JP6808897B2 - Biological signal detection orthosis and biological signal detection method - Google Patents

Biological signal detection orthosis and biological signal detection method Download PDF

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Description

本発明は、人体を含む生体に装着されて生体表面に取り付けられた電極から生体信号を検出する技術に関し、特に、第１の部位の生体信号および第１の部位とは位置が異なる第２の部位の生体信号を、生体の個体差により第１の部位から第２の部位までの距離が異なる場合であっても容易に調整可能で、かつ、精度高く生体信号を検出可能な、生体信号検出装具および生体信号検出方法に関する。 The present invention relates to a technique for detecting a biological signal from an electrode attached to a living body including a human body and attached to the surface of the living body, and in particular, the biological signal of the first part and a second part having a different position from the first part. Biological signal detection that can easily adjust the biological signal of a part even when the distance from the first part to the second part differs due to individual differences in the living body, and can detect the biological signal with high accuracy. Regarding equipment and biological signal detection method.

近年、健康の維持またはその増進に対する人々の関心が高まっている。そこで、健康管理のために、日常生活の中で、人々がより手軽に、たとえば、心拍信号、心電信号、脳波信号（脳活動によって生じる電気（電位）信号）、筋電信号（筋肉を動かすときに生じる電気（電位）信号）などの生体情報を精度高く検出することが望まれている。また、健康管理に限らず、疾患の診断および治療に上述したような生体情報を精度高く検出することが望まれたり、さらに人体に限らず動物実験等においても、上述したような生体情報を精度高く検出することが望まれたりしている。 In recent years, there has been increasing public interest in maintaining or improving health. Therefore, for health management, people can more easily in their daily lives, for example, heartbeat signals, electrocardiographic signals, brain wave signals (electrical (potential) signals generated by brain activity), and myoelectric signals (moving muscles). It is desired to detect biological information such as electric (potential) signals that occur occasionally) with high accuracy. Further, it is desired to detect the above-mentioned biological information with high accuracy not only in health management but also in diagnosis and treatment of diseases, and further, not only in the human body but also in animal experiments and the like, the above-mentioned biological information is accurately detected. It is desired to detect it highly.

たとえば、日常生活の中で手軽に生体情報を精度高く検出する心電信号検出装置が特許第５８４３００５号公報（特許文献１）に開示されている。この心電信号検出装置は、お互いに電気的に接続され、左右それぞれの外耳に接触させて取り付けられる第１外耳電極および第２外耳電極と、上腕または肩に接触させて取り付けられる上腕／肩電極と、前記第１外耳電極、前記第２外耳電極、および前記上腕／肩電極と接続され、前記第１外耳電極、前記第２外耳電極と、前記上腕／肩電極とにより検出される心電信号を計測する計測手段とを備えることを特徴とする。この心電信号検出装置によると、使用者が日常の動作・活動（たとえば運動等）をしながら心電信号を計測できる。 For example, an electrocardiographic signal detection device that easily detects biological information with high accuracy in daily life is disclosed in Japanese Patent No. 5843005 (Patent Document 1). This electrocardiographic signal detection device is electrically connected to each other and is attached to the left and right outer ears in contact with the first and second outer ear electrodes, and the upper arm / shoulder electrode is attached in contact with the upper arm or shoulder. An electrocardiographic signal connected to the first outer ear electrode, the second outer ear electrode, and the upper arm / shoulder electrode, and detected by the first outer ear electrode, the second outer ear electrode, and the upper arm / shoulder electrode. It is characterized by being provided with a measuring means for measuring. According to this electrocardiographic signal detection device, the user can measure the electrocardiographic signal while performing daily movements / activities (for example, exercise).

さらに、この特許文献１には、外耳電極が、外耳を構成する耳介と耳朶との境界領域を含む部位に接触させて取り付けられることが好ましいことが開示されている。また、この特許文献１の実施形態には、心電信号を検出するために、外耳電極と上腕電極との組合せ（第１、２、３実施形態）、額電極と上腕電極との組合せ（第４実施形態）、および、左右２つの上腕電極の組合せ（第５実施形態）が開示されている。 Further, Patent Document 1 discloses that it is preferable that the outer ear electrode is attached in contact with a portion including a boundary region between the auricle and the earlobe constituting the outer ear. Further, in the embodiment of Patent Document 1, in order to detect an electrocardiographic signal, a combination of an external ear electrode and an upper arm electrode (first, second and third embodiments) and a combination of a forehead electrode and an upper arm electrode (first). 4 embodiments) and a combination of two left and right brachial electrodes (fifth embodiment) are disclosed.

特許第５８４３００５号公報Japanese Patent No. 5843005

特許文献１に開示された心電信号計測装置によると、外耳／額と上腕とに心電電極（外耳電極／額電極および上腕電極）が取り付けられるため、心電電極の着脱時に衣服を脱ぐ必要がなく、着脱に手間がかからず、外耳／額と上腕とに心電電極が取り付けられるため、両手が塞がれることがなく、他の動作（たとえば運動等）をしながらでも心電信号を計測することができる。 According to the electrocardiographic signal measuring device disclosed in Patent Document 1, since the electrocardiographic electrodes (external ear electrode / forehead electrode and upper arm electrode) are attached to the outer ear / forehead and the upper arm, it is necessary to take off clothes when attaching / detaching the electrocardiographic electrode. There is no need to put on and take off, and the electrocardiographic electrodes are attached to the outer ear / forehead and upper arm, so both hands are not blocked and the electrocardiographic signal is performed while performing other movements (for example, exercise). Can be measured.

しかしながら、特許文献１に開示された心電信号計測装置では、位置が大ききく異なる少なくとも２つの人体の部位（外耳電極と上腕電極との２部位、左右の上腕電極の２部位または額電極と上腕電極との２部位）に心電電極を取り付けなければならないので、上述したように着脱に手間がかからないとはいえ、その位置調整を含めると相当な手間がかかる。特に、生体に取り付けられる心電電極を含む生体電極は、その取付位置により検出精度が大きく異なるために、その位置調整には相当な手間がかかる。さらに、生体の個体差（体格の違い）により好ましい生体電極の取付位置が異なるために、その位置調整には相当な手間がかかる。 However, in the electrocardiographic signal measuring device disclosed in Patent Document 1, at least two parts of the human body (two parts of the external ear electrode and the upper arm electrode, two parts of the left and right upper arm electrodes, or two parts of the forehead electrode and the upper arm) whose positions are significantly different are used. Since the electrocardiographic electrode must be attached to (two parts with the electrode), it does not take time to attach and detach as described above, but it takes a considerable amount of time to adjust the position. In particular, since the detection accuracy of a bioelectrode including an electrocardiographic electrode attached to a living body varies greatly depending on the attachment position, it takes a considerable amount of time and effort to adjust the position. Further, since the preferable mounting position of the bioelectrode differs depending on the individual difference (difference in physique) of the living body, it takes a considerable amount of time and effort to adjust the position.

本発明は、従来技術の上述の問題点に鑑みて開発されたものであり、その目的とするところは、人体を含む生体に装着されて生体表面に取り付けられた電極から生体信号を検出する生体信号検出装具であって、第１の部位の生体信号および第１の部位とは位置が異なる第２の部位の生体信号を、生体の個体差により第１の部位から第２の部位までの距離が異なる場合であっても容易に調整可能で、かつ、精度高く生体信号を検出可能な、生体信号検出装具および生体信号検出方法を提供することである。 The present invention has been developed in view of the above-mentioned problems of the prior art, and an object of the present invention is a living body that is attached to a living body including a human body and detects a biological signal from an electrode attached to the surface of the living body. The distance from the first part to the second part of the signal detection device, which is the biological signal of the first part and the biological signal of the second part whose position is different from that of the first part, due to individual differences of the living body. It is an object of the present invention to provide a biological signal detection device and a biological signal detection method that can be easily adjusted and can detect a biological signal with high accuracy even if they are different.

上記目的を達成するため、本発明に係る生体信号検出装具は以下の技術的手段を講じている。
すなわち、本発明のある局面に係る生体信号検出装具は、生体に装着されて前記生体における第１の部位の生体信号および前記第１の部位とは位置が異なる第２の部位の生体信号を検出する生体信号検出装具であって、少なくとも一部に伸縮性を備えた環状の基材層と、前記環状における前記第１の部位に対応する位置に設けられ、前記第１の部位についての第１の生体信号を検出する第１の検出手段と、前記環状における前記第２の部位に対応する位置に設けられ、前記第２の部位についての第２の生体信号を検出する第２の検出手段と、前記第１の検出手段および前記第２の検出手段に電気的に接続され、前記第１の検出手段により検出された信号および前記第２の検出手段により検出された信号が電気的に流れる伸縮性を備えた導電用ハーネスとを含み、前記導電用ハーネスが前記基材層に接合されている。 In order to achieve the above object, the biological signal detection orthosis according to the present invention takes the following technical measures.
That is, the biological signal detection device according to a certain aspect of the present invention is attached to a living body and detects a biological signal of a first part in the living body and a biological signal of a second part whose position is different from that of the first part. A first of the biological signal detection devices to be provided, which is provided at a position corresponding to the first portion of the ring and the annular base material layer having at least a part of elasticity. A first detecting means for detecting the biological signal of the above, and a second detecting means provided at a position corresponding to the second portion in the ring and detecting the second biological signal for the second portion. , An expansion and contraction that is electrically connected to the first detecting means and the second detecting means, and electrically flows a signal detected by the first detecting means and a signal detected by the second detecting means. The conductive harness is joined to the base material layer, including a conductive harness having a property.

好ましくは、前記導電用ハーネスは、導電糸と弾性糸とを混用して製編された導電部と非導電糸のみによって製編された非導電部とを有し、前記導電部には前記導電糸として金属線を採用した電気的に独立した２以上の構成経路が設けられており、各前記検出手段は、前記２以上の構成経路の中から第１の部位と第２の部位とで異なるように選択されて電気的に接続された生体電極を含むように構成することができる。 Preferably, the conductive harness has a conductive portion knitted by mixing a conductive thread and an elastic thread and a non-conductive portion knitted only by the non-conductive thread, and the conductive portion has the conductive portion. Two or more electrically independent constituent paths using a metal wire as a thread are provided, and each of the detection means differs between the first portion and the second portion from the two or more constituent paths. It can be configured to include a bioelectrode selected and electrically connected.

さらに好ましくは、前記導電用ハーネスは、導電糸と弾性糸とを混用して製編された導電部と非導電糸のみによって製編された非導電部とを有し、前記導電部には前記導電糸として金属線を採用した電気的に独立した２以上の構成経路が設けられており、各前記検出手段は、前記２以上の構成経路の中から第１の部位と第２の部位とで異なるように選択されて電気的に接続され、前記導電用ハーネスに取り付けられた端子と、前記端子に電気的に接続された生体電極とを含むように構成することができる。 More preferably, the conductive harness has a conductive portion knitted by mixing a conductive thread and an elastic thread and a non-conductive portion knitted only by the non-conductive thread, and the conductive portion has the above-mentioned conductive portion. Two or more electrically independent constituent paths using a metal wire as the conductive thread are provided, and each of the detection means includes a first portion and a second portion from the two or more constituent paths. It can be configured to include a terminal selected differently and electrically connected and attached to the conductive harness and a bioelectrode electrically connected to the terminal.

さらに好ましくは、生体の個体差により第１の部位から第２の部位までの距離が異なることを調整するために、前記第１の検出手段および前記第２の検出手段の少なくともいずれかは、前記導電用ハーネスに取り付けられた複数の端子を備え、前記生体電極は、前記複数の端子のいずれかに電気的に接続されるように構成することができる。
さらに好ましくは、前記端子は、オス側およびメス側で一対の金属製のスナップボタンのいずれか一方側を含み、前記生体電極は、繊維編地により構成された電極層を備えており、前記繊維編地の表面粗さ（Ｒａ）が、４０μｍ以下であり、前記繊維編地には、前記一方側と対をなす他方側のスナップボタンが設けられているように構成することができる。 More preferably, at least one of the first detecting means and the second detecting means is described in order to adjust that the distance from the first part to the second part differs depending on the individual difference of the living body. A plurality of terminals attached to the conductive harness can be provided, and the bioelectrode can be configured to be electrically connected to any of the plurality of terminals.
More preferably, the terminal comprises either one of a pair of metal snap buttons on the male and female sides, and the bioelectrode comprises an electrode layer made of a fiber knitted fabric. The surface roughness (Ra) of the knitted fabric is 40 μm or less, and the fiber knitted fabric can be configured to be provided with a snap button on the other side paired with the one side.

さらに好ましくは、前記繊維編地は、前記一方側と対をなす他方側のスナップボタンが設けられるとともに、前記オス部の大きさに対応する穴部が設けられ、前記穴部を通して前記オス側のスナップボタンと前記メス側のスナップボタンとが嵌合されて、前記端子に前記生体電極が取り付けられるように構成することができる。
さらに好ましくは、前記生体信号検出装具は、人体の頭部に装着されて、第１の生体信号として額における生体信号を検出するとともに前記第２の生体信号として耳介の付け根における生体信号を検出し、前記耳介の付け根における生体信号を検出する第２の検出手段を構成する端子は、前記導電用ハーネスに複数備えられ、前記第２の検出手段において、前記生体電極は、前記第２の検出手段を構成する複数の端子の中で耳介の付け根の位置に適合するいずれか１つの端子に電気的に接続されるように構成することができる。 More preferably, the fiber knitted fabric is provided with a snap button on the other side paired with the one side, and is provided with a hole corresponding to the size of the male portion, and the male side is provided with a hole portion through the hole portion. The snap button and the snap button on the female side can be fitted so that the bioelectrode can be attached to the terminal.
More preferably, the biological signal detection device is attached to the head of the human body to detect the biological signal on the forehead as the first biological signal and detect the biological signal at the base of the auricle as the second biological signal. A plurality of terminals constituting the second detecting means for detecting the biological signal at the base of the auricle are provided in the conductive harness, and in the second detecting means, the bioelectrode is the second. It can be configured to be electrically connected to any one of the plurality of terminals constituting the detection means that matches the position of the base of the pinna.

