生物信号测量装置的制作方法

1.本发明涉及一种生物信号测量装置，更详细而言，涉及一种像创可贴那样粘贴在生物体(人体)上使用的生物信号测量仪(可穿戴生物传感器)及包括对其内置电池进行充电的供电器的生物信号测量装置。


背景技术：

2.可穿戴型生物信号测量仪中配置有测量例如心电信号、肌电信号或脑电信号等并进行处理的生物信号测量处理部，此外还配置有向生物信号测量处理部供电的作为内部电源的电池。
3.通常，电池使用锂离子电池等二次电池，因此具备用于对二次电池进行充电的sd端子或专用充电端子，对二次电池进行充电时，使供电器的供电端子与充电端子连接而进行充电(例如，参考专利文献1)。
4.但是，为了在制作为可穿戴用的小型电路基板上设置具有耐久性的充电端子，需要提高电路基板的强度，这成为小型化、轻量化、薄型化或柔软性的障碍。
5.并且，例如为了在沐浴时也能够进行测量，需要将整个传感器设为防水结构，但是为了对sd端子等充电端子实施防水措施需要相当大的工夫，结构变得复杂，成为高成本的原因。
6.并且，在部分机型中，在生物信号测量仪内纳入无线通信单元(例如蓝牙(注册商标)等)，将所测量的生物信号实时发送到便携式终端等的外部设备中，但存在通信范围窄且电池消耗严重等问题。
7.因此，在许多情况下，设为将已测量的生物信号存储于内置存储器，从人体取下生物信号测量仪并连接到个人计算机或便携式终端，从而从内置存储器回收生物信号。
8.但是，单独进行生物信号的回收和对二次电池充电的效率很差而不优选。
9.并且，工作电源(驱动电源)从二次电池供给到生物信号测量处理部等，而在尽可能抑制二次电池的消耗方面，优选仅在生物信号测量仪实际附着在人体上时才向生物信号测量处理部等供给工作电源。以往技术文献专利文献
10.专利文献1：日本特开2015-163225号公报


技术实现要素：

发明要解决的技术课题
11.因此，本发明的第1课题在于使内置于生物信号测量仪(可穿戴生物传感器)的二次电池在不使用专用充电端子的情况下充电。并且在于提供一种小而薄，并且可以几乎没有任何不适地附着在生物体上的生物信号测量仪。
12.并且，本发明的第2课题在于，在对内置于生物信号测量仪中的二次电池进行充电
时，通过在该充电中使用的供电器进行生物信号的回收。
13.并且，本发明的第3课题在于，尽可能地减少内置于生物信号测量仪(可穿戴生物传感器)中的电池的消耗。并且，本发明的课题在于消除机械电源开关以提高防水性。用于解决技术课题的手段
14.为了解决上述第1课题，第1发明为一种生物信号测量装置，包括附着在生物体上使用的生物信号测量仪，上述生物信号测量仪具备：作为内部电源的电池及其充电电路；多个电极，在测量生物信号时与人体的皮肤表面接触，并在对上述电池充电时连接到规定的供电器；生物信号处理电路，以规定方式处理由上述电极检测的生物信号；以及生物信号/供电配电单元，所述生物信号测量装置的特征在于，上述生物信号处理电路和上述充电电路通过上述生物信号/供电配电单元可切换地连接到上述电极，在测量生物信号时，由上述电极检测到的生物信号通过上述生物信号/供电配电单元供给到上述生物信号处理电路，在对上述电池充电时，从上述供电器供给的供电电力通过上述生物信号/供电配电单元供给到上述充电电路。
15.在第1发明中，上述生物信号/供电配电单元具有信号传递电路和电力传递电路，对于上述信号传递电路，在测量上述生物信号时，将上述生物信号引导至上述生物信号处理电路，并且在对上述电池充电时，阻止上述供电电力流入到上述生物信号处理电路，对于上述电力传递电路，在对上述电池充电时，将上述供电电力引导至上述充电电路，并且在测量上述生物信号时，阻止上述生物信号流入到上述充电电路。
16.在从上述供电器供给的供电电力为直流的情况下，优选为在上述信号传递电路中使用dc截止滤波器，并且在上述电力传递电路中使用包括二极管或晶体管的非线性电路。
17.并且，在从上述供电器供给的供电电力为交流的情况下，优选为在上述信号传递电路中使用低通滤波器，并且在上述电力传递电路中使用高通滤波器和整流电路。
18.作为第1发明的另一方案，可以在上述电力传递电路中使用通断开关电路。
19.能够在上述开关电路中使用由设置于上述供电器侧的磁力发生单元的磁力控制的磁簧开关。
20.并且，作为另一方案，可以在上述开关电路中使用根据上述电极之间的电压或上述电极之间的阻抗进行导通和断开的半导体开关。
21.并且，作为另一方案，可以在上述生物信号/供电配电单元中使用具有将上述电极连接到上述生物信号处理电路的第1触点和将上述电极连接到上述充电电路的第2触点的双触点切换电路，在测量上述生物信号时上述第1触点侧闭合，在对上述电池充电时上述第2触点侧闭合。
22.可以在上述双触点切换电路中使用上述第1触点侧在正常状态下闭合的磁簧开关，在该情况下，在对上述电池充电时，第2触点侧会通过设置于上述供电器侧的磁力发生单元的磁力闭合。
23.作为另一方案，在上述电极之间的电压小于规定电压值或者上述电极之间的阻抗为规定值以上时上述第1触点侧闭合，在上述电极之间的电压为规定电压值以上或者上述电极之间的阻抗小于规定值时上述第2触点侧闭合。
