(57)【要約】試験中の対象から発する小電位を測定するよう適合され、一組の入力用探針を持つ高入力インピーダンスの電位計を備えた電気力学センサーにおいて、前記一組の入力用探針の少なくとも一つは、前記対象と直接的な電気的接点を持たず、前記電位計の回路装置は、それと関連する電界を乱さずに、前記小電位まで前記電位計の感度を累積的に増やす、補助回路を組み合わせたものを含むことを特徴とする電気力学センサー。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
試験中の対象から発する小電位を測定するよう適合され、一組の入力用探針を持つ高入力インピーダンスの電位計を備えた電気力学センサーにおいて、前期一組の入力用探針の少なくとも一つは、前記対象と直接的な電気的接点を持たず、前記電位計の回路装置は、それと関連する電界を乱さずに、前記小電位まで前記電位計の感度を累積的に増やす、補助回路を組み合わせたものを含むことを特徴とする電気力学センサー。
【請求項２】
試験中の対象から発する小電位を検出するために一組の探針を持った、高入力インピーダンスの電位計を含む電気力学センサーにおいて、前記一組の探針の少なくとも一つと前記人体との間に、直接的な電気的接点が無いことを特徴とする電気力学センサー。
【請求項３】
前記センサーに対して、保護化とブートストラップと中立化と電源レールのドリフトの修正と電源変調とオフセット修正の内の少なくとも２つを提供する補助回路を含むことを特徴とする請求項１記載の電気力学センサー。
【請求項４】
前記人体と直接的な誘導的接触が無く、従って非侵襲的で電気的に絶縁された動作を維持する探針を含むことを特徴とする前記人体の電気的活動を検知するための電気力学センサー。
【請求項５】
前記センサーは、非侵襲的で電気的に絶縁された探針によって、接触モード或いは遠隔非接触モードのいずれかで、前記電気的活動を観察することができることを特徴とする請求項４記載の人体の電気的活動を検知するための電気力学センサー。
【請求項６】
人体から電位計増幅器の初段へ効率的に信号を転送するのに、容量性結合が使用されることを特徴とする請求項４記載の人体の電気的活動を検知するための電気力学センサー。
【請求項７】
前記容量性結合は、測定される人体とセンサーとの間に空隙があることを特徴とする請求項６記載の人体の電気的活動を検知するための電気力学センサー。
【請求項８】
容量性結合は、絶縁材料の薄膜を持った円盤状電極を備え、酸化物の厚さは、必要な容量と所定のセンサー表面積とセンサー円盤の材料（基板）を提供するように選択されることを特徴とする請求項７記載の人体の電気的活動を検知するための電気力学センサー。
【請求項９】
前記薄膜は、陽極化された酸化膜を備えることを特徴とする請求項８記載の人体の電気的活動を検知するための電気力学センサー。
【請求項１０】
前記薄膜の厚さは、１μｍのオーダーであることを特徴とする請求項８記載の人体の電気的活動を検知するための電気力学センサー。
【請求項１１】
保護された同軸構造の電極を含むことを特徴とする請求項２記載の人体の電気的活動を検知するための電気力学センサー。
【請求項１２】
平面の３プレート構造の電極を含み、２つの保護プレートの間に挟まれた測定電極を持つことを特徴とする請求項１１記載の人体の電気的活動を検知するための電気力学センサー。
【請求項１３】
２つの探針からの差分信号は、所望しない雑音信号の効果を減ずるのに使用されることを特徴とする請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサー。
【請求項１４】
直線上に或いは高次元の領域に配された多数の探針は、動的電位ラインプロファイル或るいはマップを作り、人体の表面上の、或いは前記人体内のある位置からの電気的活動を測定或いは表示するのに使用されることを特徴とする請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサー。
【請求項１５】
一つの探針は、直線上に或いは高次元の領域に渡り走査されて、動的な電位ラインプロファイル或いはマップを作り、人体の表面上の、或いは前記人体内のある位置からの電気的活動を測定或いは表示することを特徴とする請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサー。
【請求項１６】
請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサーを含むことを特徴とする、心電図或いは脳波図或いは眼電位図のための外来用観察器。
【請求項１７】
請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサーを含むことを特徴とするアレイ画像装置。
【請求項１８】
請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサーを含むことを特徴とするカテーテル探針。
【請求項１９】
請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサーを含むことを特徴とする、神経筋肉（ＥＭＧ）或いは他の生体力学の信号の検出器。
【請求項２０】
請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサーを含むことを特徴とする人工手足。
【請求項２１】
請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサーを含むことを特徴とする、近接検出或いは近接制御のための遠隔検知装置。
【請求項２２】
請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサーを含み、人体に対して、直接に制御機能を実行する、および／または生体自己制御を適用するためのマシンインターフェイス。
【請求項２３】
請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサーを含むことを特徴とする、インピーダンス断層撮影のための装置。
【請求項２４】
請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサーを含むことを特徴とする、地球物理探査のための装置。
【請求項２５】
請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサーを含むことを特徴とする、金属構造の亀裂と腐食の検出のための装置。
【請求項２６】
請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサーを含むことを特徴とする、静電場内の誘電物質の動きを検出するための装置。
【請求項２７】
請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサーを含むことを特徴とする、圧力のかかった岩により作られる電圧を観察するための装置。
