(57)【要約】  増幅回路（６）は、第１，第２の増幅部（７，８）を備える。第１の増幅部（７）の入力端子には、第１の検出電極（２）と高インピーダンス回路（４）を接続する。第２の増幅部（８）の入力端子には、第２の検出電極（３）と高インピーダンス回路（５）を接続する。第１，第２の増幅部（７，８）の出力端子は、第１，第２の出力信号（Ｖ1，Ｖ2）を出力すると共に、カップリングコンデンサ（１４，１５）を介して差動増幅回路（１６）の入力端子（１６Ａ，１６Ｂ）にそれぞれ接続される。差動増幅回路（１６）は、直流成分を省いた状態で第１，第２の出力信号（Ｖ1，Ｖ2）の差分を演算する。
2012056882.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
少なくとも第１の増幅部と第２の増幅部とを有する増幅回路と、前記第１の増幅部で増幅された第１の出力信号と前記第２の増幅部で増幅された第２の出力信号との間の差動信号を出力する差動回路とを備えた検出回路であって、
前記第１の増幅部の入力端子は、第１の検出電極に接続されると共に、他端側が基準測定電位に接続された第１の高インピーダンス回路の一端側に接続され、
前記第２の増幅部の入力端子は、第２の検出電極に接続されると共に、他端側が前記基準測定電位に接続された第２の高インピーダンス回路の一端側に接続され、
前記第１の増幅部の出力端子と前記差動回路の第１の入力端子とは、第１のカップリングコンデンサを介して互いに接続され、
前記第２の増幅部の出力端子と前記差動回路の第２の入力端子とは、第２のカップリングコンデンサを介して互いに接続される構成としてなる検出回路。
【請求項２】
前記増幅回路の第１，第２の増幅部および前記差動回路は、演算増幅器を用いて構成され、
前記第１の増幅部および前記第２の増幅部は、前記第１，第２の出力信号が前記差動回路の演算増幅器を動作させる駆動電圧の範囲内で、該駆動電圧の最大値に近い値となるようにそれぞれの演算増幅器の増幅率を設定する構成としてなる請求項１に記載の検出回路。
【請求項３】
前記差動回路の出力端子は、予め決められた入力レベルを有するＡ／Ｄ変換回路に接続され、
前記増幅回路の第１，第２の増幅部および前記差動回路は、演算増幅器を用いて構成され、
前記第１の増幅部および前記第２の増幅部は、前記第１，第２の出力信号が前記Ａ／Ｄ変換回路の入力レベルよりも低い範囲内で、該入力レベルに近い値となるようにそれぞれの演算増幅器の増幅率を設定する構成としてなる請求項１に記載の検出回路。
【請求項４】
前記増幅回路の第１の増幅部および第２の増幅部には、前記差動回路の差動信号に基づくフィードバック信号によって前記第１の増幅部の増幅率および前記第２の増幅部の増幅率を制御する自動利得制御回路が設けられる構成としてなる請求項１，２または３に記載の検出回路。
【請求項５】
前記増幅回路の第１の増幅部および第２の増幅部には、前記差動回路の差動信号に基づくフィードバック信号によって前記第１の増幅部の増幅率および前記第２の増幅部の増幅率を制御する自動利得制御回路が設けられ、
前記差動回路の出力端子は、デジタル処理回路に接続され、
該デジタル処理回路は、前記差動回路から出力されるアナログ信号からなる差動信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換回路と、
該Ａ／Ｄ変換回路から出力される前記デジタル信号における連続するサンプリング時間毎の最大値を順次検出する最大値検出手段と、
該最大値検出手段によって検出された最大値よりも大きな新たな最大値が、前記最大値が検出されたときから予め設定された判定時間内に検出された場合に、前記最大値を新たな最大値に更新すると共に、前記判定時間をリセットして新たな最大値が検出されたときから再び前記判定時間の計時を行なう判定時間リセット手段と、
前記最大値検出手段によって検出された最大値よりも大きな新たな最大値が、前記最大値が検出されたときから前記判定時間内に検出されない場合に、前記最大値をピーク値と判定するピーク値判定手段と、
該ピーク値判定手段によって得られた前記ピーク値と前記基準測定電位に基づく基準値との差を、予め設定された少なくとも１つの閾値と比較する比較手段とを備え、
前記自動利得制御回路は、前記比較手段によって前記ピーク値と前記基準値との差が前記閾値よりも大きいと判断された場合は、前記第１の増幅部の増幅率および前記第２の増幅部の増幅率を低下させる前記フィードバック信号を出力し、
前記比較手段によって前記ピーク値と前記基準値との差が前記閾値よりも小さいと判断された場合は、前記第１の増幅部の増幅率および前記第２の増幅部の増幅率を上昇させる前記フィードバック信号を出力する構成としてなる請求項１または２に記載の検出回路。
【請求項６】
前記デジタル処理回路は、前記判定時間を前記ピーク値間の時間間隔に応じて逐次変更する逐次変更手段を備える構成としてなる請求項５の記載の検出回路。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、微弱な検出信号を差動演算処理する検出回路、例えば、心臓の電気的活動によって被測定者の体表面に出現する微弱な電圧波形である検出信号（心起電力）に基づいて、心電図等の生体情報を生成するために好適な検出回路に関する。
【背景技術】
【０００２】
被測定者の少なくとも２箇所の体表面で検出信号を検出し、２つの検出信号の差分に基づいて心電図等の生体情報を測定する測定装置が知られている。測定装置は、検出信号を検出するための少なくとも２つの検出電極と、検出電極によって検出される少なくとも２つの検出信号を差動演算処理する差動アンプとを有する検出回路を備えている（特許文献１，２参照）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】特開平５−１１５４５２号公報
【特許文献２】特表２００７−５０４９１７号公報
【発明の概要】
【０００４】
特許文献１に記載された検出回路では、２つの検出電極に接続された差動アンプの出力側にカップリングコンデンサを設け、差動増幅された後の検出信号中の直流電圧成分を除去している。なお、検出電極によって検出される検出信号には、被測定者の体表面と検出電極との間の接触抵抗の変化や、被測定者の体表面における直流電圧成分の変化に起因する直流電圧変化分が重畳される。このため、２つの検出信号に重畳された直流電圧成分の差分も、差動アンプによって増幅される。従って、差動アンプの増幅率を高く設定すると、検出信号に重畳された直流電圧成分の差分の大きさによっては出力限界以上の信号振幅になってしまい、信号波形がクランプされたり、歪みが生じたりして、正しい信号を出力できない場合がある。
【０００５】
また、特許文献２に記載された検出回路では、２つの検出電極と差動アンプとの間のそれぞれにカップリングコンデンサを接続し、各検出電極で検出された各検出信号中の直流電圧成分を除去している。しかし、カップリングコンデンサと差動アンプの入力部との間には、抵抗素子やコンデンサが接続されている。このため、これらの電子部品の特性バラツキによっては、各検出信号中の直流電圧成分に差が生じることがある。このような各検出信号中の直流電圧成分の差分も、差動アンプによって増幅される。従って、特許文献１による検出回路と同様、差動アンプの増幅率を高く設定すると、各検出信号中の直流電圧成分の差分の大きさによっては出力限界以上の信号振幅になってしまい、信号波形がクランプされたり、歪みが生じたりして、正しい信号を出力できない場合がある。
【０００６】
本発明は例えば上述したような問題に鑑みなされたものであり、本発明の目的は、検出された２つの微弱な検出信号を差動演算処理するための検出回路を提供することにある。
【０００７】
（１）．前記課題を解決するために、本発明は、少なくとも第１の増幅部と第２の増幅部とを有する増幅回路と、前記第１の増幅部で増幅された第１の出力信号と前記第２の増幅部で増幅された第２の出力信号との間の差動信号を出力する差動回路とを備えた検出回路であって、前記第１の増幅部の入力端子は、第１の検出電極に接続されると共に、他端側が基準測定電位に接続された第１の高インピーダンス回路の一端側に接続され、前記第２の増幅部の入力端子は、第２の検出電極に接続されると共に、他端側が前記基準測定電位に接続された第２の高インピーダンス回路の一端側に接続され、前記第１の増幅部の出力端子と前記差動回路の第１の入力端子とは、第１のカップリングコンデンサを介して互いに接続され、前記第２の増幅部の出力端子と前記差動回路の第２の入力端子とは、第２のカップリングコンデンサを介して互いに接続される構成としている。
【０００８】
本発明によれば、第１の増幅部の入力端子と第１の検出電極との間に、他端側が基準測定電位に接続された第１の高インピーダンス回路の一端側を、また、第２の増幅部の入力端子と第２の検出電極との間に、他端側が基準測定電位に接続された第２の高インピーダンス回路の一端側を、接続した構成とした。このため、第１，第２の検出電極から第１，第２の増幅部の入力端子側をそれぞれみたときのインピーダンスが、高インピーダンスとなる。従って、検出信号が高インピーダンス回路に漏れ難いため、微弱な検出信号であっても検出することができる。また、第１，第２の増幅部の入力端子の基準電位が一定の電位に固定されるので、第１，第２の検出信号の中心電位の変動が小さくなる。従って、ＳＮ比（Signal to Noise Ratio）が良くなり、安定して検出信号を検出することができる。