24.第1发明的特征之一为，还具备供电器，所述供电器具有在对上述电池充电时与上述电极接触的供电端子，在上述供电器中设置有充电结束判断电路，所述充电结束判断电路在流过上述供电端子的电流为规定值以下时结束对上述电池充电。
25.根据第1发明的优选方案，具备自动电源开关，所述自动电源开关在上述电极之间的电阻值为规定值以下时，判断为上述电极与生物体接触并向上述生物信号处理电路供给上述电池的电源。
26.并且，第1发明中还包括如下方案：上述生物信号处理电路包括心电信号测量处理部、肌电信号测量处理部和脑电信号测量处理部，并且所述生物信号测量装置具备附着状态检查功能，所述附着状态检查功能在这些测量信号中的任一个显示异常值时作为附着不良而使规定的报警单元工作。
27.而且，第1发明还包括如下方案：上述生物信号处理电路和上述供电器具有通过上述电极和上述供电端子进行通信的通信功能，并且在对上述电池充电时，由上述生物信号处理电路处理的生物信号数据被发送到上述供电器侧。
28.在对上述电池充电时，能够从上述供电器向上述生物信号处理电路给出规定的命令。
29.并且，第1发明的特征在于，具有：在一个面搭载有上述生物信号处理电路的第1基板；以及在一个面搭载有上述电池及其充电电路的第2基板，在上述第1基板和上述第2基板的另一个面侧分别设置有上述电极，上述第1基板与上述第2基板通过具有导通配线的低弯曲刚性部连结。
30.优选上述第1基板和上述第2基板各自具有防水盖，所述防水盖具有暴露上述电极的开口部并且覆盖除上述电极以外的部分。
31.作为另一方案，还可以具备防水盖，所述防水盖覆盖包含上述第1基板、上述第2基板以及上述低弯曲刚性部在内的上述生物信号测量仪整体，并且由低刚性材料制成，这种方案也包含于第1发明中。
32.并且，第1发明在提高使用上的便利性方面，具有在测量上述生物信号之前粘贴于生物体的附着用胶带，在上述附着用胶带上由磁性材料制成且和生物体连接的连接电极与上述电极以等间隔配置，上述电极由永磁材料制成，通过上述电极对上述连接电极的磁吸附，上述生物信号测量仪通过上述附着用胶带附着到生物体上。
33.为了解决上述第2课题，第2发明为一种生物信号测量装置，其具有：多个电极，与人体的皮肤表面接触并检测生物信号；生物信号处理电路，以规定的方式处理由上述电极检测的生物信号并存储于存储器；以及作为内部电源的电池及其充电电路，并且包括：生物信号测量仪，附着在人体上使用；以及供电器，通过上述充电电路向上述电池供给规定的充电电力，所述生物信号测量装置的特征在于，上述供电器具备通信单元，所述通信单元将存储在上述存储器中的上述生物信号发送到规定的外部设备。
34.在第2发明中，优选上述通信单元具有双向通信功能，并且从上述外部设备通过上述通信单元向上述生物信号处理电路给出包括上述生物数据的处理程序的规定信息。
35.并且，根据第2发明的优选方案，上述供电器具有可拆卸地连接于上述电极的供电端子，上述供电器与上述生物信号测量仪之间的通信通过上述电极和上述供电端子进行。
36.更优选上述生物信号测量仪具有：发送部，从上述存储器中读出上述生物数据并进行发送；以及连接检测单元，在上述供电端子连接到上述电极时输出连接检测信号，在从上述连接检测单元输出上述连接检测信号时，上述发送部将上述生物数据发送到上述供电器。
37.并且，优选在上述生物数据发送到上述供电器之后，删除上述存储器中的生物数据。
38.为了解决上述第3课题，第3发明为一种生物信号测量装置，其包括附着在生物体上使用的生物信号测量仪，上述生物信号测量仪具备：一对电极，在测量生物信号时与生物体接触；生物信号处理电路，以规定方式处理由上述电极检测的生物信号；以及电池，向上述生物信号处理电路供给电源，所述生物信号测量装置的特征在于，具有：电源启动开关，对从上述电池供给到上述生物信号处理电路的电源进行导通和断开；以及控制部，控制上述电源启动开关，上述控制部监控存在于上述电极之间的电极间电阻，在上述电极间电阻为超过规定的阈值的值时断开上述电源启动开关，并在上述电极间电阻为上述阈值以下时导通上述电源启动开关以从上述电池向上述生物信号处理电路供给电源。
39.在第3发明中，作为优选方案，上述控制部具有双输入比较器，将装置内的电源电压设为v0，通过包含连接于装置内电源与地线之间的电阻r1、r2的分压电路对上述电源电压v0进行分压而得的电压v1(＝r2/(r1+r2))被施加到上述比较器的一个输入端子，，并且通过包含连接于上述一个电极与上述装置内电源之间的电阻r3、连接于上述另一个电极与地线之间的电阻r4及上述电极间电阻r5的分压电路对上述电源电压v0进行分压而得的电压v2(＝r4/(r3+r4+r5))被施加到上述比较器的另一个输入端子，上述电阻r2、r3、r4为相同电阻值ra，电阻r1具有高于上述电阻值ra的电阻值rb，上述阈值由rb-ra限定。
40.在第3发明中，优选上述电阻r1～r4是消耗电流为1μa以下的高电阻元件。发明效果
41.根据第1发明，通过使用原来用于检测生物信号的电极作为充电用端子，无需设置sd端子等专用充电端子，简化了生物信号测量仪的结构，能够进一步实现小型化、轻量化、薄型化，并且能够充分实施防水措施。