【請求項２８】
請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサーを含むことを特徴とする、遠隔容量性測定のための装置。
【請求項２９】
請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサーを含むことを特徴とする、絶縁電極を漬浸することで液体システムあるいは混合物の特性を測定するための装置。
【請求項３０】
請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサーを含むことを特徴とする、その画像を作るための走査用集積回路のための装置。
【請求項３１】
請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサーを含むことを特徴とする、電子機器のための信号出力システム。
【請求項３２】
請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサーを含むことを特徴とする、神経ネットワーク内の信号或いは信号伝搬の非接触検出のための検出器。
【請求項３３】
請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサーを含むことを特徴とする、核磁気共鳴あるいは核四重極共鳴と共に使用するための探針。
【請求項３４】
請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサーを含むことを特徴とする、単一細胞生物学のための観察器。
【請求項３５】
請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサーを含むことを特徴とする、単一の神経あるいは筋肉の繊維による電気的活動を測定するための観察器。
【請求項３６】
請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサーを含むことを特徴とするスマートカード。
【請求項３７】
請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサーを含むことを特徴とする人体の状態の観察器。
【請求項３８】
請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサーを用いて製造されることを特徴とする、心電図（ＥＣＧ）および脳波図（ＥＥＧ）或いは眼電位図（ＥＯＧ）。
【請求項３９】
請求項１〜１２のいずれか一つに記載の電気力学センサーを用いることを特徴とする、電気的活動を検知する方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、電気力学センサーとその応用とに関する。これら応用の、商業的に重要な技術的分野は、医療診断、地球物理探査、生物測定検出、工業的測定学などに亘る。特に、本発明は、二探針（two-probe）の電子心拍曲線（ＥＣＧ）と、外来の脳波室（ＥＧＧ）と、実時間で三次元表示の様な新しい診断の助けになる探針などを得るのに使用することができる。
【０００２】
この明細書では、以下の用語は、下記に示す意味を持つと理解されたい。
［センサー］−完全な一式（電極＋電位計増幅器）
［電極］−信号に結合するセンサーの一部（例えば、酸化薄膜電極）
［電位計］−電子機器（例えば、帰還技術を含む増幅器）
［接触モードのセンサー］−電気的接触は無く、物理的接触のみ
［遠隔非接触モード］−電気的接触も物理的接触も無い
【背景技術】
【０００３】
感度の良い電気力学的測定機器を作るために、入力インピーダンスを高くして、それによって、動作に必要な入力信号の電力を少なくすることが普通である。しかし、非常に高いインピーダンスを持った電子回路は、安定性が悪くなりがちなので、実際の機器は、通常、希望する入力インピーダンスを与えることと、許容できる程度の安定性を達成することの間で妥協をする。感度の点で桁違いの改善をするために、異なる回路手法を結合し、その上、比較的熟練度の低い操作者が、毎日の環境で測定をすることができるだけの十分な安定性を維持する方法を考案した。
【発明の開示】
【課題を解決するための手段】
【０００４】
本発明によると、試験中の対象から発する小電位を測定するよう適合され、一組の入力用探針を持つ高入力インピーダンスの電位計を備えた電気力学センサーが与えられ、その一組の入力用探針の少なくとも一つは、前記対象と直接的な電気的接点を持たず、前記電位計の回路装置は、それと関連する電界を乱さずに、前記小電位まで前記電位計の感度を累積的に増やす、補助回路を組み合わせたものを含む増幅器を備えている。
【０００５】
本発明の他の面によると、試験中の人体から発生する電位が発する小電位を検出するための、一組の探針を持った高入力インピーダンスの電位計を含む、生物測定用の電気力学センサーが与えられ、前記一組の少なくとも一つの探針と前記人体の間には、直接的な電気的接触は無い。有利なことに、前記装置は、電子心拍曲線或いは脳波室あるいは眼電位図の測定に使用することができる。
【０００６】
次に、本発明は、添付する図面を特に参照して説明する。
【発明を実施するための最良の形態】
【０００７】
本発明に基づいた高インピーダンス電位計は、回路手法を複雑に組み合わせてある。多くの異なる部品を使用しており、その内のいくつかは、工業用の実験室の電位計に見られるものである。
【０００８】
完全な増幅器Ａになるのに、実際の増幅器に有限の入力抵抗（Ｒｉｎ）と入力容量（Ｃｉｎ）を加えると、図１に示す装置になり、ここでは、ＲｉｎとＣｉｎは、増幅器の性能による内部の（固有の）制限と見ることができる。閉ループの利得は、１に等しいと仮定する。
【０００９】
実際の回路では、素子は、典型的には、動作のために入力ケーブル配線等を備えた、何らかの形状のプリント回路基板を組み込んでいる。これらによって、他の容量の項Ｃｓと、おそらく漏洩の項Ｒｓが発生する。回路は、ＲｉｎとＣｉｎを増幅器内部に入れて、書き直される。
【００１０】
実際には、Ｒｓは、非常に高い（ほぼ開いた回路）として、通常は、考慮しない。この場合には、全体の入力インピーダンスに対する抵抗の割合は、増幅器への一定の入力バイアス電流を提供する要求によって左右される。従って、安定した回路のために最低限要求されるものは、一定の入力抵抗Ｒを含むことであろう（図３）。
【００１１】
現代の低入力バイアス電流の増幅器によって、バイアスの必要条件はＩｂ〜１００ｆＡであり、オフセット電圧（Ｖｏｆｆ）は、
Ｖｏｆｆ＝Ｉｂ×Ｒ      …（式１）
で与えられる。典型的には、Ｖｏｆｆ＝１００ｆＡ×１００ＧΩ＝１００ｍＶである。
【００１２】
１００ＧΩ未満の入力バイアス抵抗を（もし使用可能あるいは実際的ならば）使用することによって、そのような抵抗の温度係数が良好でないために、熱ドリフトの問題に関連した高い電圧のオフセット電圧となる。これは、従来の電位計には、常に問題となる。
