(57)【要約】【課題】生体信号に、増幅器において飽和するほどの大きなオフセット電圧が含まれる場合であっても、生体信号に歪が生じることを抑制できる生体信号計測装置を提供する。【解決手段】生体信号計測装置１０ｂは、生体に装着される計測電極５１ａによって検出される生体信号に対してインピーダンス変換をして出力する第１バッファアンプ５２ａと、第１バッファアンプ５２ａに直流電圧の電力を供給する電源回路６０と、第１バッファアンプ５２ａからの出力信号のオフセット電圧が閾値電圧を超えた場合に、電源回路６０が供給する電力の直流電圧を上昇させる制御をする電源電圧変更回路６１とを備える。【選択図】図７
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体に装着される電極によって検出される生体信号に対してインピーダンス変換をして出力する第１バッファアンプと、
前記第１バッファアンプに直流電圧の電力を供給する電源回路と、
前記第１バッファアンプからの出力信号のオフセット電圧が閾値電圧を超えた場合に、前記電源回路が供給する電力の直流電圧を上昇させる制御をする電源電圧変更回路と
を備える生体信号計測装置。
【請求項２】
前記電源回路は、外部から入力される制御信号に従って、第１直流電圧の電力と前記第１直流電圧よりも大きい第２直流電圧の電力とを選択的に供給し、
前記電源電圧変更回路は、
前記第１バッファアンプからの出力信号のオフセット電圧と前記閾値電圧とを比較し、比較の結果を示す信号を出力するオフセット電圧検出器と、
前記電源回路が前記第１直流電圧の電力を供給している場合に、前記オフセット電圧検出器から出力された信号が、前記オフセット電圧が前記閾値電圧を超えていることを示すときには、前記電源回路に対して、所定時間だけ前記第２直流電圧の電力を供給させるための制御信号を出力する電源制御回路とを有する
請求項１記載の生体信号計測装置。
【請求項３】
前記オフセット電圧検出器は、外部から入力される制御信号に従って、前記閾値電圧を変更する
請求項２記載の生体信号計測装置。
【請求項４】
前記電源制御回路は、外部から入力される制御信号に従って、前記所定時間を変更する
請求項２又は３記載の生体信号計測装置。
【請求項５】
前記電源制御回路は、外部から入力される制御信号に従って、前記第２直流電圧の値を変更する
請求項２〜４のいずれか１項に記載の生体信号計測装置。
【請求項６】
さらに、生体に装着される電極によって検出される生体信号に対してインピーダンス変換をして出力する第２バッファアンプを備え、
前記電源回路は、さらに、前記第２バッファアンプに前記直流電圧の電力を供給し、
前記電源電圧変更回路は、前記第１バッファアンプからの出力信号のオフセット電圧又は前記第２バッファアンプからの出力信号のオフセット電圧が前記閾値電圧を超えた場合に、前記電源回路が供給する電力の直流電圧を上昇させる制御をする
請求項１〜５のいずれか１項に記載の生体信号計測装置。
【請求項７】
前記電源電圧変更回路は、さらに、前記第１バッファアンプからの出力信号のオフセット電圧及び前記第２バッファアンプからの出力信号のオフセット電圧のいずれが前記閾値電圧を超えたかを示す信号を生成して出力するダイナミックレンジ判定器を有する
請求項６記載の生体信号計測装置。
【請求項８】
さらに、前記第１バッファアンプから出力された信号と前記第２バッファアンプから出力された信号との差を増幅する差動増幅器を備え、
前記電源回路は、さらに、前記差動増幅器に直流電圧の電力を供給し、
前記電源電圧変更回路は、さらに、前記第１バッファアンプからの出力信号のオフセット電圧又は前記第２バッファアンプからの出力信号のオフセット電圧が前記閾値電圧を超えた場合に、前記電源回路が前記差動増幅器に供給する電力の直流電圧を上昇させる制御をする
請求項６又は７記載の生体信号計測装置。
【請求項９】
前記電源電圧変更回路は、前記第１バッファアンプからの出力信号のオフセット電圧又は前記第２バッファアンプからの出力信号のオフセット電圧が前記閾値電圧を超えた場合に、前記第１バッファアンプ、前記第２バッファアンプ及び前記差動増幅器から選択した１以上の増幅器に供給される電力の直流電圧を上昇させる制御をする
請求項８記載の生体信号計測装置。
【請求項１０】
前記第１バッファアンプ及び前記第２バッファアンプは、対応する前記電極と一体化されている
請求項６〜９のいずれか１項に記載の生体信号計測装置。
【請求項１１】
さらに、前記第１バッファアンプから出力される生体信号から呼吸の信号成分を抽出する呼吸成分抽出部を備える
請求項１〜１０のいずれか１項に記載の生体信号計測装置。
【請求項１２】
生体信号計測装置の制御方法であって、
第１バッファアンプからの出力信号のオフセット電圧が閾値電圧を超えたか否かを判定する判定ステップと、
前記判定ステップで、前記オフセット電圧が前記閾値電圧を超えたと判定された場合に、電源回路が前記第１バッファアンプに供給する電力の直流電圧を上昇させる制御をする電源電圧変更ステップと
を含む生体信号計測装置の制御方法。
【請求項１３】
請求項１２記載の生体信号計測装置の制御方法に含まれるステップをコンピュータに実行させるプログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、生体信号計測装置及び生体信号計測装置の制御方法に関し、特に、生体信号のオフセット電圧をキャンセルする技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
脳波又は心電等の生体電位を示す生体信号の計測において、電極の劣化等に起因して分極電圧が大きくなった場合には、生体信号にオフセット電圧が重畳され、計測のダイナミックレンジが減少してしまう。そのために、従来、生体信号に含まれるオフセット電圧をキャンセルする技術が提案されている（例えば、特許文献１参照）。
【０００３】
特許文献１では、電極で検出された信号は差動増幅器及び主増幅器を経てＡ／Ｄ変換されて出力されるが、出力された心電図信号から、オフセット電圧を補正値として決定し、決定した補正値を、主増幅器の反転入力端子に入力している。これにより、主増幅器から、オフセット電圧が差し引かれた信号が生成されるというものである。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開平５−０５６９４２号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
しかしながら、特許文献１の技術は、差動増幅器及び主増幅器において、オフセット電圧に起因する飽和が起こっていないことを前提とするものであり、飽和が起こった場合には、信号に含まれるピークがクリップされ、歪んだ波形の信号が出力されてしまう。つまり、差動増幅器及び主増幅器の少なくとも一方においてオフセット電圧に起因する飽和が起こった場合には、原信号に忠実な信号が計測できないという問題がある。なお、飽和とは、入力された信号の電位が、増幅器の入力電圧範囲を超えるために、増幅器において、信号の波形が歪んでしまう現象である。
【０００６】
そこで、本発明は、生体信号に、増幅器において飽和するほどの大きなオフセット電圧が含まれる場合であっても、生体信号に歪が生じることを抑制できる生体信号計測装置等を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
上記目的を達成するために、本発明の一形態に係る生体信号計測装置は、生体に装着される電極によって検出される生体信号に対してインピーダンス変換をして出力する第１バッファアンプと、前記第１バッファアンプに直流電圧の電力を供給する電源回路と、前記第１バッファアンプからの出力信号のオフセット電圧が閾値電圧を超えた場合に、前記電源回路が供給する電力の直流電圧を上昇させる制御をする電源電圧変更回路とを備える。
【０００８】
上記目的を達成するために、本発明の一形態に係る生体信号計測装置の制御方法は、第１バッファアンプからの出力信号のオフセット電圧が閾値電圧を超えたか否かを判定する判定ステップと、前記判定ステップで、前記オフセット電圧が前記閾値電圧を超えたと判定された場合に、電源回路が前記第１バッファアンプに供給する電力の直流電圧を上昇させる制御をする電源電圧変更ステップとを含む。
【発明の効果】
【０００９】
本発明により、生体信号に、増幅器において飽和するほどの大きなオフセット電圧が含まれる場合であっても、生体信号に歪が生じることを抑制できる生体信号計測装置及び生体信号計測装置の制御方法が実現される。
【図面の簡単な説明】
【００１０】
【図１】実施の形態に係る生体信号計測システムの構成を示す外観図