42.并且，通过采用如下结构，能够提供一种小而薄，并且可以几乎没有任何不适地附着在生物体上的生物信号测量仪，所述结构具有：在一个面搭载有上述生物信号处理电路的第1基板；以及在一个面搭载有上述电池及其充电电路的第2基板，在上述第1基板和上述第2基板的另一个面侧分别设置有上述电极，上述第1基板与上述第2基板通过具有导通配线的低弯曲刚性部连结。
43.根据第2发明，即使在对电池充电时也能够通过供电器将存储于生物信号测量仪(传感器芯片)的存储器中的生物数据发送到外部设备中，相反，能够从外部设备通过供电器向传感器芯片给出规定的命令或者重写固件等，因此能够收集在分析数据方面有效的生物信号。
44.根据第3发明，只有在生物信号测量仪(可穿戴生物传感器)附着在人体上的情况下电源启动开关导通，并且电源从电池供给到生物信号处理电路，在除此以外的情况下电源启动开关断开，因此能够尽可能地减少电池的消耗。并且，电源开关由比较器和电阻元件
组成，没有机械电源开关，因此能够提高防水性。
附图说明
45.图1是表示根据本发明的生物信号测量装置的第1实施方式的示意图。图2是表示上述第1实施方式所具备的生物信号/供电配电单元的第1实施例的示意图。图3是表示上述生物信号/供电配电单元的第2实施例的示意图。图4是表示上述第2实施例中的非线性电路的两个具体例的电路图。图5是表示上述生物信号/供电配电单元的第3实施例的示意图。图6是表示上述生物信号/供电配电单元的第4实施例的示意图。图7是表示上述第4实施例中的切换电路的三个具体例的电路图。图8是表示上述生物信号/供电配电单元的第5实施例的示意图。图9是表示上述第5实施例中的切换电路的三个具体例的电路图。图10是表示根据本发明的生物信号测量装置中所包含的供电器的结构的示意图。图11是表示根据本发明的生物信号测量装置的第2实施方式的示意图。图12是表示根据本发明的生物信号测量装置的第3实施方式的示意图。图13是表示在上述第3实施方式中进行的判断步骤的示意图。图14是表示根据本发明的生物信号测量装置的第4实施方式的示意图。图15是表示根据本发明的生物信号测量装置的第5实施方式的示意图。图16是表示在上述第5实施方式中传输的数据的一例的示意图。图17是生物信号测量仪的(a)部件安装侧的主视图、(b)电极侧的后视图、(c)侧视图。图18是用于说明上述生物信号测量仪的基板连接结构的示意图。图19是在上述生物信号测量仪上安装有防水盖的(a)部件安装侧的主视图、(b)电极侧的后视图、(c)(b)的a-a线剖视图。图20是表示上述防水盖的另一例的(a)主视图、(b)后视图。图21是表示上述生物信号测量仪、附着用胶带、供电器之间的关系的示意图。图22是将上述生物信号测量仪与上述附着用胶带分离显示的侧视图。图23是表示本发明的生物信号测量装置的使用状态的一例的示意图。图24是表示经由上述生物信号测量仪和服务器等外部设备的通信线路的连接状态的示意图。
具体实施方式
46.接着，参考附图对本发明的几个实施方式进行说明，但本发明并不限定于此。
47.如图1所示，该实施方式(第1实施方式)所涉及的生物信号测量装置包括：作为可穿戴生物传感器(传感器芯片)的生物信号测量仪1；以及向内置于生物信号测量仪1的二次电池210供给充电电力的供电器(充电器)2。
48.生物信号测量仪1具备一对电极10a、10b、生物信号处理电路100、作为内部电源的二次电池210、用于对二次电池210充电的充电电路200以及生物信号/供电配电单元300作
为基本结构。生物信号处理电路100和充电电路200通过生物信号/供电配电单元300可切换地连接到电极10a、10b。
49.对于电极10a、10b，在测量生物信号时与生物体(人体)h接触，在充电时与供电器2的供电端子20a、20b接触。即，在本发明中，电极10a、10b兼用作生物信号检测用端子和充电用端子，不特别具有充电专用端子。
50.另外，在不需要区分电极10a、10b时统称为电极10。同样地，在不需要区分供电端子20a、20b时统称为供电端子20。电极10可以是三个电极以上。
51.生物信号处理电路100处理由电极10检测到的作为生物数据的心电位、肌电位、脑电、皮肤电阻等电位或电流。作为生物信号处理电路100，能够使用差分放大器、a/d转换器、mcu和存储器等。另外，为了测量皮肤电阻，可使用使电流通过电极10而流过生物体h的电压发生器或电流发生器。
52.充电电路200对搭载于生物信号测量仪1的锂离子电池等二次电池210(有时简单称为“电池”)进行充电。电池210向生物信号测量仪1的各部分供给电力。
53.对于生物信号/供电配电单元300，在测量生物信号时将生物信号引导至生物信号处理电路100，在充电时将来自供电器2的供电电力引导至充电电路200。生物信号/供电配电单元300具有几个结构例。
54.首先，在图2所示的第1实施例中，在生物信号/供电配电单元300使用了信号传递电路310和电力传递电路320。
55.信号传递电路310连接于电极10与生物信号处理电路100之间，在测量生物信号时将生物信号引导至生物信号处理电路100，并且在对电池充电时阻止供电电力流入到生物信号处理电路。
56.电力传递电路320连接于电极10与充电电路200之间，在对电池充电时将供电电力引导至充电电路200，并且在测量生物信号时阻止生物信号流入到充电电路200。