【０００９】
また、第１の増幅部の出力端子と差動回路の第１の入力端子とは、第１のカップリングコンデンサを介して互いに接続されると共に、第２の増幅部の出力端子と差動回路の第２の入力端子とは、第２のカップリングコンデンサを介して互いに接続される構成とした。従って、第１の増幅部によって増幅された第１の出力信号から、第１のカップリングコンデンサによって直流電圧成分が除去される。また、第２の増幅部によって増幅された第２の出力信号から、第２のカップリングコンデンサによって直流電圧成分が除去される。この後、直流電圧成分が除去された出力信号について、差動演算処理が行なわれる。このため、第１，第２の増幅部の増幅率を高く設定して第１，第２の検出信号に重畳される直流電圧成分を増幅したとしても、第１，第２のカップリングコンデンサによって直流電圧成分を除去できるので、信号波形がクランプされたり、歪みが生じたりすることがない。この結果、同相雑音除去性能が高まり、検出したい正確な差動信号を得ることができる。
【００１０】
（２）．本発明では、前記増幅回路の第１，第２の増幅部および前記差動回路は、演算増幅器を用いて構成され、前記第１の増幅部および前記第２の増幅部は、前記第１，第２の出力信号が前記差動回路の演算増幅器を動作させる駆動電圧の範囲内で、該駆動電圧の最大値に近い値となるようにそれぞれの演算増幅器の増幅率を設定する構成としている。
【００１１】
本発明によれば、第１，第２の出力信号が、差動回路の演算増幅器を動作させる駆動電圧の範囲内で、この駆動電圧の最大値に近い値となるように、第１，第２の増幅部の増幅率を高く設定すると共に、第１，第２の増幅部の増幅率に対して差動回路の増幅率を相対的に低く設定するから、検出回路のＳＮ比を良くすることができる。
【００１２】
（３）．本発明では、前記差動回路の出力端子は、予め決められた入力レベルを有するＡ／Ｄ変換回路に接続され、前記増幅回路の第１，第２の増幅部および前記差動回路は、演算増幅器を用いて構成され、前記第１の増幅部および前記第２の増幅部は、前記第１，第２の出力信号が前記Ａ／Ｄ変換回路の入力レベルよりも低い範囲内で、該入力レベルに近い値となるようにそれぞれの演算増幅器の増幅率を設定する構成としている。
【００１３】
本発明によれば、検出回路の出力信号が、Ａ／Ｄ変換回路の入力レベルよりも低い範囲内で、この入力レベルに近い値となるように、第１，第２の増幅部の増幅率を高く設定するとともに、第１，第２の増幅部の増幅率に対して差動回路の増幅率を低く設定するから、検出回路のＳＮ比を良くすることができる。また、Ａ／Ｄ変換回路によって、アナログ信号をデジタル信号に量子化および離散化する際の、精度を向上させることができる。
【００１４】
（４）．本発明では、前記増幅回路の第１の増幅部および第２の増幅部には、前記差動回路の差動信号に基づくフィードバック信号によって前記第１の増幅部の増幅率および前記第２の増幅部の増幅率を制御する自動利得制御回路が設けられる構成としている。
【００１５】
本発明によれば、増幅回路の第１，第２の増幅部に自動利得制御回路を設けたから、差動回路からの差動信号に基づくフィードバック信号に基づいて第１，第２の増幅部の増幅率が制御される。このため、検出信号の大きさが変化しても、第１，第２の増幅部の増幅率が可変されるので、最適な状態で検出することができる。
【００１６】
（５）．本発明では、前記増幅回路の第１の増幅部および第２の増幅部には、前記差動回路の差動信号に基づくフィードバック信号によって前記第１の増幅部の増幅率および前記第２の増幅部の増幅率を制御する自動利得制御回路が設けられ、前記差動回路の出力端子は、デジタル処理回路に接続され、該デジタル処理回路は、前記差動回路から出力されるアナログ信号からなる差動信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換回路と、該Ａ／Ｄ変換回路から出力される前記デジタル信号における連続するサンプリング時間毎の最大値を順次検出する最大値検出手段と、該最大値検出手段によって検出された最大値よりも大きな新たな最大値が、前記最大値が検出されたときから予め設定された判定時間内に検出された場合に、前記最大値を新たな最大値に更新すると共に、前記判定時間をリセットして新たな最大値が検出されたときから再び前記判定時間の計時を行なう判定時間リセット手段と、前記最大値検出手段によって検出された最大値よりも大きな新たな最大値が、前記最大値が検出されたときから前記判定時間内に検出されない場合に、前記最大値をピーク値と判定するピーク値判定手段と、該ピーク値判定手段によって得られた前記ピーク値と前記基準測定電位に基づく基準値との差を、予め設定された少なくとも１つの閾値と比較する比較手段とを備え、前記自動利得制御回路は、前記比較手段によって前記ピーク値と前記基準値との差が前記閾値よりも大きいと判断された場合は、前記第１の増幅部の増幅率および前記第２の増幅部の増幅率を低下させる前記フィードバック信号を出力し、前記比較手段によって前記ピーク値と前記基準値との差が前記閾値よりも小さいと判断された場合は、前記第１の増幅部の増幅率および前記第２の増幅部の増幅率を上昇させる前記フィードバック信号を出力する構成としている。
【００１７】
本発明によれば、増幅回路の第１，第２の増幅部に自動利得制御回路を設けたから、差動回路からの差動信号に基づくフィードバック信号に基づいて第１，第２の増幅部の増幅率が制御される。また、差動回路の出力端子はデジタル処理回路に接続されると共に、デジタル処理回路は、Ａ／Ｄ変換回路、最大値検出手段、判定時間リセット手段、ピーク値判定手段および比較手段を備える構成とした。このとき、Ａ／Ｄ変換回路によってアナログ信号からなる差動信号がデジタル信号に変換され、サンプリング時間毎に取得されるデジタル信号の最大値が最大値検出手段により検出される。そして、検出された最大値よりも大きな新たな最大値が最大値検出手段によって判定時間内に検出された場合には、判定時間リセット手段によって最大値が更新されると共に、判定時間がリセットされる。一方、検出された最大値よりも大きな新たな最大値が最大値検出手段によって判定時間内に検出されない場合には、ピーク値判定手段により、最大値検出手段によって検出された最大値がピーク値と判定される。
【００１８】
また、比較手段は、ピーク値と基準値との差を、予め設定された少なくとも１つの閾値と比較する。そして、ピーク値と基準値との差が閾値よりも大きい場合には、自動利得制御回路は、第１の増幅部の増幅率および第２の増幅部の増幅率を低下させるフィードバック信号を出力する。一方、ピーク値と基準値との差が閾値よりも小さい場合には、自動利得制御回路は、第１の増幅部の増幅率および第２の増幅部の増幅率を上昇させるフィードバック信号を出力する。これにより、ピーク値と基準値との差が変化しても、第１，第２の増幅部の増幅率が可変されるので、適切な状態で差動信号を検出することができる。
【００１９】
（６）．本発明では、前記デジタル処理回路は、前記判定時間を前記ピーク値間の時間間隔に応じて逐次変更する逐次変更手段を備える構成としている。
【００２０】
本発明によれば、デジタル処理回路は判定時間をピーク値間の時間間隔に応じて逐次変更する逐次変更手段を備える構成とした。このため、例えば逐次変動する生体の拍動の律動周期のように、ピーク値の周期が変動する差動信号を検出するときでも、周期の変動に応じて判定時間を逐次変更して、判定時間が複数の周期に跨るのを防ぐことができ、ピーク値を確実に判定することができる。
【図面の簡単な説明】
【００２１】
【図１】第１の実施の形態による生体情報の測定装置を示す回路図である。
【図２】二段増幅回路における、入力換算雑音に基づくトータルの出力雑音を説明するための説明図である。
【図３】第２の実施の形態による生体情報の測定装置を示す回路図である。
【図４】第３の実施の形態による生体情報の測定装置を示す回路図である。
【図５】第４の実施の形態による生体情報の測定装置を示す回路図である。
【図６】心拍信号の典型的な正常波形を示す図である。
【図７】図５中の測定装置の信号処理部で行われるピーク値判定を説明するための心拍信号列を示す説明図である。
【図８】図５中の測定装置の信号処理部で算出される、連続するピーク値間の時間間隔を説明するための心拍信号列を示す説明図である。
【図９】ピーク値と基線値との差に応じて増幅率を調整したときの心拍信号を示す説明図である。
【図１０】図５中の測定装置による脈拍数算出処理を示す流れ図である。
【図１１】図１０に続く流れ図である。
【発明を実施するための形態】
【００２２】
以下、本発明の実施の形態による検出回路について、生体情報の測定装置に適用した場合を例に挙げて、添付図面に従って説明する。なお、測定装置は、被測定者の四肢や胸部等の体表面に直接取付けられた検出電極を介して心臓の電気的活動によって出現する微弱な電圧波形である検出信号を検出し、この検出信号に基づいて心電図等の生体情報を生成するものである。
【００２３】
本発明の第１の実施の形態を、図１に示す。測定装置１は、第１，第２の検出電極２，３、第１，第２の高インピーダンス回路４，５、増幅回路６、第１，第２のカップリングコンデンサ１４，１５、差動増幅回路１６および演算部２２によって構成されている。