【図２Ａ】ヘッドフォン型のヘッドセットの形状及び概略構成の一例を示す図
【図２Ｂ】バンド型のヘッドセットの形状及び概略構成の一例を示す図
【図３】被検者の皮膚と接触する電極の接触面の形状例を示す図
【図４】実施の形態に係る生体信号計測システムの全体構成を示すブロック図
【図５】ヘッドセット及び情報処理装置の詳細な構成を示す機能ブロック図
【図６】ヘッドセットのハードウェア構成を示すブロック図
【図７】ヘッドセットが備える生体信号計測装置の詳細な構成を示す回路ブロック図
【図８】情報処理装置のハードウェア構成を示すブロック図
【図９】実施の形態に係る生体信号計測システムの基本的な処理のフローを示すフローチャート
【図１０】第１バッファアンプへの入力信号及び差動増幅器からの出力信号の波形例を示すタイミングチャート
【図１１】電源電圧を第１直流電圧と第２直流電圧とで切り替えた場合における第１バッファアンプの出力波形を示すタイミングチャート
【図１２】図１１の心電図波形におけるＲ−Ｓ振幅値の変化を示す図
【図１３】実施の形態の応用例１に係る生体信号処理部の構成を示すブロック図
【図１４】実施の形態の応用例１に係る生体信号計測システムの動作を示すフローチャート
【図１５】電源電圧の制御がない場合における提示部での表示例を示す図
【図１６】電源電圧の制御がある場合における提示部での表示例を示す図
【図１７】実施の形態の応用例２に係る生体信号処理部の構成を示すブロック図
【図１８】実施の形態の応用例２に係る生体信号計測システムの動作を示すフローチャート
【図１９】電源電圧の制御がある場合における提示部での表示例を示す図
【発明を実施するための形態】
【００１１】
以下、本発明の実施の形態について、図面を用いて詳細に説明する。なお、以下で説明する実施の形態は、いずれも本発明の一具体例を示すものである。以下の実施の形態で示される数値、形状、材料、構成要素、構成要素の配置位置及び接続形態、ステップ、ステップの順序等は、一例であり、本発明を限定する主旨ではない。また、以下の実施の形態における構成要素のうち、本発明の最上位概念を示す独立請求項に記載されていない構成要素については、任意の構成要素として説明される。また、各図は、必ずしも厳密に図示したものではない。各図において、実質的に同一の構成については同一の符号を付し、重複する説明は省略又は簡略化する。
【００１２】
（実施の形態）
図１は、実施の形態に係る生体信号計測システム１００の構成を示す外観図である。本図では、計測の対象となる被検者５も併せて図示されている。
【００１３】
生体信号計測システム１００は、被検者５の生体信号を計測するシステムであり、ヘッドセット１０、情報処理装置２０及び提示部３０を備える。ヘッドセット１０、情報処理装置２０及び提示部３０は、それぞれ有線又は無線で接続されており、情報を送受信する。
【００１４】
ヘッドセット１０は、生体信号を検出する装置の一例であり、後述する脳波計の構成を有する。被検者５の頭部には、複数の電極５１（図２Ａ及び図２Ｂ参照）が装着される。複数の電極５１は、生体信号を計測する計測電極５１ａと、計測電極で計測した電位との差を計算するために用いられる基準電位を計測する参照電極５１ｂとを含む。また、ヘッドセット１０は、被検者５が生体信号計測システム１００に対して操作情報を入力する操作入力装置１０ａ（図５参照）を備え、所望の処理を実現するための操作が入力される。なお、生体信号計測システム１００を構成する生体信号検出装置としては、脳波計に限られず、体、手、足等に貼り付けた電極から心電図信号（Electrocardiogram（ECG）信号）を検出する心電計であってもよい。
【００１５】
情報処理装置２０は、ヘッドセット１０からの操作入力を受け取り、所定の処理を実施する。例えば、情報処理装置２０は、コンピュータであってもよい。ここでいう「所定の処理」とは、ゲーム、健康管理、学習等、家庭用のコンピュータで実施されるようなアプリケーションの総称である。
【００１６】
提示部３０は、情報処理装置２０で行われた処理結果を提示する出力デバイスである。ここでいう「提示する」とは、映像をディスプレイに表示すること、及び／又は音声をスピーカから出力することの両方を含む。すなわち、提示部３０は、画像情報を表示し、又は、音響情報を出力するディスプレイ及び／又はスピーカである。
【００１７】
図２Ａ及び図２Ｂは、ヘッドセット１０の形状及び概略構成の一例を示す図である。図２Ａは、ヘッドフォン型のヘッドセットを示し、図２Ｂは、バンド型のヘッドセットを示す。被検者５は、図２Ａ及び図２Ｂに示されるヘッドセット１０を頭部に装着する。
【００１８】
図２Ａに示されるヘッドセット１０は、被検者５の頭部に沿うようにアーチ状のヘッドフォン型の形状を有している。図２Ａに示されるヘッドセット１０は、図示されるように、複数の電極５１、外側面４４、装着面４５、耳当て４６及び操作面４３を備える。外側面４４は、被検者５がヘッドセット１０を装着したときに被検者５の頭部と反対側に配置される面である。装着面４５は、被検者５がヘッドセット１０を装着したときに被検者５の頭部側に配置される面である。操作面４３は、操作ボタン４１及び表示部４７を有する。複数の電極５１は、ヘッドセット１０の装着面４５と、耳当て４６の端であってヘッドセット１０の装着面４５と同一側の面とに設けられている。
【００１９】
被検者５は、ヘッドセット１０を装着する前に、操作面４３に配置された操作ボタン４１を操作してヘッドセット１０を起動し、その後に、ヘッドセット１０を頭部に装着する。ヘッドセット１０は、例えば、図２Ａの紙面に向かって左の耳当て４６が被検者５の右耳、図２Ａの紙面に向かって右の耳当て４６が被検者５の左耳に位置するように、被検者５の頭部に装着される。また、耳当て４６は、被検者５の左右の耳を覆うように当てられる。装着面４５に設けられた電極５１は、被検者５の皮膚（つまり、頭皮）に当てられる。耳当て４６の端に設けられた電極５１は、被検者５の耳の後ろに当てられる。図２Ａの紙面に向かって左の耳当て４６の端に設けられた電極５１は、後述するアース電極とし、図２Ａの紙面に向かって右の耳当て４６の端に設けられた電極５１は後述する参照電極とし、その他の電極５１は計測電極としてもよい。なお、アース電極及び参照電極の配置位置は、これに限られず、図２Ａの紙面に向かって右の耳当て４６の端に設けられた電極５１をアース電極とし、図２Ａの紙面に向かって左の耳当て４６の端に設けられた電極５１を参照電極としてもよい。
【００２０】
操作面４３は、表示部４７に操作の状態及びアプリケーションの処理結果等を表示する。
【００２１】
図２Ｂに示されるヘッドセット１０は、被検者５の頭部の周囲に巻きつけて装着されるバンド型の形状を有している。このバンド型のヘッドセット１０は、複数の電極５１、外側面４４、装着面４５及び操作面４３を備える。電極５１、操作面４３の構成は、図２Ａに示されるヘッドフォン型のヘッドセット１０と同様である。被検者５はヘッドセット１０を装着する前に、操作面４３に配置された操作ボタン４１を操作してヘッドセット１０を起動し、その後に、バンド型のヘッドセット１０の外側面４４の半分（操作面４３の側）が被検者５の額に来るように装着する。電極５１は、装着面４５に配置されており、被検者５の額に接触される。なお、複数の電極５１のうちアース電極に相当する電極５１及び参照電極に相当する電極５１は、装着面４５からリード線（図示せず）を延長して耳の後ろに当てる構成であってもよい。操作面４３には、さらに表示部４７が備えられ、表示部４７に、操作の状態やアプリケーションの処理結果を表示することができる。なお、アース電極とは、一般的に言うグランド電極（接地電位を有する電極）のことではなく、被検者５において基準電位となる電位を有する電極のことをいう。
【００２２】
図３は、被検者５の皮膚と接触する電極５１の接触面の形状例を示す図である。電極５１の材料は、導電性の物質によって構成される。電極５１の材料の一例は、金、又は、銀である。望ましい電極５１の材料は、銀−塩化銀（Ａｇ／ＡｇＣｌ）である。銀−塩化銀は生体と接触した場合の分極が少なく、かつ分極電圧が安定しているためである。
【００２３】
電極５１の接触面の形状は、医療用で使われる電極と同様の、図３の（ａ）に示される円形（例えば、直径１０ｍｍ）でもよいし、それ以外にも、用途によってさまざまな形状としてもよい。例えば、図３の（ｂ）に示されるような三角形や、図３の（ｃ）に示されるように四角形又は正方形であってもよい。
【００２４】