57.作为生物信号/供电配电单元300的第2实施例，如图3所示，在dc供电的情况下，在信号传递电路310使用dc截止滤波器311。dc截止滤波器311使生物信号(交流)通过并阻止dc电力通过。dc截止滤波器311可以是电容器。
58.并且，如图3所示，在dc供电的情况下，在电力传递电路320优选采用非线性电路321。非线性电路321在供电电压为高电压时成为低阻抗，在如生物电压那样为低电压时成为高阻抗，并作为电力传递电路320发挥作用。
59.能够在非线性电路321例示非线性电路322和非线性电路323，所述非线性电路322具有图4(a)所示的四个二极管d1～d4的桥接和电容器c，所述非线性电路323具有图4(b)所示的四个作为半导体开关的晶体管(该例中为fet)tr1～tr4的桥接和电容器c。
60.非线性电路322、323可以由两个非线性元件构成，但是通过用四个非线性元件组成桥并设为全波整流电路也能够正常工作，例如，将供电端子20a设为+极，将供电端子20b设为-极，+供电端子20a连接到电极10a，-供电端子20b连接到电极10b，相反地，-供电端子20b连接到电极10a，+供电端子20a连接到电极10b，也能正常工作。
61.在如图4(a)所示使用二极管d的情况下，二极管d的上升电压为0.5～0.7v，因此在正常生物信号中二极管d不导通。因此，生物信号不会流入到充电电路200。
62.并且，在如图4(b)所示使用晶体管(fet)tr的情况下，晶体管tr能够增加根据阈值
进一步导通的电压或者减少漏电流。
63.另外，虽然会根据非线性元件的二极管d或晶体管tr的导通电阻或流过的电流而不同，但用作dc供电的电压例如为6～8v时非线性电路322、323的输出电压例如成为4.5～6.5v左右。
64.接着，作为生物信号/供电配电单元300的第3实施例，如图5所示，在ac供电的情况下，在信号传递电路310使用低通滤波器312，在电力传递电路320使用高通滤波器324和整流电路325。
65.低通滤波器312使生物信号通过但阻止交流供电电力的通过。相对于此，高通滤波器324使交流供电电力通过但阻止生物信号通过。
66.优选采用差分结构(平衡驱动)作为ac供电。这是因为，如果将单端结构(非平衡驱动)用于高阻抗的两个电极10a、10b，则生物信号测量仪1的gnd(地线)电位变得不稳定，如果与gnd接触，则整流电路325的输出电压可能会改变。
67.生物信号的频率成分存在于约0.01hz～几khz。通过将用于ac供电的频率设为例如13.56mhz(工业-科学-医学(industry-science-medical)频带)，从而能够与生物信号相差约4个数量级，能够有效地使用低通滤波器312。
68.并且，通过将低通滤波器312的截止频率设为几khz～几10khz，即使在一阶滤波器中也能够使供电电力衰减-40db左右，因此能够得到供电电力的充分的阻断性能。
69.另外，可以在整流电路325使用图4(a)、图4(b)中示出的非线性电路322、323。
70.作为生物信号/供电配电单元300的第4实施例，如图6所示，也能够在电力传递电路320使用切换电路326。此处的切换电路326是通过切换控制单元327进行导通断开驱动的开关电路，这可以例示出图7(a)～(c)所示的开关。
71.图7(a)的开关为磁簧开关326a。该情况下，供电器两侧设置有永磁铁327a作为切换控制单元327，在供电时(充电时)磁簧开关326a通过永磁铁327a导通，充电电力从供电器2供给到充电电路200，在测量生物信号时通过按距离分开永磁铁327a，磁簧开关326a断开。
72.图7(b)的开关由作为半导体开关的晶体管(该例中为fet)326b组成，根据电极10a、10b之间的电压进行导通和断开。在切换控制单元327使用检测电极10a、10b之间的电压的a/d转换器(比较器)327b。
73.据此，为了充电，供电器2连接到电极10a、10b，例如电极10a、10b之间的电压为5v以上时晶体管326b导通。在测量生物体时断开。
74.图7(c)的开关也与图7(b)的开关相同地由作为半导体开关的晶体管(fet)326c组成，但该情况下根据电极10a、10b之间的阻抗进行导通和断开。
75.在切换控制单元327使用信号发生器327c和a/d转换器(比较器)327d，所述信号发生器327c向电极10a、10b之间供给规定频率的测量信号，所述a/d转换器(比较器)327d检测施加测量信号时电极10a、10b之间的阻抗。
76.据此，为了充电连接供电器2，电极10a、10b之间的阻抗例如成为100ω以下时晶体管326c导通。顺便提及，在测量生物信号时，电极10a、10b之间的阻抗例如显示10kω以上的值。
77.并且，如图8所示，作为生物信号/供电配电单元300的第5实施例，可以使用切换电路330。根据该切换电路330，电极10选择性地连接到生物信号处理电路100和充电电路200
中的任一电路。图9(a)～图9(c)中示出三个例子。
78.图9(a)的例子中使用两个磁簧开关330a、330b。是具备第1触点a和第2触点b的双触点开关型，所述第1触点a和第2触点b均通过引线片选择性地连接到公共端子c。