また、本発明の別の局面に係る生体信号検出方法は、人体の頭部に装着されて、第１の部位として額における生体信号および第２の部位として耳介の付け根における生体信号を検出する生体信号検出装具を用いた生体信号検出方法である。この生体信号検出方法に用いられる生体信号検出装具は、少なくとも一部に伸縮性を備えた環状の基材層と、前記第１の部位に対応する基材層の位置に設けられ、前記第１の部位についての第１の生体信号を検出する第１の検出手段と、前記第２の部位に対応する基材層の位置に設けられ、前記第２の部位についての第２の生体信号を検出する第２の検出手段と、前記第１の検出手段により検出された信号および前記第２の検出手段により検出された信号が電気的に流れる伸縮性を備えたハーネスであって、前記基材層に接合された導電用ハーネスとを含み、前記導電用ハーネスは、導電糸と弾性糸とを混用して製編された導電部と非導電糸のみによって製編された非導電部とを有し、前記導電部には前記導電糸として金属線を採用した電気的に独立した２以上の構成経路が設けられており、各前記検出手段は、前記２以上の構成経路の中から第１の部位と第２の部位とで異なるように選択されて電気的に接続され、前記導電用ハーネスに取り付けられた端子と、前記端子に電気的に接続された生体電極とを含み、前記第２の検出手段は、前記導電用ハーネスに取り付けられた複数の端子を備え、前記生体電極は、前記複数の端子のいずれかに電気的に接続されている。この生体信号検出装具を用いた生体信号検出方法は、前記基材層および前記基材層に接合された導電用ハーネスを、その環状の径を人為的に拡張させる拡張ステップと、環状の径が拡張させた状態の生体信号検出装具を人体の頭部に嵌めた後に、人為的な拡張を取り止めて前記生体信号検出装具を人体の頭部に装着する装着ステップと、前記第１の検出手段の位置を人体の頭部の額の位置に合わせる第１部位決定ステップと、前記第２の検出手段を構成する複数の端子の中で耳介の付け根の位置に適合するいずれか１つの端子を選択する選択ステップと、前記選択された端子に生体電極を電気的に接続する接続ステップと、前記第１の部位である額における生体信号および前記第２の部位である外耳における生体信号を検出する検出ステップと、を含む。 Further, the biological signal detection method according to another aspect of the present invention is attached to the head of a human body and detects a biological signal on the forehead as a first part and a biological signal at the base of the auricle as a second part. This is a biological signal detection method using a biological signal detection device. The biometric signal detection device used in this biometric signal detection method is provided at a position of an annular base material layer having at least a part of elasticity and a base material layer corresponding to the first portion, and is provided at the position of the first base material layer. The first detecting means for detecting the first biometric signal for the site and the second biometric signal for the second site provided at the position of the base material layer corresponding to the second site. A second detecting means, a harness having elasticity through which a signal detected by the first detecting means and a signal detected by the second detecting means electrically flow, and the base material layer. The conductive harness includes a conductive harness joined to the above, and the conductive harness has a conductive portion knitted by mixing a conductive thread and an elastic thread and a non-conductive portion knitted only by a non-conductive thread. , The conductive portion is provided with two or more electrically independent constituent paths that employ a metal wire as the conductive thread, and each of the detecting means is a first portion from the two or more constituent paths. The second detection includes a terminal that is selected and electrically connected to the conductive harness so as to be different between the second portion and the second portion, and a bioelectrode electrically connected to the terminal. The means comprises a plurality of terminals attached to the conductive harness, and the bioelectrode is electrically connected to any of the plurality of terminals. The biological signal detection method using this biological signal detection device has an expansion step of artificially expanding the annular diameter of the base material layer and the conductive harness bonded to the base material layer, and an annular diameter. After fitting the expanded biological signal detection device on the head of the human body, the attachment step of canceling the artificial expansion and attaching the biological signal detection device to the head of the human body, and the first detection means The first part determination step of adjusting the position to the position of the forehead of the human body and one of the plurality of terminals constituting the second detection means that matches the position of the base of the ear canal are selected. A selection step to be performed, a connection step of electrically connecting a biological electrode to the selected terminal, and a detection for detecting a biological signal in the forehead, which is the first site, and a biological signal in the external ear, which is the second site. Including steps.

本発明に係る生体信号検出装具および生体信号検出方法によると、人体を含む生体に装着されて生体表面に取り付けられた電極から生体信号を検出する生体信号検出装具において、第１の部位の生体信号および第１の部位とは位置が異なる第２の部位の生体信号を、生体の個体差により第１の部位から第２の部位までの距離が異なる場合であっても容易に調整可能で、かつ、精度高く生体信号を検出可能となる。 According to the biological signal detection device and the biological signal detection method according to the present invention, in the biological signal detection device which is attached to a living body including a human body and detects a biological signal from an electrode attached to the surface of the biological body, the biological signal of the first portion And the biological signal of the second part, which is different from the first part, can be easily adjusted even when the distance from the first part to the second part is different due to individual differences of the living body. , It becomes possible to detect biological signals with high accuracy.

本発明に係る生体信号検出装具の一例である生体信号測定用ヘッドバンドを人体の頭部に装着した図である。It is a figure which attached the headband for measuring the biological signal which is an example of the biological signal detection device which concerns on this invention to the head of a human body. 図１の生体信号測定用ヘッドバンドの全体斜視図である。It is an overall perspective view of the headband for measuring a biological signal of FIG. 図１の生体信号測定用ヘッドバンドの分解図である。It is an exploded view of the headband for measuring a biological signal of FIG. （Ａ）は図１の生体信号測定用ヘッドバンドを構成する導電用ハーネスの平面図、（Ｂ）はその導電用ハーネスの導電部をスムースにより構成した断面方向の両面編目図における非伸長状態を示す図、（Ｃ）はその伸長状態を示す図、（Ｄ）は図１の生体信号測定用ヘッドバンドを構成する生体電極の略図的断面図である。(A) is a plan view of the conductive harness constituting the head band for measuring biological signals in FIG. 1, and (B) is a non-extended state in a double-sided stitch view in the cross-sectional direction in which the conductive portion of the conductive harness is smoothly formed. The figure shown, (C) is a figure showing the extended state, and (D) is a schematic cross-sectional view of the biological electrode constituting the head band for measuring the biological signal of FIG. 図４（Ａ）の導電用ハーネスに取り付けられる取り出し基板の平面図である。It is a top view of the take-out board attached to the conductive harness of FIG. 4A. 図５の取り出し基板に生体電極を取り付ける手順を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the procedure of attaching a bioelectrode to the take-out substrate of FIG. 本発明に係る生体信号検出装具の変形例である生体信号測定用ヘッドバンドの分解図である。It is an exploded view of the headband for measuring a biological signal which is a modification of the biological signal detection device which concerns on this invention. 図７の生体信号測定用ヘッドバンドを人体の頭部に装着した図である。FIG. 7 is a diagram in which the headband for measuring biological signals of FIG. 7 is attached to the head of a human body.

以下、本発明の実施の形態を、図面に基づき説明する。なお、本実施の形態においては、本発明に係る生体信号検出装具の一例である生体信号測定用ヘッドバンド（以下において単にヘッドバンドと記載する場合がある）を人体の頭部に装着して生体信号（主として脳波）を検出する装具および方法について説明するが、本発明はこれに限定されるものではない。このため、本発明は、人体に限定されない生体（実験動物等）を対象として、頭部に装着することに限定されない生体の部位（上腕、下肢等）に装着され、脳波に限定されない生体信号（心拍信号、心電信号、筋電信号等）を検出する生体信号検出装具および生体信号検出方法を含む。また、図を用いた説明において、上下左右方向を用いて説明する場合があるが、本発明に係る生体信号検出装具は、このような方向に限定されるものではない。ここで、左右方向は、このヘッドバンド１００を頭部に装着した被験者から見た左右方向である。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. In the present embodiment, a headband for measuring a biological signal (which may be simply referred to as a headband below), which is an example of the biological signal detection orthosis according to the present invention, is worn on the head of a human body. Equipment and methods for detecting signals (mainly brain waves) will be described, but the present invention is not limited thereto. Therefore, the present invention targets a living body (experimental animal, etc.) not limited to the human body, and is attached to a part of the living body (upper arm, lower limb, etc.) not limited to being worn on the head, and is not limited to an electroencephalogram. It includes a biological signal detection device for detecting a heartbeat signal, an electrocardiographic signal, a myoelectric signal, etc.) and a biological signal detection method. Further, in the description using the drawings, the description may be made using the vertical and horizontal directions, but the biological signal detection device according to the present invention is not limited to such a direction. Here, the left-right direction is the left-right direction seen from the subject wearing the headband 100 on the head.

まず、図１〜図３を参照して、本実施の形態に係るヘッドバンド１００の概略構造を説明した後に、各部の詳細な構造およびヘッドバンド１００を用いた生体信号検出方法について説明する。
＜ヘッドバンドの概略構造＞
図１はヘッドバンド１００を被験者である人体の頭部Ｈに装着した図であって、図１（Ａ）は前方からの斜視図、図１（Ｂ）は後方からの斜視図、図１（Ｃ）は側方からの平面図である。図２はヘッドバンド１００単体の状態（被験者の頭部Ｈに装着していない状態）における全体斜視図であって、図２（Ａ）は前方からの斜視図、図２（Ｂ）は後方からの斜視図である。図３は、ヘッドバンド１００を分解した上面図である。 First, with reference to FIGS. 1 to 3, the schematic structure of the headband 100 according to the present embodiment will be described, and then the detailed structure of each part and the biological signal detection method using the headband 100 will be described.
<Outline structure of headband>
1A and 1B are views in which the headband 100 is attached to the head H of a human body as a subject, FIG. 1A is a perspective view from the front, FIG. 1B is a perspective view from the rear, and FIG. C) is a plan view from the side. FIG. 2 is an overall perspective view of the headband 100 alone (not worn on the subject's head H), FIG. 2 (A) is a perspective view from the front, and FIG. 2 (B) is a rear view. It is a perspective view of. FIG. 3 is an exploded top view of the headband 100.

これらの図に示すように、このヘッドバンド１００は、生体（ここでは人体）に装着されて生体における第１の部位Ｓ（Ｂ）の生体信号および第１の部位Ｓ（Ｂ）とは位置が異なる第２の部位Ｓ（Ｃ）の生体信号を検出する。このヘッドバンド１００は、少なくとも一部に伸縮性を備えた環状基材層１１０と、環状における第１の部位Ｓ（Ｂ）に対応する位置に設けられ、第１の部位Ｓ（Ｂ）についての第１の生体信号を検出する第１の検出手段２２０Ｂと、環状における第２の部位Ｓ（Ｃ）に対応する位置に設けられ、第２の部位Ｓ（Ｃ）についての第２の生体信号を検出する第２の検出手段２２０Ｃと、第１の検出手段２２０Ｂおよび第２の検出手段２２０Ｃに電気的に接続され、第１の検出手段２２０Ｂにより検出された信号および第２の検出手段２２０Ｃにより検出された信号が電気的に流れる伸縮性を備えた導電用ハーネス２００とを含み、導電用ハーネス２００が環状基材層１１０に接合されている。 As shown in these figures, the headband 100 is attached to a living body (here, a human body) and has a biological signal of a first part S (B) and a position of the first part S (B) in the living body. The biological signal of a different second site S (C) is detected. The headband 100 is provided at a position corresponding to the annular base material layer 110 having at least a part of elasticity and the first portion S (B) in the annular shape, and is provided with respect to the first portion S (B). The first detection means 220B for detecting the first biological signal and the second biological signal for the second portion S (C) provided at the position corresponding to the second portion S (C) in the ring. The second detecting means 220C to be detected is electrically connected to the first detecting means 220B and the second detecting means 220C, and is detected by the signal detected by the first detecting means 220B and the second detecting means 220C. The conductive harness 200 is joined to the annular base material layer 110, including the elastic harness 200 through which the signal is electrically flowed.

なお、第１の生体信号および第２の生体信号は生体電位信号（ここでは脳波電位信号）であって、第１の部位Ｓ（Ｂ）についての第１の生体信号は左右の第１の部位Ｓ（Ｂ）間の電位差であって、第２の部位Ｓ（Ｃ）についての第２の生体信号は左右の第２の部位Ｓ（Ｃ）間の電位差である（詳しくはこれらの電位差をそれぞれ増幅した信号）。ここで、額略中央部（図示しないが基準部位Ｓ（Ａ）とする）に対応する位置に基準検出手段２２０Ａが設けられ、基準検出手段２２０Ａにより検出された生体信号（基準生体信号）は、計測時の基準電位として使用される。そして、導電用ハーネス２００には、第１の生体信号および第２の生体信号に加えて、この基準生体信号が電気的に流れる。ここで、基準検出手段２２０Ａ、第１の検出手段２２０Ｂおよび第２の検出手段２２０Ｃの基本的な構造は同じであるため、これらを検出手段２２０と纏めて記載する場合がある。これらの複数の検出手段により検出された検出信号は、後頭部に設けられた取り出し基板２４０からリード線２４０を介してヘッドバンド１００の外部へ取り出されてアンプ等により増幅される（アナログ増幅処理）。 The first biological signal and the second biological signal are biopotential signals (here, brain wave potential signals), and the first biological signal for the first part S (B) is the left and right first parts. It is a potential difference between S (B), and the second biological signal for the second part S (C) is a potential difference between the left and right second parts S (C) (for details, these potential differences are described respectively. Amplified signal). Here, the reference detection means 220A is provided at a position corresponding to the substantially central portion (not shown, but referred to as the reference portion S (A)), and the biological signal (reference biological signal) detected by the reference detection means 220A is It is used as a reference potential during measurement. Then, in addition to the first biological signal and the second biological signal, the reference biological signal electrically flows through the conductive harness 200. Here, since the basic structures of the reference detecting means 220A, the first detecting means 220B, and the second detecting means 220C are the same, they may be collectively described as the detecting means 220. The detection signal detected by these a plurality of detection means is taken out from the take-out board 240 provided on the back of the head to the outside of the headband 100 via the lead wire 240, and is amplified by an amplifier or the like (analog amplification processing).

詳しくは後述するが、このヘッドバンド１００においては、導電用ハーネス２００として４線タイプを採用して（１線は予備）、頭部の左右で検出回路を独立させて（端子台基板２２２Ａの部分と導電用ハーネス２００の端部２０２とにおいて電気的に切断しておいて）、左右３箇所ずつの脳波信号（基準信号は左右で共通）を検出している。また、第２の部位Ｓ（Ｃ）は、耳介Ｙの付け根に対応する領域Ｓ内において、第２の生体信号（脳波信号）を最も精度高く検出することができるポイント（領域Ｓ内の点）である。 As will be described in detail later, in this headband 100, a 4-wire type is adopted as the conductive harness 200 (1 wire is a spare), and the detection circuits are made independent on the left and right sides of the head (the part of the terminal board board 222A). And at the end 202 of the conductive harness 200), the electroencephalogram signals (reference signals are common to the left and right) are detected at three locations on each side. Further, the second site S (C) is a point (point in the region S) where the second biological signal (electroencephalogram signal) can be detected with the highest accuracy in the region S corresponding to the base of the pinna Y. ).

このようなヘッドバンド１００の各部の詳細な構造について、以下に詳しく説明する。
＜ヘッドバンドの詳細構造＞
・導電用ハーネス
まず、検出信号が流れる導電用ハーネス２００について説明する。この導電用ハーネス２００の平面図を図４（Ａ）に、その導電用ハーネス２００の導電部１をスムースにより構成した断面方向の両面編目図における非伸長状態を示す図を図４（Ｂ）に、その伸長状態を示す図を図４（Ｃ）に、それぞれ示す。なお、図４において記載している導電用ハーネス２と他の図において記載している導電用ハーネス２００とは同一のものである。 The detailed structure of each part of the headband 100 will be described in detail below.
<Detailed structure of headband>
-Conductive harness First, the conductive harness 200 through which a detection signal flows will be described. FIG. 4A is a plan view of the conductive harness 200, and FIG. 4B is a diagram showing a non-extended state in a double-sided stitch diagram in the cross-sectional direction in which the conductive portion 1 of the conductive harness 200 is smoothly formed. , A diagram showing the extended state is shown in FIG. 4 (C), respectively. The conductive harness 2 shown in FIG. 4 and the conductive harness 200 shown in another figure are the same.