【００２４】
第１，第２の検出電極２，３は、例えば導電性金属材料、または導電性樹脂材料からなる導電性膜を用いて形成されている。第１，第２の検出電極２，３は、被測定者の異なる体表面に直接接触させた状態で取付けられる。第１の検出電極２は、第１の体表面からアナログ信号である第１の検出信号Ｓ1を検出する。また、第２の検出電極３は、第２の体表面からアナログ信号である第２の検出信号Ｓ2を検出する。
【００２５】
第１の高インピーダンス回路４は、例えば数ＭΩ以上の高いインピーダンスをもった高抵抗素子等を用いて構成されている。第１の高インピーダンス回路４の一端側は、第１の検出電極２に接続されると共に、後述する増幅回路６を構成する演算増幅器９の非反転端子に接続されている。第２の高インピーダンス回路５は、第１の高インピーダンス回路４とほぼ同様に構成され、例えば数ＭΩ以上の高いインピーダンスを有している。第２の高インピーダンス回路５の一端側は、第２の検出電極３に接続されると共に、後述する増幅回路６を構成する演算増幅器１１の非反転端子に接続されている。第１，第２の高インピーダンス回路４，５の他端側は共通接続され、基準測定電位となる、例えばグランド電位に接続されている。
【００２６】
なお、第１，第２の高インピーダンス回路４，５の他端側を、グランド電位に接続した場合を例示したが、基準測定電位はグランド電位に限られず、例えば被測定者の足の電位のように変動が少ない電位でもよく、また、増幅器の駆動電圧の範囲内であれば、一定の直流電位であってもよい。なお、一定の直流電位を、増幅器の駆動電圧の範囲内の中間電位に設定すると、この中間電位を中心にして信号波形が変動するので、効率的な増幅を行い易くなる。
【００２７】
また、第１，第２の高インピーダンス回路４，５は、高抵抗素子で構成するだけではなく、例えば一対のダイオードの各順方向が互いに反対向きとなるようして直列接続させた構成としてもよい。この場合、第１，第２の高インピーダンス回路４，５のインピーダンスは、例えば１００ＭΩ以上となる。
【００２８】
また、第１，第２の高インピーダンス回路４，５として、例えばスパッタリング法、ＣＶＤ法、ＭＢＥ法、蒸着法等によって形成した、例えば酸化物のような高抵抗半導体膜を用いて構成してもよい。
【００２９】
増幅回路６は、第１の増幅部７と第２の増幅部８とを備えている。第１の増幅部７は、演算増幅器９（オペアンプ）を用いて構成され、演算増幅器９の出力端子と反転端子とは、抵抗１０を介して互いに接続されている。演算増幅器９の非反転端子は、第１の検出電極２と高インピーダンス回路４の共通接続点に接続されている。第２の増幅部８は、第１の増幅部７とほぼ同様に、演算増幅器１１（オペアンプ）を用いて構成され、演算増幅器１１の出力端子と反転端子とは、抵抗１２を介して互いに接続されている。演算増幅器１１の非反転端子は、第２の検出電極３と高インピーダンス回路５の共通接続点に接続されている。また、演算増幅器９および演算増幅器１１の反転端子は、抵抗１３を介して互いに接続されている。
【００３０】
この結果、第１の増幅部７は、演算増幅器９、抵抗１０，１３によって非反転増幅回路を構成し、第１の検出信号Ｓ1を増幅して第１の出力信号Ｖ1を出力する。なお、その増幅率は、抵抗１０，１３の抵抗値によって決まる。また、第２の増幅部８は、演算増幅器１１、抵抗１２，１３によって非反転増幅回路を構成し、第２の検出信号Ｓ2を増幅して第２の出力信号Ｖ2を出力する。なお、その増幅率は、抵抗１２，１３の抵抗値によって決まる。
【００３１】
第１のカップリングコンデンサ１４は、第１の増幅部７の出力端子と後述する差動増幅回路１６の第１の入力端子１６Ａとの間に接続されている。第２のカップリングコンデンサ１５は、第２の増幅部８の出力端子と差動増幅回路１６の第２の入力端子１６Ｂとの間に接続されている。
【００３２】
差動増幅回路１６は、演算増幅器１７（オペアンプ）を備えている。演算増幅器１７の非反転端子は、直列接続された抵抗１８と抵抗１９の接続点に接続されている。抵抗１８の他端は、第１の入力端子１６Ａに接続されている。抵抗１９の他端は、演算増幅器１７の駆動電圧Ｖddの範囲内の一定の直流電位Ｖ４に接続されている。即ち、演算増幅器１７の非反転端子は、抵抗１９を介して、演算増幅器１７の駆動電圧Ｖddの範囲内の一定の直流電位に接続されている。なお、一定の直流電位を、増幅器の駆動電圧の範囲内の中間電位に設定すると、この中間電位を中心にして信号波形が変動するので、効率的な増幅を行い易くなる。
【００３３】
演算増幅器１７の反転端子は、直列接続された抵抗２０と抵抗２１の接続点に接続されている。抵抗２０の他端は、第２の入力端子１６Ｂに接続されている。抵抗２１の他端は、演算増幅器１７の出力端子に接続されている。差動増幅回路１６は、第１の入力端子１６Ａからの入力信号と、第２の入力端子１６Ｂからの入力信号との差分を差動増幅し、演算増幅器１７の出力端子１６Ｃから差動増幅信号Ｖ3を出力する。なお、差動増幅回路１６の増幅率は、抵抗１８〜２１の抵抗値によって決まる。
【００３４】
演算部２２は、差動増幅回路１６の出力端子１６Ｃとなる演算増幅器１７の出力端子に接続され、差動増幅信号Ｖ3に基づいて心電図等の生体情報を算出する。演算部２２は、マイクロコンピュータを備えると共に、その入力側にＡ／Ｄ変換回路２３が設けられている。Ａ／Ｄ変換回路２３は、予め設定された入力レベルを有し、この入力レベルまでのアナログ信号を量子化および離散化してデジタル信号に変換する。なお、この入力レベルは、例えば駆動電圧Ｖddと同じ値に設定される。演算部２２は、Ａ／Ｄ変換回路２３によってデジタル信号に変換した差動増幅信号Ｖ3、即ち検出回路の出力信号に基づいて各種の演算処理を行う。
【００３５】
本実施の形態による測定装置１は以上のような構成を有するものであり、次にその動作を説明する。
【００３６】
被測定者の体表面に第１，第２の検出電極２，３を取付けた後、測定装置１に設けられた測定開始用のスイッチ（図示せず）をＯＮにすると、第１，第２の検出電極２，３を介して第１，第２の検出信号Ｓ1，Ｓ2が検出される。
【００３７】
このとき、第１の検出電極２には第１の高インピーダンス回路４が、また、第２の検出電極３には第２の高インピーダンス回路５が接続されているので、第１の検出電極２から第１の増幅部７側をみたとき、また、第２の検出電極３から第２の増幅部８側をみたときのインピーダンスが、高インピーダンス化される。また、第１，第２の高インピーダンス回路４，５の他端側をグランド電位に接続したので、第１，第２の増幅部７，８の入力端子が一定の電位（グランド電位）に固定化される。このため、第１，第２の検出信号Ｓ1，Ｓ2を第１，第２の増幅部７，８に確実に入力して、増幅することができる。また、第１，第２の検出信号Ｓ1，Ｓ2を第１，第２の増幅部７，８で増幅する際、中心電位の変動が小さくなるので、ＳＮ比が良くなり、安定する。
【００３８】
第１の増幅部７は、第１の検出信号Ｓ1を増幅して、第１の出力信号Ｖ1を出力する。第２の増幅部８は、第２の検出信号Ｓ2を増幅して、第２の出力信号Ｖ2を出力する。第１の出力信号Ｖ1は、第１のカップリングコンデンサ１４を介して差動増幅回路１６の第１の入力端子１６Ａに入力される。第２の出力信号Ｖ2は、第２のカップリングコンデンサ１５を介して差動増幅回路１６の第２の入力端子１６Ｂに入力される。
【００３９】
このとき、第１，第２の出力信号Ｖ1，Ｖ2には、被測定者の体表面と第１，第２の検出電極２，３との間の接触抵抗の変化や、被測定者の体表面における直流電圧成分の変化や、第１，第２の高インピーダンス回路４，５、増幅回路６に使用されている電子部品の特性バラツキによっては、第１，第２の検出信号Ｓ1，Ｓ2に直流電圧成分が重畳されることがある。しかしながら、第１，第２のカップリングコンデンサ１４，１５を設けたことによって、第１，第２の出力信号Ｖ1，Ｖ2に重畳されることがある直流電圧成分が、差動増幅される前に予め除去される。この結果、差動増幅回路１６では、直流電圧成分が除去された第１，第２の出力信号Ｖ1，Ｖ2が差動増幅される。
【００４０】
なお、第１，第２のカップリングコンデンサ１４，１５を、例えば第１，第２の増幅部７，８と第１，第２の高インピーダンス回路４，５の一端側との間にそれぞれ接続した場合は、第１，第２の増幅部７，８の入力側の電位が不安定になり演算増幅器９，１１は正常動作しない。また、第１，第２のカップリングコンデンサ１４，１５を、第１，第２の検出電極２，３と第１，第２の高インピーダンス回路４，５の一端側との間にそれぞれ接続した場合は、第１，第２の高インピーダンス回路４，５のバラツキによって、第１，第２の検出信号Ｓ1，Ｓ2に重畳される直流電圧成分の差が大きくなる。第１，第２の検出信号Ｓ1，Ｓ2に重畳された直流電圧成分の大きな差は、差動増幅回路１６で増幅される。このため、直流電圧成分の差分の大きさによっては、出力限界以上の信号振幅になってしまい、信号波形がクランプされたり、歪みが生じたりして、正しい信号を出力できない場合がある。しかしながら、第１，第２のカップリングコンデンサ１４，１５を、第１，第２の増幅部７，８の出力側に設けたことにより、第１，第２の高インピーダンス回路４，５や、体表面のインピーダンスの影響を受けることなく、安定して第１，第２の検出信号Ｓ1，Ｓ2を測定することができる。