79.磁簧开关330a、330b的公共端子c连接到电极10a、10b侧，第1触点a连接到生物信号处理电路100，第2触点b连接到充电电路200。与之前图7(a)中的说明相同地，在切换控制单元327使用设置于供电器两侧的永磁铁327a。
80.据此，在供电时(充电时)，磁簧开关330a、330b均通过永磁铁327a切换到第2触点b侧，充电电力从供电器2供给到充电电路200。
81.相对于此，在测量生物信号时通过按距离分开永磁铁327a，磁簧开关330a、330b均切换到第1触点a侧，电极10a、10b连接到生物信号处理电路100。
82.图9(b)的例子中，使用四个晶体管(该例中为fet)tr1～tr4作为半导体开关。
83.对于第1晶体管tr1和第2晶体管tr2，例如它们的源极均连接到一个电极10a侧，第1晶体管tr1的漏极连接到生物信号处理电路100，而第2晶体管tr2的漏极连接到充电电路200。
84.对于第3晶体管tr3和第4晶体管tr4，例如它们的源极均连接到另一个电极10b侧，第3晶体管tr3的漏极连接到生物信号处理电路100，而第4晶体管tr4的漏极连接到充电电路200。
85.与之前图7(b)中的说明相同地，可以在切换控制单元327使用检测电极10a、10b之间的电压的a/d转换器(比较器)327b。
86.据此，为了充电连接供电器2，例如电极10a、10b之间的电压成为5v以上时，规定的控制电压通过a/d转换器327b施加到第2晶体管tr2和第4晶体管tr4的栅极，由此第2晶体管tr2和第4晶体管tr4导通，(该情况下，第1晶体管tr1和第3晶体管tr3均未导通)，充电电路200连接到电极10。
87.相对于此，在测量生物信号时，电极10a、10b之间的电压小于5v，因此规定的控制电压从a/d转换器327b施加到第1晶体管tr1和第3晶体管tr3的栅极，由此第1晶体管tr1和第3晶体管tr3导通(该情况下，第2晶体管tr2和第4晶体管tr4均未导通)，生物信号处理电路100连接到电极10。
88.与图9(b)的例子相同地，图9(c)的例子中，使用四个晶体管(fet)tr1～tr4作为半导体开关。并且，与之前图7(c)的切换控制单元相同地，在切换控制单元327使用向电极10a、10b之间供给规定频率的测量信号的信号发生器327c和检测电极10a、10b之间的阻抗的a/d转换器(比较器)327d。
89.据此，为了充电连接供电器2，电极10a、10b之间的阻抗例如成为100ω以下时，规定的控制电压通过a/d转换器327d施加到第2晶体管tr2和第4晶体管tr4的栅极，由此第2晶体管tr2和第4晶体管tr4导通，(该情况下，第1晶体管tr1和第3晶体管tr3均未导通)，充电电路200连接到电极10。
90.相对于此，在测量生物信号时，电极10a、10b之间的阻抗例如成为10kω以上，因此规定的控制电压从a/d转换器327d施加到第1晶体管tr1和第3晶体管tr3的栅极，由此第1晶体管tr1和第3晶体管tr3导通(该情况下，第2晶体管tr2和第4晶体管tr4均未导通)，生物信号处理电路100连接到电极10。
91.接着，参考图10对供电器2进行说明。供电器2具备电压转换器21、充电结束判断电路22及过电流保护电路23，此外还具备通信单元24、作为控制部的mpu(微处理器单元)25及存储器26。
92.电压转换器21可以是dc-dc转换器或dc-ac转换器，例如将usb的dc电压(5v)转换为dc或ac电压。在ac供电的情况下，例如输出13.56mhz、一侧7～10vp-p左右的差分电压。在dc供电的情况下，例如输出6～8v的电压。
93.充电结束判断电路22根据供电端子20a、20b中的供电电力的衰减状态判断充电结束。由于根据流过供电端子20a、20b的电流进行充电结束判断，由此即使判断电流变小也能够应对。
94.作为搭载于生物信号测量仪1的二次电池210，在使用了例如10mah的容量的情况下，充电结束前的充电电流成为1ma左右。充电结束判断中使用的电流值为小于上述值的电流值，但能够通过使用电阻器或电流互感器来检测。
95.过电流保护电路23例如在供电端子20a、20b之间由于某种原因短路时工作，并且使电压转换器21中的未图示的供电开关断开。
96.并且，如后述，通信单元24具备将存储于生物信号测量仪1中的生物数据等发送到外部设备(例如，云服务器等)的功能，以及将来自外部设备的命令等传递到生物信号测量仪1的功能。
97.mpu25进行在具有电源限制的生物信号测量仪1内的mcu121(参考图14)中无法进行的高级处理。例如，从个人信息保护的观点进行无法确定个人的加密处理和匿名处理。存储器26中临时保存过去数据的累积和云上的病例数据等。
98.接着，通过图11对生物信号测量装置的第2实施方式进行说明。在该第2实施方式中，生物信号测量仪1具备自动电源开关110，该自动电源开关110在生物信号处理电路100中检测生物体并自动导通(启动)电源。
99.自动电源开关110具有双输入比较器111，电阻r1和电阻r2的各一端并联连接到比较器111的一个输入端子in1。电阻r1的另一端连接到装置内电源v0，电阻r2的另一端与地线连接。
