサCinによって共振のない周波数利得を得ることができる。そして、衣服の静電容量Ccが比較的低い（10[pF]）ときにはコンデンサCinを経由しない回路とし、コンデンサCinによる利得の低下を回避することができる。

［効果］
実施例4の効果を以下に述べる。
(6) 信号帰還部8は、インピーダンス変換部6の入力端子とグラウンドとを接続する回路内に直列に接続された二つの抵抗器R2,R3と、二つの抵抗器R2,R3の間と基準信号混合部7の出力端子とを接続する回路内に直列に接続されたコンデンサC2および抵抗器R4とを有し、静電容量計測部10が計測した静電容量が所定値よりも大きいときに、電極2とインピーダンス変換部6の入力端子との間にコンデンサCinを直列に設けた。
よって、衣服の静電容量の高低に関わらず、高い値で安定的な周波数利得特性を得ることができ、振動環境下においても安定的に生体電気信号の計測を行うことができる。

〔実施例5〕
［生体電気信号計測用回路］
実施例5の生体電気信号計測用回路1は、請求項1の生体電気信号計測用回路1に対して、参照信号演算部16、フィルタ／増幅部17、減算部18を設けた点で異なる。実施例5では実施例1と相違する構成について中心に記載し、実施例1と同じ構成については同一の符号を付して説明を省略する。

図20は生体電気信号計測用回路1の制御ブロック図である。生体電気信号計測用回路1は、正電極2p、負電極2nから人体の生体電気信号を入力し、心電図として出力する。

〈参照信号生成部〉

参照信号演算部16は、A/D変換器を有するマイクロプロセッサに搭載されたソフトウェアである。
図21は処理の流れを示すフローチャートである。ステップS1,S2は静電容量計測部10の処理、ステップS3,S4は利得補正値演算部11、ステップS5は参照信号演算部16の処理である。
ステップS1〜ステップS4の処理は、実施例1で図4を用いて説明したものを同じであるため、説明を省略する。

ステップS5では、算出した静電容量から参照信号（電圧）Vref'を算出する。図22は、衣服の静電容量に対する参照信号Vref'を示すマップである。ステップS5では、図22のマップを用いて参照信号Vref'を算出する。なお、参照信号Vref'は静電容量とほぼ反比例の関係を有する。

〈フィルタ／増幅部〉
フィルタ／増幅部17は、生体電気信号をそれぞれフィルタリング処理および増幅処理を行い、心電図計測に適切な信号とする。フィルタ／増幅部17は、汎用アナログICより構成された電子回路として実現できる。そしてマイクロプロセッサに接続されたA/D変換器においてデジタル信号に変換される（生体電気信号Vsig）。

〈減算部〉
減算部18では、フィルタ／増幅部17から出力された生体電気信号（電圧）Vsigから参照信号（電圧）Vrefを減算して、減算後の信号を生体電気信号（電圧）Vsig'として出力する。なお、減算部18では、参照信号Vref'を用いて生体電気信号Vsigを減算するときの誤差ΔV=RMS(Vsig-Vref)が最小となるように参照信号Vrefを決定する。参照信号Vref=α・Vref'としてαが決定される。ここでRMSは二乗平均平方根を示す。

〈心電図生成部〉
心電図生成部4は、減算部18からの生体電気信号Vsig'を入力する。正側と負側の生体電気信号Vsig'の差分を取って心電図としている。実施例1では心電図生成部4において、フィルタリング処理および増幅処理も行っていた。実施例5ではフィルタリング処理および増幅処理は、フィルタ／増幅部17において行われているため、心電図生成部4ではフィルタリング処理および増幅処理を行っていない。

［作用］
乗員は衣服を着用した状態でシート3に着座するため、電極2と人体との間に静電容量(Cp,Cn)を有する衣服が介在することとなる。衣服の静電容量は、衣服の材質、体積、外部からの圧力といった要因により変化する。つまり、車両の振動等により乗員が動くと衣服の静電容量も変化する。静電容量が変化するたびに電荷の移動が発生するため、生体電気信号に電荷の移動によるノイズが発生することとなる。このノイズをアーチファクトと称する。アーチファクトとは、生体電気信号に混入する生体電気信号以外の信号を総称したものである。アーチファクトが混入すると心電図を正確に計測することができない。

そこで実施例5では、衣服の静電容量の変化からアーチファクト（参照信号Vref）を算出し、電極2から入力される生体電気信号からアーチファクトを除去するようにした。これにより、衣服の静電容量の変化による生体電気信号へ混入したアーチファクトを除去することができ、計測精度を高めることができる。