また、ヘッドフォン型のヘッドセット１０の装着面４５に配置する電極５１としては、図３の（ｄ）に示されるように、複数の円柱（図中では５本）で構成された電極５１としてもよい。この構成によれば、被検者５の皮膚に電極５１を接触させるため、髪の毛をかき分けることができる。なお、各円柱における皮膚との接触面は、図３の（ｄ）に示されるように円形であってもよいし、楕円等の他の形状であってもよい。また、電極５１の形状は、円柱に限られず、角柱であってもよい。円柱又は角柱の数は、図３の（ｄ）に示されるように５本であってもよいし、５本に限られず、適宜、変更してもよい。また、図３の（ｄ）に示される個々の円柱の先端は、皮膚との接触面側に角が取れた（つまり、丸みをもつ）形状でもよい。これにより、各円柱と皮膚との接触面積を増加することができる。
【００２５】
また、図３の（ｅ）に示されるように、電極５１の形状は、被検者５の皮膚との接触面が同心円状である電極５１であってもよい。この形状の電極５１は、例えば図２Ａのヘッドフォン型のヘッドセット１０の耳当て４６又は図２Ｂのバンド型のヘッドセット１０で用いられ、額や耳の後ろなど、髪の毛の無い箇所に接触される。図３の（ｅ）に示される形状の電極５１は、図３の（ｄ）に示される形状の電極５１に比べて皮膚への圧力が緩和されるので、被検者５が受ける負担が緩和される。
【００２６】
図４は、本実施の形態に係る生体信号計測システム１００の全体構成を示すブロック図である。上述したように、生体信号計測システム１００は、ヘッドセット１０、情報処理装置２０及び提示部３０を備える。ヘッドセット１０は、操作入力装置１０ａ及び生体信号計測装置１０ｂを備える。
【００２７】
ヘッドセット１０は、操作入力装置１０ａにおいて被検者５の操作入力を受け、生体信号計測装置１０ｂにおいて操作時の被検者５の生体信号を計測する。ヘッドセット１０で計測された生体信号は、情報処理装置２０に送信される。
【００２８】
情報処理装置２０は、操作入力装置１０ａ又は生体信号計測装置１０ｂからの入力を受けて、所定の処理を実施し、提示部３０に対して処理結果を出力する。ヘッドセット１０と情報処理装置２０との間は、無線又は有線によって接続される。
【００２９】
図５は、ヘッドセット１０及び情報処理装置２０の詳細な構成を示す機能ブロック図である。ここでは、ヘッドセット１０と情報処理装置２０とが無線で接続される場合を例として説明する。
【００３０】
操作入力装置１０ａは、操作入力部１１及び操作信号出力部１２を備える。
【００３１】
操作入力部１１は、操作ボタン４１（図２Ａ及び図２Ｂ参照）から入力された操作入力情報を取得し、操作の内容を判定する入力器である。操作信号出力部１２は、操作入力部１１で取得された操作入力情報を情報処理装置２０に送信する送信器である。操作入力部１１で取得された操作入力情報は、操作信号出力部１２から情報処理装置２０に向けて送信される。
【００３２】
生体信号計測装置１０ｂは、電極部１３、生体信号増幅部１４及び生体信号出力部１５を備える。
【００３３】
電極部１３は、複数の電極５１で構成される。複数の電極５１は、上述したように、計測電極と参照電極とで構成される。複数の電極５１は、例えば、被検者５の皮膚に接触する位置に配置される。
【００３４】
生体信号増幅部１４は、複数の電極５１の間の電位差に相当する生体信号を増幅するアンプである。具体的には、生体信号増幅部１４は、被検者５の皮膚に配置された計測電極５１ａ（図６参照）と、複数の電極５１のうち被検者５の耳の後ろに配置された参照電極５１ｂ（図６参照）との間の電位差を計測し、計測した電位差を増幅する。増幅された電位差は、例えば、生体信号増幅部１４に設けられたＡ／Ｄコンバータ（図示せず）によりデジタル信号に変換される。生体信号出力部１５は、生体信号増幅部１４で増幅された電位差を情報処理装置２０に送信する送信器である。生体信号増幅部１４においてデジタル値に変換された生体信号の電位差は、生体信号出力部１５より情報処理装置２０に送信される。
【００３５】
なお、生体信号増幅部１４は、所定以上の電位の大きさの生体信号を計測できる場合には、生体信号を増幅する必要は無く、複数の電極５１の電位を測定するだけでもよい。
【００３６】
情報処理装置２０は、操作信号取得部２１、生体信号取得部２２、生体信号処理部２３、アプリケーション処理部（アプリ処理部）２６、表示情報出力部２７及び音響情報出力部２８を備える。
【００３７】
情報処理装置２０は、操作入力情報を操作信号取得部２１において受信し、生体信号を生体信号取得部２２において受信することで、ヘッドセット１０からの情報を受信する。
【００３８】
生体信号は、記録されただけの原信号では情報として使用できないことが多い。そのため、生体信号処理部２３において原信号から意味のある情報を抽出する処理が行われる。例えば、脳波計測の場合には、特定の周波数（例えば１０Ｈｚ）の信号を抽出し、当該周波数での信号のパワースペクトル密度（Ｐｏｗｅｒ  Ｓｐｅｃｔｒａｌ  Ｄｅｎｓｉｔｙ）を算出する。なお、生体信号処理部２３は、情報処理装置２０ではなくヘッドセット１０側に配置されてもよい。つまり、本実施の形態においては、ヘッドセット１０と生体信号処理部２３とにより電子機器が構成されてもよい。
【００３９】
アプリケーション処理部２６では、情報処理装置２０の中心的なアプリケーション処理（アプリ処理）が行われる。アプリケーション処理は、ヘッドセット１０から信号の入力を受けて所定の処理を行うことで実現される。所定の処理とは、例えば、ゲームアプリにおけるゲーム進行、健康管理アプリにおける記録・データ管理・表示、学習アプリにおける出題・採点・結果表示などである。
【００４０】
アプリケーション処理部２６で処理された結果は、アプリケーション処理部２６から表示情報出力部２７及び音響情報出力部２８に出力される。表示情報出力部２７及び音響情報出力部２８は、アプリケーション処理部２６で処理された結果を被検者５にフィードバックするために、視覚的又は聴覚的な信号を提示部３０に出力する。
【００４１】
提示部３０は、表示情報出力部２７及び音響情報出力部２８から出力された信号を提示（つまり、表示及び／又は音声出力）する。これにより、信号が被検者５に提示される。提示部３０は、例えば、テレビ、ディスプレイ、又は、スピーカである。
【００４２】
図６は、ヘッドセット１０のハードウェア構成を示すブロック図である。ヘッドセット１０は、操作ボタン群７１、制御信号変換回路７２、計測電極５１ａ、参照電極５１ｂ、アース電極５１ｃ、差動増幅器７４、Ａ／Ｄコンバータ７５、送信回路７９、信号処理ユニット７８、アンテナ８０、バッテリ８１、電源回路６０及び電源電圧変更回路６１を備える。
【００４３】
このうち、操作ボタン群７１と制御信号変換回路７２とは、図５に示した操作入力部１１に対応する。操作ボタン群７１における各ボタンは、操作ボタン４１に対応する。また、計測電極５１ａと、参照電極５１ｂと、アース電極５１ｃとは、図２Ａ及び図２Ｂに示した電極５１及び図５に示した電極部１３に対応する。差動増幅器７４及びＡ／Ｄコンバータ７５は、生体信号増幅部１４に含まれる。
【００４４】
また、信号処理ユニット７８は、ＣＰＵ１０１、ＲＡＭ１０２、プログラム１０３及びＲＯＭ１０４を有する。また、送信回路７９とアンテナ８０とは、図５に示した生体信号出力部１５及び／又は操作信号出力部１２として機能する。送信回路７９とアンテナ８０とを「出力部」又は「送信器」と呼ぶこともある。
【００４５】
これらの各構成要素は、互いにバス１０５で接続され、相互にデータの授受が可能である。また、ヘッドセット１０は、電源関連の回路として、バッテリ８１、電源回路６０及び電源電圧変更回路６１を備える。バッテリ８１からの電力が電源回路６０で一定の直流電圧に変換されて各構成要素に供給される。電源電圧変更回路６１は、電源回路６０が出力する直流電圧を変更する制御回路であり、図７を用いて詳述される。
【００４６】
操作ボタン群７１に関する各ボタンの押下情報は、制御信号変換回路７２においてヘッドセット１０の動作を制御する制御信号に変換され、バス１０５を経由してＣＰＵ１０１に送られる。
【００４７】
差動増幅器７４には、計測電極５１ａと参照電極５１ｂとアース電極５１ｃとが直接、接続、又は、バッファアンプ等を経て接続される。これらの電極は、ヘッドセット１０の所定の場所に設置される。計測電極５１ａと参照電極５１ｂとの間の電位差は、差動増幅器７４で増幅され、Ａ／Ｄコンバータ７５でアナログの生体信号からデジタルの生体信号に変換される。デジタルの生体信号に変換された電位差は、処理や送信可能な生体信号としてバス１０５を経由してＣＰＵ１０１に送られる。
【００４８】