100.比较器111的另一个输入端子in2与电极10b的信号线lb连接，另一个输入端子in2与地线之间连接有电阻r4。电极10a的信号线la与装置内电源v0之间连接有电阻r3。
101.将电极10a、10b之间的电阻设为r5、将施加到一个输入端子in1的电压设为v1、将施加到另一个输入端子in2的电压设为v2，则v1和v2如下表示。v1＝v0
×
r2/(r1+r2)v2＝vo
×
r4/(r3+r4+r5)
102.比较器111比较v1和v2，在v2＞v1时指示电源启动ic112启动。例如，如果将r2、r3、r4设为10mω、将r1设为11mω，则在电阻r5的电阻值为1mω以下时，成为v2＞v1，并且设定为与生物体接触而指示电源启动ic112启动，并自动导通电源。
103.优选自动电源开关110在电源启动后从电源断开，但如上所述，如果将r1～r4设为高电阻，则在电源启动后不将自动电源开关110从电源断开，也能够使消耗电力的消耗最小化。
104.该例子中，如上所述，将r1～r4设为高电阻，并将流过比较器111和各电阻r1～r4
的消耗电流设为1μa而始终对电极之间进行监控。作为一例，由于10mah的电池，1μa的电流条件下的半衰期约为6个月，因此不影响获取生物数据的几天的使用。
105.另外，优选在电源启动后停止该自动电源开关的功能。这是因为，流过电极10a、10b的dc电流可能成为生物信号检测的噪声。
106.接着，通过图12对生物信号测量装置的第3实施方式进行说明。在该第3实施方式中，生物信号测量仪1具备附着状态检查功能。
107.在生物信号测量仪1的生物信号处理电路100中，除了具备之前图11中说明的自动电源开关功能以外，还具备皮肤电阻测量/处理部、心电信号测量/处理部、肌电信号测量/处理部、脑电信号测量/处理部、环境物理量测量/处理部等作为原始测量/处理功能，根据这些各种数据检查生物信号测量仪1是否正确地附着在生物体上的附着状态。
108.作为其判断方法(算法)，能够使用判断是否在期望的信号电平范围内，与心电波形等期望的波形模版进行匹配比较(匹配滤波器)，进行频率分析并与期望的频率分布进行定量比较、基于期望的信噪比(s/n比)进行判断等。
109.作为其中一例，图13(a)、图13(b)中示出通过心电波形的匹配比较判断附着状态的步骤。
110.以心电波形为例，首先，如图13(b)的(b-1)所示，对r波、p波、t波、q波、s波设定阈值r1、r2、r3(r3＜r2＜r1)，对于r波，判断是否为r1以上(r1≤r波)，对于p波、t波，判断是否为r2以上且小于r1(r2≤p波、t波《r1)，对于q波、s波，判断是否小于r3(q波、s波《r3)。
111.参考图13(a)，在对该阈值进行逻辑判断时，通过带通滤波器从原始信号中去除不需要的信号成分。此时，可以根据需要使用微分信号。逻辑判断能够通过比较器(可以是数字和模拟中的任一种)进行。图13(b)的(b-2)中示出对阈值进行的逻辑判断的结果，但也可以用最大峰值(该例中为r波)进行标准化。
112.接着，取预先准备的期望逻辑(是成为判断基准的模版，参考图13(b)的(b-3))与对图13(b)的(b-2)中示出的阈值进行的逻辑判断的逻辑积。将该结果的一例示于图13(b)的(b-4)。
113.然后，为了避免噪声等的影响，对上述逻辑积在一定期间进行积分，并进行该积分结果的阈值判断作为匹配判断。其结果，如图13(b)的(b-5)所示，例如，如果t0时点的积分结果超过综合判断阈值，则判断为检测到所期望的心电波形，即判断为生物信号测量仪1正确地附着在生物体h上。如果不是这种情况，则使led或振动器、蜂鸣器等报警单元113工作以告知附着者附着异常。
114.接着，通过图14对生物信号测量装置的第4实施方式进行说明。在该第4实施方式中，生物信号测量仪1具备与供电器2之间的通信功能。
115.为了与供电器2进行通信，生物信号测量仪1的生物信号处理电路100中设置有mcu(微控制器单元)121、存储器122、i/o接口123和adc(模拟-数字转换电路)124等。
116.mcu121将处理生物信号的结果存储于存储器122中，并控制与供电器2之间的通信。作为生物信号处理的一例，可举出根据心电波形求出心率波动、根据加速度求出移动距离或运动量。
117.存储器122包括ram(随机存取存储器)和rom(只读存储器)，由mcu121处理的生物信号数据等保存在ram中，处理程序等写入rom中。
118.i/o接口123生成用于向供电器2发送数据的信号。并且，adc124从供电器2接收数据或测量程序等，并进行固件的更换等。
119.作为与供电器2之间的通信功能的另一实施方式(本发明的第5实施方式)，如图15所示，具备作为连接检测单元的唤醒(wakeup)电路131、调制用开关(sw)132、adc133、纠错解码电路134a、纠错编码电路134b及通信控制部135的方案也包含在本发明中。
120.wakeup电路131通过检测供电电力(充电电力)判断为主机(生物信号测量仪1)设置于供电器2，并将通信功能设为工作状态。
121.调制用开关132为了调制供电电力而改变差分之间的阻抗。能够配置高耐压的外置晶体管。