この導電用ハーネス２は、導電糸１０と弾性糸１１とを混用して製編された導電部１と非導電糸のみによって製編された非導電部３（４）とを有し、導電部１は少なくとも導電糸１０が編地中を表裏間方向にジグザグ状となる配置で設けられていると共に弾性糸１１が編地の表裏面の面方向に沿って引き締め力を生じて導電糸１０のジグザグ状配置を保形する配置で設けられており、導電部１には導電糸１０として金属線を採用した構成経路が設けられ、非導電部３（４）には非導電糸として合成繊維を採用した構成経路が設けられていることを特徴とする。 The conductive harness 2 has a conductive portion 1 knitted by mixing a conductive thread 10 and an elastic thread 11 and a non-conductive portion 3 (4) knitted only by a non-conductive thread, and is a conductive portion. In No. 1, at least the conductive threads 10 are provided in a zigzag shape in the front and back directions in the knitted fabric, and the elastic threads 11 generate a tightening force along the front and back surface directions of the knitted fabric to generate a tightening force of the conductive threads 10. The conductive portion 1 is provided with a configuration path in which a metal wire is used as the conductive yarn 10, and the non-conductive portion 3 (4) is provided with synthetic fibers as the non-conductive yarn. It is characterized in that the adopted configuration route is provided.

図４（Ａ）に示すように、導電用ハーネス２（以下、単に「ハーネス２」と記載する場合がある）を示した平面図である。このハーネス２は偏平で細長い帯紐状を呈して形成され、帯長手方向に沿って互いに平行な２本の導電部１，１を備えたものとしてある。また、図４（Ｂ）および図４（Ｃ）は導電部１，１を構成している編地を示した両面編目図である。 As shown in FIG. 4A, it is a plan view showing the conductive harness 2 (hereinafter, may be simply referred to as “harness 2”). The harness 2 is formed in the shape of a flat and elongated band, and is provided with two conductive portions 1 and 1 parallel to each other in the longitudinal direction of the band. Further, FIGS. 4 (B) and 4 (C) are double-sided stitch views showing the knitted fabrics constituting the conductive portions 1 and 1.

図４（Ａ）に示した例では導電部１が細帯状であって且つハーネス２の表裏面に露出する状態に形成され、２本の導電部１，１の相互間には互いの短絡を防止するための非導電部３が設けられたものとしてある。
また、これら導電部１，１に対する帯幅方向の外側にも非導電部４が設けられており、ハーネス２の側縁部が他物と接触したときに導電部１による短絡や漏電等が起こらないように対処してある。非導電部３，４は、いずれも合成繊維（例えばアラミド繊維）や天然繊維、合成繊維と弾性糸とを混用した素材等の非導電糸のみによって製編された編地として組成されており、導電部１と同様にハーネス２の表裏面に露出する状態に形成されている。 In the example shown in FIG. 4A, the conductive portion 1 is formed in a strip shape and is exposed on the front and back surfaces of the harness 2, and the two conductive portions 1 and 1 are short-circuited with each other. It is assumed that the non-conductive portion 3 for prevention is provided.
Further, a non-conductive portion 4 is also provided outside in the band width direction with respect to the conductive portions 1 and 1, and when the side edge portion of the harness 2 comes into contact with another object, a short circuit or electric leakage occurs due to the conductive portion 1. I am dealing with it so that it does not exist. The non-conductive portions 3 and 4 are all composed of knitted fabrics knitted only by non-conductive yarns such as synthetic fibers (for example, aramid fibers), natural fibers, and materials in which synthetic fibers and elastic yarns are mixed. Like the conductive portion 1, it is formed so as to be exposed on the front and back surfaces of the harness 2.

なお、導電部１は、ハーネス２の帯幅方向の中に３本以上設けてそれらを非導電部３で区分けするようにしてもよいし、ハーネス２の帯幅方向の中に１本だけ設けてもよい。また非導電部４については導電部１の片側だけとしたり、設けなかったりしてもよい。
また導電部１は、帯状とせず、線状に形成することも可能であるし、ハーネス２の帯幅方向及び帯長手方向の全部を形成する広幅のものとして形成することもできる（これらについては後述する）。要は、導電部１の配置や形成数は何ら限定されるものではない。またハーネス２自体も、そもそも帯紐状に形成することが限定されるものではなく、正方形や長方形などの四角形に形成すること等も可能である。 It should be noted that three or more conductive portions 1 may be provided in the band width direction of the harness 2 to separate them by the non-conductive portion 3, or only one may be provided in the band width direction of the harness 2. You may. Further, the non-conductive portion 4 may be provided on only one side of the conductive portion 1 or may not be provided.
Further, the conductive portion 1 can be formed in a linear shape instead of in a strip shape, or can be formed as a wide one forming the entire harness 2 in the band width direction and the band length direction (for these). Will be described later). In short, the arrangement and the number of conductive portions 1 are not limited at all. Further, the harness 2 itself is not limited to being formed in a band shape in the first place, and can be formed in a quadrangle such as a square or a rectangle.

図４（Ａ）で示したハーネス２では、当然に、２本の導電部１，１が帯長手方向の両端部で電気抵抗の低い導通特性を有したものとされている。のみならず、帯長手方向の任意位置であっても、帯表面及び／又は帯裏面において電気抵抗の低い導通特性を有したものとされている。従って、導電部１の帯長手方向において導通させる２点間距離に応じて電気抵抗の大小を設定したり、反対に電気抵抗に応じた長さを設定したりするといった使い方をすればよい。或いはまた、導電部１の帯幅（コース数）を幅広にしたり幅狭にしたりすることの選択によっても電気抵抗の大小を設定することができる。 In the harness 2 shown in FIG. 4A, it is naturally assumed that the two conductive portions 1 and 1 have conduction characteristics having low electrical resistance at both ends in the longitudinal direction of the band. Not only that, it is said that the band surface and / or the band back surface has a conduction characteristic with low electrical resistance even at an arbitrary position in the band longitudinal direction. Therefore, the magnitude of the electric resistance may be set according to the distance between the two points to be conducted in the band longitudinal direction of the conductive portion 1, or conversely, the length may be set according to the electric resistance. Alternatively, the magnitude of the electric resistance can be set by selecting whether the band width (number of courses) of the conductive portion 1 is widened or narrowed.

また、このハーネス２は、２本の導電部１，１及び非導電部３，４が一体となって帯長手方向に沿った豊富な伸縮性を有していると共に、表裏方向へ向けた反りや曲がり、面方向に沿った左右への曲がり、更には捻りなどに自由に対応できるだけの豊富な柔軟性を有している。そして、このようにハーネス２を帯長手方向に伸縮させたときや、表裏方向へ反らせたり曲げたり、或いは面方向に沿って曲げたりしたとき、更にはこれらの伸縮や反り、曲げを繰り返したときであっても、電気抵抗は不変状態に保持される特性を有している。 Further, in this harness 2, the two conductive portions 1 and 1 and the non-conductive portions 3 and 4 are integrally formed to have abundant elasticity along the longitudinal direction of the band, and the harness 2 is warped in the front and back directions. It has abundant flexibility to freely handle bending, bending to the left and right along the surface direction, and even twisting. Then, when the harness 2 is expanded and contracted in the longitudinal direction of the band, when it is warped or bent in the front-back direction, or when it is bent along the surface direction, and when these expansion and contraction, warping, and bending are repeated. Even so, the electrical resistance has the property of being held in an invariant state.

導電部１の製編時には、図４（Ｂ）および図４（Ｃ）に示すように導電糸１０と弾性糸１１とを混用させる。導電糸１０と弾性糸１１とが含まれていれば、その他に別種の糸を混用させることは任意である。
導電部１に採用し得る編組織は、例えばスムース編（両面編又はインターロックとも言う）とする。スムース編は、ゴム編を２枚重ね合わせてお互いの凹凸の溝を埋め合ったような編組織である。すなわち、図４（Ｂ）の上面側を編地表面側とおき、同下面側を編地裏面側とおいて説明すると、導電糸１０は、編地表面側の導電糸オールドループ１０ａと絡んで第１ループＰ１を形成し、編地裏面側へ移行する。そして編地裏面側の導電糸オールドループ１０ｂと絡んで第２ループＰ２を形成し、以後同様に編地表面側で第３ループＰ３を形成し、編地裏面側で第４ループＰ４を形成するといったことを繰り返す。従って導電糸１０は、導電部１の編地中を表裏間方向にジグザグ状となる配置で設けられている。 When knitting the conductive portion 1, the conductive yarn 10 and the elastic yarn 11 are mixed as shown in FIGS. 4 (B) and 4 (C). If the conductive thread 10 and the elastic thread 11 are included, it is optional to mix other kinds of threads.
The knitting structure that can be adopted for the conductive portion 1 is, for example, a smooth knitting (also referred to as double-sided knitting or interlock). The smooth knitting is a knitting structure in which two rubber knitting sheets are overlapped to fill the uneven grooves of each other. That is, when the upper surface side of FIG. 4B is set as the knitted fabric surface side and the lower surface side is set as the knitted fabric back surface side, the conductive yarn 10 is entwined with the conductive yarn old loop 10a on the knitted fabric surface side. One loop P1 is formed and shifts to the back side of the knitted fabric. Then, the second loop P2 is formed by being entwined with the conductive yarn old loop 10b on the back surface side of the knitted fabric, and thereafter, the third loop P3 is formed on the front surface side of the knitted fabric and the fourth loop P4 is formed on the back surface side of the knitted fabric. And so on. Therefore, the conductive threads 10 are provided in the knitted fabric of the conductive portion 1 in a zigzag shape in the front-back direction.

これに対して弾性糸１１は、編地裏面側の弾性糸オールドループ１１ａと絡んで第１ループＲ１を形成し、編地表面側へ移行する。そして、編地表面側の弾性糸オールドループ１１ｂと絡んで第２ループＲ２を形成し、以後同様に編地裏面側で第３ループＲ３を形成し、編地表面側で第４ループＲ４を形成するといったことを繰り返す。従って弾性糸１１も、導電部１の編地中を表裏間方向にジグザグ状となる配置で設けられている。その結果、編地中には、導電糸１０と弾性糸１１とのクロス部１３がループ毎に交互配置で形成されることになる。 On the other hand, the elastic yarn 11 is entwined with the elastic yarn old loop 11a on the back surface side of the knitted fabric to form the first loop R1 and shifts to the front surface side of the knitted fabric. Then, the second loop R2 is formed by being entwined with the elastic yarn old loop 11b on the knitted fabric surface side, and thereafter, the third loop R3 is formed on the knitted fabric back surface side and the fourth loop R4 is formed on the knitted fabric surface side. Repeat such things as doing. Therefore, the elastic yarn 11 is also provided in the knitted fabric of the conductive portion 1 in a zigzag shape in the front-back direction. As a result, in the knitted fabric, the cross portions 13 of the conductive yarn 10 and the elastic yarn 11 are formed in an alternating arrangement for each loop.

但し、弾性糸１１は豊富な伸縮性を有しているのに対して導電糸１０は殆ど伸縮しない。そのため、導電部１をその表裏面の面方向（図４（Ｂ）の左右方向であり後述する「コース方向」と同じである）に沿って伸長させると、クロス部１３では、弾性糸１１が導電糸１０と交差することで編地の表裏面側に生じさせているクロス角θを徐々に拡大させ、鈍角となる状況を経て、次第に弾性糸１１だけがよく伸びてゆくようになる。 However, while the elastic thread 11 has abundant elasticity, the conductive thread 10 hardly expands and contracts. Therefore, when the conductive portion 1 is extended along the surface direction of the front and back surfaces (the left-right direction in FIG. 4B, which is the same as the "course direction" described later), the elastic thread 11 is formed in the cross portion 13. By intersecting with the conductive yarn 10, the cross angle θ generated on the front and back sides of the knitted fabric is gradually expanded, and after a situation in which the angle becomes obtuse, only the elastic yarn 11 gradually stretches well.

次に、この弾性糸１１の伸びに引っ張られるようにして導電糸１０がそのループからクロス部１３へと繰り出される挙動が生じる。
また、導電部１の伸長を解除すると、クロス部１３では弾性糸１１だけが収縮による引き締め力を生じ、この引き締め力を受けて導電糸１０がクロス部１３からその両外側のループへと押し込める挙動が生じる。このときの弾性糸１１による引き締め力が、非伸縮時の導電部１において、導電糸１０のジグザグ状配置を保形させ、厚さ方向のボリュウムを持たせる作用を奏することになる。 Next, the conductive thread 10 is drawn from the loop to the cross portion 13 so as to be pulled by the elongation of the elastic thread 11.
Further, when the extension of the conductive portion 1 is released, only the elastic thread 11 in the cross portion 13 generates a tightening force due to contraction, and the conductive thread 10 receives the tightening force and pushes the conductive thread 10 from the cross portion 13 into the loops on both outer sides thereof. Occurs. The tightening force of the elastic thread 11 at this time has the effect of retaining the zigzag arrangement of the conductive thread 10 in the conductive portion 1 when not expanding and contracting, and giving a volume in the thickness direction.

このように導電糸１０は、ループからクロス部１３への繰り出しや押し込みによってループを小さくさせたり大きくさせたりするだけでありながら、弾性糸１１の伸縮に合わせて一緒に伸び縮みをしているかのようになり、導電部１は図４（Ｃ）に示すような伸縮性を有するものとなっている。
この説明から明らかなように、導電糸１０は実質的に伸縮するものではないので、コース方向で使用された全長は変化せず、もとよりその外径も変化しない。のみならず、導電糸１０はコース方向に並ぶループ同士が接触することがなく、複数のコース間で絡まったり接触したりすることもない。従って、電気抵抗も不変となるものである。 In this way, the conductive thread 10 not only makes the loop smaller or larger by feeding or pushing it from the loop to the cross portion 13, but also expands and contracts together with the expansion and contraction of the elastic thread 11. As a result, the conductive portion 1 has elasticity as shown in FIG. 4 (C).
As is clear from this explanation, since the conductive thread 10 does not substantially expand and contract, the total length used in the course direction does not change, and the outer diameter thereof does not change. Not only that, the conductive threads 10 do not come into contact with each other in the loops arranged in the course direction, and do not get entangled or come into contact with each other between the plurality of courses. Therefore, the electrical resistance is also invariant.

また、導電部１では、編地中の同一コース内が導電糸１０により製編された構成経路と、弾性糸１１により製編された構成経路とに分離されたものであると言える。そのため、互いの構成経路における伸縮挙動の互いへの影響（干渉）が抑制され、各独立したものとなるので、各構成経路ではそれぞれ自由度の高い伸縮挙動が許容されることになる。これにより、導電部１として、豊富な伸縮性及び柔軟性が確保される。 Further, in the conductive portion 1, it can be said that the same course in the knitted fabric is separated into a constitutional path knitted by the conductive yarn 10 and a constitutional path knitted by the elastic yarn 11. Therefore, the influence (interference) of the expansion / contraction behaviors on each other's constituent paths is suppressed, and each of them becomes independent. Therefore, each of the constituent paths allows the expansion / contraction behavior with a high degree of freedom. As a result, abundant elasticity and flexibility are ensured as the conductive portion 1.