【００４１】
また、例えば微弱な信号を検出する場合は、例えば図２に示すように、増幅率Ｇ１の初段増幅器Ａ１と、増幅率Ｇ２の後段増幅器Ａ２とを直列接続して二段増幅する二段増幅回路が用いられる。このとき、初段増幅器Ａ１および後段増幅器Ａ２の入力換算雑音を、それぞれＶｎ１、Ｖｎ２とすると、二段増幅回路から出力されるトータルの出力雑音Ｖｏｕｔは、次の数１の式で求められる。なお、入力換算雑音は、増幅器の入力端子を短絡して外部雑音が入らない状態としたときの雑音レベルを増幅率で割った値である。
【００４２】
【数１】
2012056882.tif 000003
【００４３】
従って、二段増幅回路における増幅率（＝Ｇ１×Ｇ２）を一定として、増幅率Ｇ１，Ｇ２のレベル配分を比較した場合、後段増幅器Ａ２の増幅率Ｇ２に比べて初段増幅器Ａ１の増幅率Ｇ１を相対的に大きくしたほうがＶｎ２／Ｇ１が小さくなるため、結果的に、二段増幅回路における出力雑音Ｖｏｕｔを小さくすることができる。なお、３個以上の増幅器で構成される多段増幅回路においても、同様である。
【００４４】
このことは、本実施の形態においても当てはまる。特に、本実施の形態では、第１，第２の増幅部７，８と差動増幅回路１６との間の位置にカップリングコンデンサ１４，１５を配置しているので、初段に位置する第１，第２の増幅部７，８の増幅率をできるだけ高く、また、第１，第２の増幅部７，８の増幅率に対して相対的に差動増幅回路１６の増幅度を小さく設定することができる。この結果、測定装置１におけるトータルの出力雑音を低減することができるので、検出したい正確な差動増幅信号Ｖ3を得ることができる。
【００４５】
また、具体的には、第１，第２の増幅部７，８の増幅率を高く設定して、第１，第２の出力信号Ｖ1，Ｖ2が差動増幅回路１６の演算増幅器１７を動作させる駆動電圧Ｖddの範囲内で、この駆動電圧Ｖddの最大値に近い値となるようにするから、測定装置１のＳＮ比を良くすることができる。また、第１，第２の出力信号Ｖ1，Ｖ2の直流電圧成分を除去する差動増幅回路１６の増幅率を低く設定できるので、同相雑音除去性能が高まり、検出したい正確な差動増幅信号Ｖ3を出力することができる。
【００４６】
さらに、具体的には、第１，第２の増幅部７，８の増幅率を高く設定して、第１，第２の出力信号Ｖ1，Ｖ2がＡ／Ｄ変換回路２３の入力レベルよりも低い範囲内で、この入力レベルに近い値となるようにするから、測定装置１のＳＮ比を良くすることができる。これに加えて、Ａ／Ｄ変換回路２３によってデジタル信号に量子化および離散化する際の、精度を向上させることができる。
【００４７】
そして、演算部２２は、差動増幅回路１６から出力される差動増幅信号Ｖ3に基づいて演算処理を行い、心電図データ等の生体情報を生成する。この生体情報は、記憶部に記憶される共に、例えば液晶表示画面等のディスプレイパネル（図示せず）に表示される。
【００４８】
次に、本発明の第２の実施の形態を、図３に示す。第２の実施の形態の特徴は、差動信号に基づくフィードバック信号によって第１の増幅部の増幅率および第２の増幅部の増幅率を制御する自動利得制御回路を備える構成としたことにある。なお、第２の実施の形態では、前記第１の実施の形態と同一の構成要素に同一の符号を付し、その説明を省略するものとする。
【００４９】
測定装置３１は、第１の実施の形態による測定装置１とほぼ同様に、第１，第２の検出電極２，３、第１，第２の高インピーダンス回路４，５、増幅回路３２、第１，第２のカップリングコンデンサ１４，１５、差動増幅回路１６および演算部３７によって構成されている。
【００５０】
増幅回路３２は、第１の増幅部３３と第２の増幅部３４とを備えている。第１の増幅部３３は、演算増幅器９（オペアンプ）を用いて構成され、演算増幅器９の出力端子と反転端子とは、抵抗値が調整可能な可変抵抗素子３５を介して互いに接続されている。演算増幅器９の非反転端子は、第１の検出電極２と高インピーダンス回路４の共通接続点に接続されている。第２の増幅部３４は、第１の増幅部３３とほぼ同様に、演算増幅器１１（オペアンプ）を用いて構成され、演算増幅器１１の出力端子と反転端子とは、抵抗値が調整可能な可変抵抗素子３６を介して互いに接続されている。演算増幅器１１の非反転端子は、第２の検出電極３と高インピーダンス回路５の共通接続点に接続されている。また、演算増幅器９および演算増幅器１１の反転端子は、抵抗１３を介して互いに接続されている。
【００５１】
この結果、第１の増幅部３３は、演算増幅器９、抵抗１３、可変抵抗素子３５によって非反転増幅回路を構成し、第１の検出信号Ｓ1を増幅して第１の出力信号Ｖ1を出力する。なお、その増幅率は、抵抗１３と可変抵抗素子３５の抵抗値によって決まる。また、第２の増幅部３４は、演算増幅器１１、抵抗１３と可変抵抗素子３６によって非反転増幅回路を構成し、第２の検出信号Ｓ2を増幅して第２の出力信号Ｖ2を出力する。なお、その増幅率は、抵抗１３と可変抵抗素子３６の抵抗値によって決まる。
【００５２】
可変抵抗素子３５，３６は、例えば電界効果トランジスタによって構成されている。なお、電界効果トランジスタは、後述する演算部３７に設けられたＡＧＣ回路３８からの制御信号がゲートに供給されると、ソースとドレイン間の抵抗値が変化する。
【００５３】
演算部３７は、演算増幅器１７の出力端子１６Ｃに接続され、差動増幅信号Ｖ3に基づいて心電図等の生体情報を算出する。演算部３７は、マイクロコンピュータを備えると共に、入力側にＡ／Ｄ変換回路２３が設けられている。
【００５４】
また、演算部３７は、ＡＧＣ回路（自動利得制御回路）３８を備えている。ＡＧＣ回路３８は、差動増幅回路１６の差動増幅信号Ｖ3に基づくフィードバック信号によって可変抵抗素子３５，３６の抵抗値を可変して、第１，第２の増幅部３３，３４の増幅率を制御する。具体的には、ＡＧＣ回路３８は、差動増幅信号Ｖ3の振幅と予め決められた所定の判定値との大きさを比較して、可変抵抗素子３５，３６の抵抗値を調整し、第１，第２の増幅部３３，３４の増幅率を可変する。
【００５５】
かくして、第２の実施の形態でも第１の実施の形態と同様の作用効果を得ることができる。特に、第２の実施の形態では、差動増幅回路１６からの差動増幅信号Ｖ3に基づくフィードバック信号によって、第１，第２の増幅部３３，３４の増幅率がＡＧＣ回路３８によって制御される。これにより、差動増幅信号Ｖ3の大きさに応じて、第１，第２の増幅部３３，３４の増幅率を大きくすることができ、結果的に第１，第２の検出信号Ｓ1，Ｓ2を低雑音化することができる。
【００５６】
また、第１，第２の増幅部３３，３４のそれぞれに可変抵抗素子３５，３６を設けると共に、可変抵抗素子３５，３６の抵抗値をＡＧＣ回路３８で個別に調整するため、第１，第２の増幅部３３，３４の増幅率を独立して可変することができる。このため、同相かつ大きさが異なる雑音が第１，第２の検出電極２，３に入力された場合でも、第１，第２の増幅部３３，３４の増幅率を個別に調整して大きさを合わせた後、差動増幅回路１６によって打ち消すことができる。
【００５７】
また、第２の実施の形態では、単一のＡＧＣ回路３８によって第１，第２の増幅部３３，３４の増幅率を制御する構成としたが、第１，第２の増幅部３３，３４を個別に制御するＡＧＣ回路を設けてもよい。
【００５８】
次に、本発明の第３の実施の形態を、図４に示す。第３の実施の形態の特徴は、自動利得制御回路によって単一の可変抵抗の抵抗値を調整し、第１，第２の増幅部の増幅率を同時に制御する構成としたことにある。なお、本実施の形態では、前記第１の実施の形態と同一の構成要素に同一の符号を付し、その説明を省略するものとする。
【００５９】
測定装置４１は、第１の実施の形態による測定装置１とほぼ同様に、第１，第２の検出電極２，３、第１，第２の高インピーダンス回路４，５、増幅回路４２、第１，第２のカップリングコンデンサ１４，１５、差動増幅回路１６および演算部４６によって構成されている。
【００６０】
増幅回路４２は、第１の増幅部４３と第２の増幅部４４とを備えている。第１の増幅部４３は、演算増幅器９（オペアンプ）を用いて構成され、演算増幅器９の出力端子と反転端子とは、抵抗１０を介して互いに接続されている。演算増幅器９の非反転端子は、第１の検出電極２と高インピーダンス回路４の共通接続点に接続されている。第２の増幅部４４は、第１の増幅部４３とほぼ同様に、演算増幅器１１（オペアンプ）を用いて構成され、演算増幅器１１の出力端子と反転端子とは、抵抗１２を介して互いに接続されている。演算増幅器１１の非反転端子は、第２の検出電極３と高インピーダンス回路５の共通接続点に接続されている。また、演算増幅器９および演算増幅器１１の反転端子は、可変抵抗素子４５を介して互いに接続されている。
【００６１】
この結果、第１の増幅部４３は、演算増幅器９、抵抗１０、可変抵抗素子４５によって非反転増幅回路を構成し、第１の検出信号Ｓ1を増幅して第１の出力信号Ｖ1を出力する。なお、その増幅率は、抵抗１０と可変抵抗素子４５の抵抗値によって決まる。また、第２の増幅部４４は、演算増幅器１１、抵抗１２と可変抵抗素子４５によって非反転増幅回路を構成し、第２の検出信号Ｓ2を増幅して第２の出力信号Ｖ2を出力する。なお、その増幅率は、抵抗１２と可変抵抗素子４５の抵抗値によって決まる。