［効果］
実施例5の効果を以下に説明する。
(7) 静電容量計測部10が算出した静電容量の変化から電極2において生体電気信号に重畳するアーチファクトを算出する参照信号演算部16（アーチファクト算出手段）と、信号分離部9が出力した生体電気信号から、算出したアーチファクトを減算する減算部18（アーチファクト除去手段）と、を設けた。
よって、衣服の静電容量の変化による生体電気信号へ混入したアーチファクトを除去することができ、計測精度を高めることができる。

〔実施例6〕
［生体電気信号計測用回路］
図23は生体電気信号計測用回路1の制御ブロック図である。実施例6の生体電気信号計測用回路1は、実施例5の生体電気信号計測用回路1に対して、信号選別部19を設けた点が異なる。実施例6では実施例1および実施例5と相違する構成について中心に記載し、実施例1および実施例5と同じ構成については同一の符号を付して説明を省略する。

〈信号選別部〉
信号選別部19はマイクロプロセッサに搭載されたソフトウェアである。信号選別部19は、減算部18において減算補正される前の生体電気信号Vsigと、減算補正された後の生体電気信号Vsig'とを入力して、どちらか一方の信号を選択して心電図生成部4に出力する。

図24は信号選別部19の処理の流れを示すフローチャートである。
ステップS11では、減算部18において減算補正される前の生体電気信号Vsigの二乗平均平方根(RMS(Vsig))と、減算補正された後の生体電気信号Vsig'の二乗平均平方根(RMS(Vsig'))とを算出する。なお、所定時間または所定回数受信した生体電気信号の二乗平均平方根を算出する。

ステップS12では、RMS(Vsig')がRMS(Vsig)よりも大きいか否かを判定し、RMS(Vsig')の方が大きいときにはステップS13へ移行し、RMS(Vsig')の方が小さいときには処理を終了する。
ステップS13では、Vsig'としてVsigを代入して処理を終了する。すなわち、差分手段4には減算補正される前の生体電気信号Vsigが入力される。

［作用］
RMS(Vsig)とRMS(Vsig')は、それぞれ減算補正される前の生体電気信号Vsigのばらつき、減算補正された後の生体電気信号Vsig'のばらつきを示す。生体電気信号のばらつきは、主に乗員が動くときの衣服の静電容量の変化により生体電気信号に混入するアーチファクトが原因となる。

RMS(Vsig')がRMS(Vsig)よりも大きいことは、乗員の動きが小さく、減算補正される前の生体電気信号Vsigにほとんどアーチファクトが混入していないことを示す。または、参照信号Vrefの設定精度が低く、減算補正により却って生体電気信号にアーチファクトが混入することとなり、精度が低くなっていることを示す。一方、RMS(Vsig')がRMS(Vsig)以下であることは、減算補正によりアーチファクトが低減され生体電気信号の精度が向上していること示している。

そこで実施例6では、信号選別部19において、減算部による参照信号Vref（アーチファクト）の減算補正後の生体電気信号Vsig'の電圧のばらつきと、参照信号Vrefの減算補正前の生体電気信号Vsigの電圧のばらつきとを比較し、ばらつきが小さい方の生体電気信号を選択するようにした。
これにより、生体電気信号に混入するアーチファクトを低減し、計測精度を高めることができる。

［効果］
実施例6の効果について、以下に説明する。
(8) 減算部18（アーチファクト除去手段）によるアーチファクトの減算後の生体電気信号の電圧のばらつきと、アーチファクトの減算前の前記生体電気信号の電圧のばらつきとを比較し、ばらつきが小さい方の生体電気信号を選択する信号選別部19を設けた。
よって、生体電気信号に混入するアーチファクトを低減し、計測精度を高めることができる。

〔実施例7〕
［生体電気信号計測用回路］
図25は生体電気信号計測用回路1の制御ブロック図である。実施例6の生体電気信号計測用回路1は、実施例6の生体電気信号計測用回路1に対して、信頼性情報収集部20を設けた点が異なる。実施例7では実施例1および実施例6と相違する構成について中心に記載し、実施例1および実施例6と同じ構成については同一の符号を付して説明を省略する。

〈信頼性情報収集部〉
信頼性情報収集部20は、減算部18において減算補正された後の生体電気信号Vsigのばらつきの情報を各電極毎に収集する。生体電気信号Vsigのばらつきは、生体電気信号Vsigの二乗平均平方根RMS(Vsig)により求めることができる。