ＣＰＵ１０１は、ＲＡＭ１０２に格納されたプログラム１０３を実行する。プログラム１０３には、後述する図９のフローチャートに示される、ヘッドセット１０における信号の処理手順が記述されている。ヘッドセット１０は、このプログラム１０３に従って操作信号と生体信号をデジタル信号に変換し、送信回路７９を経由してアンテナ８０より送信する。プログラム１０３は、ＲＯＭ１０４に格納される場合もある。
【００４９】
なお、信号処理ユニット７８、制御信号変換回路７２、送信回路７９、差動増幅器７４、Ａ／Ｄコンバータ７５及び電源電圧変更回路６１は、１つの半導体集積回路にコンピュータプログラムを組み込んだＤＳＰ（Ｄｉｇｉｔａｌ  Ｓｉｇｎａｌ  Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）等のハードウェアとして実現されてもよい。１つの半導体集積回路に実装すると、実装面積が削減され、消費電力が低減される効果も得られる。
【００５０】
また、差動増幅器７４とＡ／Ｄコンバータ７５とを１つの半導体集積回路に集積し、信号処理ユニット７８と制御信号変換回路７２と送信回路７９と電源電圧変更回路６１とを別の半導体集積回路に集積し、２つの半導体集積回路同士を１つのパッケージ内で接続してＳｉＰ（システム・イン・パッケージ）として統合し、コンピュータプログラムを組み込んだＤＳＰ等のハードウェアとして実現されてもよい。上記２つの半導体集積回路を別々の製造プロセスで実現することで、１つの半導体集積回路に実装したものに比べコストが低減される効果も得られる。
【００５１】
図７は、ヘッドセット１０が備える生体信号計測装置１０ｂの詳細な構成を示す回路ブロック図である。ここには、ヘッドセット１０が備えるハードウェア構成のうち、生体信号計測装置１０ｂに関連するハードウェア構成が示されている。
【００５２】
生体信号計測装置１０ｂは、生体信号を検出して処理する回路（計測電極５１ａ、参照電極５１ｂ、第１バッファアンプ５２ａ、第２バッファアンプ５２ｂ、第１ハイパスフィルタ５３ａ、第２ハイパスフィルタ５３ｂ、生体信号増幅部１４、生体信号出力部１５）、電源回路６０、電源電圧変更回路６１及び操作ボタン４１で構成される。生体信号計測装置１０ｂは、第１バッファアンプ５２ａ、第２バッファアンプ５２ｂ及び差動増幅器７４において、入力された信号のオフセット電圧が大きい場合であっても、飽和を起こさない機能を有する。
【００５３】
第１バッファアンプ５２ａ及び第２バッファアンプ５２ｂは、それぞれ、生体に装着される計測電極５１ａ及び参照電極５１ｂによって検出される生体信号（つまり、生体電位）に対してインピーダンス変換をして出力するバッファである。つまり、第１バッファアンプ５２ａ及び第２バッファアンプ５２ｂは、高入力インピーダンスをもち、かつ、低出力インピーダンスをもち、電圧増幅はしない（電圧増幅率は１である）。なお、本明細書で「アンプ」（又は、「増幅器」）との用語は、必ずしも１よりも大きな電圧増幅率をもつアンプだけに限られず、インピーダンス変換だけをする（電圧増幅率が１である）アンプも含まれる。
【００５４】
これらの第１バッファアンプ５２ａ及び第２バッファアンプ５２ｂは、いずれも、電源回路６０から供給される直流電圧ＡＶＤＤ＿ＡＭＰ（以下、電源電圧ＡＶＤＤ＿ＡＭＰともいう）の電力を受けて動作する。なお、第１バッファアンプ５２ａ及び第２バッファアンプ５２ｂは、１よりも大きな電圧増幅率を有してもよい。
【００５５】
第１ハイパスフィルタ５３ａ及び第２ハイパスフィルタ５３ｂは、それぞれ、第１バッファアンプ５２ａ及び第２バッファアンプ５２ｂからの出力信号に対して、不要な低周波成分を除去するフィルタである。
【００５６】
生体信号増幅部１４は、差動増幅器７４、ローパスフィルタ５４及びＡ／Ｄコンバータ７５で構成される。
【００５７】
差動増幅器７４は、第１ハイパスフィルタ５３ａからの出力信号ＣＨ１＿ｉｎと第２ハイパスフィルタ５３ｂからの出力信号Ｒｅｆ＿ｉｎとの差（つまり、電位差）を増幅するアンプである。言い換えると、基本的には、差動増幅器７４は、第１バッファアンプ５２ａから出力された信号と第２バッファアンプ５２ｂから出力された信号との差を増幅する。これにより、差動増幅器７４は、参照電極５１ｂでの電位を基準とする計測電極５１ａでの電位を増幅した信号を生体信号として出力する。なお、差動増幅器７４は、電源回路６０から供給される直流電圧ＡＶＤＤ＿ＡＭＰの電力を受けて動作する。
【００５８】
ローパスフィルタ５４は、差動増幅器７４からの出力信号に対して、不要な高周波成分を除去するフィルタである。
【００５９】
Ａ／Ｄコンバータ７５は、ローパスフィルタ５４からの出力信号をサンプリングしてデジタル信号に変換する変換器であり、例えば、１ｋＨｚサンプリングで１２ビットのデジタル信号に変換する。
【００６０】
生体信号出力部１５は、上述したように、生体信号増幅部１４で増幅された電位差を情報処理装置２０に送信する送信器である。生体信号増幅部１４のＡ／Ｄコンバータ７５においてデジタル値に変換された生体信号の電位差は、生体信号出力部１５より情報処理装置２０に送信される。
【００６１】
電源回路６０は、第１バッファアンプ５２ａ、第２バッファアンプ５２ｂ及び差動増幅器７４に直流電圧ＡＶＤＤ＿ＡＭＰの電力を供給する回路であり、本実施の形態では、バッテリ８１からの電力供給を受けて直流電圧ＡＶＤＤ＿ＡＭＰの電力を生成する。より詳しくは、電源回路６０は、外部（ここでは、電源電圧変更回路６１の電源制御回路６１ｃ）から入力される制御信号に従って、直流電圧ＡＶＤＤ＿ＡＭＰとして、第１直流電圧の電力と第１直流電圧よりも大きい第２直流電圧の電力とを選択的に供給する。第１直流電圧は、例えば、１．８Ｖであり、第２直流電圧は、例えば、約２．０Ｖ（具体的には、１．９８Ｖ）である。なお、電源回路６０は、上記３つのアンプ以外の他の回路要素（Ａ／Ｄコンバータ７５等）にも、動作用の直流電圧の電力を供給する。
【００６２】
電源電圧変更回路６１は、第１バッファアンプ５２ａからの出力信号のオフセット電圧又は第２バッファアンプ５２ｂからの出力信号のオフセット電圧（出力信号の電位と、基準電位との差分）が閾値電圧（例えば、±４７０ｍＶ）を超えた場合に、電源回路６０が供給する電力の直流電圧を上昇させる制御をする回路である。電源電圧変更回路６１は、オフセット電圧検出器６１ａ、ダイナミックレンジ判定器６１ｂ及び電源制御回路６１ｃで構成される。
【００６３】
オフセット電圧検出器６１ａは、第１バッファアンプ５２ａからの出力信号のオフセット電圧及び第２バッファアンプ５２ｂからの出力信号のオフセット電圧のそれぞれと閾値電圧とを比較し、それぞれの比較の結果を示す検出信号を出力する。オフセット電圧検出器６１ａは、第１バッファアンプ５２ａ及び第２バッファアンプ５２ｂのそれぞれからの出力信号に対して直流成分だけを抽出するローパスフィルタ及びその出力信号と閾値電圧とを比較するコンパレータ等で構成される。なお、オフセット電圧検出器６１ａは、外部（ここでは、操作ボタン４１）から入力される制御信号に従って、閾値電圧を変更する。
【００６４】
ダイナミックレンジ判定器６１ｂは、オフセット電圧検出器６１ａからの検出信号に基づいて、第１バッファアンプ５２ａ及び第２バッファアンプ５２ｂからの出力信号のオフセット電圧に関する判定信号を生成して出力する。判定信号は、第１バッファアンプ５２ａからの出力信号のオフセット電圧及び第２バッファアンプ５２ｂからの出力信号のオフセット電圧のいずれが閾値電圧を超えたかを示す信号である。なお、この判定信号は、電源制御回路６１ｃだけでなく、生体信号出力部１５にも出力され、生体信号とともに、生体信号出力部１５を経由して情報処理装置２０に送信される。
【００６５】
電源制御回路６１ｃは、ダイナミックレンジ判定器６１ｂからの判定信号に基づいて、電源回路６０を制御するための制御信号を生成して出力する。具体的には、電源制御回路６１ｃは、電源回路６０が第１直流電圧の電力を供給している場合に、ダイナミックレンジ判定器６１ｂからの判定信号が、第１バッファアンプ５２ａ及び第２バッファアンプ５２ｂの少なくとも一方の出力信号のオフセット電圧が閾値電圧を超えたことを示すときに、電源回路６０に対して、所定時間だけ第２直流電圧の電力を供給させるための制御信号を出力する。これにより、第１バッファアンプ５２ａ又は第２バッファアンプ５２ｂからの出力信号のオフセット電圧が閾値電圧を超えているときには、所定時間だけ、電源回路６０が供給する電力の直流電圧ＡＶＤＤ＿ＡＭＰを上昇させる制御が行われる。なお、電源制御回路６１ｃは、外部（ここでは、操作ボタン４１）から入力される制御信号に従って、所定時間、第１直流電圧及び第２直流電圧を変更する。
【００６６】
上記オフセット電圧検出器６１ａ、ダイナミックレンジ判定器６１ｂ及び電源制御回路６１ｃは、コンパレータ及び専用の論理回路等によってハードウェア的に実現されてもよいし、図６の信号処理ユニット７８によってソフトウェア的に実現されてもよい。