【００１３】
それでもやはり、高い抵抗を持つ部品が依然として必要である。このことから、通常は、１００ＧΩの形態が使用されるが、代わりに、例えばSiliconix PAD1のような低漏洩ダイオードや、適切な照明源に結合される（抵抗を制御するための）小さなネオンランプや、電界効果トランジスタのチャネルでも良い。
【００１４】
増幅器の入力インピーダンスは、有利なことに、帰還手法を組み合わせることによって拡大される。
【００１５】
動作を改善することのできる一つの手法として、「保護化」（guarding）がある（図４）。これは、入力回路や配線や電極を、できる限り増幅器の出力が駆動する遮蔽Ｓで、物理的に囲むことを含んだ正帰還手法である。容量における充電効果は、遮蔽上の電位（信号電位）を入力電極上と同じに維持して、漂遊成分Ｃｓを取り除くことによって軽減される。実際に、これは、完全ではないが、１／Ａ０のオーダーの減少が生まれる。ここで、Ａ０は、増幅器の開ループの利得である。
【００１６】
その後、信号周波数における効果的なインピーダンスを増やすために、「ブートストラップ」が、部品に与えられる。これも、正帰還の手法である。バイアス抵抗Ｒを２つの部品Ｒ１とＲ２に分けることによって、コンデンサＣは、出力電圧を中間点に与えるように利用される。図５を参照のこと。こうして、入力電圧は、上側の抵抗の両端子に現れ、ゼロの電流の流れと無限大のインピーダンスという結果となる。実際には、再び開ループの利得に関連した小さな誤りがあるが、Ｒ２とＣＲ２の時間定数によって起こる減衰にも関連している。後者は、ブートストラップが、この時間定数に関連した周波数以下で動作することを防止している。
【００１７】
他の正帰還手法は、「中立化」（neutralisation）であり、これは、増幅器の固有の入力インピーダンスをアドレスするのに使用することができる（図６）。小さなコンデンサＣｎ（通常、１ｐＦ未満）は、出力信号を直接に入力信号に与えるのに使用される。抵抗Ｒ３とＲ４と電位差計Ｒ５とが、希望するレベルへ中立化を設定するのに使用される。入力電極と保護構造に対する、注意深く制御され固定された幾何学的形状をもって、これによりＣｉｎを〜１／Ａ０の因子で減じることができる。
【００１８】
これらの安定化手法の結果は、以下の表にまとめることができる。
【表１】
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【００１９】
別の実施形態において、光帰還安定ループが、直流負帰還ループの代わりに使用される。この装置において、低漏洩の光ダイオードあるいは小さいネオンランプが、入力抵抗Ｒの代わりに、適切な照明源に（抵抗を制御するために）結合される。
【００２０】
さらに別の実施形態において、電界効果トランジスタのチャネルが、安定化を実行するために、ゲート型抵抗（gated resistor）として使用される。
【００２１】
最大の感度を得るために、入力回路に対して定義された幾何学的形状を使用することにより、またこれら全ての手法を結合することにより、各帰還手法を限界まで拡張することが望ましい。この手続きは、確立された手順に反するゆえに、全体的に自由なものである。これら正帰還手法を一つの増幅器の中で組み合わせて使用することは、動作が不安定になる可能性がある。
【００２２】
この方法に関連して、正帰還手法の組み合わせから最大の利益を引き出すという目標を達成するのに、その先の段階を使用することができる。正帰還の程度を大きくする際の基本的問題は、発振あるいはそれ以上によくある直流ドリフトに先立って、増幅器が電源レール電圧（supply rail voltage）で飽和するまで、不安定性が発生することである。
【００２３】
この問題は、出力電圧を増幅し、かつ低域通過フィルタを用いて全ての信号周波数を取り除き、かつこのフィルタを掛けた信号を入力バイアス抵抗ネットワーク（例えば、Ｒ２で）の中に与えることによって、システムの直流動作点を安定させるために、直流を低周波数負帰還ループＣｌｐ１，Ｒｌｐ１−Ｃｌｐ３，Ｒｌｐ３に取り入れることで解決されるのが好ましい。これは、図７で示されるが、そこでは、保護化と中立化の回路が簡潔さのために割愛された。
【００２４】
最終的な結果は、非常な入力インピーダンスである〜１０１７Ωと共にＣ〜１０−１５Ｆのシステムであり、これは、入力電極において直流で開回路が動作した時に、直流で安定する。
【００２５】
この手法は、とても効果的なので、大きな利得を初段電位計増幅器に持たせることが可能である。これは、通常、極端な不安定性を生み出すが、増幅器内の適所に帰還ループを設けることで、安定し、入力に関する雑音が大きく減少することになる。典型的に、１０倍の利得によって、雑音レベルが１０倍減少し、１００倍の利得によって、雑音レベルが３０倍減少するだろう。雑音のそのような減少は、利得を大きくすることでのみ可能となり、利得を大きくすること自身は、上述したように、バイアスネットワークに加えられる帰還手法を用いることでのみ可能となる。
【００２６】
入力バイアス電流を提供するためのさらなる装置は、偶然の発見の結果、現れた。もし増幅器が入力で直流バイアスの準備が無く動作すれば、出力は、電源レール（Ｖ＋あるいはＶ−）上で飽和するまで、変移するだろう。これは、正あるいは負のいずれかであろう。増幅器を対称的な電圧すなわちＶ＋＝Ｖ−でバイアスするのは、通常の動作である。しかし、非対称的にバイアスすることによって、多くの場合に、変移の方向を逆転させることが可能である。この機構は、電源レール電圧を用いて操作される、チップ上の漏洩電流によって、入力バイアス電流は平衡が保たれるからであると考えられている。もし正確な電圧非対称性が選択されると、これによって、入力上のバイアス成分を用いずに、安定した直流動作条件が得られる。安定した動作条件が維持されることを保証するために、増幅器の出力において変移に応答する直流帰還ループが、電源システムに組み入れられる。電源レールが、変移に対向するために動く方向は、選択した特定の増幅器に従って、当業者が選択することができる。帰還増幅器Ａｆ１，Ａｆ２は、必要に応じて、反転型或いは非反転型のいずれかで良い。誤り（オフセット）信号は、増幅されて、通常のＶ＋あるいはＶ−の電源部に印加される。
【００２７】
［電源変調］（装置の容量のブートストラップ）は、入力容量（Ｃｉｎ）を減らすための中立化の代わりとして使用することができる。
【００２８】
図８には、濾過は示されていない。直流から低周波数の信号が、電位計を安定させるために、負帰還で帰還されるであろう。この手法は、中立化の別の実現例として、電源レールに信号を印加する（すなわち正帰還）のに使用する（電源変調）こともできる。このモードにおいて、装置（入力）容量は、増幅器のアクティブな入力部品をブートストラップすることによって、効果的に除去される。
【００２９】