【００６２】
演算部４６は、演算増幅器１７の出力端子１６Ｃに接続され、差動増幅信号Ｖ3に基づいて心電図等の生体情報を算出する。演算部４６は、マイクロコンピュータを備えると共に、入力側にＡ／Ｄ変換回路２３が設けられている。そして、演算部４６は、Ａ／Ｄ変換回路２３によってアナログ信号からなる差動増幅信号Ｖ3をデジタル信号に変換し、各種の演算処理を行う。
【００６３】
また、演算部４６は、ＡＧＣ回路（自動利得制御回路）４７を備えている。ＡＧＣ回路４７は、差動増幅回路１６の差動増幅信号Ｖ3に基づくフィードバック信号によって可変抵抗素子４５の抵抗値を可変して、第１，第２の増幅部４３，４４の増幅率を制御する。具体的には、ＡＧＣ回路４７は、差動増幅信号Ｖ3の振幅と予め決められた所定の判定値との大きさを比較して、可変抵抗素子４５の抵抗値を調整し、第１，第２の増幅部４３，４４の増幅率を可変する。
【００６４】
かくして、第３の実施の形態でも、第１，第２の実施の形態と同様の作用効果を得ることができる。特に、第３の実施の形態では、差動増幅回路１６からの差動増幅信号Ｖ3に基づくフィードバック信号に基づいて、ＡＧＣ回路４７が可変抵抗素子４５の抵抗値を可変する。この結果、差動増幅信号Ｖ3の大きさに応じて、第１，第２の増幅部４３，４４の増幅率が同時に制御される。なお、抵抗１０、１２の抵抗値を同じ値に設定すると、第１，第２の増幅部４３，４４の増幅率は同じになる。従って、差動増幅回路１６に入力される第１，第２の出力信号Ｖ1，Ｖ2に、歪みが生じることがない。
【００６５】
さらに、１つの可変抵抗素子４５の抵抗値を可変して、第１，第２の増幅部４３，４４の増幅率を同時に制御するため、第２の実施の形態に比べて、制御が簡便になると共に、構成が簡略化される。
【００６６】
なお、第２，第３の実施の形態では、可変抵抗素子３５，３６，４５として電界効果トランジスタのみを用いた構成を例示したが、電界効果トランジスタのドレインとソースとの間に固定抵抗素子を並列接続して、急峻な抵抗変化を緩和する構成としてもよい。
【００６７】
また、可変抵抗素子３５，３６，４５として、バイポーラトランジスタやダイオードを用いて構成してもよく、また、ポテンショメータやデジタルポテンショメータ等を用いる構成としてもよい。
【００６８】
次に、本発明の第４の実施の形態を、図５に示す。第４の実施の形態の特徴は、差動増幅信号のピーク値と基線値との差に応じて、自動利得制御回路が第１，第２の増幅部の増幅率を制御する構成としたことにある。なお、本実施の形態では、前記第１の実施の形態と同一の構成要素に同一の符号を付し、その説明を省略するものとする。
【００６９】
測定装置５１は、第１の実施の形態による測定装置１とほぼ同様に、第１，第２の検出電極２，３、第１，第２の高インピーダンス回路４，５、増幅回路５２、第１，第２のカップリングコンデンサ１４，１５、差動増幅回路１６および演算部５６によって構成されている。
【００７０】
測定装置５１を生体情報の測定に用いる場合、第１，第２の検出電極２，３は、人間や動物といった生体の所定位置に接触させられ、生体の心臓の拍動に伴って変化する心臓の活動電位の時間変化を第１，第２の検出信号Ｓ1，Ｓ2として検出する。このとき、差動増幅回路１６は、第１，第２の検出信号Ｓ1，Ｓ2の差に応じた差動増幅信号Ｖ3を、生体信号である心拍信号として演算部５６に向けて出力する。
【００７１】
ここで、心拍信号の１回の心拍に対応した典型的な正常波形は図６に示される。この心拍信号波形は、Ｐ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ波の５つの波と図示しないＵ波とで構成される。Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波は一括してＱＲＳ波と呼ばれる。Ｐ波は心房の興奮により起こる活動電位の波であり、ＱＲＳ波は心室の興奮により起こる活動電位の波、Ｔ波は興奮した心室の心筋細胞が再分極する過程で起こる活動電位の波である。
【００７２】
増幅回路５２は、第３の実施の形態による増幅回路４２とほぼ同様に構成され、演算増幅器９等からなる第１の増幅部５３と演算増幅器１１等からなる第２の増幅部５４とを備えている。また、演算増幅器９および演算増幅器１１の反転端子は、可変抵抗素子５５を介して互いに接続されている。さらに、第１の増幅部５３の出力端子は、第１のカップリングコンデンサ１４を介して差動増幅回路１６の第１の入力端子１６Ａに接続され、第２の増幅部５４の出力端子は、第２のカップリングコンデンサ１５を介して差動増幅回路１６の第２の入力端子１６Ｂに接続されている。
【００７３】
そして、第１の増幅部５３は、演算増幅器９、抵抗１０、可変抵抗素子５５によって非反転増幅回路を構成し、第１の検出信号Ｓ1を増幅して第１の出力信号Ｖ1を出力する。なお、その増幅率は、抵抗１０と可変抵抗素子５５の抵抗値によって決まる。また、第２の増幅部５４は、演算増幅器１１、抵抗１２と可変抵抗素子５５によって非反転増幅回路を構成し、第２の検出信号Ｓ2を増幅して第２の出力信号Ｖ2を出力する。なお、その増幅率は、抵抗１２と可変抵抗素子５５の抵抗値によって決まる。
【００７４】
演算部５６は、デジタル処理回路を構成し、差動増幅回路１６の出力端子１６Ｃに接続され、差動増幅信号Ｖ3に基づいて心電波形や脈拍数（心拍数）等の生体情報を算出する。演算部５６は、アナログ信号からなる差動増幅信号Ｖ3をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換回路２３と、デジタル信号に対して後述する演算処理を行う信号処理部５７と、信号処理部５７から出力される判定信号Ｓjに応じて第１，第２の増幅部５３，５４の増幅率を制御するＡＧＣ回路（自動利得制御回路）５８とを備えている。
【００７５】
ここで、信号処理部５７は、ＣＰＵ（中央演算処理装置）、ＲＯＭ（読み出し専用メモリ）、およびＲＡＭ（読み書き可能メモリ）を備えたマイクロコンピュータ等によって構成される。ＣＰＵは、ＲＯＭに記憶された脈拍数算出プログラムに従い、ＲＡＭを一時記憶作業領域として所定の演算処理を行って脈拍数を算出する。算出された脈拍数は、ＬＣＤ（液晶表示装置）や有機ＥＬ（エレクトロルミネセンス）等で構成される表示部５９に表示される。
【００７６】
また、信号処理部５７は、差動増幅信号Ｖ3のピーク値Ｐと基準値としての基線値Ｇとの差Ｄを算出すると共に、この差Ｄと予め決められた所定の第１閾値Ｄ1、第２閾値Ｄ2とを比較して、判定信号Ｓjを出力する。ＡＧＣ回路５８は、この判定信号Ｓjに応じたフィードバック信号Ｖfを出力し、可変抵抗素子５５の抵抗値を変化させる。これにより、ＡＧＣ回路５８は、差動増幅信号Ｖ3のピーク値Ｐと基線値Ｇとの差Ｄに応じて、第１，第２の増幅部５３，５４の増幅率を可変させる。
【００７７】
信号処理部５７のＣＰＵは、ＲＯＭに記憶された脈拍数算出プログラムにより、最大値検出手段、判定時間リセット手段、ピーク値判定手段、脈拍算出手段、逐次変更手段、および比較手段として、機能する。
【００７８】
最大値検出手段は、差動増幅回路１６から出力される心拍信号としての差動増幅信号Ｖ3を所定のサンプリング時間間隔で取得して、心拍信号の最大値Ｍを検出する。本実施の形態では、心拍信号は、例えば６００[Ｈｚ]のサンプリング時間間隔で取得され、検出された心拍信号の最大値ＭはＣＰＵによってＲＡＭに記憶される。
【００７９】
ピーク値判定手段は、最大値検出手段によって検出された最大値Ｍよりも大きな新たな最大値Ｍ1が最大値検出手段によって一定の判定時間Ｔ1内に検出されない場合に、最大値検出手段によって検出された最大値Ｍをピーク値Ｐと判定する。例えば、図７に示す心拍信号列が信号処理部５７に取得され、最大値検出手段によって時刻ｔ1に検出された、心拍信号ＳaのＲ波に対応する最大値Ｍよりも大きな最大値Ｍ1が最大値検出手段によって判定時間Ｔ1内に検出されない場合に、ピーク値判定手段は、最大値検出手段によって時刻ｔ1に検出された最大値Ｍをピーク値Ｐと判定する。時刻ｔ1から判定時間Ｔ1の経過後の、ピーク値判定手段によってピーク値Ｐが判定される時刻ｔ2は、ピーク判定ポイントｔpとされる。ピーク値判定手段によって判定されたピーク値ＰはＲＡＭに記憶される。ここで、心拍信号列における各心拍信号は、第１，第２の検出信号Ｓ1，Ｓ2の中心電位となる基線値Ｇを基準に振幅している。また、判定時間Ｔ1は、最大値検出手段によって検出された最大値Ｍが更新されない時間であり、ＲＡＭの所定領域に形成された最大値更新カウンタでカウントされることによって計時される。
【００８０】
判定時間リセット手段は、最大値検出手段によって検出された最大値Ｍよりも大きな新たな最大値Ｍ1が最大値検出手段によって判定時間Ｔ1内に検出された場合に、最大値Ｍを新たな最大値Ｍ1に更新すると共に、判定時間Ｔ1を計時する最大値更新カウンタをリセットして新たな最大値Ｍ1が検出された時点から再び判定時間Ｔ1の計時を行なう。
【００８１】