【００６７】
なお、本実施の形態では、電源回路６０から第１バッファアンプ５２ａ、第２バッファアンプ５２ｂ及び差動増幅器７４に対して共通に供給される電力の直流電圧ＡＶＤＤ＿ＡＭＰを変更する制御が行われたが、これに限られない。第１バッファアンプ５２ａ、第２バッファアンプ５２ｂ及び差動増幅器７４のそれぞれについて独立して供給される直流電圧が変更されてもよい。例えば、電源電圧変更回路６１は、第１バッファアンプ５２ａからの出力信号のオフセット電圧又は第２バッファアンプ５２ｂからの出力信号のオフセット電圧が閾値電圧を超えた場合に、第１バッファアンプ５２ａ、第２バッファアンプ５２ｂ及び差動増幅器７４から選択した１以上の増幅器に供給される電力の直流電圧を上昇させる制御をしてもよい。このとき、第１バッファアンプ５２ａ、第２バッファアンプ５２ｂ及び差動増幅器７４から選択については、例えば、操作ボタン４１から与えられる制御信号によって決定される。
【００６８】
図８は、情報処理装置２０のハードウェア構成を示すブロック図である。情報処理装置２０は、アンテナ８３、受信回路８２、信号処理ユニット１０８、画像制御回路８４、表示情報出力回路８５、音響制御回路８６、音響情報出力回路８７及び電源８８を備える。これらの構成要素のうち、アンテナ８３と受信回路８２とは、図５に示した生体信号取得部２２及び／又は操作信号取得部２１に対応する。これらを「受信器」と呼ぶこともある。
【００６９】
信号処理ユニット１０８は、ＣＰＵ１１１、ＲＡＭ１１２、プログラム１１３及びＲＯＭ１１４を有する。信号処理ユニット１０８は、図５に示した生体信号処理部２３及び／又はアプリケーション処理部２６に対応する。画像制御回路８４及び表示情報出力回路８５は、図５に示した表示情報出力部２７に対応する。また、音響制御回路８６及び音響情報出力回路８７は、図５に示した音響情報出力部２８に対応する。これらは互いにバス１１５で接続され、相互にデータの授受が可能である。また、それぞれの回路には電源８８から電力が供給される。
【００７０】
ヘッドセット１０からの操作情報及び生体情報はアンテナ８３を経由して受信回路８２で受信され、バス１１５を経由してＣＰＵ１１１に送られる。
【００７１】
ＣＰＵ１１１は、ＲＡＭ１１２に格納されたプログラム１１３を実行する。プログラム１１３には、後述する図９のフローチャートに示される、情報処理装置２０における信号の処理手順が記述されている。情報処理装置２０は、このプログラム１１３に従って操作信号と生体信号とを変換し、所定のアプリケーションを実行するための処理を行い、被検者５に画像や音響によってフィードバックを行うための信号を生成する。プログラム１１３は、ＲＯＭ１１４に格納される場合もある。
【００７２】
信号処理ユニット１０８で生成された画像のフィードバック信号は、画像制御回路８４を経由して表示情報出力回路８５から提示部３０に出力される。同様に、信号処理ユニット１０８で生成された音響のフィードバック信号は、音響制御回路８６を経由して音響情報出力回路８７から出力される。
【００７３】
なお、信号処理ユニット１０８と受信回路８２と画像制御回路８４と音響制御回路８６とは、１つの半導体集積回路にプログラムを組み込んだＤＳＰ等のハードウェアとして実現されてもよい。１つの半導体集積回路にすると、消費電力が低減される効果も得られる。
【００７４】
次に、以上のように構成された本実施の形態に係る生体信号計測システム１００の動作について説明する。
【００７５】
図９は、本実施の形態に係る生体信号計測システム１００の基本的な処理のフローを示すフローチャートである。ステップＳ１１からステップＳ１４まではヘッドセット１０における処理（ステップＳ１０）を示し、ステップＳ２１からステップＳ２５までは情報処理装置２０における処理（ステップＳ２０）を示す。
【００７６】
はじめに、ヘッドセット１０における処理ステップＳ１０について説明する。
【００７７】
＜ステップＳ１１＞
操作入力部１１は、被検者５により行われた操作入力を受け付ける。具体的には、受付のタイミングでどの操作ボタン４１が押されているかを検出する。受付のタイミングの例は、操作ボタン４１が押下された時である。操作ボタン４１が押下されたか否かの検出は、例えば、操作ボタン４１が押下されたときの機械的なボタン位置の変化、又は、電気信号の変化を検出することにより行われる。また、操作入力部１１は、押下された操作ボタン４１の種類により、操作入力部１１が受け付けた操作入力の種類を検出し、操作信号出力部１２に伝達する。
【００７８】
＜ステップＳ１２＞
操作信号出力部１２は、操作入力部１１が受け付けた操作入力に対応する操作信号を情報処理装置２０に送信する。
【００７９】
＜ステップＳ１３＞
生体信号増幅部１４は、電極部１３における複数の電極５１の間の電位差に相当する生体信号を測定し、増幅する。例えば、電極部１３における複数の電極５１のうち、右側頭部（国際１０−２０法のＣ４の電極位置）に配置された計測電極５１ａと参照電極５１ｂとの間の電位差を測定する。また、生体信号増幅部１４は、測定した生体信号を増幅する。増幅された生体信号は、生体信号増幅部１４から生体信号出力部１５へ伝達される。
【００８０】
＜ステップＳ１４＞
さらに、生体信号出力部１５は、伝達された生体信号を情報処理装置２０へ送信する。
【００８１】
なお、ヘッドセット１０における処理ステップＳ１０において、ステップＳ１１及びステップＳ１２と、ステップＳ１３及びステップＳ１４とは、それぞれ並列な処理として行ってもよく、ステップＳ１１からステップＳ１４の処理を、全て上述した順序どおりに行う必要は無い。
【００８２】
次に、情報処理装置２０における処理ステップＳ２０について説明する。
【００８３】
＜ステップＳ２１＞
情報処理装置２０において、操作信号取得部２１は、操作信号出力部１２からの操作信号を受信する。操作信号取得部２１は、受信した操作信号をアプリケーション処理部２６に伝達する。
【００８４】
＜ステップＳ２２＞
生体信号取得部２２は、生体信号出力部１５からの生体信号を受信する。生体信号取得部２２は、受信した生体信号を、生体信号処理部２３に伝達する。
【００８５】
＜ステップＳ２３＞
生体信号取得部２２にて受信した生体信号を、生体信号処理部２３にて分析処理して、意味のある情報を抽出する。例えば、所定の周波数成分の生体信号を抽出する。所定の周波数成分とは、例えば脳波の計測の場合には１０Ｈｚである。
【００８６】
＜ステップＳ２４＞
アプリケーション処理部２６は、操作信号取得部２１からの操作信号と生体信号処理部２３からの生体信号を受けて、現在のアプリを実行するための所定の処理を行う。所定の処理とは、上述したように、例えば、ゲームアプリにおけるゲーム進行、健康管理アプリにおける記録・データ管理・表示、学習アプリにおける出題・採点・結果表示などである。
【００８７】
＜ステップＳ２５＞
アプリケーション処理部２６の処理結果を被検者５にフィードバックするために、表示情報出力部２７は映像情報を提示部３０に出力し、音響情報出力部２８は音響情報を提示部３０に出力する。これにより、提示部３０からは、処理結果に対応する画像及び音が出力される。
【００８８】
なお、情報処理装置２０における処理ステップＳ２０において、ステップＳ２２及びステップＳ２３と、ステップＳ２４の処理は、それぞれ並列な処理として行ってもよい。また、アプリケーション処理部２６は、操作信号取得部２１からの操作信号と生体信号処理部２３からの生体信号の両方の信号を用いて処理を行う必要はなく、生体信号のみを用いて処理を行ってもよい。その場合には、操作信号を受信するステップＳ２１を省略することもできる。
【００８９】
以上のような処理のフローによって、生体信号計測システム１００は、被検者５から脳波又は心電等の生体情報を得ることができる。
【００９０】
次に、図１０〜図１２を用いて、ヘッドセット１０が備える生体信号計測装置１０ｂの特徴的な動作を説明する。ここでは、生体信号として、心電図信号を用いた実験例が示されている。
【００９１】
図１０は、第１バッファアンプ５２ａへの入力信号（上図）及びそのときに差動増幅器７４からの出力信号（下図）の波形（心電図波形）例を示すタイミングチャートである。なお、第２バッファアンプ５２ｂには、グランド電位が入力されている。また、この実験では、図１０の上図に示されるように、第１バッファアンプ５２ａ、第２バッファアンプ５２ｂ及び差動増幅器７４への共通の電源電圧ＡＶＤＤ＿ＡＭＰを変化させている。つまり、電源電圧ＡＶＤＤ＿ＡＭＰとして、第１直流電圧（１．８Ｖ）と第２直流電圧（ここでは、第１直流電圧１．８Ｖを１０％上昇させた１．９８Ｖ）とを交互に切り替えて変化させている。