このように詳説したところから明らかなように、ハーネス２が備える導電部１は、伸縮性及び柔軟性が豊富で伸長を繰り返した際の復元性をも備えた編地でありながら、伸長時と非伸長時とで電気抵抗の変化が皆無又は抑制される特性を備えている。そのため、複数の基板間を配線するような場合にあって、各基板の配置により配線経路が複雑な曲がりを有するものとなっていたり、配線する段階まで配線長さや配線経路が確定していなかったり、基板同士が配線後に移動したりするとき、或いは基板と動体との間に配線する状況下において動体の動作で配線距離に大きな伸縮変動が繰り返し起こったりするとき等にも、好適な配線部材として使用可能である。 As is clear from the details described above, the conductive portion 1 provided in the harness 2 is a knitted fabric having abundant elasticity and flexibility and also having resilience when repeatedly stretched, but at the time of stretching. It has the property that there is no or no change in electrical resistance when it is not stretched. Therefore, in the case of wiring between a plurality of boards, the wiring path may have a complicated bend depending on the arrangement of each board, or the wiring length and the wiring path may not be determined until the wiring stage. As a suitable wiring member, when the boards move after wiring, or when a large expansion / contraction fluctuation occurs repeatedly in the wiring distance due to the operation of the moving body under the condition of wiring between the board and the moving body. It can be used.

また、伸長時と非伸長時とで電気抵抗が不変であるので、外乱を嫌う信号線としても好適に使用できることになる。
導電部１は、弾性糸１１による面方向の引き締め力（収縮力）に付随させることにより、編地の伸長状態と非伸長状態との間で導電糸１０を挙動させるものである。そのため導電部１では、豊富な伸縮性（例えば２００％以上）を発現させながらも導電糸１０として金属線を使用することができる点が、特徴点の一つである。 Further, since the electric resistance does not change between the extended state and the non-extended state, it can be suitably used as a signal line that dislikes disturbance.
The conductive portion 1 causes the conductive yarn 10 to behave between the stretched state and the non-stretched state of the knitted fabric by being associated with the tightening force (contracting force) in the surface direction of the elastic yarn 11. Therefore, one of the features of the conductive portion 1 is that a metal wire can be used as the conductive thread 10 while exhibiting abundant elasticity (for example, 200% or more).

このように導電糸１０に金属線を用いた場合、メッキ糸などに比べて電気抵抗を遥かに低く抑えることができ、編地厚を分厚くすることなく、通電可能な電圧値や電流値を高めるのにも適している（薄地にできる）。また導電部、ひいては導電部１としての耐久性を高めることができるといった利点がある。更に、デザイン性を高めることができると共に、外観面での展開を広範に拡大させることができる。
・生体電極
次に、検出部位の体表面に密着させて生体電気信号を検出する生体電極２０について説明する。この生体電極２０の略図的断面図を図４（Ｄ）に示す。なお、図４において記載している生体電極２０と他の図において記載している生体電極２３０とは同一のものである。 When a metal wire is used for the conductive yarn 10 in this way, the electric resistance can be suppressed to be much lower than that of the plated yarn or the like, and the voltage value and the current value that can be energized are increased without increasing the thickness of the knitted fabric. Also suitable for (can be made thin). Further, there is an advantage that the durability of the conductive portion and, by extension, the conductive portion 1 can be enhanced. Furthermore, the design can be enhanced and the development in terms of appearance can be widely expanded.
-Bioelectrode Next, the bioelectrode 20 that detects a bioelectric signal in close contact with the body surface of the detection site will be described. A schematic cross-sectional view of the bioelectrode 20 is shown in FIG. 4 (D). The bioelectrode 20 described in FIG. 4 and the bioelectrode 230 described in another figure are the same.

この生体電極２０は、繊維編地により構成された電極層２１を備えており、繊維編地の表面粗さ（Ｒａ）が、４０μｍ以下であり、好ましくは、繊維編地が、導電性繊維と、熱融着繊維または熱合着繊維とを含んでおり、導電性繊維と熱融着繊維または熱合着繊維とが結合されており、さらに好ましくは、電極層２１が、基材層２２の上に設けられており、さらに好ましくは、電極層２１と基材層２２との間に、水分透過抑制層２３を有する。 The bioelectrode 20 includes an electrode layer 21 composed of a fiber knitted fabric, and the surface roughness (Ra) of the fiber knitted fabric is 40 μm or less, preferably the fiber knitted fabric is made of conductive fibers. , The heat-bonded fibers or the heat-bonded fibers are included, and the conductive fibers and the heat-bonded fibers or the heat-bonded fibers are bonded to each other, and more preferably, the electrode layer 21 is the base material layer 22. It is provided above, and more preferably, the moisture permeation suppressing layer 23 is provided between the electrode layer 21 and the base material layer 22.

この生体電極２０は、図４（Ｄ）に示され、上述したように、電極層２１を備えている。電極層２１は、繊維編地により構成されている。
電極層２１を構成する繊維編地は、導電性を備えている。繊維編地に導電性を付与する観点から、繊維編地は、導電性繊維を含んでいることが好ましい。導電性繊維としては、特に限定されず、導電性を備える公知の繊維を用いることができる。導電性繊維の具体例としては、金属めっき繊維、導電性高分子繊維、金属繊維、炭素繊維、スリット繊維、導電材含有繊維などが挙げられる。導電性繊維は、１種類単独で使用してもよいし、２種類以上を組み合わせて使用してもよい。 The bioelectrode 20 includes an electrode layer 21 as shown in FIG. 4D and as described above. The electrode layer 21 is made of a fiber knitted fabric.
The fiber knitted fabric constituting the electrode layer 21 has conductivity. From the viewpoint of imparting conductivity to the fiber knitted fabric, the fiber knitted fabric preferably contains conductive fibers. The conductive fiber is not particularly limited, and known fibers having conductivity can be used. Specific examples of conductive fibers include metal-plated fibers, conductive polymer fibers, metal fibers, carbon fibers, slit fibers, and conductive material-containing fibers. One type of conductive fibers may be used alone, or two or more types may be used in combination.

金属めっき繊維としては、特に制限されず、公知のものが使用でき、例えば、銀、銅、金、ステンレスなどの金属、またはこれらのうち少なくとも１種を含む合金などにより、合成繊維の表面が被覆された繊維が挙げられる。金属めっきが施される合成繊維としては、好ましくはナイロン繊維、ポリエステル繊維などが挙げられる。
導電性高分子繊維としては、特に制限されず、公知のものが使用でき、例えば、ポリ３、４−エチレンジオキシチオフェン（ＰＥＤＯＴ）にポリスチレンスルホン酸（ポリ４−スチレンサルフォネート；ＰＳＳ）をドープしたＰＥＤＯＴ／ＰＳＳを用いたＰＥＤＯＴ／ＰＳＳ繊維、また、ＰＥＤＯＴ／ＰＳＳとマトリックス樹脂を複合化した繊維などが挙げられる。マトリックス樹脂としては、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）などが挙げられる。また、導電性高分子を合成繊維に含浸させたものであってもよい。合成繊維としては、ポリエステル繊維、ナイロン繊維などが挙げられる。 The metal-plated fiber is not particularly limited, and known ones can be used. For example, the surface of the synthetic fiber is coated with a metal such as silver, copper, gold, or stainless steel, or an alloy containing at least one of these. Examples include fibers that have been plated. Preferred examples of the synthetic fiber to be metal-plated include nylon fiber and polyester fiber.
The conductive polymer fiber is not particularly limited, and known ones can be used. For example, polystyrene sulfonic acid (poly4-styrene sulfonate; PSS) is added to poly 3,4-ethylenedioxythiophene (PEDOT). Examples thereof include PEDOT / PSS fibers using doped PEDOT / PSS, and fibers in which PEDOT / PSS and a matrix resin are composited. Examples of the matrix resin include polyvinyl alcohol (PVA) and the like. Further, the synthetic fiber may be impregnated with a conductive polymer. Examples of synthetic fibers include polyester fibers and nylon fibers.

金属繊維としては、特に制限されず、銀、ニッケル、銅、鉄、錫などの金属、またはこれらの金属のうち少なくとも１種を含む合金などにより構成された繊維が挙げられる。
導電材含有繊維としては、ポリエステル系ポリマーやポリアミド系ポリマーなどの繊維形成性ポリマーに導電性物質を均一分散したもの（つまり、導電性ポリマー）を用いて構成されるものが有用である。導電性物質としては、例えば、ファーネスブラック、ケッチェンブラック、アセチレンブラック、チャネルブラックなどの導電性カーボンブラック；銀、ニッケル、銅、鉄、錫などの金属単体；硫化銅、硫化亜鉛、ヨウ化銅などの金属化合物などが挙げられる。 The metal fiber is not particularly limited, and examples thereof include fibers composed of metals such as silver, nickel, copper, iron, and tin, or alloys containing at least one of these metals.
As the conductive material-containing fiber, a fiber composed of a fiber-forming polymer such as a polyester polymer or a polyamide polymer in which a conductive substance is uniformly dispersed (that is, a conductive polymer) is useful. Conductive substances include, for example, conductive carbon black such as furnace black, ketjen black, acetylene black, and channel black; simple substances such as silver, nickel, copper, iron, and tin; copper sulfide, zinc sulfide, and copper iodide. Metal compounds such as.

導電性繊維の中でも、銀めっきナイロン繊維、銀めっきポリエステル繊維、ＰＥＤＯＴ／ＰＳＳにＰＶＡ等のマトリックス樹脂と複合化した繊維が好ましい。
導電性繊維の電気抵抗値としては、特に制限されないが、例えば、０．１〜１００,０００Ω／１０ｃｍ程度が挙げられる。
電極層２１を構成する繊維編地は、導電性繊維のみにより構成されていてもよいし、他の繊維をさらに含んでいてもよい。他の繊維としては、好ましくは熱融着繊維または熱合着繊維（以下、熱融着繊維等という。）が挙げられる。熱融着繊維と熱合着繊維との差異は、半溶融または軟化状態からの冷却により生じる結合力の強弱によって区別すればよく、結合力が強いものは熱融着繊維とし、これよりも結合力が弱いものは熱合着繊維とする。この区別は明確とは言えず曖昧模糊とした部分を含むが、要は、熱処理によって繊維同士の交差部を結合できる繊維であればよいものとする。たとえば熱融着繊維としてのポリウレタン繊維の例としては日清紡テキスタイル株式会社製のモビロンＲ、モビロンＲ−Ｌ等が例示でき、熱融着繊維とも熱合着繊維ともされるポリウレタン繊維の例としては旭化成株式会社製のロイカＳＦ等が例示できる。繊維編地が熱融着繊維等をさらに含んでいる場合、導電性繊維と熱融着繊維等とを含む電極層２１を熱プレス処理することにより、電極層２１の表面平滑性を向上（すなわち、表面粗さ（Ｒａ）を小さく）させて、皮膚（体表面）への密着性を向上することができる。生体電極２０の皮膚への密着性が高められることにより、生体電気信号をより一層精度高く取得し得る。 Among the conductive fibers, silver-plated nylon fibers, silver-plated polyester fibers, and fibers obtained by combining PEDOT / PSS with a matrix resin such as PVA are preferable.
The electric resistance value of the conductive fiber is not particularly limited, and examples thereof include about 0.1 to 100,000 Ω / 10 cm.
The fiber knitted fabric constituting the electrode layer 21 may be composed of only conductive fibers, or may further contain other fibers. As the other fiber, a heat-sealing fiber or a heat-bonding fiber (hereinafter, referred to as a heat-sealing fiber or the like) is preferably used. The difference between the heat-sealed fiber and the heat-bonded fiber may be distinguished by the strength of the bonding force generated by cooling from the semi-molten or softened state, and the one having the stronger bonding force is the heat-sealed fiber, and the fiber is bonded more than this. Those with weak force are heat-bonded fibers. This distinction is not clear and includes an ambiguous vague part, but the point is that any fiber can be used as long as it can bond the intersections of the fibers by heat treatment. For example, examples of polyurethane fibers as heat-sealed fibers include Mobilon R and Mobilon RL manufactured by Nisshinbo Textile Co., Ltd., and examples of polyurethane fibers that are also heat-sealed fibers and heat-bonded fibers are Asahi Kasei. An example is Loika SF manufactured by Co., Ltd. When the fiber knitted fabric further contains heat-sealed fibers and the like, the surface smoothness of the electrode layer 21 is improved (that is, by heat-pressing the electrode layer 21 containing the conductive fibers and the heat-sealed fibers and the like. , The surface roughness (Ra) can be reduced) to improve the adhesion to the skin (body surface). By enhancing the adhesion of the bioelectrode 20 to the skin, the bioelectric signal can be acquired with even higher accuracy.

熱融着繊維等としては、例えば８０℃以上程度の熱プレスによって、繊維同士が結合するものであれば、特に制限されないが、好ましくはポリウレタン繊維、ナイロン繊維、ポリエステル繊維などが挙げられる。熱融着繊維等は、１種類単独で使用してもよいし、２種類以上を組み合わせて使用してもよい。
この生体電極２０においては、繊維編地の表面粗さ（Ｒａ）が４０μｍ以下である。電極層２１を構成している繊維編地表面の表面粗さ（Ｒａ）が、このような小さな値を有しており、表面平滑性が非常に高いことから、体動が大きい状況など、生体電気信号中にアーチファクトが取り込まれやすい状況においても、生体電気信号を高い精度で取得することが可能となる。より具体的には、この生体電極２０は、電極層２１表面の表面平滑性が非常に高いことから、皮膚に対する密着性が高い。これにより、皮膚と電極層２１との間の接触インピーダンスが低減し、結果として、生体電気信号中にアーチファクトが取り込まれにくくなり、生体電気信号を精度高く取得することが可能となる。また、体動が大きくなくとも、例えば汗をかきにくい状況においても、生体電気信号中にアーチファクトが取り込まれやすいが、この生体電極２０は、皮膚に対する密着性が高いことから、生体電気信号中にアーチファクトが取り込まれにくくなり、生体電気信号を精度高く取得することが可能となる。 The heat-sealed fibers are not particularly limited as long as they are bonded to each other by a hot press at, for example, about 80 ° C. or higher, but polyurethane fibers, nylon fibers, polyester fibers and the like are preferable. One type of heat-sealed fiber or the like may be used alone, or two or more types may be used in combination.
In this bioelectrode 20, the surface roughness (Ra) of the fiber knitted fabric is 40 μm or less. The surface roughness (Ra) of the fiber knitted fabric surface constituting the electrode layer 21 has such a small value, and the surface smoothness is very high. Therefore, the living body such as a situation where the body movement is large. Even in situations where artifacts are likely to be incorporated into electrical signals, it is possible to acquire bioelectric signals with high accuracy. More specifically, since the surface smoothness of the surface of the electrode layer 21 is very high, the bioelectrode 20 has high adhesion to the skin. As a result, the contact impedance between the skin and the electrode layer 21 is reduced, and as a result, artifacts are less likely to be incorporated into the bioelectric signal, and the bioelectric signal can be acquired with high accuracy. In addition, even if the body movement is not large, for example, even in a situation where it is difficult to sweat, artifacts are easily incorporated into the bioelectric signal. However, since the bioelectrode 20 has high adhesion to the skin, it is included in the bioelectric signal. It becomes difficult for artifacts to be taken in, and it becomes possible to acquire bioelectric signals with high accuracy.