この方法の別の実現例は、［オフセット修正信号］Ｖｏｆｆを、集積回路チップのオフセット電圧調整ピン（オフセットゼロ）を介して取り入れることである。正確な構成は、選択した増幅器によるが、一般的に、図９に示される構成であり、この構成では、図８で示すように、他の全ての帰還回路が簡潔さのために割愛されている。
【００３０】
帰還増幅器の符号は、特定の増幅器によるものであり、それは負帰還を保証するように選択される。
【００３１】
正帰還と負帰還の両方は、電源変調に使用することができる。高域通過フィルタを備えた正帰還は、中立化の別の手法として使用することができる。負帰還は、低域通過フィルタ／積分器と共に、直流帰還安定化ループとして使用することができる。
【００３２】
これらの発展させた回路を組み込んだ電気力学センサーの特定の応用分野は、人体の電気的診断動作に見出される。それらによって、探針は、非侵襲的で電気的に分離された操作を維持しつつ、人体と物理的接触をすることができる。これら探針を新しいセンサーの中で使用することで、高解像度かつ低雑音の寄与によって、人体の内部の電気的活動を観察することが可能になる。一つの特別な応用例は、高解像度の心電図と、人体から１.０ｍまでの距離での人間の心臓の動きの遠隔診断の製品である。
【００３３】
人体の表面の時空間電位は、電気探針を人体へ当てることによって、医療診断の目的で定期的に観察される。心電図（ＥＣＧ）を観察するために、金属の電極が粘着パッドと共に皮膚に当てられるのが通例であり、塩化銀のジェルが、電気的変換器として働くように使用されて、皮膚表面のイオンの流れを電子増幅器か検出できる信号に変換する。例えば、ヒル・プルキンエ放出の識別が心房と心室の脱分極に時間的に関連して重要である、正確な診断の目的に必要な高解像度のＥＣＧは、一般的に、生物センサー（biosensor）が心臓カテーテルを介して動脈の中へ挿入される内部心臓手法を用いてのみ取得できる。
【００３４】
脳電図（ＥＥＧ）を作るために人間の脳から電気的活動を観察することは、これまでは、しばしば頭髪と表皮組織が除去されてしまうことになる、頭皮への多点の電気的接続が必要であった。脳の局所から識別ができる脳電図は、しばしば、皮下の金属線の探針が患者に挿入される必要があった。現在、人間の電気的活動を観察するのに使用される手法は、人体と直接的な電気的接点を持っており、対応する電流が供給源（人体）から引き出される。この状況では、供給源の電位の変更と、測定した信号の歪みと、患者の電気的ショックの可能性が常にあるだろう。人体の信号を検知する、真に非侵襲的な方法には、現在使用される手法により課せられる、特に、患者の快適さに関する制約に、多くの利点がある。
【００３５】
本発明による高入力インピーダンスの電気力学センサーは、人体の電気的活動を、非侵襲的で電気的に絶縁された探針を用いて、接触モード（電気的に絶縁した物理的接触）か或いは非接触モード（物理的接触は無し）を使って観察することができる。
【００３６】
人体から電位計増幅器の初段へ信号を効率的に転送するために、容量結合が使用される。遠隔（非接触）の探針の場合、この容量は、測定する人体とセンサー（典型的には２５ｍｍから２００ｍｍの直径の円盤）の間の空隙で定義され、空隙の空間内にある布のような物質によって軽く変更される。遠隔モードの結合容量は、典型的には１ｐＦ未満である。入力インピーダンスが大きくなり、電位計増幅器の有効入力容量が小さくなることで、より効率的な結合となり、それに従って、信号対雑音比が大きくなる。これら遠隔の電気力学センサーは、上述した帰還手法と保護化手法を利用するのが好ましい。接触探針に対して、容量性の大きな（大容量）結合電位計が、測定する人体と物理的接触をするのに使用される。
【００３７】
別の実施形態において、大きな容量（＞１００ｎＦ）が、測定する人体を電気的増幅器に結合するのに使用される。これによって、遠隔モードを通して２つの利点がある。第１に、強力な結合によって、増幅器の入力容量による信号の減衰が減るか除去され、第２に、有効な供給源のインピーダンス（増幅器の入力から見て、供給源の中を覗くようなインピーダンス）が減り、従って増幅器の電流雑音の影響が減じる。必要な大容量（と電気的絶縁）は、接触表面上の物質を絶縁物質を共に円盤電極を用いて、作られる。厚さは、センサーの表面面積とセンサーの円盤物質（基板）とを決めると、必要な容量を提供するように選択される。典型的には、厚さは、１μｍのオーダーである。陽極酸化フィルムを用いたが、上記の実施形態では、スパッタをして蒸着したフィルムを使用することもできる。適当な物質は、Ａｌ２Ｏ３，Ｎｂ２Ｏ５，Ｔａ２Ｏ５そして最も普通には、ＴｉＯ２である。一般的に、酸化物、窒化物、あるいは高誘電定数を持った他のフィルムを使用することができる。もしＳｉＯ２を使用すると、これによって、電位計をシリコンの同じ基板の円盤上に製造することができる。薄膜フィルムセンサー（図１０）は、電気的保護電極と電気的増幅器と共に、アセンブリの中に組み込まれて、完結した使える状態の探針を作る。これは、基板５の上に表面酸化層３を持ち、増幅器９への保護部７を持つリード線によって接続されるセンサー電極円盤１を組み込む。
【００３８】
図１０は、接触モードの人体の電気力学的測定のための、典型的な使えるセンサー探針を図を表している。酸化層が電極基板上に作られて、強力な電気的結合を与える容量を形成する。
【００３９】
電気力学的な人体の診断用の生物センサーの探針を、電気的に絶縁された接触モードあるいは遠隔診断モードで、代わりに用いることができる。接触モードは、特別に開発されたセンサーによって一つの結合が作られる、単一の或いは多数の探針を用いるのが好ましい。遠隔モードは、測定する人体に容量結合を形成する一定のセンサーを使用するのが好ましい。帰還ネットワークを低雑音の電界効果トランジスタの入力増幅器に適用することで、バイアス条件の効果が減じ、入力抵抗は大きくなって入力容量は小さくなり、増幅器を信号源に効率的に適合させる。この結果、供給源の負荷は最小となり、低雑音の動作が得られる。最新世代の生物センサーを電位計に結合する最近の研究によって、接触モード動作において、１ＭＨｚ時に１００ｎＶ／√Ｈｚにまで下がった雑音の入力を作り出した。
【００４０】
人体の電気的活動を時間領域で観察するセンサー探針の応用例が図１１に示される。図１１ａは、単一の電気的に絶縁された非侵襲的な接触探針を用いて、右手の人差し指の先から検出した高解像度のＥＣＧを示している。（衣服越しに）胸部から５ｃｍの距離で遠隔検出した対応するＥＣＧが、図１１ｂに示される。図１１ｃは、胸部から（衣服を通して）３０ｃｍの距離で遠隔検出した、動脈パルスに対応する信号を示している。図１１ｄは、業務用の飽和型酸素パルスの酸素濃度計（信号帯域幅（ａ−ｃ）＝２Ｈｚから３０Ｈｚ）から引き出した時間基準信号である。
【００４１】