【００９２】
図１１は、第１バッファアンプ５２ａに心電図信号が入力された状態で、第１バッファアンプ５２ａに供給される電源電圧ＡＶＤＤ＿ＡＭＰを第１直流電圧１．８Ｖと第２直流電圧１．９８Ｖとで切り替えた場合における第１バッファアンプ５２ａの出力波形（心電図波形）を示すタイミングチャートである。破線の心電図波形が電源電圧ＡＶＤＤ＿ＡＭＰを第１直流電圧１．８Ｖにした場合の出力波形であり、実線の心電図波形が電源電圧ＡＶＤＤ＿ＡＭＰを第２直流電圧１．９８Ｖにした場合の出力波形である。
【００９３】
図１２は、図１１の心電図波形におけるＲ−Ｓ振幅値の変化を示す図である。Ｒ−Ｓ振幅値とは、図１１の心電図波形において、周期的にプラス側に大きく現れるＲ波ピークの波高値と、Ｒ波のピークの直後であって周期的にマイナス側に大きく現れるＳ波ピークの波高値とのＰｅａｋ  ｔｏ  Ｐｅａｋ値である。
【００９４】
図１１及び図１２から分るように、振幅の大きいパルスが入力された場合に、電源電圧ＡＶＤＤ＿ＡＭＰが第１直流電圧１．８Ｖである場合には、心電図波形のピークがクリップされて振幅が小さくなっている。一方、電源電圧ＡＶＤＤ＿ＡＭＰが第２直流電圧１．９８Ｖである場合には、心電図波形のピークがクリップされず、振幅が大きくなっている。
【００９５】
これらのことから、第１バッファアンプ５２ａに供給する電源電圧ＡＶＤＤ＿ＡＭＰを上昇させることで、第１バッファアンプ５２ａで飽和を生じさせない入力電圧範囲が拡大されることが分かる。このことは、生体信号計測装置１０ｂの第１バッファアンプ５２ａ、第２バッファアンプ５２ｂ及び差動増幅器７４のいずれについても同様のことがいえる。
【００９６】
よって、生体信号計測装置１０ｂでは、第１バッファアンプ５２ａ及び第２バッファアンプ５２ｂにおいて飽和が起こり得るケースとして、第１バッファアンプ５２ａ又は第２バッファアンプ５２ｂからの出力信号のオフセット電圧と閾値電圧とを比較する。そして、第１バッファアンプ５２ａ又は第２バッファアンプ５２ｂからの出力信号のオフセット電圧が閾値電圧を超えているときに、所定時間だけ、電源回路６０が供給する電力の直流電圧ＡＶＤＤ＿ＡＭＰを上昇させる制御をしている。
【００９７】
なお、本実施の形態では、生体信号計測装置１０ｂが備える全ての増幅器（第１バッファアンプ５２ａ、第２バッファアンプ５２ｂ及び差動増幅器７４）に対して電源電圧ＡＶＤＤ＿ＡＭＰを変更する制御が行われたが、これに限られない。これらの増幅器の一部だけに対して電源電圧ＡＶＤＤ＿ＡＭＰを変更する制御が行われてもよい。これにより、少なくとも電源電圧ＡＶＤＤ＿ＡＭＰを変更する制御が行われた増幅器については、飽和が起こることが抑制され得る。
【００９８】
以上のように、本実施の形態に係る生体信号計測装置１０ｂは、生体に装着される計測電極５１ａによって検出される生体信号に対してインピーダンス変換をして出力する第１バッファアンプ５２ａと、第１バッファアンプ５２ａに直流電圧の電力を供給する電源回路６０と、第１バッファアンプ５２ａからの出力信号のオフセット電圧が閾値電圧を超えた場合に、電源回路６０が供給する電力の直流電圧を上昇させる制御をする電源電圧変更回路６１とを備える。
【００９９】
これにより、第１バッファアンプ５２ａからの出力信号のオフセット電圧が閾値電圧を超えた場合に、第１バッファアンプ５２ａに供給する電力の直流電圧（いわゆる電源電圧）を上昇させる制御が行われる。よって、第１バッファアンプ５２ａの入力電圧範囲が拡大され、第１バッファアンプ５２ａにおいて飽和が起こることが抑制される。その結果、生体信号に、増幅器において飽和するほどの大きなオフセット電圧が含まれる場合であっても、生体信号に歪が生じることが抑制され、高い信号品質の生体信号計測が可能になる。
【０１００】
また、電源回路６０は、外部から入力される制御信号に従って、第１直流電圧の電力と第１直流電圧よりも大きい第２直流電圧の電力とを選択的に供給し、電源電圧変更回路６１は、第１バッファアンプ５２ａからの出力信号のオフセット電圧と閾値電圧とを比較し、比較の結果を示す信号を出力するオフセット電圧検出器６１ａと、電源回路６０が第１直流電圧の電力を供給している場合に、オフセット電圧検出器６１ａから出力された信号が、オフセット電圧が閾値電圧を超えていることを示すときには、電源回路６０に対して、所定時間だけ第２直流電圧の電力を供給させるための制御信号を出力する電源制御回路６１ｃとを有する。
【０１０１】
これにより、第１バッファアンプ５２ａからの出力信号のオフセット電圧が閾値電圧を超えているときに、所定時間だけ、第１バッファアンプ５２ａに供給する電力の直流電圧を上昇させる制御が行われる。よって、必要な時にだけ、一時的に、第１バッファアンプ５２ａに供給する電力の直流電圧が上昇するので、常時高い直流電圧の電力を供給する場合に比べ、消費電力が抑制される。
【０１０２】
また、オフセット電圧検出器６１ａは、外部から入力される制御信号に従って、閾値電圧を変更する。
【０１０３】
これにより、第１バッファアンプ５２ａからの出力信号のオフセット電圧と比較される閾値電圧を、外部からの制御信号によって変更できるので、計測対象及び計測環境に応じて、生体信号計測装置１０ｂを適切に動作させるためのチューニングが可能になる。
【０１０４】
また、電源制御回路６１ｃは、外部から入力される制御信号に従って、電源電圧を上昇させる所定時間を変更する。
【０１０５】
これにより、第１バッファアンプ５２ａに供給する電力の直流電圧を一時的に上昇させる所定時間を、外部からの制御信号によって変更できるので、計測対象及び計測環境に応じて、生体信号計測装置１０ｂを適切に動作させるためのチューニングが可能になる。
【０１０６】
また、電源制御回路６１ｃは、外部から入力される制御信号に従って、第２直流電圧の値を変更する。
【０１０７】
これにより、第１バッファアンプ５２ａに供給する電力の直流電圧を上昇させる場合の電圧を、外部からの制御信号によって変更できるので、計測対象及び計測環境に応じて、生体信号計測装置１０ｂを適切に動作させるためのチューニングが可能になる。
【０１０８】
また、生体信号計測装置１０ｂは、さらに、生体に装着される参照電極５１ｂによって検出される生体信号に対してインピーダンス変換をして出力する第２バッファアンプ５２ｂを備え、電源回路６０は、さらに、第２バッファアンプ５２ｂに直流電圧の電力を供給し、電源電圧変更回路６１は、第１バッファアンプ５２ａからの出力信号のオフセット電圧又は第２バッファアンプ５２ｂからの出力信号のオフセット電圧が閾値電圧を超えた場合に、電源回路６０が供給する電力の直流電圧を上昇させる制御をする。
【０１０９】
これにより、第２バッファアンプ５２ｂからの出力信号についても、第１バッファアンプ５２ａからの出力信号と同様に、オフセット電圧が閾値電圧を超えた場合に、第２バッファアンプ５２ｂに供給する電力の直流電圧を上昇させる制御が行われる。よって、参照電極５１ｂでの電位を基準とする計測電極５１ａでの電位を生体信号として計測するケースであっても、２つのバッファアンプにおける飽和が抑制され、高い信号品質の生体信号計測が可能になる。
【０１１０】
また、電源電圧変更回路６１は、さらに、第１バッファアンプ５２ａからの出力信号のオフセット電圧及び第２バッファアンプ５２ｂからの出力信号のオフセット電圧のいずれが閾値電圧を超えたかを示す信号を生成して出力するダイナミックレンジ判定器６１ｂを有する。
【０１１１】
これにより、第１バッファアンプ５２ａからの出力信号のオフセット電圧及び第２バッファアンプ５２ｂからの出力信号のオフセット電圧のいずれが閾値電圧を超えたかを示す信号が生成されて出力される。よって、２つのバッファアンプのいずれで分極電圧が大きくなっているかを監視することが可能になる。
【０１１２】
また、生体信号計測装置１０ｂは、さらに、第１バッファアンプ５２ａから出力された信号と第２バッファアンプ５２ｂから出力された信号との差を増幅する差動増幅器７４を備え、電源回路６０は、さらに、差動増幅器７４に直流電圧の電力を供給し、電源電圧変更回路６１は、さらに、第１バッファアンプ５２ａからの出力信号のオフセット電圧又は第２バッファアンプ５２ｂからの出力信号のオフセット電圧が閾値電圧を超えた場合に、電源回路６０が差動増幅器７４に供給する電力の直流電圧を上昇させる制御をする。
【０１１３】