［作用］
生体電気信号のばらつきは、主に乗員が動くときの衣服の静電容量の変化により生体電気信号に混入するアーチファクトが原因となる。減算部18において減算補正された後は、静電容量の変化によりアーチファクトが除去されているため、生体電気信号のばらつきは小さいはずである。しかし、参照信号Vrefの設定精度が低いなどの要因により減算補正後の生体電気信号のばらつきが大きくなることがある。

つまり、ばらつきが大きい部分の生体電気信号から生成される心電図は精度が低く、生体電気信号のばらつきから心電図の精度を判定できる。この心電図の精度を信頼性情報収集部20において収集しておくことで、後続の処理で心電図の選別を可能としている。例えば、精度が高い心電図を必要とする処理であれば、精度が高い心電図のみを選択して使用すれば良いし、精度が多少低くとも多くのデータを必要とする処理であれば、比較的低い心電図も使用するようにすれば良い。

［効果］
実施例7の効果について以下に説明する。
(9) 各電極2の減算部18（アーチファクト除去手段）によるアーチファクトの減算後の生体電気信号の電圧のばらつきの情報を収集する信頼性情報収集部20を設けた。
よって、心電図とともにその心電図の信頼性の情報を付加して後続の処理に送ることができる。

〔実施例8〕
［生体電気信号計測用回路］
図26は生体電気信号計測用回路1の制御ブロック図である。実施例8の生体電気信号計測用回路1は、実施例7の生体電気信号計測用回路1に対して、相関性評価部27を設けた点が異なる。実施例7では実施例1および実施例7と相違する構成について中心に記載し、実施例1および実施例7と同じ構成については同一の符号を付して説明を省略する。

〈相関性評価部〉
相関性評価部27は、各電極2の参照信号Vref同士の相関性を算出する。算出した相関性の情報は、信頼性情報収集部20において収集される。参照信号Vref同士の相関性は、相関関数などを用いて求めれば良い。

［作用］
心電図生成部4では正側と負側の生体電気信号Vsig'の差分を取って心電図としている。正側の参照信号Vrefと負側の参照信号Vrefとの相関が高ければ差分処理後の心電図の誤差は小さく高精度な心電図を生成できる。一方、正側の参照信号Vrefと負側の参照信号Vrefとの相関が低ければ（特に逆相関のときは）、差分処理後の心電図にはアーチファクトが強調されて現れるため、心電図の精度は低くなる。
信頼性情報収集部20では、参照信号Vrefの相関による心電図の信頼性も収集することができる。

［効果］
実施例8の効果について以下に説明する。
(10) 複数の電極2に対応して設けた参照信号演算部16において算出した参照信号Vref（アーチファクト）の相関性を算出する相関性評価部27を設けた。
よって、参照信号Vrefから心電図の信頼性を算出し、心電図とともにその心電図の信頼性の情報を付加して後続の処理に送ることができる。

〔実施例９〕
［生体電気信号計測用回路］
実施例9の生体電気信号計測用回路1は、請求項1の生体電気信号計測用回路1に対して、電極選択部26、生体電気信号切替部23を設けた点で異なる。また、実施例1では電極2としてグランド2gの他に正電極2p、負電極2nの2つの電極を設けていたが、実施例9では2つ以上の電極を設けた点で異なる。実施例9では実施例1と相違する構成について中心に記載し、実施例1と同じ構成については同一の符号を付して説明を省略する。

図27は生体電気信号計測用回路1の制御ブロック図である。生体電気信号計測用回路は、電極21,22,…,2nから人体の生体電気信号を入力し、心電図として出力する。

図28は車両のシート3の模式図である。シート3の絶縁性を持つシートバック3aの表面およびシートクッション3bに電極2が設置されている。これにより、乗員がシート3に着座するだけで簡便に生体電気信号を計測することができる。電極2は、金、銀、銅、ニクロム等の金属材料、カーボン、グラファイト等の炭素系材料、金属および金属酸化物等の半導体からなる粒子材料、アセチレン系、複素5員環系、フェニレン系、アニリン系等の導電性高分子材料、など導電性を持った素材からなる。

生体電気信号計測用回路1は、人体から発生する生体電気信号と乗員が着用している衣服の静電容量を計測するとともに、入力した生体電気信号を処理して出力する利得補正部5と、各利得補正部5が出力した生体電気信号を選択して計測する生体電気信号計測部24とを有している。

［静電容量計測部］
利得補正部5は各電極21,22,…,2nに応じて設けられているが、構成は同じであるため、以下では区別せずに説明する。
利得補正部5は、インピーダンス変換部6と、基準信号混合部7と、信号帰還部8と、信号分離部9と、静電容量計測部10と、利得補正値演算部11と、生体電気信号利得補正部12とを有している。各部の構成は実施例1と同様である。