このため、ピーク値判定手段は、大きな最大値Ｍ1が検出された時点から判定時間Ｔ1内に大きな最大値Ｍ1よりもさらに大きな新たな最大値Ｍ2が最大値検出手段によって検出されない場合に、最大値検出手段によって検出された大きな最大値Ｍ1をピーク値Ｐと判定する。例えば、図７に示すように、最大値検出手段によって時刻ｔ3に検出された心拍信号Ｓbの最大値Ｍよりも大きな心拍信号Ｓcの最大値Ｍ1が、最大値検出手段によって時刻ｔ3から判定時間Ｔ1内の時刻ｔ4において検出されると、大きな最大値Ｍ1が検出された時点の時刻ｔ4から判定時間Ｔ1内に、大きな最大値Ｍ1よりもさらに大きな最大値Ｍ2が最大値検出手段によって検出されない場合に、時刻ｔ4から判定時間Ｔ1経過後の時刻ｔ5のピーク判定ポイントｔpにおいて、最大値検出手段によって検出された大きな最大値Ｍ1をピーク値Ｐと判定する。そして、判定したピーク値ＰをＲＡＭに記憶する。
【００８２】
その後、同様に、最大値検出手段によって時刻ｔ6に検出された心拍信号Ｓdの最大値Ｍよりも大きな最大値Ｍ1が最大値検出手段によって判定時間Ｔ1内に検出されない場合に、ピーク値判定手段は、時刻ｔ6から判定時間Ｔ1経過後の時刻ｔ7のピーク判定ポイントｔpにおいて、最大値検出手段によって時刻ｔ6に検出された最大値Ｍをピーク値Ｐと判定し、ＲＡＭに記憶する。
【００８３】
脈拍算出手段は、ピーク値判定手段によって判定される連続するピーク値Ｐ間の時間間隔Ｔ2に基づいて、１分間当たりに出現するピーク値Ｐの数を求め、生体信号を生じさせる生体の拍動の律動周期を脈拍数として算出する。連続するピーク値Ｐ間の時間間隔Ｔ2は、例えば、図８の心拍信号列に示すように、ピーク値Ｐとして判定されてＲＡＭに記憶された心拍信号Ｓeの最大値Ｍが検出された時刻ｔ8と、ピーク値Ｐとして判定されてＲＡＭに記憶された心拍信号Ｓfの最大値Ｍが検出された時刻ｔ9との時間間隔である。同様に、ピーク値Ｐとして判定されてＲＡＭに記憶された心拍信号Ｓfの最大値Ｍが検出された時刻ｔ9と、ピーク値Ｐとして判定されてＲＡＭに記憶された心拍信号Ｓgの最大値Ｍが検出された時刻ｔ10との時間間隔である。なお、図８において図７と同一のものには同一の符号を付してその説明は省略する。この連続するピーク値Ｐ間の時間間隔Ｔ2は、最大値Ｍが更新されない判定時間Ｔ1を計時する最大値更新カウンタとは別にＲＡＭの所定領域に形成されたピーク間隔カウンタでカウントされることにより、計時される。
【００８４】
ピーク値Ｐ間の時間間隔Ｔ2は、最初の最大値Ｍが、判定時間Ｔ1が経過した直後のピーク判定ポイントｔpにピーク値Ｐと判定され、そのピーク判定ポイントｔpの直後に現れた最大値Ｍが、さらに判定時間Ｔ1が経過した直後の次のピーク判定ポイントｔpにピーク値Ｐと判定される場合に、最短となり、判定時間Ｔ1を極僅かに超える時間間隔になる。また、ピーク値Ｐ間の時間間隔Ｔ2は、最初の最大値Ｍが、判定時間Ｔ1が経過した直後のピーク判定ポイントｔpにピーク値Ｐと判定され、そのピーク判定ポイントｔpから判定時間Ｔ1が経過する直前に現れた最大値Ｍが、そのピーク判定ポイントｔpから判定時間Ｔ1が経過した直後の次のピーク判定ポイントｔpにピーク値Ｐと判定される場合に、最長となり、判定時間Ｔ1の２倍を極僅かに下回る時間間隔になる。成人の脈拍数の標準値は１分間当たり６０〜９０であることから、判定時間Ｔ1を０．５[ｓ（秒）]とすることで、最短で０．５[ｓ]を極僅かに超え、最長で０．５[ｓ]の２倍の１[ｓ]を極僅かに下回るピーク値Ｐ間の時間間隔Ｔ2が計測され、６０（＝６０÷１）を超え１２０（＝６０÷０．５）未満の脈拍数が計測される。しかし、これでは、成人の標準的な脈拍数しか測定することができない。
【００８５】
このため、逐次変更手段は、ピーク値判定手段によって判定される連続するピーク値Ｐ間の時間間隔Ｔ2に応じて、判定時間Ｔ1を、ピーク値Ｐ間の時間間隔Ｔ2に応じて予め定められた複数の時間の中のいずれの時間に、逐次変更する。
【００８６】
本実施の形態では、連続するピーク値Ｐ間の時間間隔Ｔ2が、０．３[ｓ]超え０．５[ｓ]未満には０．３[ｓ]、０．５[ｓ]超え０．６[ｓ]未満には０．４[ｓ]、０．６[ｓ]超え０．８[ｓ]未満には０．５[ｓ]、０．８[ｓ]を超えるときには０．７５[ｓ]の判定時間Ｔ1が対応して予め定められている。これにより、判定時間Ｔ1は、０．３[ｓ]、０．４[ｓ]、０．５[ｓ]、および０．７５[ｓ]の４つの複数の時間から最適な時間に随時変動させられる。脈拍数は、判定時間Ｔ1が０．３[ｓ]とされたときには１００（＝６０÷０．６）を超え２００（＝６０÷０．３）未満、０．４[ｓ]とされたときには７５（＝６０÷０．８）を超え１５０（＝６０÷０．４）未満、０．５[ｓ]とされたときには６０（＝６０÷１．０）を超え１２０（＝６０÷０．５）未満、０．７５[ｓ]とされたときには４０（＝６０÷１．５）を超え８０（＝６０÷０．７５）未満の範囲が測定される。この結果、４０を超え２００未満の脈拍数が測定されることになり、成人の標準的な脈拍数に限らず、広い範ちゅうの人や動物等の脈拍数を測定することが可能になる。
【００８７】
また、本実施の形態では、逐次変更手段は、ピーク値判定手段によって判定される、相互の値が所定範囲内にある連続するピーク値Ｐ間の時間間隔Ｔ2に応じて、判定時間Ｔ1を逐次変更する。例えば、図８に示すように、心拍信号Ｓeのピーク値Ｐとされた最大値Ｍから一定値Ｃを減算した値以上の最大値Ｍを心拍信号Ｓfのピーク値Ｐが持つ場合、心拍信号Ｓeおよび心拍信号Ｓfの連続するピーク値Ｐは、相互の値が所定範囲内にあるものと逐次変更手段によって判断される。同様に、心拍信号Ｓfのピーク値Ｐとされた最大値Ｍから一定値Ｃを減算した値以上の最大値Ｍを心拍信号Ｓgのピーク値Ｐが持つ場合、心拍信号Ｓfおよび心拍信号Ｓgの連続するピーク値Ｐは、相互の値が所定範囲内にあるものと逐次変更手段によって判断される。このように相互の値が所定範囲内にあるものと判断されたピーク値Ｐ間の時間間隔Ｔ2に応じて、判定時間Ｔ1は、逐次変更手段によって逐次変更される。
【００８８】
比較手段は、ピーク値判定手段によって得られたピーク値Ｐと基線値Ｇとの差Ｄを求め、この差Ｄと予め設定された例えば第１閾値Ｄ1および第２閾値Ｄ2と比較する。正常な心拍信号の場合、Ｓ波からＴ波にかけてのＳＴ分節が基線となり、基準測定電位となる、例えばグランド電位に対して安定することが知られている。このため、本実施の形態では、ＳＴ分節での入力値を得るために、心拍信号のＲ波に対応する最大値Ｍから０．１［ｓ］経過した時点での差動増幅信号Ｖ3の入力値を基線値ＧとしてＲＡＭに記憶する。
【００８９】
そして、比較手段は、判定時間Ｔ1が経過してピーク値Ｐが確定すると、ピーク値Ｐと基線値Ｇとの差Ｄを算出する。なお、差動増幅信号Ｖ3に応じて心拍信号の波形の正負が逆転し、ピーク値Ｐが負の値になる場合が考えられる。この点を考慮して、ピーク値Ｐと基線値Ｇとの差Ｄは、絶対値として算出してもよい。
【００９０】
また、第１閾値Ｄ1は、差Ｄがこれ以上小さくなると、例えばＳＮ比が低下してＲ波がノイズに埋もれてしまい、ピーク値Ｐの検出が難しくなる下限値を示している。一方、第２閾値Ｄ2は、差Ｄがこれ以上大きくなると、例えばＡ／Ｄ変換回路２３の分解能を超えてＲ波が過大になり、ピーク値Ｐの検出が難しくなる上限値を示している。このため、第２閾値Ｄ2は第１閾値Ｄ1よりも大きな値であり、これらの閾値Ｄ1，Ｄ2に予め設定されている。
【００９１】
そして、ピーク値Ｐと基線値Ｇとの差Ｄが予め決められた所定回数として例えば４回連続して第１閾値Ｄ1以下となったときには、比較手段は、差Ｄが過小である状態を示すＬｏｗ状態の判定信号Ｓjを出力する。一方、ピーク値Ｐと基線値Ｇとの差Ｄが例えば４回連続して第２閾値Ｄ2以上となったときには、比較手段は、差Ｄが過大である状態を示すＨｉｇｈ状態の判定信号Ｓjを出力する。所定回数連続して同じ比較結果とならない場合、またはピーク値Ｐと基線値Ｇとの差Ｄが第１閾値Ｄ1と第２閾値Ｄ2との間に位置する場合には、比較手段は、前回までの判定信号Ｓjをそのまま出力する。
【００９２】
これにより、信号処理部５７からＨｉｇｈ状態の判定信号Ｓjが出力されたときには、ＡＧＣ回路５８は、第１，第２の増幅部５３，５４の増幅率が低くなるフィードバック信号Ｖfを出力する。一方、信号処理部５７からＬｏｗ状態の判定信号Ｓjが出力されたときには、ＡＧＣ回路５８は、第１，第２の増幅部５３，５４の増幅率が高くなるフィードバック信号Ｖfを出力する。
【００９３】
なお、所定回数連続して同じ比較結果か否かを確認するのは、第１，第２の増幅部５３，５４の増幅率の変化が必要以上に頻繁に切り換わるのを防止するためである。従って、所定回数は、２回、３回または５回以上の値に設定してもよく、増幅率が毎回切り換わるのを許容できるのであれば、１回に設定してもよい。
【００９４】
次に、本実施の形態による測定装置５１の信号処理部５７において、上記の脈拍数算出プログラムに従ってＣＰＵによって行われる脈拍数算出処理について、図１０および図１１のフローチャートを参照して説明する。
【００９５】
ＣＰＵは、まず、図１０中のステップ１において、差動増幅回路１６から出力されてＡ／Ｄ変換回路２３でデジタル信号に変換された差動増幅信号Ｖ3を、心拍信号として所定のサンプリング時間間隔で取得する。そして、心拍信号における連続するサンプリング時間毎の最大値Ｍを順次検出する。
【００９６】
次に、ＣＰＵは、ステップ２で、所定のサンプリング時間間隔で取得した心拍信号の最大値Ｍが、ＲＡＭに記憶された最新のピーク値Ｐから一定値Ｃを減算した値以上であるか否かを判別する。取得した心拍信号の最大値Ｍが最新のピーク値Ｐから一定値Ｃを減算した値以上で、ステップ２の判別結果が「ＹＥＳ」である場合、ＣＰＵは、ステップ３において、ピーク間隔カウンタによってカウントされたピーク値Ｐの時間間隔Ｔ2が、０．３[ｓ]超え０．５[ｓ]未満であるか否かを判別する。