単一探針ＥＣＧの忠実度は、２本の探針からの差分信号を用いて大部分除去できる、筋電図検査と骨格の人体雑音によって制限される。図１２は、新しい電気的に絶縁された非侵襲的な一組の接触探針を用いて、人差し指の先から記録した高解像度の心電図（ＨＲ−ＥＣＧ）の一例を示している。図１２のＥＣＧは、心臓学の専門用語的に、信号が２本のアームリード線（‘ＬＡ’−‘ＲＡ’）の間の差から導かれる‘Ｉ’リード線と等価である。この場合、‘Ｉ’リード線は、左手の指の信号と右手の指の信号の差から導かれる。ＥＣＧは、高解像度ＥＣＧの通常の特性、すなわちＰ波とＱＲＳ複合とＴ波を示している。各手の人差し指の先は、別々の生物センサーの上に置かれ、差分信号（左−右）が表示される。差分信号（左−右）は、高解像度ＥＣＧの通常の特性、すなわちＰ波とＱＲＳ複合とＴ波を示している。加えて、このＨＲ−ＥＣＧは、従来からの３リード線あるいは１２リード線のＥＣＧ内に、あまり現れそうに無い事象に対応する特徴、つまり、頂点がヒス・プルキンエ放出（Ｈ）とＵ波の位置に対応する特徴を示している。
【００４２】
本発明の特定の実施形態に従った遠隔生物センサーを用いて、人体の心拍は、衣服を着た人体から１メートル以内の距離で検出された。１メートル離れた一組の遠隔センサーを用意し、人体をセンサー間に置くことにより、動脈パルスに対応する信号が図１３に示すように検出された。
【００４３】
直線状に或いは高次元の領域に配された多数のセンサーは、人体の表面や内部臓器からの電気的活動を測定し表示する、動的で潜在的な線形状やマップを作り出すのに使用することができる。例えば、ＥＣＧ信号は、胸部の表面に接触した領域アレイ（ｘ，ｙ）内に配された多くのセンサーから、同時に検知することができる。これらのＥＣＧ信号は、その後、ＥＣＧの場合なら心臓内の電気的活動、つまり心臓の働きの動的な画像を示す、領域（ｘ，ｙ）に渡る電位を、実時間で動的表示するのに使用することができる。遠隔非接触センサーアレイを使用すると、表示は似たものになるが、距離と角度の情報を持つことになり、電気的活動の源を、逆変換手法を用いて決定することができる。接触型と遠隔非接触型のセンサーアレイを組み合わせたものは、人体の表面上の異なる領域からの、人体の組織内の異なる深さにおける電気力学的マップを作り出すのに使用することができる。
【００４４】
この手法の拡張性を備えた性質によって、センサーと信号の源の間の広範囲の結合容量について動作が可能となる。これは、測定する試料の表面から探針が離れて良い距離が、広範囲であるということを意味する。例えば、センサーは、動作中の集積回路の表面上から、電気力学マップを得るのに使用することができる。１つの探針は、例えば、ラスター走査のパターン内の、データを得ようとする表面に渡って走査をすることができる。代わりに、センサーのアレイは、データを同時に得るのに使用することができる。１つの探針、あるいは多次元のアレイで、表面に渡って走査して、データ取得時間を大幅に減らすことができる。同様に、１つのあるいは多次元のアレイは、センサーあるいは試料を動かす必要なく、実時間で、データを同時に得るのに使用することができる。
【００４５】
保護された電極構造は、現実には同軸型が典型的であるが、特にマイクロ探針は、他の形態を取ることもできる。その目的は、可能な範囲で最も完全な保護を与えることである。小型化された薄膜電極によって、一実施形態は、２つの保護プレート間に挟まれた測定電極を持った、平面の３つのプレートによる構造であろう。
【００４６】
本発明のさらなる実施形態によって、人体の電気的活動を、非侵襲的で電気的に絶縁された、そしていくつかの場合に非接触型であるセンサーを用いて、観察することができる。測定することのできる信号の中には、心電図（ＥＣＧ）と脳波図（ＥＥＧ）と眼電位図（ＥＯＧ）が含まれる。本方法では、ＥＯＧは、皮膚の下に挿入されるか、電解糊で皮膚と電気的接触をして、目の周囲に置かれる電極を使って観察される。４個のセンサーを使用したが、その内、２個は、左右の眼球の動きを検出し、２個は、上下の動きを検出するためのものである。電極は、眼の上下の前部こめかみの突起部に置かれるのが望ましい。ＥＯＧセンサーは、乾燥した状態で皮膚の表面と接触し、電気的に人体から分離している。図１４−１６は、眼球が頭部に対して動く際に、角網膜（corneo-retinal）の位置の変移を測定するための、これらセンサーの使用例を示したものである。示した例において、眼の角運動は、約±２０度である。
【００４７】
図１４は、左から右に、また上下の眼の動きから得られる、電圧の変移を示すＸとＹのセンサーからのＥＯＧ信号を示している（Ｒ＝右、Ｌ＝左、Ｕ＝上、Ｄ＝下）。図１５は、対角線の眼の動きから得られる、電圧の変移を示すＸとＹのセンサーからのＥＯＧ信号を示している（ＵＬ＝左上、ＵＲ＝右上、ＤＲ＝右下、ＤＬ＝左下）。図１６は、眼のそれぞれの瞬きの、２つの別々の期間から得られる、電圧の変移を示すＸとＹのセンサーからのＥＯＧ信号を示している。
【００４８】
さらに別の実施形態では、後頭葉の領域内にある脳の後部からのＥＥＧが観察される。この実施形態では、使用されるセンサーの探針は、それぞれ２５ｍｍの直径の２個のセンサーを用いた、手で持って別々に入力する種類のものである。センサーは、身体的に作られているが、頭部表面に直接電気的に接触はせず、頭皮に対して特別に配慮はされておらず、信号は、頭髪を通して集められる。センサーは、国際標準‘１０−２０’システムによる、おおよそ‘Ｐ３’と ‘Ｏ１’の位置内に置かれた。非アレルギー性で水性、非電解のジェルが、使われて、（摩擦電気の）頭髪からの静的雑音を減らし、化学的に挿入されて高い誘電率を持つがゆえに、結合を拡大する。
【００４９】
図１７は、後部領域内の頭部の表面から集められたＥＥＧデータの、１０秒間の時間領域信号である。左へのＥＥＧ波形は、患者の眼が閉じられている時に存在するが、開いた時に‘ブロック’される、アルファ波を示している。
【００５０】
図１８は、頭部の後部から頭髪を通して集められたＥＥＧ波形であり、アルファ波のブロックを示している。下のウィンドウは、患者の眼の状態を示す出来事の標識と共に、約２３秒間のＥＥＧデータを示している。眼が開閉する際の、ＥＥＧ波形の振幅における変化が、明らかに見て取れる。上部のウィンドウは、同じＥＥＧデータに対する結合周波数（ＪＴＦ：Joint Time Frequency）のプロット図であり、眼が閉じている間は、ＥＥＧは、主に約１０Ｈｚのアルファ波から成っており、これは眼が開いた時に消えることを示している。
【００５１】
図１９は、図１７，１８のＥＥＧ波形に対応する電力スペクトルを示している。上の電力スペクトルは‘眼が閉じている’期間に対応し、下の電力スペクトルは‘眼が開いた’期間に対応する。このデータは‘眼が閉じている’期間の間に、約１０Ｈｚの（アルファ波のリズムの）ピークを示し、これは、眼が開いた時にアルファ波ブロックが発生する際に消えることを示している。Ｘ軸はＨｚによる周波数である。図２０は、図１８のＥＥＧ波形の結合周波数プロット図を、３次元カラーマップでプロットしたものである。これは、患者の眼が閉じている間に発生し、眼が開いた時に消える、大部分１０Ｈｚのアルファ波を示している。