［生体電気信号計測部］
生体電気信号計測部24は、生体電気信号から心電図を生成する心電図生成部4と、心電図生成部4で用いる生体電気信号を選択する電極選択部26と、選択した生体電気信号に応じて回路を切り換える生体電気信号切替部23とを有している。

〈電極選択部〉
電極選択部26は、各電極2に対応して設けた静電容量計測部10が算出した衣服の静電容量からインピーダンス変換部6の出力利得を算出する。図7は、衣服の静電容量に対するインピーダンス変換部6の出力利得を示すマップである。出力利得は、人体から発する生体電気信号の信号強度に対するインピーダンス変換部6から出力される信号強度の比として表わされる。

そして電極選択部26は、出力利得が所定値よりも大きい生体電気信号のうち出力利得が最も高い生体電気信号と次に高い生体電気信号を選択する。

図29は衣類の静電容量毎の周波数出力利得特性を示すグラフである。図29に示すように、静電容量が大きいほど出力利得は大きい。電極選択部26では、出力利得が所定値より大きい（例えば-20[dB]より大きい）生体電気信号を入力した電極2から選択する。ここで出力利得の大小判定は、心電図のR波の周波数帯10〜40[Hz]の範囲の出力利得で判定すれば良い。

〈生体電気信号切換部〉
生体電気信号切替部23は、電極選択部26により選択された生体電気信号に対応する生体電気信号利得補正部12から出力された生体電気信号を心電図生成部4に入力するように回路を切り換える。

〈心電図生成部〉
心電図生成部4は、選択された電極2に対応する生体電気信号利得補正部12から出力された生体電気信号を入力する。入力された生体電気信号をそれぞれフィルタリング処理および増幅処理を行い、処理後の正側の信号と負側の信号との差分を取って心電図としている。

［作用］
乗員は衣服を着用した状態でシート3に着座するため、電極2と人体との間に静電容量(C1,C2,…,Cn)を有する衣服が介在することとなる。衣服の静電容量は、乗員の着座姿勢によって各電極2と接触している衣服の静電容量は異なる。
衣服の静電容量が小さいと、人体（生体組成）が発している生体電気信号に対して、インピーダンス変換部6から出力される生体電気信号の利得が小さくなる。利得が小さくなりすぎると生体電気信号の計測精度が悪化する恐れがあった。

そこで実施例９では、各電極2に接している衣服の静電容量を算出し、算出した静電容量からインピーダンス変換部6の出力利得を算出するようにした。そして、出力利得が所定値よりも大きい生体電気信号を検出するようにした。
これにより、出力利得の高い生体電気信号を計測することができるため、計測精度を高めることができる。

また実施例９では、出力利得が所定値よりも大きい生体電気信号のうち、出力利得が最も大きい生体電気信号と、次に大きい生体電気信号を計測するようにした。
これにより、出力利得がより高い生体電気信号を計測することができるため、計測精度を高めることができる。

［効果］
実施例９の効果を以下に記載する。
(11) 生体組成が発する生体電気信号を入力する複数の電極2（入力手段）と、静電容量計測部10が算出した静電容量から、生体組成が発する生体電気信号に対するインピーダンス変換部6から出力される生体電気信号の利得を計算し、利得が所定値よりも大きい生体電気信号を計測する生体電気信号計測部24（生体電気計測手段）と、を設けた。
よって、出力利得の高い生体電気信号を計測することができるため、計測精度を高めることができる。

(12) 生体電気信号計測部24は、利得が所定値よりも大きい生体電気信号のうち、利得が最も大きい生体電気信号と次に大きい生体電気信号を計測するようにした。
よって、出力利得がより高い生体電気信号を計測することができるため、計測精度を高めることができる。

〔実施例10〕
実施例９では、生体電気信号計測部24において、利得が所定値よりも大きい生体電気信号のうち、利得が最も大きい生体電気信号と次に大きい生体電気信号を計測するようにした。実施例10では、生体電気信号の選択方法が異なる。生体電気信号の選択方法以外の構成は実施例９と同じであるため、説明は省略する。
生体電気信号計測部24において、利得が所定値よりも大きい生体電気信号のうち、利得差が最も小さい二つの生体電気信号を計測するようにした。
これにより、心電図生成部4において差分処理を行う際に誤差を小さくすることができ、計測精度を高めることができる。

［効果］
実施例10の効果について以下に記載する。
(13) 生体電気信号計測部24は、利得が所定値よりも大きい生体電気信号のうち、最も利得差が小さい二つの生体電気信号を計測するようにした。
よって、差分処理を行う際に誤差を小さくすることができ、計測精度を高めることができる。