また、従来の生体電極では、電気刺激を付与する場合にも、生体電極２０の感度が悪くなり、電気刺激を付与しにくくなる場合があったが、この生体電極２０は、皮膚と電極層２１との間の接触インピーダンスが低減しているため、感度が高く、生体に対して効果的に電気刺激を付与することもできる。
生体電気信号をより一層精度高く取得する観点から、繊維編地の表面における表面粗さ（Ｒａ）としては、好ましくは３５μｍ以下、より好ましくは３０μｍ以下、さらに好ましくは２６μｍ以下が挙げられる。同様の観点から、表面粗さ（Ｒａ）としては、好ましくは１０μｍ以上が挙げられる。 Further, in the conventional bioelectrode, even when an electric stimulus is applied, the sensitivity of the bioelectrode 20 may be deteriorated and it may be difficult to apply the electric stimulus. Since the contact impedance between the two is reduced, the sensitivity is high, and it is possible to effectively apply electrical stimulation to the living body.
From the viewpoint of acquiring the bioelectric signal with higher accuracy, the surface roughness (Ra) on the surface of the fiber knitted fabric is preferably 35 μm or less, more preferably 30 μm or less, still more preferably 26 μm or less. From the same viewpoint, the surface roughness (Ra) is preferably 10 μm or more.

繊維編地の表面における表面粗さ（Ｒａ）は、ＪＩＳ Ｂ０６０１−２００１の規定に準拠した方法により測定した値である。
電極層２１の厚みとしては、特に制限されず、例えば１０〜１,０００μｍ程度、より好ましくは３０〜８００μｍ程度が挙げられる。
この生体電極２０において、例えば図４（Ｄ）に示されるように、電極層２１は、基材層２２の上に設けられていることが好ましい。これにより、この生体電極２０の形状安定性、機械的強度を高めることが可能となる。 The surface roughness (Ra) on the surface of the fiber knitted fabric is a value measured by a method according to the provisions of JIS B0601-2001.
The thickness of the electrode layer 21 is not particularly limited, and examples thereof include about 10 to 1,000 μm, more preferably about 30 to 800 μm.
In the bioelectrode 20, for example, as shown in FIG. 4D, the electrode layer 21 is preferably provided on the base material layer 22. This makes it possible to improve the shape stability and mechanical strength of the bioelectrode 20.

基材層２２を構成する素材としては、特に制限されないが、生体電極２０の皮膚への密着性を向上させる観点からは、柔軟性に優れた素材が好ましい。基材層２２を構成する素材としては、好ましくは、クロロプレンゴムなどのゴムなどや、ポリエステル、ポリウレタン、ポリエチレンなどの樹脂が挙げられる。基材層２２を構成する素材は、１種類であってもよいし、２種類以上であってもよい。生体電極２０の皮膚への密着性を向上させる観点から、基材層２２が樹脂により構成されている場合、樹脂はスポンジ状であることが好ましい。 The material constituting the base material layer 22 is not particularly limited, but a material having excellent flexibility is preferable from the viewpoint of improving the adhesion of the bioelectrode 20 to the skin. Examples of the material constituting the base material layer 22 include rubber such as chloroprene rubber and resins such as polyester, polyurethane and polyethylene. The material constituting the base material layer 22 may be one kind or two or more kinds. From the viewpoint of improving the adhesion of the bioelectrode 20 to the skin, when the base material layer 22 is made of a resin, the resin is preferably sponge-like.

基材層２２は、単層であってもよいし、複層であってもよい。また、基材層２２が複層である場合、各層を構成する素材は、同一であってもよいし、異なっていてもよい。
基材層２２の厚みとしては、特に制限されないが、生体電極２０の形状安定性、機械的強度を高めつつ、生体電極２０の皮膚への密着性を向上させる観点からは、好ましくは０．１〜１０ｍｍ程度、より好ましくは１〜８ｍｍ程度が挙げられる。 The base material layer 22 may be a single layer or a plurality of layers. When the base material layer 22 is a plurality of layers, the materials constituting each layer may be the same or different.
The thickness of the base material layer 22 is not particularly limited, but is preferably 0.1 from the viewpoint of improving the shape stability and mechanical strength of the bioelectrode 20 and improving the adhesion of the bioelectrode 20 to the skin. About 10 mm, more preferably about 1 to 8 mm can be mentioned.

この生体電極２０において、例えば図４（Ｄ）に示されるように、電極層２１と基材層２２との間に、水分透過抑制層２３をさらに有することが好ましい。この生体電極２０においては、水分透過抑制層２３が設けられていることにより、皮膚から放出された水分を、皮膚と電極層２１表面との間に、より効率的に留めることが可能となり、生体電気信号をより一層精度高く取得し得る。 It is preferable that the bioelectrode 20 further has a water permeation suppressing layer 23 between the electrode layer 21 and the base material layer 22, as shown in FIG. 4D, for example. Since the water permeation suppressing layer 23 is provided in the bioelectrode 20, it is possible to more efficiently retain the water released from the skin between the skin and the surface of the electrode layer 21, and the living body. The electric signal can be acquired with even higher accuracy.

水分透過抑制層２３は、生体電極２０の水分透過を抑制できるものであれば、特に制限されず、樹脂フィルム、不織布などにより構成することができる。水分透過抑制層２３を構成する素材としては、ポリウレタン、ポリエチレンテレフタレート、アクリル樹脂、ポリエチレン、ポリプロピレン、ナイロンなどが挙げられる。また、水分透過抑制層２３を不織布により構成することができる。水分透過抑制層２３は、単層であってもよいし、複層であってもよい。また、水分透過抑制層２３が複層である場合、各層を構成する素材は、同一であってもよいし、異なっていてもよい。 The water permeation suppressing layer 23 is not particularly limited as long as it can suppress the water permeation of the bioelectrode 20, and can be made of a resin film, a non-woven fabric, or the like. Examples of the material constituting the moisture permeation suppressing layer 23 include polyurethane, polyethylene terephthalate, acrylic resin, polyethylene, polypropylene, nylon and the like. Further, the moisture permeation suppressing layer 23 can be made of a non-woven fabric. The water permeation suppressing layer 23 may be a single layer or a plurality of layers. When the water permeation suppressing layer 23 is a plurality of layers, the materials constituting each layer may be the same or different.

水分透過抑制層２３の水分透過率としては、特に制限されないが、好ましくは２００ｇ／ｍ２／ｈ以下、より好ましくは１５０ｇ／ｍ２／ｈ以下が挙げられる。なお、水分透過抑制層２３の水分透過率は、ＪＩＳ Ｌ１０９９（Ａ−１法）の方法により測定した値である。 The water permeability of the water permeation suppressing layer 23 is not particularly limited, but is preferably 200 g / m 2 / h or less, and more preferably 150 g / m 2 / h or less. The water permeability of the water permeation suppressing layer 23 is a value measured by the method of JIS L1099 (A-1 method).

水分透過抑制層２３の厚みとしては、特に制限されず、例えば１〜５００μｍ程度、より好ましくは１０〜２００μｍ程度が挙げられる。
電極層２１と、基材層２２や水分透過抑制層２３とを積層する方法としては、特に制限されず、熱プレスや、接着層２４を設ける方法などが挙げられる。例えば、電極層２１と基材層２２とを熱プレスにより接着する場合、温度８０〜２００℃程度、圧力０．０５〜２０ＭＰａ程度、１〜６０秒程度の条件で熱プレスすることが好ましい。また、電極層２１と水分透過抑制層２３とを熱プレスにより接着する場合、温度８０〜２００℃程度、圧力０．０１〜１０ＭＰａ程度、５〜１２０秒程度の条件で熱プレスすることが好ましい。また、基材層２２と水分透過抑制層２３とを熱プレスにより接着する場合、温度８０〜２００℃程度、圧力０．０１〜１０ＭＰａ程度、５〜１２０秒秒程度の条件で熱プレスすることが好ましい。 The thickness of the water permeation suppressing layer 23 is not particularly limited, and examples thereof include about 1 to 500 μm, more preferably about 10 to 200 μm.
The method of laminating the electrode layer 21, the base material layer 22, and the water permeation suppressing layer 23 is not particularly limited, and examples thereof include a heat press and a method of providing the adhesive layer 24. For example, when the electrode layer 21 and the base material layer 22 are bonded by heat pressing, it is preferable to heat press them under the conditions of a temperature of about 80 to 200 ° C., a pressure of about 0.05 to 20 MPa, and about 1 to 60 seconds. When the electrode layer 21 and the moisture permeation suppressing layer 23 are bonded by heat pressing, it is preferable to heat press them under the conditions of a temperature of about 80 to 200 ° C., a pressure of about 0.01 to 10 MPa, and about 5 to 120 seconds. When the base material layer 22 and the moisture permeation suppressing layer 23 are bonded by heat pressing, they can be heat pressed under the conditions of a temperature of about 80 to 200 ° C., a pressure of about 0.01 to 10 MPa, and about 5 to 120 seconds. preferable.

また、接着層２４を設ける方法としては、例えば、ウレタン不織布、ナイロン不織布などを各層の間に配置して、熱圧着させる方法や、変性シリコーンポリマーなどの接着剤を用いる方法が挙げられる。接着層２４を設ける場合、接着層２４の厚みとしては、特に制限されず、例えば１〜３００μｍ程度、より好ましくは１０〜２００μｍ程度が挙げられる。 Further, as a method of providing the adhesive layer 24, for example, a method of arranging a urethane non-woven fabric, a nylon non-woven fabric or the like between the layers and thermocompression bonding, or a method of using an adhesive such as a modified silicone polymer can be mentioned. When the adhesive layer 24 is provided, the thickness of the adhesive layer 24 is not particularly limited, and examples thereof include about 1 to 300 μm, more preferably about 10 to 200 μm.

この生体電極２０には、必要に応じて、これらの層以外の層をさらに設けてもよい。この生体電極２０の総厚みとしては、特に制限されず、例えば０．１〜１２ｍｍ程度、より好ましくは１〜１０ｍｍ程度が挙げられる。
この生体電極２０と、生体電気信号を記録する機器とを、後述するように、配線などで接続することにより、心電図、筋電図、脳波、心拍変動などの生体電気信号の取得・記録が可能となる。 The bioelectrode 20 may be further provided with layers other than these layers, if necessary. The total thickness of the bioelectrode 20 is not particularly limited, and examples thereof include about 0.1 to 12 mm, more preferably about 1 to 10 mm.
By connecting the bioelectrode 20 and a device for recording bioelectric signals with wiring or the like as described later, it is possible to acquire and record bioelectric signals such as electrocardiogram, electromyogram, electroencephalogram, and heart rate variability. It becomes.

この生体電極２０は、電極層２１が繊維編地により構成されているため、例えば導電性の粘着性層を電極とした従来の生体電極と異なり、繰り返し洗濯して使用することもできる。
・ヘッドバンドの詳細構造（導電用ハーネスの基材層への取付構造）
上述したように、導電用ハーネス２００は電気的に独立した２以上（ここでは４であるが１は予備であるので３であっても構わない）の構成経路が設けられており、検出手段２２０はこれら４の構成経路の中から基準部位Ｓ（Ａ）と第１の部位Ｓ（Ｂ）と第２の部位Ｓ（Ｃ）とで異なるように選択されて電気的に接続された生体電極２３０を含む。さらに詳しくは、検出手段２２０は、これら４の構成経路の中から基準部位Ｓ（Ａ）と第１の部位Ｓ（Ｂ）と第２の部位Ｓ（Ｃ）とで異なるように選択されて電気的に接続され導電用ハーネス２００に取り付けられた３つの端子台基板２２２と、端子台基板２２２の端子に電気的に接続された生体電極２３０とを含む。 Since the electrode layer 21 is made of a fiber knitted fabric, the bioelectrode 20 can be repeatedly washed and used, unlike a conventional bioelectrode having a conductive adhesive layer as an electrode, for example.
-Detailed structure of the headband (mounting structure of the conductive harness to the base material layer)
As described above, the conductive harness 200 is provided with two or more electrically independent constituent paths (4 here, but 1 may be 3 because it is a spare), and the detection means 220. Is selected so as to be different between the reference site S (A), the first site S (B), and the second site S (C) from these four constituent paths, and the bioelectrode 230 is electrically connected. including. More specifically, the detection means 220 is selected so as to be different between the reference portion S (A), the first portion S (B), and the second portion S (C) from these four constituent paths, and is electrically charged. It includes three terminal block boards 222 that are specifically connected and attached to the conductive harness 200, and a bioelectrode 230 that is electrically connected to the terminals of the terminal block board 222.

図３に示すように、このヘッドバンド１００においては、導電用ハーネス２００に端子台基板２２２が取り付けられ、端子台基板２２２が取り付けられた導電用ハーネス２００が環状基材層１１０に接合されている。以下においては、図３および図５を参照して、導電用ハーネス２００への端子台基板２２２の取り付け、および、環状基材層１１０への（端子台基板２２２が取り付けられた）導電用ハーネス２００の接合について説明し、その後、図６を参照して、生体電極２３０の端子台基板２２２への取り付けを説明する。 As shown in FIG. 3, in this headband 100, the terminal block substrate 222 is attached to the conductive harness 200, and the conductive harness 200 to which the terminal block substrate 222 is attached is joined to the annular base material layer 110. .. In the following, with reference to FIGS. 3 and 5, the terminal block substrate 222 is attached to the conductive harness 200, and the conductive harness 200 (to which the terminal block substrate 222 is attached) is attached to the annular substrate layer 110. After that, the attachment of the bioelectrode 230 to the terminal block substrate 222 will be described with reference to FIG.

図３に示すように、環状基材層１１０は、公知のスポーツ用ヘッドバンド等を流用することが可能であって、内側には滑り防止用のシリコーンゲル等で構成された滑り止め環１１２を備えることも好ましい。この環状基材層１１０は、少なくとも一部に伸縮性を備えた環状の形状を備えるものであれば特に限定されるものではなく、その伸縮性を備える比率は、全周長に対して５０％以上、好ましくは８０％以上であることが好ましい。この比率であると、このヘッドバンド１００を頭部Ｈに装着した場合に、生体電極２３０を皮膚に密着させて生体信号（脳波信号）を精度高く検出することができる。 As shown in FIG. 3, the annular base material layer 110 can be diverted from a known sports headband or the like, and a non-slip ring 112 made of a non-slip silicone gel or the like is formed inside. It is also preferable to provide. The annular base material layer 110 is not particularly limited as long as it has an annular shape having at least a part of elasticity, and the ratio of the annular base layer 110 having elasticity is 50% with respect to the total circumference. As mentioned above, it is preferably 80% or more. With this ratio, when the headband 100 is attached to the head H, the biological electrode 230 can be brought into close contact with the skin and the biological signal (electroencephalogram signal) can be detected with high accuracy.

ここで、生体の個体差により（頭部の大きさは略同じであっても）第１の部位Ｓ（Ｂ）から第２の部位Ｓ（Ｃ）までの距離が異なることを容易に調整することのできる変形例を後述するが、そもそも頭部の大きさが異なる人体であってもこのヘッドバンド１００で対応できるように、周囲長（径）の異なる環状基材層１１０を準備して（たとえば、Ｓ、Ｍ、Ｌ等の３種類のスポーツ用ヘッドバンド）、伸張させていない状態で大きさ（径）が異なる３種類のヘッドバンド１００を製作することも好ましい。 Here, it is easily adjusted that the distance from the first part S (B) to the second part S (C) differs depending on the individual difference of the living body (even if the size of the head is substantially the same). Although a modification that can be performed will be described later, an annular base material layer 110 having a different peripheral length (diameter) is prepared so that the headband 100 can handle even a human body having a different head size in the first place ( For example, it is also preferable to manufacture three types of headbands for sports such as S, M, and L) and three types of headbands 100 having different sizes (diameters) in the unstretched state.