【００５２】
アルファ波のリズム（８−１４Ｈｚ）は、患者の眼が閉じて休んでいるときに、最も盛んであることが良く知られている。眼が開いている時は、アルファ波のリズムは、通常、消えて、ベータ波のリズム（１４−３５Ｈｚ）に置き換わっており、この現象は、アルファ波ブロックと呼ばれる。このアルファ波ブロックを観測することで、ＥＥＧが実際に観察されていることが分かる。
【００５３】
別の特別な実施形態では、高解像度で移動用の心電計での観察をするために、腕に装着する電気力学センサーが使用される。高解像度の心電図は、各腕に腕時計の形で装着するこれら２つのセンサーを用いて得ることができる。これらのセンサーは、動作のために本物の導電経路を必要とせず、患者への直接的な電気的接触無しに非侵襲的に使用される。高解像度という能力に加えて、これらのセンサーは、健康とフィットネスの分野で用いられる、現在の腕時計型の心拍の観察器に対して、大きな優位点を持っている。さらに、その感度と低雑音レベルによって、時間的にヒス束脱分極（His bundle depolarisation）に相当するピークを検出するという、従来からの表面の心電図で通常は見られない特徴が可能になった。これらの新しい機器は、スポーツと移動観察と同様に、臨床医学において特定の応用分野が見付かる。
【００５４】
診断用に臨床の現場で日常的に使用されるために、標準化された接続方法が、心電図のために開発された。1988年Webster J.G.(ed)Medical Instrumentation - Application and Design (Jone Wiley & Sons Inc, NewYoyk)を参照されたい。この標準化は、１２リードシステムと呼ばれ、ここでは、各リードが人体上の電極の位置の特定の組み合わせと、これら電極からの信号の組み合わせから引き出される特定の信号の表示とを参照している。特別に本実施形態の腕時計型電気力学センサー観察システムに対して、一つのセンサーは、各腕に付けられて差分信号（左−右）が表示に使用されるのが望ましい。これは、標準的な１２リード専門用語的に、Ｉリード心電図（ＬＡ−ＲＡと定義する）に等しく、通常は、肩や上腕に置かれた電極から検出される。指の先か腕から取られる本Ｉリード心電図の高忠実度は、ある面では、電気力学センサーの非侵襲的な性質によるものであり、別の面では、その構成の中で使用される電位計増幅器が高感度かつ低雑音であるせいである。
【００５５】
Ｉリード心電図の臨床（外来）の観察における応用と同様に、この腕時計型の電気力学センサーは、また一般的な心拍の観察にも応用を見い出せる。この種の電気力学センサーは、健康とフィットネスの分野で使用される、現在の商用の腕時計型の心拍観察器に対して２つの大きな利点がある。
【００５６】
心拍の正確な観察は、フィットネスの訓練にとって必須であり、その（１分あたりの拍動の）正確さは、その繰り返しが持つ特徴（例えば、ＱＲＳ複合）を如何に識別するかにかかっており、そのような正確さで上記特徴間の時間が記録できる。多くの業務用の心拍観察器の正確さは、測定した拍数と基準となる心電図とを比較することで決定され、当業者にとって、高解像度の心電図を提供するセンサーシステムを使用することで、心拍をより正確に決定することができることは明らかである。高解像度で心電図の既知の特徴全てを（ここでは、手首からのみ）検出する性能を持った、高感度かつ非侵襲的な性質の本電気力学センサーは、この目的のためには理想的であろう。
【００５７】
現在の心拍観察器に対して、電気力学センサーシステムを用いることの第２の利点は、快適さと便利さの内の一つである。正確な拍数を決定できるように、十分な精度の心拍信号を集めるために、ほとんどの業務用観察器は、胸部と皮膚への接触をする電極を用いる。本発明の電位センサーを基にした腕時計観察器は、（非侵襲的な）電極として働くのではなく、初段の検知と増幅電極とを収容する。電気力学センサーは、手首の上の定位置に、フックと輪になった締め具を使った適当なストラップで固定される。
【００５８】
本発明の電気力学センサーは、実際の電荷電流というより、電気変位電流を検出することで動作するため、電源への直接的な電気的接触は必要ない。従って、自然と非侵襲性があり、完全に生体適合性がある。また、非常に入力インピーダンスが高く（１Ｈｚで１０１５Ω）、雑音レベルが低く（１Ｈｚで、〜７０ｎＶ／√Ｈｚ）、これによって、心電図の分野には最適となる。電気力学センサーは、２つの電気的に絶縁された構成において使用され、それは、接触検出モードと遠隔非接触モードである。接触モードでは、センサーが人体と機械的に接触し、一つあるいは多数のセンサーが、適切なセンサー−人体インターフェイスによって結合する。遠隔モードでは、センサーと人体との間に空隙があり、測定中の人体に容量結合を形成する固定したセンサーが使用される。典型的な電気力学センサーのブロック図が、図２１に示される。これは、保護部を持ったセンサー電極２１と、出力ＯＰから入力ＩＰへの帰還ループ２４を持った増幅器２３を示している。この回路システムでは、有効入力インピーダンスを大きくし、入力容量を小さくするために、新しい帰還技術が、低雑音電位計増幅器に与えられる。外来の心電図と心拍観察に対して、心電図信号が、患者の手首の各々に付けられる２つのセンサーを用いて検出される。データ取得と表示に使用されるシステムが、図２２に図示される。ここで、２つのセンサー３１，３２からの電圧出力は、ディジタル化されて、ＰＣＭＣＩＡインターフェイスカード３６によってラップトップコンピュータ３５へインターフェイスされる前に、アナログフィルタ４が後に続く差動増幅器３３に与えられる。本システムは、電源向けの約１６ｎＶの電圧解像度を提供する、アナログ−ディジタル変換器を使用する。使用されるサンプリングレートは、典型的には、およそ１ミリ秒の時間解像度を与える１０００サンプル／秒である。もし必要ならば、このサンプリングレートは、時間解像度に付随する改善によって、かなり（例えば、〜５０００から１００００サンプル／秒まで）大きくすることができる。全体のシステムは、必要に応じて、メインから或いは電池から給電を受ける。腕時計型の電気力学センサーは、２５ｍｍの直径の活動領域を使用し、標準的な１８ｍｍ幅の時計のストラップを用いて取り付けられるが、この様子は図２３に写真で示される。センサーの有効領域は、電気的に人体から隔てられる。
【００５９】
図２４は、本実施形態による腕時計型電気力学センサーの雑音スペクトル密度を示しており、１Ｈｚで約７０ｎＶ／√Ｈｚの雑音レベルを示す。雑音スペクトル密度は、周波数の関数としての、雑音レベルの良好な指標であるが、しばしば、雑音を所定の帯域幅内の雑音全体として表現するのに、より有用である。帯域幅に対してプロットした雑音全体が、図２５に示されている。３０Ｈｚ帯域幅（本実施形態において心電図を得るために使用される）に対して、入力に起因する雑音全体は、約２００ｎＶｒｍｓである。この一緒になった雑音を整理して見ると、Ｉリード心電図内の正常なＱＲＳ複合の振幅は、約１ｍＶであり、皮膚表面におけるヒス束脱分極の振幅は、最大振幅が約１０−２０μＶである。