これにより、第１バッファアンプ５２ａから出力された信号と第２バッファアンプ５２ｂから出力された信号との差を増幅する差動増幅器７４が設けられ、差動増幅器７４についても、電源電圧を上昇させる制御が行われる。よって、参照電極５１ｂでの電位を基準とする計測電極５１ａでの電位を生体信号として計測するケースであっても、２つのバッファアンプ及び差動増幅器７４における飽和が抑制され、高い信号品質の生体信号計測が可能になる。
【０１１４】
また、電源電圧変更回路６１は、第１バッファアンプ５２ａからの出力信号のオフセット電圧又は第２バッファアンプ５２ｂからの出力信号のオフセット電圧が閾値電圧を超えた場合に、第１バッファアンプ５２ａ、第２バッファアンプ５２ｂ及び差動増幅器７４から選択した１以上の増幅器に供給される電力の直流電圧を上昇させる制御をする。
【０１１５】
これにより、第１バッファアンプ５２ａ又は第２バッファアンプ５２ｂからの出力信号のオフセット電圧が閾値電圧を超えた場合に、電源電圧を上昇させる対象となる増幅器として、第１バッファアンプ５２ａ、第２バッファアンプ５２ｂ及び差動増幅器７４の中から選択できる。よって、選択された増幅器だけについて、供給される電源電圧が上昇するので、常時全ての増幅器について電源電圧を上昇させる場合に比べ、消費電力が抑制される。
【０１１６】
また、第１バッファアンプ５２ａ及び第２バッファアンプ５２ｂは、それぞれ、対応する計測電極５１ａ及び参照電極５１ｂと一体化されている。
【０１１７】
これにより、第１バッファアンプ５２ａ及び第２バッファアンプ５２ｂは、それぞれ、対応する計測電極５１ａ及び参照電極５１ｂと一体化され、いずれも、アクティブ電極を構成する。よって、パッシブ電極を用いる場合に比べ、外乱ノイズの影響を受けにくく、高い信号品質の生体信号計測が可能になる。
【０１１８】
（応用例１）
次に、上記実施の形態に係る生体信号計測システム１００の応用例１として、被検者の心電特徴量を抽出するシステムを説明する。
【０１１９】
本応用例に係る生体信号計測システムは、心電図信号を生体信号として計測するシステムであり、基本的に、上記実施の形態に係る生体信号計測システム１００と同じ構成要素を備える。ただし、本応用例では、図１３に示されるように、情報処理装置２０の生体信号処理部２３は、生体信号波形調整部２３ａと、心電特徴量抽出部２３ｂとを備える。
【０１２０】
生体信号波形調整部２３ａは、基本的に、上記実施の形態の生体信号処理部２３と同様の機能を有し、生体信号取得部２２で取得された心電図信号に対して、心電図波形として意味のある情報を抽出する波形調整を行い、生体信号波形として出力する。例えば、入力された心電図信号に対して、特定の周波数成分を抽出し、抽出した周波数成分のパワースペクトル密度を算出することで、心電図波形を調整し、生体信号波形として出力する。
【０１２１】
心電特徴量抽出部２３ｂは、生体信号波形調整部２３ａから出力された生体信号波形に対して、振幅を正規化して微分等をすることで、心電図波形のピーク等の情報を抽出し、心電特徴量として出力する。ここで、「心電図波形のピーク等の情報」は、例えば、Ｒ波の波高値及び出現タイミング、Ｓ波の波高値及び出現タイミング、Ｒ−Ｓ振幅値等である。
【０１２２】
図１４は、本応用例に係る生体信号計測システムの動作を示すフローチャートである。図１５は、電源電圧変更回路６１による電源電圧の制御がない場合における提示部３０での表示例を示す図である。図１６は、電源電圧変更回路６１による電源電圧の制御がある場合における提示部３０での表示例を示す図である。
【０１２３】
なお、初期処理において、アプリ処理部２６は、図１５及び図１６に示されるように、提示部３０における電極図示部３０ｃに、被検者５が装着しているヘッドセット１０が備える計測電極５１ａ及び参照電極５１ｂの位置を表示する。
【０１２４】
まず、アプリ処理部２６は、被検者５によるヘッドセット１０の操作入力部１１に対する操作を判断することにより、オフセット電圧のモニタを行うか否かを判断する（Ｓ３１）。
【０１２５】
オフセット電圧のモニタを行う場合には（Ｓ３１でＹＥＳ）、アプリ処理部２６は、図１５及び図１６に示されるように、提示部３０における測定情報表示部３０ａに、「オフセット電圧モニタ中」と表示する（Ｓ３２）。
【０１２６】
そして、生体信号計測装置１０ｂの電源電圧変更回路６１では、オフセット電圧検出器６１ａは、上記操作入力部１１に対する操作に応じて、計測電極５１ａ及び参照電極５１ｂでのオフセット電圧を測定する（Ｓ３３）。具体的には、オフセット電圧検出器６１ａは、第１バッファアンプ５２ａからの出力信号のオフセット電圧及び第２バッファアンプ５２ｂからの出力信号のオフセット電圧のそれぞれと閾値電圧とを比較し、それぞれの比較の結果を示す検出信号を出力する。
【０１２７】
出力された検出信号に基づいて、ダイナミックレンジ判定器６１ｂは、第１バッファアンプ５２ａ及び第２バッファアンプ５２ｂからの出力信号のオフセット電圧のいずれかが閾値電圧より高いか否かを判定する（判定ステップＳ３４）。その判定結果を示す判定信号は、電源制御回路６１ｃに出力されるとともに、操作信号出力部１２及び操作信号取得部２１を介して、アプリ処理部２６に伝達される。
【０１２８】
第１バッファアンプ５２ａ及び第２バッファアンプ５２ｂからの出力信号のオフセット電圧のいずれかが閾値電圧より高い場合には（判定ステップＳ３４でＹＥＳ）、その判定信号を受信したアプリ処理部２６は、その結果を提示部３０に表示する。つまり、図１６に示されるように、提示部３０における制御情報表示部３０ｄに、「電源電圧制御：有」と表示する（Ｓ３５）。
【０１２９】
また、電源電圧変更回路６１では、肯定的な判定信号を受信した電源制御回路６１ｃは、電源回路６０が第１直流電圧の電力を供給している場合に、電源回路６０に対して、所定時間だけ第２直流電圧の電力を供給させるための制御信号を出力する（電源電圧変更ステップＳ３６）。これにより、第１バッファアンプ５２ａ又は第２バッファアンプ５２ｂからの出力信号のオフセット電圧が閾値電圧を超えているときには、所定時間だけ、電源回路６０が供給する電力の直流電圧ＡＶＤＤ＿ＡＭＰを上昇させる制御が行われる。
【０１３０】
一方、オフセット電圧のモニタを行わないと判定された場合（Ｓ３１でＮＯ）、及び、２つの出力信号のオフセット電圧のいずれかが閾値電圧より高いと判定されなかった場合には（判定ステップＳ３４でＮＯ）、アプリ処理部２６は、図１５に示されるように、提示部３０における制御情報表示部３０ｄに、「電源電圧制御：無」と表示する（Ｓ３７）。
【０１３１】
続いて、アプリ処理部２６は、図１５及び図１６に示されるように、提示部３０における測定情報表示部３０ａに、「生体信号測定中」と表示する（Ｓ３８）。
【０１３２】
そして、生体信号計測装置１０ｂにおいて生体信号（ここでは、心電図信号）が測定され（Ｓ３９）、得られた生体信号は、生体信号取得部２２を介して生体信号処理部２３に伝送される。
【０１３３】
生体信号を取得した生体信号処理部２３では、生体信号波形調整部２３ａは、生体信号の波形を調整し、生体信号波形（ここでは、心電図波形）として、心電特徴量抽出部２３ｂ及びアプリ処理部２６に出力する（Ｓ４０）。
【０１３４】
生体信号波形を受信したアプリ処理部２６は、図１５及び図１６に示されるように、提示部３０における生体信号波形表示部３０ｂに、受信した生体信号波形を表示する（Ｓ４１）。このときに、生体信号波形のタイミングに合わせて、提示部３０における電源電圧制御状態表示部３０ｅに、電源電圧の状態を（電源電圧ＡＶＤＤ＿ＡＭＰが第１直流電圧である時間区間を白色で、第２直流電圧である時間区間をハッチングで）表示する。
【０１３５】
これと並行して、生体信号波形を受信した心電特徴量抽出部２３ｂは、受信した生体信号波形から心電特徴量（つまり、心電図波形のピーク等の情報）を抽出し、アプリ処理部２６に出力する（Ｓ４２）。心電特徴量を受信したアプリ処理部２６は、心電特徴量（例えば、Ｒ波の出現タイミング）から心拍数を算出し、図１５及び図１６に示されるように、提示部３０における心拍数表示部３０ｆに、算出した心拍数を表示する（Ｓ４３）。
【０１３６】
以上のように、本応用例に係る生体信号計測システムによれば、提示部３０に、リアルタイムで、測定情報を示す測定情報表示部３０ａ、生体信号波形を示す生体信号波形表示部３０ｂ、電極の位置を示す電極図示部３０ｃ、電源電圧変更回路６１による電源電圧の制御に関する情報を示す制御情報表示部３０ｄ、電源電圧が第１直流電圧及び第２直流電圧のいずれであるかを示す電源電圧制御状態表示部３０ｅ、及び、心拍数を示す心拍数表示部３０ｆが表示され、心電特徴量を含む多くの情報が一目で分かる。
【０１３７】
（応用例２）
次に、上記実施の形態に係る生体信号計測システム１００の応用例２として、被検者の心電特徴量及び呼吸成分を抽出するシステムを説明する。