〔実施例11〕
実施例９では、生体電気信号計測部24において、利得が所定値よりも大きい生体電気信号のうち、利得が最も大きい生体電気信号と次に大きい生体電気信号を計測するようにした。実施例11では、生体電気信号の選択方法が異なる。生体電気信号の選択方法以外の構成は実施例９と同じであるため、説明は省略する。

生体電気信号計測部24において、利得が所定値よりも大きい生体電気信号のうち、四肢誘導の第一誘導、第二誘導、第三誘導に従って生体電気信号の計測を行う。四肢誘導とは、心臓から発生られる生体電気信号を観測する方法である。電極の組み合わせは第一誘導が左手に+電極、右手に-電極を取り付ける。第二誘導は左足に+電極、右手に-電極を取り付ける。第三誘導は左足に+電極、左手に-電極を取り付ける。

図30は四肢誘導の例を示す図である。実施例11では、電極をシート3に設けているため直接、左手、右手、左足に電極を取り付けることはできないが、それぞれの箇所に最も近い位置の電極を用いて、四肢誘導を実現する。四肢誘導のうち最も波形が最も明瞭に描かれるのは第二誘導であり、次に第一誘導、最後に第三誘導の順に明瞭に描かれる。

そこで、まずは第二誘導に対応する生体電気信号を選択して計測するようにした。選択しようとした生体電気信号の利得が所定値より小さいなどの理由から、第二誘導による生体電気信号の計測が行えないときには、第一誘導に対応する生体電気信号を選択して計測する。そして、第一誘導による生体電気信号の計測も行えないときには、第三誘導に対応する生体電気信号を選択して計測する。
これにより、明瞭に描かれる波形の生体電気信号を用いることにより計測精度を高めることができる。

［効果］
実施例11の効果について以下に述べる。
(14) 生体電気信号計測部24は、利得が所定値よりも大きい生体電気信号のうち、生体組成の左足に最も近い電極2から入力された生体電気信号と、右手に最も近い電極2から入力された生体電気信号を計測（第二誘導）し、第二誘導による生体電気信号の計測が行えないときには、生体組成の左手に最も近い電極2から入力された生体電気信号と、右手に最も近い電極2から入力された生体電気信号を計測（第一誘導）し、第一誘導による生体電気信号の計測が行えないときには、生体組成の左足に最も近い電極2から入力された生体電気信号と、左手に最も近い電極2から入力された生体電気信号を計測（第三誘導）するようにした。
よって、明瞭に描かれる波形の生体電気信号を用いることにより計測精度を高めることができる。

〔実施例12〕
実施例９では、生体電気信号計測部24において、利得が所定値よりも大きい生体電気信号のうち、利得が最も大きい生体電気信号と次に大きい生体電気信号を計測するようにした。実施例12では、生体電気信号の選択方法が異なる。生体電気信号の選択方法以外の構成は実施例９と同じであるため、説明は省略する。

生体電気信号計測部24において、利得が所定値よりも大きい生体電気信号のうち、SN比が最も高い生体電気信号と次にSN比が高い生体電気信号を計測するようにした。これにより、計測する生体電気信号内のノイズが小さく、計測精度を高めることができる。

［効果］
実施例12の効果について以下に述べる。
(15) 生体電気信号計測部24は、利得が所定値よりも大きい生体電気信号のうち、SN比が最も高い生体電気信号と次に高い生体電気信号を計測するようにした。
よって、計測する生体電気信号内のノイズが小さくでき、計測精度を高めることができる。

〔実施例13〕
実施例９から実施例12では、生体電気信号計測部24において、利得が所定値よりも大きい生体電気信号の中からそれぞれの選択方法によって計測する生体電気信号を選択していた。実施例13では、実施例９から実施例12の選択方法により選択中の生体電気信号の利得が所定値より小さくなったときには、途中で別の生体電気信号を選択するようにした。生体電気信号の選択方法以外の構成は実施例９と同じであるため、説明は省略する。

実施例13では、別の生体電気信号を選択するか否かの判定を利得の変化を直接用いて行うのではなく、その生体電気信号を入力した電極2と生体組成との間の静電容量の変化を用いて行う。

図31は電極2と生体組成との間の静電容量の変化の例を示すグラフである。図31では、例としてある電極（電極A）および別の電極（電極B）と生体組成との間の静電容量の変化を示している。ここでは、まず電極Aが入力した生体電気信号が選択されて計測を行っているとする。電極Aと生体組成との間の静電容量が所定値以下となる時間tが所定時間より短いときには電極Aが入力した生体電気信号を選択し続ける。静電容量が所定値以下となるとなったとは、生体電気信号の利得が実施例９で説明した所定値以下となったことを示す。