【００６０】
腕時計型筐体の中に装着される１組の電気力学センサーを用いて得られる高解像度の心電図の一例が、図２６に示される。この時間領域の信号は、心臓学の専門的に、Ｉリードと等価であり、個々で、本信号は、２つの腕のリード（ＬＡ−ＲＡ）の差から導かれる。この場合、Ｉリードは、左の腕信号と右の腕信号の差から導かれる。本信号は、実時間で、０.５〜３０Ｈｚの帯域幅内に記録され、平均化も他の電子処理も行われない。図２６に表示される５秒のデータには、５つの心臓のサイクルが含まれ、６個のＱＲＳ複合を示している。この振幅は、Ｒピーク間の時間間隔の測定値によって決定され、この場合平均的な心拍は、毎分６４ビートである。図２７は、１組の腕時計型の電気力学センサーから得た、２秒間のＩリード心電図を示している。これは、高解像度の心電図の通常の特徴を全て持っている（Ｐ波とＱＲＳ複合とＴ波）。加えて、この心電図は、また従来の表面型（人体の表面で検出される信号）心電図に通常見られる特徴を備えている。これらの特徴（ＨピークとＵ波）は、図２８において、名前が付けられ、波形中に存在する細部を明らかにする、拡大された電圧目盛りでもって、心電図のおよそ１心臓サイクルが（１秒のデータ）プロットされている。Ｈピークは、時間的に、ＰとＲの特徴に関連するヒス束脱分極の位置に対応する。
【００６１】
実際の臨床において、ヒス束の脱分極が、心臓に経静脈的に挿入される電極カテーテルを用いて習慣的に観察され、結果としての時間領域の表示は、心臓内のヒス束電気記録図と名付けられる。この心臓内の記録において、Ａ波とＶ波は、それぞれ表面心電図におけるＰ波とＱＲＳ複合に対応する。Ｈピークは、Ａ波とＶ波の間に発生する。正常な患者においては、Ａ−Ｈの間隔は、５５ミリ秒から１２０ミリ秒の間であり、Ｈ−Ｖの間隔は、３５ミリ秒から５５ミリ秒である。Ａ−ＨとＨ−Ｖの間隔の測定値によって、多くの種類の心臓病を示している可能性がある。Ａ−ＨとＨ−Ｖの間隔は、表面心電図からは測定できず、Ｈピークは、結果としての信号の空間平均を持った多くの電極を用いて、唯一、前もって表面上で識別された。本実施形態で説明したセンサーを使用してＨピークを識別することによって、表面心電図の臨床的可能性を、Ｐ−Ｈ（Ａ−Ｈに等しい）とＨ−Ｒ（Ｈ−Ｖに等しい）の間隔の、より決まりきった観察へと拡大した。図２８に示される心電図から、Ｐ−Ｈ間隔が〜７０ミリ秒であり、Ｈ−Ｒ間隔が〜５０ミリ秒であると分かる。
【００６２】
本発明による電気力学センサーは、遠隔測定に特別な応用を見付けられる。便利なことに、これは、センサー４１，４２を、続く電極４３と、及び無線リンクによって互いに結合される送信器４４と受信器４５を備える２つのサブシステムを持つ表示装置とから物理的に分離することで達成することができる。適切で小型で安価な無線送信器及び受信器が、市販のLow Power Radio Solutions, Quantec Groiup, U.K. Ltd.(Two Rivers Industrial Estate, Station Lane, Witney, Oxon, OX8 6BH)から利用可能である。これらは、図２９のブロック図に示すように、特定の実施形態において、心電図波形（別の構成を持った電気力学センサーから引き出された）を人体から遠隔の無線受信器と表示システムとへ送信するのに利用された。ここに、送信器と受信器の分離は、典型的には、１メートルから１０メートルであるが、この距離の１０倍以上でも良いかも知れない。選択した周波数変調された送信器は、４１８ＭＨｚ（極超短波：ＵＨＦ）の中心（搬送波）周波数を持ち、センサーと送信機は、電池駆動される。図３０は、１０００サンプル／秒のサンプリング速度で取られた、この観察システムを用いて記録された典型的な心電図を示している。
【００６３】
本発明による電気力学センサーの感度と低雑音性能によって、それらの応用例は、心臓の電気的活動の実時間画像を作るのに使用できる、高い空間解像度（多数の要素）アレイが可能になる。当業者ならば、適切に設計された安全ベルト或いはベストによって定位置に置かれた再利用可能なセンサーを備えた、標準的な（１２リード）の心電図記録システム内の、従来のＡｇ／ＡｇＣｌペースト電極に変えて、容易に本発明の電気力学センサーを代用することであろう。
【００６４】
表面心電図において、時間的にヒス束脱分極の位置に対応するピーク（Ｈ）を識別した。この特徴は、標準的な表面心電図では明らかでは無く、心臓の中へ経静脈的に挿入される、心臓内の電極カテーテルを用いて観察した時にのみ使用された。心臓内の記録における他の特徴と関連するヒス束脱分極のタイミングを測定することの臨床的重要性を考えると、この表面心電図内のＨピークを観察する能力は、大きな利点である。
【００６５】
とりわけ、本発明による電気力学センサーは、有利なことに、以下の応用分野で使用することができる。
【００６６】
ＥＣＧ−［長期の外来観察］−患者の快適さを改善し、かつ皮膚の反応を除くために、挿入接触型探針を用いる
［アレイ撮像］−同時に多点からデータを取得することで、時空間的情報を提供する線形あるいは２次元のアレイ
［カテーテル探針］−経静脈による使用のために電気力学センサーをカテーテルチューブの中に作ることができる、或いは、絶縁されたカテーテルの先端と、センサーの受動的アレイを用いて決定した位置に信号を与えることができる
【００６７】
ＥＥＧ−［長期の外来観察］−患者の快適さを改善し、かつ皮膚の反応を除くために、挿入接触型探針を用いる
［アレイ撮像］−同時に多点からデータを取得することで、時空間的情報を提供する線形あるいは２次元のアレイ
［マシン・インターフェイス］−直接に制御機能を実現し、かつ／または生体自己制御を与えるための、ＥＥＧ信号の使用
【００６８】
ＥＯＧ−［マシン・インターフェイス］−例えば、コンピュータゲームと乗り物の制御のように、直接に制御機能を実現し、かつ／または生体自己制御を与えるための、ＥＥＧ信号の使用
【００６９】
神経筋肉（ＥＭＧ）と他の生体力学的信号−
［人工的手足］−神経の信号および／または筋肉の信号を検出し、制御機能を直接的に実行するために、一つだけで或いは多数使用或いはアレイ状構成のセンサーの使用
[ロボット工学]−近接での検出あるいは制御の分野に対して、受動的或いは能動的なモードでの遠隔検出
[マシン・インターフェイス]−直接に制御機能を実行するため、および／または生体自己制御を与えるために、神経の信号および／または筋肉の信号の使用
[インピーダンス断層撮影]−電位計センサーと結合される誘導性あるいは容量性の入力信号を用いて、インピーダンス断層撮影の電気的に絶縁された実行を達成できる
【００７０】