【００９７】
ピーク値Ｐの時間間隔Ｔ2が０．３[ｓ]超え０．５[ｓ]未満で、ステップ３の判別結果が「ＹＥＳ」である場合、ＣＰＵは、ステップ４において、判定時間Ｔ1を０．３[ｓ]に設定する。一方、ピーク値Ｐの時間間隔Ｔ2が０．３[ｓ]超え０．５[ｓ]未満でなく、ステップ３の判別結果が「ＮＯ」である場合、ＣＰＵは、ステップ５において、ピーク間隔カウンタによってカウントされたピーク値Ｐの時間間隔Ｔ2が、０．５[ｓ]超え０．６[ｓ]未満であるか否かを判別する。
【００９８】
ピーク値Ｐの時間間隔Ｔ2が０．５[ｓ]超え０．６[ｓ]未満で、ステップ５の判別結果が「ＹＥＳ」である場合、ＣＰＵは、ステップ６において、判定時間Ｔ1を０．４[ｓ]に設定する。一方、ピーク値Ｐの時間間隔Ｔ2が０．５[ｓ]超え０．６[ｓ]未満でなく、ステップ５の判別結果が「ＮＯ」である場合、ＣＰＵは、ステップ７において、ピーク間隔カウンタによってカウントされたピーク値Ｐの時間間隔Ｔ2が、０．６[ｓ]超え０．８[ｓ]未満であるか否かを判別する。
【００９９】
ピーク値Ｐの時間間隔Ｔ2が０．６[ｓ]超え０．８[ｓ]未満で、ステップ７の判別結果が「ＹＥＳ」である場合、ＣＰＵは、ステップ８において、判定時間Ｔ1を０．５[ｓ]に設定する。一方、ピーク値Ｐの時間間隔Ｔ2が０．６[ｓ]超え０．８[ｓ]未満でなく、ステップ７の判別結果が「ＮＯ」である場合、ＣＰＵは、ステップ９において、ピーク間隔カウンタによってカウントされたピーク値Ｐの時間間隔Ｔ2が、０．８[ｓ]を超えるか否かを判別する。
【０１００】
ピーク値Ｐの時間間隔Ｔ2が０．８[ｓ]を超え、ステップ９の判別結果が「ＹＥＳ」である場合、ＣＰＵは、ステップ１０において、判定時間Ｔ1を０．７５[ｓ]に設定する。
【０１０１】
ピーク値Ｐの時間間隔Ｔ2が０．８[ｓ]を超えるものでなく、ステップ９の判別結果が「ＮＯ」である場合、または、取得した心拍信号の最大値Ｍが最新のピーク値Ｐから一定値Ｃを減算した値以上でなく、ステップ２の判別結果が「ＮＯ」である場合、または、ステップ４，６，８，１０で判定時間Ｔ1が設定された場合、次に、ＣＰＵは、ステップ１１で、ステップ１で取得した心拍信号の最大値Ｍが、ＲＡＭに記憶されている現在の最大値Ｍよりも大きいか否かを判別する。
【０１０２】
ステップ１で取得した心拍信号の最大値Ｍが、図７に示す心拍信号Ｓcの最大値Ｍ1のように、ＲＡＭに記憶されている心拍信号Ｓbの現在の最大値Ｍよりも大きく、ステップ１１の判別結果が「ＹＥＳ」である場合、ＣＰＵは、ステップ１２において、ＲＡＭに記憶されている現在の最大値Ｍを、ステップ１で取得した心拍信号の最大値Ｍに書き換えて、更新する。そして、判定時間Ｔ1をカウントする最大値更新カウンタ、およびピーク値Ｐの時間間隔Ｔ2をカウントするピーク間隔カウンタをリセットし、各カウンタによる計時を再開させる。
【０１０３】
また、ステップ１で取得した心拍信号の最大値Ｍが現在の最大値Ｍよりも大きくなく、ステップ１１の判別結果が「ＮＯ」である場合、ＣＰＵは、ステップ１３において、最大値更新カウンタおよびピーク間隔カウンタの各カウント値をカウントアップし、計時を進める。
【０１０４】
次に、ＣＰＵは、ステップ１４において、最大値更新カウンタが０．１[ｓ]となったか否かを判別する。最大値更新カウンタが０．１[ｓ]となり、ステップ１４の判別結果が「ＹＥＳ」である場合、ＣＰＵは、ステップ１５において、この時点で入力された心拍信号の入力値を、基線値ＧとしてＲＡＭに記憶する。
【０１０５】
一方、最大値更新カウンタが０．１[ｓ]よりも小さく、または０．１[ｓ]よりも大きく、ステップ１４の判別結果が「ＮＯ」である場合、ＣＰＵは、ステップ１６において、最大値更新カウンタによって計時される時間がピーク判定ポイントｔpとなる判定時間Ｔ1を超えるか否かを判別する。最大値更新カウンタによって計時される時間が判定時間Ｔ1を超え、ステップ１６の判別結果が「ＹＥＳ」である場合、ＣＰＵは、ステップ１７において、ピーク値Ｐと基線値Ｇとの差Ｄを算出する。
【０１０６】
次に、ＣＰＵは、ステップ１８において、ピーク値Ｐと基線値Ｇとの差Ｄが第１閾値Ｄ1以下か否かを判別する。差Ｄが第１閾値Ｄ1以下であり、ステップ１８の判別結果が「ＹＥＳ」である場合、ＣＰＵは、ステップ１９において、差Ｄが第１閾値Ｄ1以下となる状態が４回連続して発生したか否かを判別する。ステップ１９の判別結果が「ＹＥＳ」である場合、ＣＰＵは、ステップ２０において、判定信号ＳjをＨｉｇｈ状態に設定する。
【０１０７】
一方、差Ｄが第１閾値Ｄ1を超えており、ステップ１８の判別結果が「ＮＯ」である場合、ＣＰＵは、ステップ２１において、ピーク値Ｐと基線値Ｇとの差Ｄが第２閾値Ｄ2以上か否かを判別する。差Ｄが第２閾値Ｄ2以上であり、ステップ２１の判別結果が「ＹＥＳ」である場合、ＣＰＵは、ステップ２２において、差Ｄが第２閾値Ｄ2以上となる状態が４回連続して発生したか否かを判別する。ステップ２２の判別結果が「ＹＥＳ」である場合、ＣＰＵは、ステップ２３において、判定信号ＳjをＬｏｗ状態に設定する。
【０１０８】
同じ状態が４回連続しておらず、ステップ１９，２２の判別結果が「ＮＯ」である場合、または、ステップ２０，２３の処理修了後、ＣＰＵは、ステップ２４において、ステップ１で取得した心拍信号の最大値Ｍをピーク値Ｐと判定し、最新のピーク値ＰとしてＲＡＭに記憶し、設定する。そして、この最新のピーク値Ｐとこれより１つ前のピーク値Ｐとの時間間隔Ｔ2から、１分間当たりのピーク値Ｐの数を求めて、脈拍数を算出する。引き続いて、最大値更新カウンタをリセットすると共に、ＲＡＭに記憶されている、今回ピーク値Ｐと判定された最大値Ｍをリセットする。
【０１０９】
最大値更新カウンタが判定時間Ｔ1を超えず、ステップ１６の判別結果が「ＮＯ」である場合、または、ステップ１２，１５，２４の処理終了後、ＣＰＵは、ステップ１の処理に戻って上記の各処理を繰り返し行う。
【０１１０】
かくして、第４の実施の形態でも第１，第３の実施の形態と同様の作用効果を得ることができる。特に、第４の実施の形態では、差動増幅信号Ｖ3に基づくフィードバック信号Ｖfに基づいて第１，第２の増幅部５３，５４の増幅率がＡＧＣ回路５８によって制御される。
【０１１１】
また、差動増幅回路１６の出力端子１６ＣはＡ／Ｄ変換回路２３、信号処理部５７およびＡＧＣ回路５８を備えた演算部５６に接続されると共に、信号処理部５７が最大値検出手段、判定時間リセット手段、ピーク値判定手段および比較手段として機能する構成とした。
【０１１２】
ここで、所定のサンプリング時間間隔で取得される心拍信号の最大値Ｍが最大値検出手段により検出され、ステップ１１およびステップ１６の処理で、検出された最大値Ｍよりも大きな最大値Ｍが最大値検出手段によって判定時間Ｔ1内に検出されない場合に、ステップ２４の処理で、ピーク値判定手段により、最大値検出手段によって検出された最大値Ｍがピーク値Ｐと判定される。そして、ピーク値判定手段によって判定される連続するピーク値Ｐ間の時間間隔Ｔ2に基づいて、脈拍数が脈拍算出手段により算出される。
【０１１３】
このため、本実施の形態による測定装置５１は、心拍信号のレベルが低い場合にも、最大値検出手段によって検出される心拍信号の最大値Ｍがノイズに埋もれない信号レベルでありさえすれば、心拍信号のＰ波やＴ波（図６参照）がノイズに埋もれていても、ピーク値Ｐの判定が行え、脈拍数を算出することができる。また、心拍信号の振幅の基準値となる基線値Ｇ（図７参照）が変動しても、同様に、最大値検出手段によって検出される心拍信号の最大値Ｍがノイズに埋もれない信号レベルでありさえすれば、ピーク値Ｐの判定が行え、脈拍数を算出することができる。
【０１１４】
また、ピーク値Ｐの判定に用いられる判定時間Ｔ1は、ピーク値判定手段によって判定される連続するピーク値Ｐ間の時間間隔Ｔ2に応じて、ピーク値Ｐ間の時間間隔Ｔ2に応じて予め定められた０．３[ｓ]、０．４[ｓ]、０．５[ｓ]、および０．７５[ｓ]の複数の時間の中のいずれの時間に、逐次変更手段によりステップ３〜１０の処理において逐次変更される。このため、例えば逐次変動する生体の拍動の律動周期のようにピーク値Ｐの周期が変動する差動増幅信号Ｖ3を検出するときでも、周期の変動に応じて判定時間Ｔ1を逐次変更して、判定時間Ｔ1が複数の周期に跨るのを防ぐことができ、ピーク値Ｐを確実に判定することができる。
【０１１５】
これに加え、ピーク値Ｐの判定は、除算等の複雑な演算処理を用いて行われる装置と異なり、取得される心拍信号の大きさを単に比較するステップ１１の処理、判定時間Ｔ1やピーク値Ｐ間の時間間隔Ｔ2をカウントするステップ１３の処理、予め定められた複数の時間の中のいずれの時間をピーク値Ｐ間の時間間隔Ｔ2に応じて選択するステップ３〜１０の処理といった簡便な演算処理によって行われる。この結果、逐次変動する脈拍数は、簡便な演算処理によって随時適切に算出され、測定装置５１の小型化および低価格化を図ることが可能になる。
【０１１６】