電極Aと生体組成との間の静電容量が所定値以下となる時間tが所定時間より長いときには、生体組成との間の静電容量が所定値より大きい別の電極Bが入力した生体電気信号を選択する。新たな生体電気信号の選択は、実施例９から実施例12で説明したそれぞれの選択方法に基づいて行えば良い。
これにより、利得が一時的に低下したときにも生体電気信号を選択し直すことがなく、安定して生体電気信号を計測することができる。一方、利得が定常的に低下しているときには、他の生体電気信号を計測することで計測精度を高めることができる。

［効果］
実施例13の効果について説明する。
(16) 生体電気信号計測部24は、計測に用いている生体電気信号を入力している電極2と生体組成との間の静電容量が所定値を下回る時間が所定時間以上となったときには、別の電極2から入力された生体電気信号を計測するようにした。
よって、利得が一時的に低下したときにも生体電気信号を選択し直すことがなく、安定して生体電気信号を計測することができる。一方、利得が定常的に低下しているときには、他の生体電気信号を計測することで計測精度を高めることができる。

〔実施例14〕
実施例13では、選択中の生体電気信号の利得が所定値より小さくなったときには、途中で別の生体電気信号を選択するようにした。実施例14では、別の生体電気信号を選択する際に、生体電気信号の出力利得変化量が所定値よりも小さいものを選択するようにした。生体電気信号の選択方法以外の構成は実施例９と同じであるため、説明は省略する。

実施例14では、別の生体電気信号を選択するか否かの判定を利得の変化量を直接用いて行うのではなく、その生体電気信号を入力した電極2と生体組成との間の静電容量の変化量を用いて行う。すなわち、各電極2に接触している衣服の静電容量の変化の履歴を記録しておき、静電容量の変化量が所定値より小さい電極2から入力された生体電気信号を選択する。
これにより、再び選択をし直す可能性を小さくすることができ、安定して生体電気信号を計測することができる。

［効果］
実施例14の効果について以下に説明する。
(17) 生体電気信号計測部24は、生体組成と各電極2との間の静電容量の変化の履歴を記憶し、静電容量の変化量が所定値よりも小さい別の電極2から入力された生体電気信号を計測するようにした。
よって、再び選択をし直す可能性を小さくすることができ、安定して生体電気信号を計測することができる。

〔実施例15〕
実施例14では静電容量の変化の履歴を記録していた。実施例15では乗員（または乗員が着用している衣服）の挙動を推定して、推定した挙動から静電容量の変化を推定するようにした。

図32は生体電気信号計測用回路1の制御ブロック図である。図11に示すように、電極選択部26に外部情報部25を接続している。外部情報部25からは、CAN通信によりアクセルペダル操作情報、ブレーキペダル操作情報、ステアリングホイール操舵情報、車慮挙動制御装置、ナビゲーションシステムからの情報などを入力する。

乗員（衣服）の挙動の推定は、例えばアクセルペダル操作、ブレーキペダル操作、車両挙動制御装置などから車両の挙動を推定し、車両の挙動変化に伴う乗員（衣服）の挙動を推定する。またはナビゲーションシステムからの情報を用いて、車両の挙動を推定し、車両の挙動変化に伴う乗員（衣服）の挙動を推定する。
これにより、再び選択をし直す可能性を小さくすることができ、安定して生体電気信号を計測することができる。

［効果］
実施例15の効果について以下に説明する。
(18) 乗員（生体組成）の挙動を推定する外部情報部25（挙動推定手段）を設け、生体電気信号計測部24は、推定し乗員の挙動から静電容量の変化を推定し、推定した静電容量の変化量が所定値よりも小さい別の電極2から入力された生体電気信号を計測するようにした。
よって、再び選択をし直す可能性を小さくすることができ、安定して生体電気信号を計測することができる。

(19) 外部情報部25は、ナビゲーションシステムからの情報を用いて乗員の挙動を推定するようにした。
よって、再び選択をし直す可能性を小さくすることができ、安定して生体電気信号を計測することができる。

(20) 外部情報部25は、車両を操作する操作情報を用いて乗員の挙動を推定するようにした。
よって、再び選択をし直す可能性を小さくすることができ、安定して生体電気信号を計測することができる。

〔他の実施例〕
以上、本発明は上記実施例の構成に限らず、他の構成であっても構わない。
例えば、実施例1のステップS1の基準信号の信号強度算出もソフトウェアとして実装しているが、検波回路などを用いて同様な処理を行えるアナログ回路から構成しても良い。