遠隔検知−
[地球物理探査]−シューマン共振（Schumann resonance）のような電離層の効果を含む、地質学的に重要な、電位の勾配と、誘電異常と、地磁気地電流信号の遠隔検出
[金属構造の亀裂と腐食の検出]−例えば、航空機の部品で亀裂や腐食の異常によって起きる、伝導率あるいは電流密度の不連続性による異常を明らかにするために、金属表面の表面電位走査
[動き検出]−静電場における誘電物質の動きの検出
[地震予測]−例えば、圧電物質のような、圧力のかかった岩により作られる電圧の観察。圧電信号が大きな地震の前触れかも知れないと示す証拠が存在する
【００７１】
誘電定数の決定−
［遠隔容量測定］−通常、低周波測定で遭遇する電極分極による問題を伴わずに、損失係数を含む物質の誘電特性を決定するのに、微弱な容量結合を使用することができる
［混合物の測定］−絶縁電極を漬浸することによって、液体システムあるいは混合物上で、容量の測定を実行することができる。この方法によって、誘電特性は、電極分極の問題を伴わずに決定することができる。これは、例えば、油と水と砂の混合物に対して特に適用可能である
【００７２】
顕微鏡分野−
［ＩＣの表面の走査］−集積回路上の表面電位を画像化し、信号レベル及び実時間伝搬と、直流バイアスと、誘電特性と、埋め込み構造とに関する情報を作る。マイクロプローブあるいは、そのアレイは、実時間画像を提供するために製造することができる
［出力変換器］−電気光学機器や、未来の量子情報処理と量子計算システムのような、複雑なチップに集積することができる信号読み取りシステムとして使用する
【００７３】
［遠隔神経ネットワークの画像化］−信号の実時間検出と、神経ネットワーク内の信号伝搬
［ＮＭＲ，ＮＱＲ］−ＮＭＲあるいはＮＱＲの結果である局所時間に依存する電場を検出するのに、マイクロプローブを使用する。この手法によって、受信コイルと送信コイルとの間で通常遭遇するクロストークが排除される。高解像度の画像化は、電気マイクロプローブを使用することで、より容易になる
【００７４】
［単一細胞生物学］−細胞レベルにおける電気的活動が、マイクロプローブを用いて観測可能である。電極分極は排除される
［単一の神経／筋肉繊維］−単一の神経繊維による電気的活動の観察は、マイクロプローブあるいは、そのアレイを用いて行うことができる、例えば、マシンインターフェイスや人工手足の制御
【００７５】
［スマートカード］−スマートカードのチップから非接触で読み出した値は、誘導性あるいは容量性の電力およびクロック入力信号を結合されて、直接的な電気的接続をする必要が無くなる
［人体の状態の観察］−この中には、直接的な電気的接触をしていない電極が含まれるが、自覚や、睡眠や、パイロットや運転者や重要な職務をしている他の人の心臓の状態を観察する明確な目的のために、出力を与える。出力信号は、また個人の生物測定の識別、あるいはポリグラフまたは嘘発見器の機能を実行するのに使用することができる。
【００７６】
当業者ならば、低域通過フィルタの代わりに積分器を使用できること、また、動作中の低域通過フィルタは受動的な回路増幅器の代わりにすることができることを理解されよう。ディスクリートの増幅器は、集積回路増幅器の代わりに使用することができる。
本発明によるセンサーは、有利なことに、ナノスケールより上からある。
【００７７】
当業者には、探針は、必ずしも同じものである必要は無いことは、明らかであろう。
電気力学センサーの使用を心電図と脳波図とその同様なものの測定に関して説明したが、それらは、人体の他の電気的活動を測定するのに適用することができる。
【図面の簡単な説明】
【００７８】
【図１】本発明の特徴を表した回路図の例である。
【図２】本発明の特徴を表した回路図の例である。
【図３】本発明の特徴を表した回路図の例である。
【図４】本発明の特徴を表した回路図の例である。
【図５】本発明の特徴を表した回路図の例である。
【図６】本発明の特徴を表した回路図の例である。
【図７】本発明の特徴を表した回路図の例である。
【図８】本発明の特徴を表した回路図の例である。
【図９】本発明の特徴を表した回路図の例である。
【図１０】本発明の特定の実施形態で使用される検知用探針の図である。
【図１１】本発明の特定の実施形態に従った電気力学センサーでの測定結果である。
【図１２】本発明の特定の実施形態に従った電気力学センサーでの測定結果である。
【図１３】本発明の特定の実施形態に従った電気力学センサーでの測定結果である。
【図１４】本発明の特定の実施形態に従った電気力学センサーでの測定結果である。
【図１５】本発明の特定の実施形態に従った電気力学センサーでの測定結果である。
【図１６】本発明の特定の実施形態に従った電気力学センサーでの測定結果である。
【図１７】本発明の特定の実施形態に従った電気力学センサーでの測定結果である。
【図１８】本発明の特定の実施形態に従った電気力学センサーでの測定結果である。
【図１９】本発明の特定の実施形態に従った電気力学センサーでの測定結果である。
【図２０】本発明の特定の実施形態に従った電気力学センサーでの測定結果である。
【図２１】本発明の特定の実施形態に従った電気力学センサーのブロック図である。
【図２２】本発明の特定の面による図である。
【図２３】特定の電極の写真である。
【図２４】図２３の電力を用いて読み出したデータを示したグラフである。
【図２５】図２３の電力を用いて読み出したデータを示したグラフである。
【図２６】図２３の電力を用いて読み出したデータを示したグラフである。
【図２７】図２３の電力を用いて読み出したデータを示したグラフである。
【図２８】図２３の電力を用いて読み出したデータを示したグラフである。
【図２９】本発明のさらなる実施形態のブロック図である。
【図３０】本装置を用いた得たデータを示したグラフである。
【符号の説明】
【００７９】
１…センサー電極円盤
３…表面酸化層
５…基板
７…保護部
９…増幅器
【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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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
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【図２８】
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【図２９】
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【図３０】
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【国際調査報告】
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