導電用ハーネス２００には４線タイプが採用され（１線は予備）、頭部の左右で検出回路を独立させて（端子台基板２２２Ａの部分と導電用ハーネス２００の端部２０２とにおいて電気的に切断しておいて）、左右３箇所ずつの脳波信号（基準信号は左右で共通）を検出しているために、図３および図５に示すように、導電用ハーネス２００の４つの導電部１のいずれかに端子台基板２２２の所定の端子が電気的に接続（半田付け）されているとともに、端子台基板２２２が半田付けされた３線に対して取り出し基板２４０の３つの端子が電気的に接続（半田付け）されている。ここで、導電用ハーネス２００は、額略中央の端子台基板２２２Ａの裏側部分と後頭部中央近傍の端部２０２とにおいて電気的に切断するために、導電用ハーネス２００が環状基材層１１０の左右略半分ずつで構造的（物理的）に切断されている。このように左右対称の導電用ハーネス２００を環状基材層１１０に接合しているために、均一にこのヘッドバンド１００の径が拡張される点で好ましい。 A 4-wire type is adopted for the conductive harness 200 (1 wire is a spare), and the detection circuits are made independent on the left and right sides of the head (electrically at the terminal board substrate 222A and the end 202 of the conductive harness 200). Since the brain wave signals (reference signals are common to the left and right) are detected at three locations on each side, as shown in FIGS. 3 and 5, the four conductive parts of the conductive harness 200 are detected. The predetermined terminals of the terminal board board 222 are electrically connected (soldered) to any one of 1, and the three terminals of the take-out board 240 are electrically connected to the three wires to which the terminal board board 222 is soldered. Is connected (soldered). Here, in order to electrically cut the conductive harness 200 at the back side portion of the terminal block substrate 222A substantially in the center and the end portion 202 near the center of the back of the head, the conductive harness 200 is left and right of the annular base material layer 110. It is structurally (physically) cut in half. Since the symmetrical conductive harness 200 is bonded to the annular base material layer 110 in this way, it is preferable in that the diameter of the headband 100 is uniformly expanded.

図５（Ａ）〜図５（Ｃ）（および後述する図６）に示すように、端子台基板２２２は、絶縁基板に金属製のスナップボタンのオス側（オススナップ２３０Ａ）が取り付けられている。なお、オス側（オススナップ２３０Ａ）およびメス側（メススナップ２３０Ｂ）で一対の金属製のスナップボタンのいずれか一方側が絶縁基板に取り付けられていれば良い（本実施の形態に係るヘッドバンド１００のスナップボタンのオス側とメス側とが逆でも構わない）。 As shown in FIGS. 5 (A) to 5 (C) (and FIG. 6 described later), the terminal block board 222 has a male side (male snap 230A) of a metal snap button attached to an insulating board. .. It is sufficient that either one of the pair of metal snap buttons on the male side (male snap 230A) and the female side (female snap 230B) is attached to the insulating substrate (the headband 100 according to the present embodiment). The male side and female side of the snap button can be reversed).

ここで、スナップボタンとは、オス側のゲンコ（凸）側とメス側のバネ（凹）側とで構成される衣料等に用いられる保持具（いわゆるボタン）であって、弾性部材（ここではバネ）を含む凹部とその凹部へ嵌合され弾性部材により嵌合状態が保持される凸部とを備えた嵌合部材であれば、スナップボタンに限定されるものではない。さらに、本発明に係る生体信号検出装具においては、このようなスナップボタンおよび上述した嵌合部材に限定されるものではなく、生体信号検出時に検出可能に保持できて生体信号非検出時に取り替え可能に容易に取り外しできる面ファスナー等であっても構わない。 Here, the snap button is a holder (so-called button) used for clothing or the like composed of a male side genko (convex) side and a female side spring (concave) side, and is an elastic member (here, here). The fitting member is not limited to the snap button as long as it has a concave portion including a spring) and a convex portion that is fitted into the concave portion and is held in a fitted state by an elastic member. Further, the biological signal detection device according to the present invention is not limited to such a snap button and the above-mentioned fitting member, and can be held in a detectable manner when the biological signal is detected and can be replaced when the biological signal is not detected. It may be a hook-and-loop fastener that can be easily removed.

端子台基板２２２のうちの図５（Ａ）に示す（基準検出手段２２０Ａ用の）端子台基板２２２Ａにおいては、このオススナップ２３０Ａに端子２２２Ｔ１および端子２２２Ｔ５が電気的に接続され、端子２２２Ｔ１および端子２２２Ｔ５が、導電用ハーネス２００の導電部１Ａに電気的に接続（半田付け）されている。
端子台基板２２２のうちの図５（Ｂ）に示す（第１の検出手段２２０Ｂ用の）端子台基板２２２Ｂにおいては、このオススナップ２３０Ａに端子２２２Ｔ２および端子２２２Ｔ６が電気的に接続され、端子２２２Ｔ２および端子２２２Ｔ６が、導電用ハーネス２００の導電部１Ｂに電気的に接続（半田付け）されている。 In the terminal block board 222A (for the reference detection means 220A) shown in FIG. 5A of the terminal block board 222, the terminal 222T1 and the terminal 222T5 are electrically connected to the male snap 230A, and the terminal 222T1 and the terminal are connected. The 222T5 is electrically connected (soldered) to the conductive portion 1A of the conductive harness 200.
In the terminal block board 222B (for the first detection means 220B) shown in FIG. 5B of the terminal block board 222, the terminals 222T2 and 222T6 are electrically connected to the male snap 230A, and the terminals 222T2 The terminal 222T6 and the terminal 222T6 are electrically connected (soldered) to the conductive portion 1B of the conductive harness 200.

端子台基板２２２のうちの図５（Ｃ）に示す（第２の検出手段２２０Ｃ用の）端子台基板２２２Ｃにおいては、このオススナップ２３０Ａに端子２２２Ｔ６および端子２２２Ｔ２が電気的に接続され、端子２２２Ｔ６および端子２２２Ｔ２が、導電用ハーネス２００の導電部１Ｃに電気的に接続（半田付け）されている。
図示したように、端子台基板２２２Ｃは端子台基板２２２Ｂの上下方向逆使いであって、予備用の端子台基板２２２は端子台基板２２２Ａの上下方向逆使いが可能である。 In the terminal block board 222C (for the second detection means 220C) shown in FIG. 5C of the terminal block board 222, the terminal 222T6 and the terminal 222T2 are electrically connected to the male snap 230A, and the terminal 222T6 And the terminal 222T2 are electrically connected (soldered) to the conductive portion 1C of the conductive harness 200.
As shown in the figure, the terminal block board 222C can be used upside down of the terminal block board 222B, and the spare terminal block board 222 can be used upside down of the terminal block board 222A.

また、図５（Ｄ）に示すように、取り出し基板２４０は、絶縁基板に設けられた、端子２４０Ｔ１と端子２４０Ｔ５とが、端子２４０Ｔ２と端子２４０Ｔ６とが端子２４０Ｔ３と端子２４０Ｔ７とが、端子２４０Ｔ４と端子２４０Ｔ８とが、それぞれ電気的に接続（半田付け）され、端子２４０Ｔ１が導電用ハーネス２００の導電部１Ａに、端子２４０Ｔ２が導電用ハーネス２００の導電部１Ｂに、端子２４０Ｔ３が導電用ハーネス２００の導電部１Ｃに、それぞれ電気的に接続（半田付け）されている。そして、この取り出し基板２４０に対して、図２（Ｂ）に示すように、３本のリード線２４２（左右で合計６本）が、端子２４０Ｔ１（または端子２４０Ｔ５）、端子２４０Ｔ２（または端子２４０Ｔ６）および端子２４０Ｔ３（または端子２４０Ｔ７）に、それぞれ電気的に接続（半田付け）されて、ヘッドバンド１００の外部のアンプへリード線２４２が接続されて、アンプにより検出された生体信号が増幅される。 Further, as shown in FIG. 5D, the take-out board 240 has terminals 240T1 and 240T5 provided on the insulating board, terminals 240T2 and 240T6, terminals 240T3 and terminals 240T7, and terminals 240T4. The terminals 240T8 are electrically connected (soldered) to each other, the terminal 240T1 is connected to the conductive portion 1A of the conductive harness 200, the terminal 240T2 is connected to the conductive portion 1B of the conductive harness 200, and the terminal 240T3 is connected to the conductive portion 1B of the conductive harness 200. Each is electrically connected (soldered) to the conductive portion 1C. Then, with respect to the take-out board 240, as shown in FIG. 2B, three lead wires 242 (six in total on the left and right) have terminals 240T1 (or terminals 240T5) and terminals 240T2 (or terminals 240T6). The lead wire 242 is electrically connected (soldered) to the terminal 240T3 (or the terminal 240T7), and the lead wire 242 is connected to the amplifier outside the headband 100, and the biological signal detected by the amplifier is amplified.

図３に示すように、このように端子台基板２２２および取り出し基板２４０が電気的に接続（半田付け）された導電用ハーネス２００が、環状基材層１１０に接合される。この場合において、右側（Ｒ側）と左側（Ｌ側）の検出回路を独立させて（端子台基板２２２Ａの部分と導電用ハーネス２００の端部２０２とにおいて電気的（構造的、物理的）に切断しておいて）導電用ハーネス２００が環状基材層１１０に熱融着テープ（熱溶着テープ、熱合着テープ等）により接合されている。 As shown in FIG. 3, the conductive harness 200 to which the terminal block substrate 222 and the take-out substrate 240 are electrically connected (soldered) in this way is joined to the annular base material layer 110. In this case, the detection circuits on the right side (R side) and the left side (L side) are made independent (electrically (structurally and physically) at the portion of the terminal block substrate 222A and the end portion 202 of the conductive harness 200. (Cut) The conductive harness 200 is bonded to the annular base material layer 110 with a heat-sealing tape (heat-welding tape, heat-bonding tape, etc.).

ここで、本実施の形態に係るヘッドバンド１００においては、伸張させていない状態における環状基材層１１０の全周長と導電用ハーネス２００の長さ（図３の右側の端部２０２から左側の端部２０２までの長さ）とを略同じにして、環状基材層１１０の全周に導電用ハーネス２００を接合しているが、環状基材層１１０の一部に導電用ハーネス２００を接合するものであっても構わない（環状基材層１１０の全周に導電用ハーネス２００が接合されるヘッドバンドに限定されない）。ただし、この場合においても、端子台基板２２２および取り出し基板２４０の位置においては、環状基材層１１０に導電用ハーネス２００が接合されていることが好ましい。 Here, in the headband 100 according to the present embodiment, the entire circumference of the annular base material layer 110 and the length of the conductive harness 200 in the unstretched state (from the right end 202 to the left side in FIG. 3). The conductive harness 200 is joined to the entire circumference of the annular base material layer 110 with substantially the same length up to the end portion 202), but the conductive harness 200 is joined to a part of the annular base material layer 110. (It is not limited to the headband to which the conductive harness 200 is bonded to the entire circumference of the annular base material layer 110). However, even in this case, it is preferable that the conductive harness 200 is bonded to the annular base material layer 110 at the positions of the terminal block board 222 and the take-out board 240.

さらに、このヘッドバンド１００においては取り出し基板２４０を環状基材層１１０の周囲に接合された導電用ハーネス２００の部分に設けているが、図３における端部２０２をさらに延長して、延長した部分に取り出し基板２４０を設けるようにしても構わない。この場合、取り出し基板２４０を人体（の頭部Ｈ）から遠く離隔させて設けることもできるので、たとえば就寝時の生体信号（脳波）を検出する場合に人体が寝返りしても、硬いリード線が被検者の頭部にないので就寝中であっても違和感なく、一晩中でも生体信号（脳波）を精度高く取得することができる。
・生体電極の詳細構造（生体電極の端子台基板への取付構造）
上述したように、端子台基板２２２および取り出し基板２４０が電気的に接続された導電用ハーネス２００が環状基材層１１０へ接合された状態のヘッドバンド１００について、図６を参照して、生体電極２３０の端子台基板２２２への取り付けを説明する。なお、図６（Ａ）は生体電極２３０を端子台基板２２２への取り付け直前を、図６（Ｂ）は生体電極２３０を端子台基板２２２への取り付け途中を、図６（Ｃ）は生体電極２３０を端子台基板２２２への取り付け後を、図６（Ｄ）は図６（Ｃ）に図示した平面Ｐを矢示Ｘ方向から見た、それぞれ斜視図である。 Further, in this headband 100, the take-out substrate 240 is provided in the portion of the conductive harness 200 joined around the annular substrate layer 110, but the end portion 202 in FIG. 3 is further extended and extended. The take-out substrate 240 may be provided in the above. In this case, since the take-out substrate 240 can be provided far away from the human body (head H), for example, even if the human body turns over when detecting a biological signal (brain wave) at bedtime, a hard lead wire is formed. Since it is not on the subject's head, it does not feel strange even while sleeping, and biological signals (brain waves) can be acquired with high accuracy even overnight.
-Detailed structure of bioelectrode (mounting structure of bioelectrode to terminal block substrate)
As described above, the bioelectrode of the headband 100 in a state where the conductive harness 200 to which the terminal block substrate 222 and the take-out substrate 240 are electrically connected is bonded to the annular substrate layer 110 with reference to FIG. The attachment of 230 to the terminal block board 222 will be described. Note that FIG. 6A shows the bioelectrode 230 immediately before being attached to the terminal block substrate 222, FIG. 6B shows the bioelectrode 230 being attached to the terminal block substrate 222, and FIG. 6C shows the bioelectrode. 6 (D) is a perspective view of the plane P illustrated in FIG. 6 (C) as viewed from the direction X indicated by the arrow, after the 230 is attached to the terminal block board 222.

図５（Ａ）〜図５（Ｃ）および図６に示すように、生体電極２３０が備える電極層２１を構成する繊維編地２３２には、端子台基板２２２に設けられた一方側（ここではオス側）と対をなす他方側（ここではメス側）の金属製のスナップボタン（メススナップ２３０Ｂ）が設けられるとともに、オス部２３０Ａ１の大きさに対応する穴部２３６が設けられ、穴部２３６を通してオス側のスナップボタン（オススナップ２３０Ａ）とメス側のスナップボタン（メススナップ２３０Ｂ）とが嵌合されて、端子台基板２２２に生体電極２３０が取り付けられる。ここで、生体電極２３０の少なくとも肌に当接する側（表側）は、電極層２１を構成する繊維編地２３２により構成されていなければならない。また、オススナップ２３０Ａとメススナップ２３０Ｂとで一対のスナップボタンは金属製であって、メススナップ２３０Ｂが電極層２１を構成する繊維編地２３２に設けられているために、オススナップ２３０Ａとメススナップ２３０Ｂとが嵌合した後には、電極層２１、メススナップ２３０Ｂ、オススナップ２３０Ａ、端子台基板２２２の所定の端子２２２Ｔおよび導電用ハーネス２００の所定の導電部１が電気的に導通される。 As shown in FIGS. 5 (A) to 5 (C) and FIG. 6, the fiber knitted fabric 232 constituting the electrode layer 21 included in the bioelectrode 230 has one side (here, here) provided on the terminal block substrate 222. A metal snap button (female snap 230B) on the other side (female side in this case) paired with the male side) is provided, and a hole 236 corresponding to the size of the male part 230A1 is provided, and the hole 236 is provided. The snap button on the male side (male snap 230A) and the snap button on the female side (female snap 230B) are fitted through the snap button, and the bioelectrode 230 is attached to the terminal block substrate 222. Here, at least the side (front side) of the bioelectrode 230 in contact with the skin must be composed of the fiber knitted fabric 232 constituting the electrode layer 21. Further, since the pair of snap buttons of the male snap 230A and the female snap 230B are made of metal and the female snap 230B is provided on the fiber knitted fabric 232 constituting the electrode layer 21, the male snap 230A and the female snap 230A and the female snap 230B are provided. After the 230B is fitted, the electrode layer 21, the female snap 230B, the male snap 230A, the predetermined terminal 222T of the terminal block substrate 222, and the predetermined conductive portion 1 of the conductive harness 200 are electrically conductive.