また実施例1では、静電容量計測部10は、マイクロプロセッサに搭載されたソフトウェアにより構成されているが、アナログ回路により構成するようにしても良い。
実施例2では基準信号強度変更部14をスイッチ回路により構成したが、入力する基準信号の信号強度自体の大きさを変えるようにしても良い。
また実施例3の平坦化機能部7aを実施例2の基準信号混合部7に適用するようにしても良い。その場合、抵抗R11,R1に直列にコンデンサを設ければ良い。
例えば、実施例4では、共振抑制部15のスイッチSWは、コンデンサCinを経由する回路とコンデンサCinを経由しない回路とを切り換えるようにしている。しかし、容量の異なるコンデンサCinを複数設けて二段階以上に切り換えるようにしても良い。

Claims (20)

1. 生体組成が発する生体電気信号を入力する入力手段と、
   前記入力手段が入力した生体電気信号をインピーダンス変換するインピーダンス変換手段と、
   前記インピーダンス変換手段の出力信号と、前記生体組成と前記入力手段との間の静電容量を計測するための基準信号とを混合させる基準信号混合手段と、
   前記基準信号混合手段の出力信号を、前記インピーダンス変換手段に帰還させる信号帰還手段と、
   前記インピーダンス変換手段の出力信号から、前記生体電気信号と前記基準信号とを分離する信号分離手段と、
   前記信号分離手段から入力した前記基準信号の強度から、前記静電容量を算出する静電容量計測手段と、
   に基づいて、前記生体電気信号の利得補正値を演算する利得補正値演算手段と、
   前記利得補正値に基づいて前記生体電気信号の利得補正を行う生体電気信号利得補正手段と、
   を有することを特徴とする生体電気信号計測用回路。
2. 請求項1に記載の生体電気信号計測用回路において、
   前記信号分離手段から入力した前記基準信号の強度から、前記基準信号混合手段に入力する前記基準信号の強度を設定する基準信号強度設定値演算手段と、
   前記基準信号強度設定値演算手段が設定した前記基準信号の強度に応じて、前記基準信号混合手段に入力する前記基準信号の強度を変更する基準信号強度変更手段と、
   を有し、
   前記静電容量計測手段は、前記信号分離手段から入力した前記基準信号の強度と、前記基準信号強度設定値演算手段が設定した前記基準信号の強度と、から前記静電容量を算出することを特徴とする生体電気信号計測用回路。
3. 請求項2に記載の生体電気信号計測用回路において、
   前記基準信号強度変更手段は、前記基準信号混合手段に入力する前記基準信号の強度を、前記基準信号混合手段内の電子回路の定数を変更することで行うことを特徴とする生体電気信号計測用回路。
4. 請求項1ないし請求項3のいずれか1項に記載の生体電気信号計測用回路において、
   前記基準信号混合手段は、前記インピーダンス変換手段から出力される前記基準信号の利得の特性が、前記基準信号の周波数変化に対して平坦化するように設定した平坦化機能部を有することを特徴とする生体電気信号計測用回路。
5. 請求項1ないし請求項4のいずれか1項に記載の生体電気信号計測用回路において、
   前記信号帰還手段は、前記インピーダンス変換手段の入力端子とグラウンドとを接続する回路内に直列に接続された二つの抵抗器と、前記二つの抵抗器の間と前記基準信号混合手段の出力端子とを接続する回路内に直列に接続されたコンデンサおよび抵抗器とを有し、
   静電容量計測手段が計測した前記静電容量が所定値よりも大きいときに、前記入力手段と前記インピーダンス変換手段の入力端子との間にコンデンサを直列に設けたことを特徴とする生体電気信号計測用回路。
6. 請求項1ないし請求項5のいずれか1項に記載の生体電気信号計測用回路において、
   前記静電容量計測手段が算出した前記静電容量の変化から前記入力手段において前記生体電気信号に重畳するアーチファクトを算出するアーチファクト算出手段と、
   前記信号分離手段が出力した前記生体電気信号から、算出した前記アーチファクトを減算するアーチファクト除去手段と、
   を設けたことを特徴とする生体電気信号計測用回路。
7. 請求項6に記載の生体電気信号計測用回路において、
   前記アーチファクト除去手段による前記アーチファクトの減算後の前記生体電気信号の電圧のばらつきと、前記アーチファクトの減算前の前記生体電気信号の電圧のばらつきとを比較し、ばらつきが小さい方の生体電気信号を選択する信号選択手段を設けたことを特徴とする生体電気信号計測用回路。
8. 請求項6または請求項7に記載の生体電気信号計測用回路において、