【０１３８】
本応用例に係る生体信号計測システムは、心電図信号を生体信号として計測するシステムであり、基本的に、上記実施の形態に係る生体信号計測システム１００と同じ構成要素を備える。ただし、本応用例では、図１７に示されるように、情報処理装置２０の生体信号処理部２３は、上記応用例１に係る構成要素（生体信号波形調整部２３ａ、心電特徴量抽出部２３ｂ）に加えて、呼吸成分抽出部２３ｃを備える。
【０１３９】
呼吸成分抽出部２３ｃは、生体信号波形調整部２３ａから出力された生体信号波形（ここでは、心電図波形）から、Ｒ波及びＳ波それぞれのピークの先端をつなぐ包絡線を特定し、特定した包絡線から、呼吸の信号成分（呼吸間隔の情報）を抽出する。特定された包絡線、及び、抽出された呼吸間隔の情報は、アプリ処理部２６に出力される。
【０１４０】
図１８は、本応用例に係る生体信号計測システムの動作を示すフローチャートである。図１９は、電源電圧変更回路６１による電源電圧の制御がある場合における提示部３０での表示例を示す図である。
【０１４１】
図１８のフローチャートでは、上記応用例１に比べ、ステップＳ４４及びＳ４５が追加されている点が異なる。
【０１４２】
ステップＳ４４では、アプリ処理部２６は、生体信号波形の表示（Ｓ４１）と並行して、図１９に示されるように、提示部３０における生体信号波形表示部３０ｂに、呼吸成分抽出部２３ｃから出力された包絡線３０ｇを表示する（Ｓ４４）。そして、アプリ処理部２６は、図１９に示されるように、提示部３０における呼吸成分表示部３０ｈに、呼吸成分抽出部２３ｃから出力された呼吸間隔の情報（各呼吸における時間区間）を表示する（Ｓ４５）。
【０１４３】
以上のように、本応用例に係る生体信号計測システムによれば、提示部３０に、リアルタイムで、上記応用例１における情報に加えて、生体信号の包絡線３０ｇ、及び、呼吸間隔の情報を示す呼吸成分表示部３０ｈが表示される。これにより、被検者５の心電図波形に関して、応用例１よりも更に多くの情報が提示部３０に表示され、心電特徴量及び呼吸成分を含む多くの情報が一目で分かる。
【０１４４】
なお、上記応用例１及び２では、生体信号処理部２３（生体信号波形調整部２３ａ、心電特徴量抽出部２３ｂ、呼吸成分抽出部２３ｃ）は、情報処理装置２０に備えられたが、生体信号計測装置１０ｂに備えられてもよい。呼吸成分抽出部２３ｃが生体信号計測装置１０ｂに備えられる場合には、生体信号計測装置１０ｂにおいて、呼吸に関する生体情報が得られる。
【０１４５】
また、上記応用例１及び２では、生体信号計測装置１０ｂの制御方法は、第１バッファアンプ５２ａからの出力信号のオフセット電圧が閾値電圧を超えたか否かを判定する判定ステップＳ３４と、判定ステップＳ３４で、オフセット電圧が閾値電圧を超えたと判定された場合に、電源回路６０が第１バッファアンプ５２ａに供給する電力の直流電圧を上昇させる制御をする電源電圧変更ステップＳ３６とを含む。
【０１４６】
これにより、第１バッファアンプ５２ａからの出力信号のオフセット電圧が閾値電圧を超えた場合に、第１バッファアンプ５２ａに供給する電力の直流電圧（いわゆる電源電圧）を上昇させる制御が行われる。よって、第１バッファアンプ５２ａの入力電圧範囲が拡大され、第１バッファアンプ５２ａにおいて飽和が起こることが抑制される。その結果、生体信号に、増幅器において飽和するほどの大きなオフセット電圧が含まれる場合であっても、生体信号に歪が生じることを抑制され、高い信号品質の生体信号計測が可能になる。
【０１４７】
なお、本発明は、上記生体信号計測装置１０ｂの制御方法又は情報処理装置２０における処理に含まれるステップをコンピュータに実行させるプログラムとして実現したり、そのプログラムを記録したコンピュータ読み取り可能なＤＶＤ等の記録媒体として実現したりしてもよい。
【０１４８】
以上、本発明に係る生体信号計測装置及び生体信号計測装置の制御方法について、実施の形態及び応用例に基づいて説明したが、本発明は、これらの実施の形態及び応用例に限定されるものではない。本発明の主旨を逸脱しない限り、当業者が思いつく各種変形を本実施の形態及び応用例に施したものや、実施の形態及び応用例における一部の構成要素を組み合わせて構築される別の形態も、本発明の範囲内に含まれる。
【０１４９】
例えば、上記実施の形態では、電源回路６０は、第１バッファアンプ５２ａ、第２バッファアンプ５２ｂ及び差動増幅器７４に対して共通の電源電圧を供給したが、それぞれのアンプに対して、個別に電源電圧を供給してもよい。その場合には、電源電圧変更回路６１は、第１バッファアンプ５２ａの出力信号のオフセット電圧が第１閾値電圧を超えた場合に、第１バッファアンプ５２ａに供給する第１電源電圧を第１所定時間だけ上昇させる。それとは独立して、電源電圧変更回路６１は、第２バッファアンプ５２ｂの出力信号のオフセット電圧が第２閾値電圧を超えた場合に、第２バッファアンプ５２ｂに供給する第２電源電圧を第２所定時間だけ上昇させる。さらに、それらとは独立して、電源電圧変更回路６１は、差動増幅器７４の出力信号のオフセット電圧が第３閾値電圧を超えた場合に、差動増幅器７４に供給する第３電源電圧を第３所定時間だけ上昇させる。このように、３種類の増幅器に対して、独立して、出力信号のオフセット電圧に基づく電源電圧の制御をしてもよい。これにより、必要な増幅器だけについて電源電圧の制御が行われ、全ての増幅器について一律に電源電圧の制御を行う場合に比べ、消費電力が抑制される。
【０１５０】
また、上記実施の形態では、電源制御回路６１ｃは、電源電圧ＡＶＤＤ＿ＡＭＰに関して、２種類の電圧（第１直流電圧及び第２直流電圧）を切り替えたが、３種類以上の電圧を切り替えてもよい。この場合には、増幅器の出力信号に含まれるオフセット電圧が大きいほど、より高い電源電圧に切り替えればよい。これにより、３種類以上の電源電圧を切り替えることで、２種類の電源電圧を切り替える場合に比べ、必要な値だけ小刻みで電源電圧を上昇させることでき、消費電力が抑制される。
【０１５１】
また、上記実施の形態では、第１バッファアンプ５２ａ、第２バッファアンプ５２ｂ及び差動増幅器７４は、正の電源電圧の供給を受けて動作したが、正の電源電圧及び負の電源電圧の供給を受けて動作してもよい。この場合には、電源回路６０は、正の電源電圧及び負の電源電圧を供給する。そして、電源電圧変更回路６１は、検出したオフセット電圧の極性に応じて、増幅器に供給される電源電圧として、正の電源電圧だけを切り替えるか、あるいは、負の電源電圧だけを切り替える制御をすればよい。これにより、バイポーラ電源で動作する増幅器についても、飽和が起こらないように適切に電源制御が行われる。
【０１５２】
また、上記実施の形態では、増幅器に供給される電源電圧が上昇する所定時間は、事前に決められた値であったが、これに限られない。この所定時間は、増幅器の出力信号のオフセット電圧が閾値電圧を超えている期間に一致する動的な期間であってもよい。つまり、電源制御回路６１ｃは、増幅器の出力信号のオフセット電圧が閾値電圧を超えている期間だけ、電源回路６０に対して第２直流電圧の電力を供給させる制御をしてもよい。これにより、必要な期間にだけ、増幅器に供給される電源電圧が上昇され、増幅器での飽和が確実に抑制され、かつ、消費電力が抑制される。
【符号の説明】
【０１５３】
５  被検者
１０ｂ  生体信号計測装置
２３ｃ  呼吸成分抽出部
５１  電極
５２ａ  第１バッファアンプ
５２ｂ  第２バッファアンプ
６０  電源回路
６１  電源電圧変更回路
６１ａ  オフセット電圧検出器
６１ｂ  ダイナミックレンジ判定器
６１ｃ  電源制御回路
７４  差動増幅器
【図１】
2019024585.tif 000003
【図２Ａ】
2019024585.tif 000004
【図２Ｂ】
2019024585.tif 000005
【図３】
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【図４】
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【図５】
2019024585.tif 000008
【図６】
2019024585.tif 000009
【図７】
2019024585.tif 000010
【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】
2019024585.tif 000018
【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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