また、本実施の形態による測定装置５１によれば、例えばステップ１１の処理において、図７に示す心拍信号Ｓcのように、最大値検出手段によって検出された心拍信号Ｓbの最大値Ｍよりも大きな最大値Ｍ1が最大値検出手段によって時刻ｔ3から判定時間Ｔ1内に検出されると、判定時間リセット手段によりステップ１２の処理において最大値Ｍが新たな最大値Ｍ1に更新されると共に、最大値更新カウンタおよびピーク間隔カウンタがリセットされる。これにより、大きな最大値Ｍ１が検出された時点の時刻ｔ4から判定時間Ｔ1のカウントが再開される。そして、その後のステップ１１およびステップ１６の処理で、この判定時間Ｔ1内に、大きな最大値Ｍ1よりもさらに大きな最大値Ｍ2が最大値検出手段によって検出されない場合に、ステップ２４の処理で、最大値検出手段によって検出された大きな最大値Ｍ1がピーク値判定手段によってピーク値Ｐと判定される。
【０１１７】
このため、最大値検出手段によって一旦検出された最大値Ｍは、判定時間Ｔ1内にその最大値Ｍよりも大きな最大値Ｍ1が最大値検出手段によって検出されると、ピーク判定に用いられず、脈拍数の算出データから除外される。この結果、最大値検出手段によって検出される最大値Ｍの中で、脈拍数の算出にふさわしくない、心拍信号のＰ波やＴ波といった信号に相当する最大値Ｍや、ノイズに起因する最大値Ｍなどがピーク判定の対象に用いられなくなり、脈拍数の算出にふさわしいＲ波に相当する最大値Ｍのみがピーク判定の対象に用いられるようになって、脈拍数の算出精度が向上する。
【０１１８】
また、本実施の形態による測定装置５１によれば、ピーク値Ｐの判定に用いられる判定時間Ｔ1は、図８に示す心拍信号Ｓfや心拍信号Ｓgのように、１つ前のピーク値Ｐから一定値Ｃを減算した値以上のピーク値Ｐを持つ、相互の値が所定範囲内にある連続するピーク値Ｐ間の時間間隔Ｔ2に応じて、ステップ３〜１０の処理において、逐次変更手段により逐次変更される。
【０１１９】
このため、ピーク値判定手段によって判定された連続するピーク値Ｐであっても、相互の値が所定範囲内にない場合には、同種のピーク値Ｐではないものとされ、ピーク値Ｐの判定に用いられる判定時間Ｔ1は、このピーク値Ｐ間の時間間隔Ｔ2に応じて変更されない。一方、連続する相互のピーク値Ｐが所定範囲内にある場合には、同種のピーク値Ｐであるものとされ、ピーク値Ｐの判定に用いられる判定時間Ｔ1は、このピーク値Ｐ間の時間間隔Ｔ2に応じて変更される。従って、ピーク値Ｐの判定に用いられる判定時間Ｔ1は、似通ったピーク値Ｐ間の時間間隔Ｔ2に応じて変更され、ノイズに起因するピーク値Ｐなどに基づいて変更されることなく、脈拍数の遷移に的確に追従して変更される。この結果、逐次変動する生体の脈拍数は、簡便な演算処理によってより適切に随時算出されることになる。
【０１２０】
また、本実施の形態による測定装置５１によれば、比較手段によりステップ１８，２１において、ピーク値Ｐと基線値Ｇとの差Ｄを、予め設定された第１閾値Ｄ1および第２閾値Ｄ2と比較する。そして、ピーク値Ｐと基線値Ｇとの差Ｄが第２閾値Ｄ2よりも大きい状態が４回連続して発生した場合には、信号処理部５７はＬｏｗ状態の判定信号Ｓjを出力し、ＡＧＣ回路５８は、第１，第２の増幅部５３，５４の増幅率を低下させるフィードバック信号Ｖfを出力する。一方、ピーク値Ｐと基線値Ｇとの差Ｄが第１閾値Ｄ1よりも小さい状態が４回連続して発生した場合には、信号処理部５７はＨｉｇｈ状態の判定信号Ｓjを出力し、ＡＧＣ回路５８は、第１の増幅部５３の増幅率および第２の増幅部５４の増幅率を上昇させるフィードバック信号Ｖfを出力する。これにより、図９に示すように、ピーク値Ｐと基線値Ｇとの差Ｄが変化しても、第１，第２の増幅部５３，５４の増幅率が可変されるので、適切な状態で心拍信号となる差動増幅信号Ｖ3を検出することができる。
【０１２１】
なお、前記第４の実施の形態では、図１０中のステップ１が最大値検出手段の具体例を示し、図１１中のステップ１１，１２が判定時間リセット手段の具体例を示し、図１１中のステップ１６およびステップ２４のピーク値Ｐを更新する部分がピーク値判定手段の具体例を示し、図１１中のステップ１７〜２３が比較手段の具体例を示している。また、図１０中のステップ３〜１０が逐次変更手段の具体例を示している。
【０１２２】
また、前記第４の実施の形態では、ＡＧＣ回路５８は、第３の実施の形態と同様に、第１，第２の増幅部５３，５４に共通の可変抵抗素子５５の抵抗値を変化させて、第１，第２の増幅部５３，５４の増幅率を一緒に制御する構成とした。しかし、本発明はこれに限らず、第４の実施の形態によるＡＧＣ回路は、第２の実施の形態に適用してもよい。
【０１２３】
また、前記第４の実施の形態では、比較手段によってピーク値Ｐと基線値Ｇとの差Ｄを２つの閾値Ｄ1，Ｄ2と比較し、ＡＧＣ回路５８は、この比較結果に応じて、第１，第２の増幅部５３，５４の増幅率を２段階に切り替える構成とした。しかし、本発明はこれに限らず、ピーク値と基線値との差を単一の閾値と比較する構成としてもよく、３つ以上の閾値と比較して、第１，第２の増幅部の増幅率を３段階以上で細かく切り替える構成としてもよい。
【０１２４】
また、前記第４の実施の形態では、逐次変更手段によってピーク値Ｐ間の時間間隔Ｔ2に応じて判定時間Ｔ1を逐次変更する構成としたが、例えばピーク値間が一定の信号を検出する場合には、逐次変更手段を省いてピーク値間の時間間隔よりも短い範囲で判定時間を一定値に固定する構成としてもよい。
【０１２５】
また、前記各実施の形態では、第１，第２の検出電極２，３は、生体表面に直接取り付ける構成とした。しかし、本発明はこれに限らず、例えば導電性膜の表面に薄い絶縁性膜を設け、この絶縁性膜を挟んで被測定者の皮膚と導電性膜とを容量結合させることによって検出信号を間接的に検出してもよい。この場合、第１，第２の高インピーダンス回路４，５のインピーダンスは、１００ＭΩ以上に設定するのが好ましい。これにより、生体信号の周波数帯域である０．１〜２００Ｈｚで損失を小さくして、生体信号の歪みを小さくすると共に、例えば商用電源の雑音等からなる放射ノイズの影響を小さくすることができる。
【０１２６】
また、前記各実施の形態では、増幅回路６は第１，第２の増幅部７，８を、増幅回路３２は第１，第２の増幅部３３，３４を、増幅回路４２は第１，第２の増幅部４３，４４を、増幅回路５２は第１，第２の増幅部５３，５４を備え、各増幅部の入力端子には別個の検出電極２，３を接続する構成とした。しかし、本発明はこれに限らず、増幅回路には３以上の増幅部を設け、各増幅部の入力端子には別個の検出電極を接続する構成としてもよい。この場合、差動回路は、例えば選択スイッチ等を用いて、３以上の増幅部のうちから２つの増幅部を選択し、選択した増幅部からの出力信号の差分を差動増幅する。
【０１２７】
また、前記各実施の形態では、第１の増幅部７，３３，４３，５３、第２の増幅部８，３４，４４，５４は、それぞれ１つの演算増幅器９，１１によって構成したが、複数の演算増幅器を用いて多段増幅する構成としてもよい。
【０１２８】
また、前記各実施の形態では、演算増幅器９，１１，１７をオペアンプで構成したが、バイポーラトランジスタ、電界効果トランジスタ等の増幅素子を用いてもよい。
【０１２９】
また、前記各実施の形態では、差動増幅回路１６によって第１，第２の出力信号Ｖ1，Ｖ2を差動増幅する構成としたが、第１，第２の出力信号Ｖ1，Ｖ2の差分だけを演算する回路を用いる構成としてもよい。
【０１３０】
また、前記第１ないし第３の実施の形態では、差動増幅回路１６の後段側にＡ／Ｄ変換回路２３を備えた演算部２２，３７，４６を接続したが、Ａ／Ｄ変換回路２３を省いてアナログ信号を処理する演算部を接続してもよい。
【０１３１】
また、前記各実施の形態では、第１，第２の出力信号Ｖ1，Ｖ2が駆動電圧Ｖddの範囲内で、この駆動電圧Ｖddの最大値に近い値となるように演算増幅器９，１１の増幅率を設定した。また、第１，第２の出力信号Ｖ1，Ｖ2がＡ／Ｄ変換回路２３の入力レベルよりも低い範囲内で、この入力レベルに近い値となるように演算増幅器９，１１の増幅率を設定した。しかし、本発明はこれに限らず、設計仕様等に応じて、演算増幅器９，１１の増幅率を適宜設定することができる。
【０１３２】
さらに、前記各実施の形態では、本発明の検出回路を人間の心電信号を検出する生体情報の測定装置１，３１，４１，５１に適用した場合を例示した。しかし、本発明はこれに限らず、例えば筋電の検出や空気中の電位の検出にも適用してもよく、２つの検出信号の差分を演算する各種の検出装置に適用することができる。
【符号の説明】
【０１３３】
１，３１，４１，５１  測定装置
２  第１の検出電極
３  第２の検出電極
４  第１の高インピーダンス回路
５  第２の高インピーダンス回路
６，３２，４２，５２  増幅回路
７，３３，４３，５３  第１の増幅部
８，３４，４４，５４  第２の増幅部
９，１１，１７  演算増幅器
１４  第１のカップリングコンデンサ
１５  第２のカップリングコンデンサ
１６  差動増幅回路（差動回路）
２２，３７，４６  演算部
２３  Ａ／Ｄ変換回路
３８，４７，５８  自動利得制御回路（ＡＧＣ回路）
５６  演算部（デジタル処理回路）
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【国際調査報告】
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