122.adc(也可以是比较器)133将供电电力的调制转换为二进制或多进制。能够根据需要配置保护电阻或保护二极管。
123.纠错解码电路134a、纠错编码电路134b通过reed-solomon、viterbi、turbo、ldpc等减少传输线路失真的影响。通信控制部135生成接收和发送的定时并控制各部分。
124.图16中示出在生物信号测量仪1与供电器2之间的通信电路传输的数据的一例，并对此进行说明。
125.通过mcu121的绘图单元(floting unit)和专用hw(硬件)，根据心电波形求出心率波动，通过可变频带限制滤波器将心率波动的频率分解为例如16灰度。为此，优选一点一点改变iir频带制限滤波器(bpf)的频带并进行分解。
126.每隔一定时间记录，例如以每10秒1次的比率记录。信息量为24小时(86400秒)，16频率
×
16灰度(8bit)
×
8640＝约8.6kb。
127.同样地，对加速度进行频率分解的情况下的24小时的信息量约为10kb，对该加速度进行积分而得的移动距离的24小时的信息量约为10kb。
128.根据本发明，供电器2也称为对接站，能够将生物信号测量仪1与供电器2连接并充电，同时能够将存储于存储器122中的信息(生物数据等)通过供电器2发送到例如云服务器等。
129.接着，参考图17，对提供给生物信号测量仪1的市场的产品形态(传感器芯片)的一例进行说明。
130.传感器芯片1具备第1基板30和第2基板40这两个基板，以及连接这些基板30、40的低弯曲刚性部50。
131.在基板30、40使用覆铜层压基板等硬质基板，在低弯曲刚性部50优选采用柔性配线板。以下，有时将低弯曲刚性部50称为柔性配线板。
132.图17(a)所示的基板30、40的一个面(正面)为部件安装面30a、40a，在该例子中，在第1基板30的部件安装面30a安装有生物信号处理电路100，在第2基板40的部件安装面40a安装有充电电路200，并且搭载有作为电源的二次电池210。由于二次电池210比其他部件重，因此优选配置于连结部侧。生物信号/供电配电单元300可以设置在第1基板30和第2基板40中的任一基板上。
133.图17(b)所示的基板30、40的另一个面为背面30b、40b，在第1基板30的背面30b设置有一个电极10a，而在第2基板40的背面40b设置有另一个电极10b。如同之前的说明，电极10a、10b通过生物信号/供电配电单元300连接到生物信号处理电路100和充电电路200。
134.在减小想要从皮肤剥离电极10a、10b的力的方面，优选柔性配线板50的长度l尽可能长。基板30、40的各边设为30mm以下，优选设为20mm以下。
135.并且，参考图17(c)，包含电极10、基板30、40、生物信号处理电路100与充电电路200及电池210、其他部件的厚度设为10mm以下，优选设为5mm以下。
136.这是为了降低距离皮肤的高度而减小想要剥离的力(弯矩)。另外，基板30、40并不一定需要是四边形，也可以具有曲线部分。
137.参考图18，基板30、40由包含内层电路的多层积层基板构成，在其积层时柔性配线板50夹在规定的内层之间，但在提高强度方面，优选在基板30、40的连接侧的相对的端部附近形成通孔51。另外，通孔51中可以填充有金属镀层或抗蚀剂等。
138.关于安装部件的配置，如图18(b)所示，可以在一个第1基板30侧配置生物信号处理电路100和电池210，在另一个第2基板40侧配置充电电路200，但优选如图18(a)所示，在一个第1基板30侧配置生物信号处理电路100，在另一个第2基板40侧配置充电电路200和电池210。
139.即，根据图18(a)所示的配置，由于第1基板30侧集中有与生物信号处理相关的配线，第2基板40侧集中有电源系统的配线，因此形成在柔性配线板50的电路图案可以是最小限度的电源配线和控制配线，能够使柔性配线板50更加柔软。
140.并且，通常，生物信号处理电路100的电路面积大于充电电路200的电路面积，因此如果设为图18(a)所示的配置，则能够使第1基板30与第2基板40具有大致相同的面积大小。
141.由此，柔性配线板50能够配置在传感器芯片1的长度方向(图18中左右方向)的大致中央部分，并且能够增加两个基板30、40的长度，因此能够使传感器芯片1难以从生物体的皮肤剥离。
142.图19中示出传感器芯片1的防水盖60。图19(a)是覆盖传感器芯片1的部件安装面30a、40a侧的防水盖60的主视图，图19(b)是覆盖传感器芯片1的背面30b、40b侧的防水盖60的后视图，图19(c)是图19(b)的a-a线剖视图。
143.防水盖60由低刚性材料制成，优选由硅橡胶制成，并且内部形成为容纳图17所示的传感器芯片1的袋状。如图i9(b)所示，在背面侧设置有用于暴露电极10a、10b的开口部61a、61b。
144.如图20所示，作为防水盖60的另一例，设为如下结构，即，将防水盖60设为覆盖第1基板30的第1防水盖60a和覆盖第2基板40的第2防水盖60b这两个部件，并且分别对第1基板30和第2基板40进行防水。