   各電極の前記アーチファクト除去手段による前記アーチファクトの減算後の前記生体電気信号の電圧のばらつきの情報を収集する信頼性情報収集手段を設けたことを特徴とする生体電気信号計測用回路。
9. 請求項6ないし請求項8のいずれか1項に記載の生体電気信号計測用回路において、
   複数の入力手段に対応して設けた前記アーチファクト算出手段において算出した前記アーチファクトの相関性を算出する相関性評価手段を設けたことを特徴とする生体電気信号計測用回路。
10. 請求項1ないし請求項9のいずれか1項に記載の生体電気信号計測用回路において、
    前記入力手段を複数備え、
    前記静電容量計測手段が算出した前記静電容量から、前記生体組成が発する生体電気信号に対する前記インピーダンス変換手段から出力される生体電気信号の利得を計算し、前記利得が所定値よりも大きい生体電気信号を計測する生体電気計測手段を設けたことを特徴とする生体電気信号計測用回路。
11. 請求項10に記載の生体電気信号計測用回路において、
    前記生体電気計測手段は、前記利得が所定値よりも大きい前記生体電気信号のうち、前記利得が最も大きい前記生体電気信号と次に大きい前記生体電気信号を計測することを特徴とする生体電気信号計測用回路。
12. 請求項10に記載の生体電気信号計測用回路において、
    前記生体電気計測手段は、前記利得が所定値よりも大きい前記生体電気信号のうち、最も利得差が小さい二つの前記生体電気信号を計測することを特徴とする生体電気信号計測用回路。
13. 請求項10に記載の生体電気信号計測用回路において、
    前記生体電気計測手段は、前記利得が所定値よりも大きい前記生体電気信号のうち、
    前記生体組成の左足に最も近い前記入力手段から入力された前記生体電気信号と、右手に最も近い前記入力手段から入力された前記生体電気信号を計測（第二誘導）し、
    前記第二誘導による前記生体電気信号の計測が行えないときには、前記生体組成の左手に最も近い前記入力手段から入力された前記生体電気信号と、右手に最も近い前記入力手段から入力された前記生体電気信号を計測（第一誘導）し、
    前記第一誘導による前記生体電気信号の計測が行えないときには、前記生体組成の左足に最も近い前記入力手段から入力された前記生体電気信号と、左手に最も近い前記入力手段から入力された前記生体電気信号を計測（第三誘導）することを特徴とする生体電気信号計測用回路。
14. 請求項10に記載の生体電気信号計測用回路において、
    前記生体電気計測手段は、前記利得が所定値よりも大きい前記生体電気信号のうち、SN比が最も高い前記生体電気信号と次に高い前記生体電気信号を計測することを特徴とする生体電気信号計測用回路。
15. 請求項10ないし請求項14のいずれか1項に記載の生体電気信号計測用回路において、
    前記生体電気計測手段は、計測に用いている前記生体電気信号を入力している前記入力手段と前記生体組成との間の前記静電容量が所定値を下回る時間が所定時間以上となったときには、別の前記入力手段から入力された前記生体電気信号を計測することを特徴とする生体電気信号計測用回路。
16. 請求項15に記載の生体電気信号計測用回路において、
    前記生体電気計測手段は、前記生体組成と前記各入力手段との間の静電容量の変化の履歴を記憶し、前記静電容量の変化量が所定値よりも小さい前記別の入力手段から入力された前記生体電気信号を計測することを特徴とする生体電気信号計測用回路。
17. 請求項15に記載の生体電気信号計測用回路において、
    前記生体組成の挙動を推定する挙動推定手段を設け、
    前記生体電気計測手段は、推定した前記生体組成の前記挙動から前記静電容量の変化を推定し、推定した前記静電容量の変化量が所定値よりも小さい前記別の入力手段から入力された前記生体電気信号を計測することを特徴とする生体電気信号計測用回路。
18. 請求項17に記載の生体電気信号計測用回路において、
    前記挙動推定手段は、ナビゲーションシステムからの情報を用いて前記生体組成の挙動を推定することを特徴とする生体電気信号計測用回路。
19. 請求項17に記載の生体電気信号計測用回路において、
    前記挙動推定手段は、車両を操作する操作情報を用いて前記生体組成の挙動を推定することを特徴とする生体電気信号計測用回路。
20. 請求項1ないし請求項19のいずれか1項に記載の生体電気信号計測用回路において、
    前記入力手段を、車両のシートに設置したことを特徴とする生体電気信号計測用回路。

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