この生体電極２３０の裏側にはスポンジ等の弾力性を備えた緩衝体２３４が設けられている。図６（Ｄ）に示すように、この緩衝体２３４により、電極層２１を構成する繊維編地２３２が肌に密着されて、生体信号（脳波）を精度高く取得することができる。なお、生体電極２３０の上下方向長さは、環状基材層１１０の上下方向長さの３倍〜４倍程度であって、図６（Ｄ）に示すように生体電極２３０を端子台基板２２２に取り付けた場合に環状基材層１１０の内側であって上下方向の中央を含む部分に来るように緩衝体２３４が生体電極２３０の裏側に貼付等により設けられている。 On the back side of the bioelectrode 230, a shock absorber 234 having elasticity such as a sponge is provided. As shown in FIG. 6D, the buffer 234 allows the fiber knitted fabric 232 constituting the electrode layer 21 to be brought into close contact with the skin, and a biological signal (brain wave) can be acquired with high accuracy. The vertical length of the bioelectrode 230 is about 3 to 4 times the vertical length of the annular base material layer 110, and as shown in FIG. 6D, the bioelectrode 230 is attached to the terminal block substrate 222. A shock absorber 234 is provided on the back side of the bioelectrode 230 by sticking or the like so as to come to a portion inside the annular base material layer 110 including the center in the vertical direction when attached to.

以下において、図６（Ａ）〜図６（Ｃ）を参照して、生体電極２３０の端子台基板２２２への取り付け手順を説明する。
図６（Ａ）に示すように、生体電極２３０の裏側（緩衝体２３４取り付け面）が端子台基板２２２（ここでは端子台基板２２２Ａとする）に対向させて、かつ、オススナップ２３０Ａのオス部２３０Ａ１が穴部２３６に対向させる。 Hereinafter, the procedure for attaching the bioelectrode 230 to the terminal block substrate 222 will be described with reference to FIGS. 6 (A) to 6 (C).
As shown in FIG. 6A, the back side (buffer 234 mounting surface) of the bioelectrode 230 faces the terminal block substrate 222 (here, the terminal block substrate 222A), and the male portion of the male snap 230A 230A1 faces the hole 236.

次いで、図６（Ｂ）に示すように、オススナップ２３０Ａのオス部２３０Ａ１を穴部２３６に貫通させてから、環状基材層１１０の表面（外側）から裏面（内側）へ、メススナップ２３０Ｂがオススナップ２３０Ａの位置まで生体電極２３０を回り込ませる。なお、この図６（Ｂ）においては環状基材層１１０に対して生体電極２３０を上側から下側へ回り込ませているが、逆に生体電極２３０を下側から上側に回り込ませても構わない。 Next, as shown in FIG. 6B, after the male portion 230A1 of the male snap 230A is passed through the hole portion 236, the female snap 230B moves from the front surface (outside) to the back surface (inside) of the annular base material layer 110. The bioelectrode 230 is wrapped around to the position of the male snap 230A. In FIG. 6B, the bioelectrode 230 wraps around the annular base material layer 110 from the upper side to the lower side, but conversely, the bioelectrode 230 may wrap around from the lower side to the upper side. ..

次いで、図６（Ｃ）に示すように、メススナップ２３０Ｂをオススナップ２３０Ａへ穴部２３６を介して嵌合させて固定することにより、端子台基板２２２に生体電極２３０を取り付ける。このとき、図６（Ｄ）に示す構造になるように、生体電極２３０の大きさ（特に上下方向長さ）、緩衝体２３４の大きさおよび位置、オススナップ２３０Ａおよびメススナップ２３０Ｂの位置、ならびに、穴部２３６の大きさおよび位置が設定されている。 Next, as shown in FIG. 6C, the bioelectrode 230 is attached to the terminal block substrate 222 by fitting and fixing the female snap 230B to the male snap 230A via the hole 236. At this time, the size of the bioelectrode 230 (particularly the vertical length), the size and position of the shock absorber 234, the positions of the male snap 230A and the female snap 230B, and the positions of the female snap 230B so as to have the structure shown in FIG. 6 (D). , The size and position of the hole 236 are set.

＜ヘッドバンドによる生体信号検出方法＞
このようにして、端子台基板２２２および取り出し基板２４０が導電用ハーネス２００に電気的に接続され、導電用ハーネス２００が環状基材層１１０へ接合され、生体電極２３０が端子台基板２２２への電気的に接続されて、図１および図２に示すヘッドバンド１００が完成する。以下において、このヘッドバンド１００を用いた生体信号検出方法を図１を参照して説明する。 <Biomedical signal detection method using headband>
In this way, the terminal block substrate 222 and the take-out substrate 240 are electrically connected to the conductive harness 200, the conductive harness 200 is bonded to the annular substrate layer 110, and the bioelectrode 230 is electrically connected to the terminal block substrate 222. The headband 100 shown in FIGS. 1 and 2 is completed. Hereinafter, a method for detecting a biological signal using the headband 100 will be described with reference to FIG.

まず、ヘッドバンド１００の環状基材層１１０および環状基材層１１０に接合された導電用ハーネス２００を、その環状の径を人為的に拡張させる（拡張ステップ）。
次に、環状の径が拡張させた状態のヘッドバンド１００を人体の頭部Ｈに嵌めた後に、人為的な拡張を取り止めてヘッドバンド１００を人体の頭部Ｈに装着する（装着ステップ）。なお、このとき、ヘッドバンド１００が環状基材層１１０（および導電用ハーネス２００）の伸縮性により人体の頭部Ｈに確実に装着されるように（環状基材層１１０の伸縮性により検出部位がずれないように）ヘッドバンド１００の種類（サイズ）が適宜選択されることが好ましい。 First, the annular diameter of the conductive harness 200 joined to the annular base layer 110 and the annular base layer 110 of the headband 100 is artificially expanded (expansion step).
Next, after fitting the headband 100 with the annular diameter expanded to the head H of the human body, the artificial expansion is stopped and the headband 100 is attached to the head H of the human body (mounting step). At this time, the headband 100 is securely attached to the head H of the human body due to the elasticity of the annular base material layer 110 (and the conductive harness 200) (the detection portion due to the elasticity of the annular base material layer 110). It is preferable that the type (size) of the headband 100 is appropriately selected (so that the headband does not shift).

次に、図１（Ｃ）に示すように、第１の検出手段２２０Ｂの位置を人体の頭部Ｈの額の位置（第１の部位Ｓ（Ｂ））に合わせ（第１部位決定ステップ）、第２の検出手段２２０Ｃの位置を、領域Ｓ内の所定の位置である、人体の耳介の付け根の位置（第２の部位Ｓ（Ｃ））に合わせる（第２部位決定ステップ）。このとき、ヘッドバンド１００の環状基材層１１０および導電用ハーネス２００が伸縮性を備えるので、生体の個体差により第１の部位から第２の部位までの距離が異なる場合であっても位置を調整しやすい。また、このように部位調整ステップが終わったときには、基準生体信号を検出する基準検出手段２２０Ａの位置は、額略中央部の基準部位Ｓ（Ａ）に位置決めされている。 Next, as shown in FIG. 1C, the position of the first detection means 220B is aligned with the position of the forehead of the head H of the human body (first part S (B)) (first part determination step). , The position of the second detection means 220C is aligned with the position of the base of the auricle of the human body (second site S (C)), which is a predetermined position in the region S (second site determination step). At this time, since the annular base material layer 110 of the headband 100 and the conductive harness 200 have elasticity, the position can be changed even if the distance from the first part to the second part differs due to individual differences in the living body. Easy to adjust. Further, when the site adjustment step is completed in this way, the position of the reference detecting means 220A for detecting the reference biological signal is positioned at the reference portion S (A) in the substantially central portion of the forehead.

このように検出準備が終わると、第１の部位（Ｓ（Ｂ））である額における第１の生体信号である左右の第１の部位Ｓ（Ｂ）間の電位差、および、第２の部位（Ｓ（Ｃ））である外耳における第２の生体信号である左右の第２の部位Ｓ（Ｃ）間の電位差をアンプを介して検出する（検出ステップ）。
このようにして、第１の部位の生体信号および第１の部位とは位置が異なる第２の部位の生体信号を、１つの装具で検出できるようにしたので、容易に調整可能で、かつ、精度高く生体信号を検出することができる。 When the detection preparation is completed in this way, the potential difference between the left and right first parts S (B), which is the first biological signal in the forehead, which is the first part (S (B)), and the second part. The potential difference between the left and right second parts S (C), which is the second biological signal in the outer ear, which is (S (C)), is detected via an amplifier (detection step).
In this way, the biological signal of the first part and the biological signal of the second part whose position is different from that of the first part can be detected by one brace, so that it can be easily adjusted and can be adjusted. Biological signals can be detected with high accuracy.

なお、このような生体信号検出方法を繰り返した場合、生体電極２３０が備える電極層２１を構成する繊維編地２３２が人体の肌の皮脂等により汚損すると、精度高く生体信号を検出することが困難になる。このような場合には、生体電極２３０と端子台基板２２２とがスナップボタンで取り付けられているので、容易に交換することが可能である。
＜本実施の形態に係るヘッドバンドの作用効果＞
以上のようにして、本実施の形態に係るヘッドバンド１００によると、人体の頭部に装着されて人体の体表面に取り付けられた生体電極から生体信号を検出する場合において、第１の部位（額）の生体信号（脳波）および第１の部位とは位置が異なる第２の部位（耳）の生体信号（脳波）を、生体の個体差により第１の部位から第２の部位までの距離が異なる場合であっても容易に調整可能で、かつ、精度高く生体信号を検出することができる。 When such a biological signal detection method is repeated, if the fiber knitted fabric 232 constituting the electrode layer 21 included in the biological electrode 230 is contaminated by sebum or the like on the human skin, it is difficult to detect the biological signal with high accuracy. become. In such a case, since the bioelectrode 230 and the terminal block substrate 222 are attached by snap buttons, they can be easily replaced.
<Action and effect of the headband according to the present embodiment>
As described above, according to the headband 100 according to the present embodiment, when the biological signal is detected from the biological electrode attached to the head of the human body and attached to the surface of the human body, the first portion ( The biological signal (brain wave) of the forehead) and the biological signal (brain wave) of the second part (ear) whose position is different from that of the first part, the distance from the first part to the second part due to individual differences in the living body. Even if they are different, the biological signal can be easily adjusted and the biological signal can be detected with high accuracy.

＜変形例＞
以下において、上述した図３に対応する図７および上述した図１に対応する図８を参照して、本発明に係る生体信号検出装具の変形例であるヘッドバンド１０１について説明する。なお、このヘッドバンド１０１は、上述した実施の形態に係るヘッドバンド１００の構成に加えてさらに２つの端子台基板２２２Ｃを備える点が異なる。それ以外の構造であって上述した実施の形態と同じ構造については同じ符号を付している。それらについての説明は、上述した説明と重複するために、ここでは繰り返して説明しない。 <Modification example>
In the following, the headband 101, which is a modification of the biological signal detection orthosis according to the present invention, will be described with reference to FIG. 7 corresponding to FIG. 3 described above and FIG. 8 corresponding to FIG. 1 described above. The headband 101 is different in that it includes two terminal block substrates 222C in addition to the configuration of the headband 100 according to the above-described embodiment. Other structures that are the same as those in the above-described embodiment are designated by the same reference numerals. The explanations thereof will not be repeated here because they overlap with the above explanations.

このヘッドバンド１０１は、生体の個体差により第１の部位（Ｓ（Ｂ））から第２の部位（Ｓ（Ｃ））までの距離Ｌが異なること（図８におけるＬ（１）≠Ｌ（２））を調整するために、第１の検出手段２２０Ｂおよび第２の検出手段２２０Ｃの少なくともいずれかは（このヘッドバンド１０１においては第２の検出手段２２０Ｃ）、導電用ハーネス２００に取り付けられた複数（ここでは３）の端子台基板２２２Ｃを備え、生体電極２３０は、複数の端子台基板２２２Ｃのいずれかに電気的に接続される。 The headband 101 has a different distance L from the first site (S (B)) to the second site (S (C)) due to individual differences in the living body (L (1) ≠ L (in FIG. 8). In order to adjust 2)), at least one of the first detection means 220B and the second detection means 220C (second detection means 220C in this headband 101) was attached to the conductive harness 200. A plurality of (here, 3) terminal block boards 222C are provided, and the bioelectrode 230 is electrically connected to any one of the plurality of terminal block boards 222C.

さらに好ましくは、このヘッドバンド１０１は、人体の頭部に装着されて、第１の生体信号として額（第１の部位（Ｓ（Ｂ））における生体信号を検出するとともに第２の生体信号として耳介の付け根（第２の部位（Ｓ（Ｃ））における生体信号を検出し、耳介の付け根における生体信号を検出する第２の検出手段２２０Ｃを構成する端子台基板２２２Ｃは、導電用ハーネス２００に複数（ここでは３）備えられ、第２の検出手段２２０Ｃにおいて、生体電極２３０は、第２の検出手段２２０Ｃを構成する複数の端子台基板２２２Ｃの中で耳介の付け根の位置に適合するいずれか１つの端子台基板２２２Ｃに電気的に接続される。 More preferably, the headband 101 is worn on the head of a human body to detect a biological signal at the forehead (first site (S (B))) as a first biological signal and as a second biological signal. The terminal block substrate 222C constituting the second detection means 220C that detects the biological signal at the base of the auricle (the second part (S (C))) and detects the biological signal at the base of the auricle is a conductive harness. The 200 is provided with a plurality (3 in this case), and in the second detecting means 220C, the biological electrode 230 conforms to the position of the base of the auricle in the plurality of terminal block substrates 222C constituting the second detecting means 220C. It is electrically connected to any one terminal block substrate 222C.