145.另外，如图20(b)所示，在第1防水盖60a的背面侧设置有用于暴露电极10a的开口部61a，在第2防水盖60b的背面侧设置有用于暴露电极10b的开口部61b。
146.据此，柔性配线板50的部分未被防水盖覆盖，因此柔性配线板50的固有柔性不会丧失。
147.传感器芯片1可以直接附接到生物体的皮肤上，但优选使用图21(a)、图21(b)所示的附着用胶带70。另外，图21(c)是表示传感器芯片1的电极面侧的示意图，图21(d)是表示供电器2的供电端子侧的示意图。
148.附着用胶带70在图21(a)的皮肤粘附面侧(吸附面侧)的左右两处具备由具有生物相容性的凝胶等制成的皮肤侧电极71a、71b。虽未图示，但在不使用时，皮肤侧电极71a、71b
被剥离纸覆盖。
149.在附着用胶带70的图21(b)所示的表面侧(前表面侧)与皮肤侧电极71a、71b对应地设置有连接电极72a、72b。连接电极72a、72b由铁等磁性材料制成，并与传感器芯片1的电极10a、10b以等间隔配置。并且，供电器2的供电端子20a、20b也由铁等磁性材料制成，并与传感器芯片1的电极10a、10b以等间隔配置。
150.相对于此，传感器芯片1的电极10a、10b由永磁材料制成，通过其磁吸附力，传感器芯片1由附着用胶带70和供电器2选择性地保持。图22中示出传感器芯片1附接到附着用胶带70的附接状态。
151.接着，通过图23(a)～(f)对传感器芯片1的使用步骤的一例进行说明。首先，图23(a)从附着用胶带70将剥离纸剥离而暴露皮肤侧电极71a、71b，图23(b)将附着用胶带70粘贴到生物体(人体)的规定部位例如胸部。
152.接着，图23(c)将已充电的传感器芯片1如图22所示那样附接到附着用胶带70。此时，通过电极10a、10b磁性吸附到连接电极72a、72b，传感器芯片1保持于附着用胶带70。可以将传感器芯片1附着到生物体的多个部位。
153.图23(d)例如，如果经由几小时～几天获取生物数据并存储于存储器122中，则从附着用胶带70取下传感器芯片1，图23(e)将传感器芯片1设置于供电器2。该情况下，也通过电极10a、10b磁性吸附到供电端子20a、20b，传感器芯片1可靠地保持于供电器2。
154.如果传感器芯片1设置于供电器2，则从供电器2向传感器芯片1的电池210进行充电，同时，存储于生物信号处理电路100的存储器122中的生物数据被传输到供电器2的存储器26。
155.该生物数据的传输根据供电器2的mpu25和/或传感器芯片1的mcu121的指示进行。另外，在该实施方式中，供电器2具有充电灯2a和通信灯2b，充电时充电灯2a点亮，数据传输时通信灯2b点亮。
156.在从传感器芯片1向供电器2的生物数据传输结束后，从传感器芯片1的存储器122删除生物数据。该数据删除根据传感器芯片1的mcu121或供电器2的mpu25中的任一者的指示进行。图23(f)这样，删除生物数据并已充电的传感器芯片1再次用于获取生物数据。
157.如图24中示例所示，供电器2优选连接到具有与公共线路的连接功能的连接终端80，并将从传感器芯片1获取的生物数据例如通过公共线路传输到作为外部设备的服务器(云服务器)81等。
158.另外，可以在确认向服务器81的数据传输之后进行从传感器芯片1的存储器122中删除生物数据。并且，连接终端80可以使用个人计算机、便携式平板电脑、微型计算机搭载板等。
159.在从供电器2已发送生物数据的服务器81，根据运动量或脉搏变化、心率波动、呼吸频率、血压变化等判断身体能力、压力状况、生病的可能性或即将生病前的状况等。
160.并且，根据需要将适合用户的生物信号测量程序(例如详细地监控并保存更年期障碍、直立性调节障碍、与心律失常相关的生物信号测量、异常st波等的程序)通过供电器2写入传感器芯片1中。
161.该情况下供电器2的通信灯2b也点亮，但并不一定需要是充电中。即，也可以在传感器芯片1充电前或充电后进行从传感器芯片1向供电器2的生物数据传输、从供电器2向服
务器81的生物数据传输、从服务器81通过供电器2向传感器芯片1的程序的写入。
162.如以上说明，根据本发明，通过使用原来用于检测生物信号的电极作为充电用端子，无需设置sd端子等专用充电端子，简化了生物信号测量仪的结构，能够进一步实现小型化、轻量化、薄型化，并且能够充分实施防水措施。
163.并且，供电器具有通信功能(优选为双向通信)，即使在对电池充电时也能够通过供电器将存储于生物信号测量仪(传感器芯片)的存储器中的生物数据发送到外部设备中，相反，能够从外部设备通过供电器向传感器芯片给出规定的命令或者重写固件等，因此能够在分析数据方面有效的生物信号。
164.并且，只有在生物信号测量仪(传感器芯片)附着在人体上的情况下电源启动开关导通，并且电源从电池供给到生物信号处理电路，在除此以外的情况下电源启动开关断开，因此能够尽可能地减少电池的消耗。符号说明
165.1-生物信号测量仪(传感器芯片)，2-供电器，10(10a、10b)-电极，20(20a、20b)-供电端子，30、40-基板，50-低弯曲刚性部(柔性配线板)，60-防水盖，70-附着用胶带，71a、71b-皮肤侧电极，72a、72b-连接电极，100-生物信号处理电路，200-充电电路，300-生物信号/供电配电单元。