より詳しくは、図７に示すように、このヘッドバンド１０１は、図３に示すヘッドバンド１００の端子台基板２２２Ｃの前後（環状基材層１１０の周囲方向における前後）に１つずつ端子台基板２２２Ｃをさらに設けている。なお、ヘッドバンド１０１は、ヘッドバンド１００の端子台基板２２２Ｃの前後に端子台基板２２２Ｃを１つずつ追加するものに限定されるものではなく、３つの端子台基板２２２Ｃに限定されるものでもない。すなわち、ヘッドバンド１０１は、ヘッドバンド１００に対して、２以上の端子台基板２２２Ｃを備えれば構わず、追加される端子台基板２２２Ｃの位置および個数は任意で構わず（追加される個数は１以上）、それらが連続して設けられていても構わず、間隔を備えて設けられていても構わず、それらの間隔が不一致でも構わない。ただし、追加される端子台基板２２２Ｃの個数が多くなると、環状基材層１１０の伸縮性を低下させるために（導電用ハーネス２００は伸縮しても端子台基板は基本的に伸縮しないので）好ましくない。 More specifically, as shown in FIG. 7, the headband 101 has one terminal block substrate before and after the terminal block substrate 222C of the headband 100 shown in FIG. 3 (front and rear in the peripheral direction of the annular base material layer 110). 222C is further provided. The headband 101 is not limited to adding one terminal block board 222C before and after the terminal block board 222C of the headband 100, and is not limited to three terminal block boards 222C. .. That is, the headband 101 may be provided with two or more terminal block boards 222C with respect to the headband 100, and the position and number of the terminal block boards 222C to be added may be arbitrary (the number of the headbands 101 to be added may be arbitrary). 1 or more), they may be provided continuously, may be provided with intervals, and their intervals may be inconsistent. However, when the number of the terminal block boards 222C to be added increases, the elasticity of the annular base material layer 110 is lowered (since the terminal block board basically does not expand and contract even if the conductive harness 200 expands and contracts), it is preferable. Absent.

以上のような構造を備えたヘッドバンド１０１を用いた生体信号検出方法を図８を参照して説明する。
まず、ヘッドバンド１００の環状基材層１１０および環状基材層１１０に接合された導電用ハーネス２００を、その環状の径を人為的に拡張させる（拡張ステップ）。
次に、環状の径が拡張させた状態のヘッドバンド１００を人体の頭部Ｈに嵌めた後に、人為的な拡張を取り止めてヘッドバンド１００を人体の頭部Ｈに装着する（装着ステップ）。なお、このとき、ヘッドバンド１００が環状基材層１１０（および導電用ハーネス２００）の伸縮性により人体の頭部Ｈに確実に装着されるように（環状基材層１１０の伸縮性により検出部位がずれないように）ヘッドバンド１００の種類（サイズ）が適宜選択されることが好ましい。 A biological signal detection method using the headband 101 having the above structure will be described with reference to FIG.
First, the annular diameter of the conductive harness 200 joined to the annular base layer 110 and the annular base layer 110 of the headband 100 is artificially expanded (expansion step).
Next, after fitting the headband 100 with the annular diameter expanded to the head H of the human body, the artificial expansion is stopped and the headband 100 is attached to the head H of the human body (mounting step). At this time, the headband 100 is securely attached to the head H of the human body due to the elasticity of the annular base material layer 110 (and the conductive harness 200) (the detection portion due to the elasticity of the annular base material layer 110). It is preferable that the type (size) of the headband 100 is appropriately selected (so that the headband does not shift).

次に、図８（Ｃ）または図８（Ｄ）に示すように、第１の検出手段２２０Ｂの位置を人体の頭部Ｈの額の位置（第１の部位Ｓ（Ｂ））に合わせる（第１部位決定ステップ）。このとき、基準生体信号を検出する基準検出手段２２０Ａの位置は、額略中央部の基準部位Ｓ（Ａ）に位置決めされる。
次に、第２の検出手段２２０Ｃを構成する複数の端子台基板２２２Ｃの中で耳介の付け根の位置（第２の部位Ｓ（Ｃ））に最も適合するいずれか１つの端子台基板２２２Ｃを選択する（選択ステップ）。 Next, as shown in FIG. 8C or FIG. 8D, the position of the first detecting means 220B is aligned with the position of the forehead of the head H of the human body (first portion S (B)) ( First site determination step). At this time, the position of the reference detecting means 220A for detecting the reference biological signal is positioned at the reference portion S (A) in the substantially central portion of the forehead.
Next, among the plurality of terminal block boards 222C constituting the second detection means 220C, any one terminal block board 222C that best matches the position of the base of the auricle (second portion S (C)) is used. Select (selection step).

次に、図６を参照して説明した手順で、選択された端子台基板２２２Ｃに生体電極２３０を電気的に接続する（接続ステップ）。
このように検出準備が終わると、第１の部位（Ｓ（Ｂ））である額における第１の生体信号である左右の第１の部位Ｓ（Ｂ）間の電位差、および、第２の部位（Ｓ（Ｃ））である外耳における第２の生体信号である左右の第２の部位Ｓ（Ｃ）間の電位差をアンプを介して検出する（検出ステップ）。 Next, the bioelectrode 230 is electrically connected to the selected terminal block substrate 222C by the procedure described with reference to FIG. 6 (connection step).
When the detection preparation is completed in this way, the potential difference between the left and right first parts S (B), which is the first biological signal in the forehead, which is the first part (S (B)), and the second part. The potential difference between the left and right second parts S (C), which is the second biological signal in the outer ear, which is (S (C)), is detected via an amplifier (detection step).

このようにして、ヘッドバンド１０１はヘッドバンド１００と同様に、第１の部位の生体信号および第１の部位とは位置が異なる第２の部位の生体信号を、１つの装具で検出できるようにしたので、容易に調整可能で、かつ、精度高く生体信号を検出することができることに加えて、以下のような作用効果を備える。
図８（Ｃ）は、図１（Ｃ）と同じ図（同じ被験者）であって、符号としての長さＨ（１）および長さＬ（１）を付している。図８（Ｄ）は、図１（Ｃ）と異なる被験者であって、図８（Ｃ）の符号に加えて長さＬ（２）を付している。図８（Ｃ）に示す被験者と図８（Ｄ）に示す被験者とでは頭の大きさを示す長さＨ（１）は同じであっても（この長さＨ（１）が異なる場合にはサイズ違いのヘッドバンドを選択することになる）頭蓋に対する外耳の相対的な位置が異なるために、第１の部位Ｓ（Ｂ）と第２の部位Ｓ（Ｃ）との距離Ｌが異なり、図８（Ｃ）に示す被験者は長さＬ（１）であって、図８（Ｄ）に示す被験者は長さＬ（２）（＜Ｌ（１））である。 In this way, the headband 101, like the headband 100, can detect the biological signal of the first part and the biological signal of the second part whose position is different from that of the first part with one brace. Therefore, in addition to being easily adjustable and being able to detect biological signals with high accuracy, it has the following effects.
FIG. 8 (C) is the same figure (same subject) as in FIG. 1 (C), and has a length H (1) and a length L (1) as symbols. FIG. 8 (D) is a subject different from FIG. 1 (C), and has a length L (2) in addition to the reference numeral of FIG. 8 (C). Even if the subject shown in FIG. 8C and the subject shown in FIG. 8D have the same length H (1) indicating the size of the head (when the length H (1) is different). Since the relative positions of the outer ear with respect to the skull are different (the headbands of different sizes will be selected), the distance L between the first part S (B) and the second part S (C) is different. The subject shown in 8 (C) has a length L (1), and the subject shown in FIG. 8 (D) has a length L (2) (<L (1)).

図８（Ｃ）に示す被験者にヘッドバンド１００を装着した場合には、第２の部位Ｓ（Ｃ）の適正な位置に第２の検出手段２２０Ｃが位置決めされるが、図８（Ｄ）に示す被験者にヘッドバンド１００を装着した場合には、第２の部位Ｓ（Ｃ）の適正な位置には第２の検出手段２２０Ｃが位置決めされない。これでは、図８（Ｄ）に示す被験者はヘッドバンド１００を使用した検出方法では精度高く生体信号を検出することができない。 When the headband 100 is attached to the subject shown in FIG. 8 (C), the second detection means 220C is positioned at an appropriate position of the second portion S (C), but FIG. 8 (D) shows. When the headband 100 is worn on the indicated subject, the second detection means 220C is not positioned at an appropriate position of the second portion S (C). In this case, the subject shown in FIG. 8D cannot detect the biological signal with high accuracy by the detection method using the headband 100.

これに対して、本変形例に係るヘッドバンド１０１においては、図８（Ｄ）に示す被験者に対しては、上述した選択ステップにて、第２の検出手段２２０Ｃを構成する複数の端子台基板２２２Ｃの中で耳介の付け根の位置（第２の部位Ｓ（Ｃ））に最も適合するいずれか１つの端子台基板２２２Ｃを選択するために（ここでは一番前側の端子台基板２２２Ｃが選択される）、精度高く生体信号を検出することができる。しかも、複数の端子台基板２２２Ｃの中からいずれか１つの端子台基板２２２Ｃを選択して、選択された端子台基板２２２Ｃに生体電極２３０をスナップボタンにより接続するだけにより電気的に接続されるので、その調整が極めて簡単である。 On the other hand, in the headband 101 according to the present modification, for the subject shown in FIG. 8D, a plurality of terminal block substrates constituting the second detection means 220C in the selection step described above. In order to select one of the terminal block boards 222C that best matches the position of the base of the pinna (second part S (C)) among 222C (here, the frontmost terminal block board 222C is selected). It is possible to detect biological signals with high accuracy. Moreover, one of the terminal block boards 222C is selected from the plurality of terminal block boards 222C, and the bioelectrode 230 is electrically connected to the selected terminal block board 222C by simply connecting the bioelectrode 230 with a snap button. , The adjustment is extremely easy.

以上のようにして、本変形例に係るヘッドバンド１０１によると、人体の頭部に装着されて人体の体表面に取り付けられた生体電極から生体信号を検出する場合において、第１の部位（額）の生体信号（脳波）および第１の部位とは位置が異なる第２の部位（耳）の生体信号（脳波）を、生体の個体差により第１の部位から第２の部位までの距離Ｌが異なる場合であっても容易に調整可能で、かつ、精度高く生体信号を検出することができる。 As described above, according to the headband 101 according to the present modification, when the biological signal is detected from the biological electrode attached to the head of the human body and attached to the surface of the human body, the first portion (forehead). ) Biological signal (brain wave) and the biological signal (brain wave) of the second part (ear) whose position is different from that of the first part, the distance L from the first part to the second part due to individual differences of the living body. Even if they are different, the biological signal can be easily adjusted and the biological signal can be detected with high accuracy.

なお、今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は上記した説明ではなくて特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。
たとえば、上述した実施の形態に係るヘッドバンド１００もその変形例に係るヘッドバンド１０１も、緩衝体２３４を介して電極層２１を構成する繊維編地２３２が肌に当接していたが、（１）オススナップ２３０Ａのオス部２３０Ａ１が肌に当接するようにしても、（２）メススナップ２３０Ｂの表面２３０Ｂ１が肌に当接するようにしても、構わない。 It should be noted that the embodiments disclosed this time are examples in all respects and are not restrictive. The scope of the present invention is shown by the scope of claims rather than the above description, and is intended to include all modifications within the meaning and scope equivalent to the scope of claims.
For example, in both the headband 100 according to the above-described embodiment and the headband 101 according to the modified example, the fiber knitted fabric 232 constituting the electrode layer 21 was in contact with the skin via the buffer body 234, but (1). ) The male portion 230A1 of the male snap 230A may be brought into contact with the skin, or (2) the surface 230B1 of the female snap 230B may be brought into contact with the skin.

本発明は、人体を含む生体に装着されて生体表面に取り付けられた電極から生体信号を検出する技術に好ましく適用され、第１の部位の生体信号および第１の部位とは位置が異なる第２の部位の生体信号を、生体の個体差により第１の部位から第２の部位までの距離が異なる場合であっても精度高く生体信号を検出する技術に特に好ましく適用される。 The present invention is preferably applied to a technique of detecting a biological signal from an electrode attached to a living body including a human body and attached to the surface of the living body, and the biological signal of the first part and a second part having a different position from the first part. It is particularly preferably applied to the technique of detecting the biological signal of the above-mentioned part with high accuracy even when the distance from the first part to the second part is different due to the individual difference of the living body.

１ 導電性伸縮編地
２ （導電用）ハーネス
３ 非導電部
４ 非導電部
２０ 生体電極
２１ 電極層
２２ 基材層
２３ 水分透過抑制層
２４ 接着層
１００ ヘッドバンド
１０１ ヘッドバンド（変形例）
１１０ 環状基材層
２２０ 検出手段
２２０Ａ 基準検出手段
２２０Ｂ 第１の検出手段
２２０Ｃ 第２の検出手段
２２２ 端子台基板
２２２Ａ （基準検出手段用の）端子台基板
２２２Ｂ （第１の検出手段用の）端子台基板
２２２Ｃ （第２の検出手段用の）端子台基板
２３０ 生体電極
２４０ 取り出し基板 1 Conductive stretchable knitted fabric 2 (for conductivity) Harness 3 Non-conductive part 4 Non-conductive part 20 Bioelectrode 21 Electrode layer 22 Base material layer 23 Moisture permeation suppression layer 24 Adhesive layer 100 Headband 101 Headband (modification example)
110 Cyclic substrate layer 220 Detection means 220A Reference detection means 220B First detection means 220C Second detection means 222 Terminal block substrate 222A (for reference detection means) Terminal block substrate 222B (for first detection means) Terminal Base board 222C (for the second detection means) Terminal block board 230 Bioelectrode 240 Extraction board

Claims (7)

生体に装着されて前記生体における第１の部位の生体信号および前記第１の部位とは位置が異なる第２の部位の生体信号を検出する生体信号検出装具であって、
少なくとも一部に伸縮性を備えた環状の基材層と、
前記環状における前記第１の部位に対応する位置に設けられ、前記第１の部位についての第１の生体信号を検出する第１の検出手段と、
前記環状における前記第２の部位に対応する位置に設けられ、前記第２の部位についての第２の生体信号を検出する第２の検出手段と、
前記第１の検出手段および前記第２の検出手段に電気的に接続され、前記第１の検出手段により検出された信号および前記第２の検出手段により検出された信号が電気的に流れる伸縮性を備えた導電用ハーネスとを含み、
前記導電用ハーネスが前記基材層に接合され、
前記導電用ハーネスは、導電糸と弾性糸とを混用して製編された導電部と非導電糸のみによって製編された非導電部とを有し、前記導電部には前記導電糸として金属線を採用した電気的に独立した２以上の構成経路が設けられており、
各前記検出手段は、前記２以上の構成経路の中から第１の部位と第２の部位とで異なるように選択されて電気的に接続された生体電極を含む、生体信号検出装具。 A biological signal detection device that is attached to a living body and detects a biological signal of a first part in the living body and a biological signal of a second part whose position is different from that of the first part.
An annular substrate layer with at least a part of elasticity and
A first detection means provided at a position corresponding to the first portion in the ring and detecting a first biological signal for the first portion.
A second detection means provided at a position corresponding to the second portion in the ring and detecting a second biological signal for the second portion.
Elasticity that is electrically connected to the first detecting means and the second detecting means, and electrically flows a signal detected by the first detecting means and a signal detected by the second detecting means. Including with a conductive harness equipped with
The conductive harness is bonded to the base material layer ,
The conductive harness has a conductive portion knitted by mixing a conductive yarn and an elastic yarn and a non-conductive portion knitted only by a non-conductive yarn, and the conductive portion has a metal as the conductive yarn. Two or more electrically independent constituent paths using wires are provided.
Each of the detection means is a biological signal detection orthosis including a biological electrode selected so as to be different between a first portion and a second portion from the two or more constituent paths and electrically connected . 前記導電用ハーネスは、導電糸と弾性糸とを混用して製編された導電部と非導電糸のみによって製編された非導電部とを有し、前記導電部には前記導電糸として金属線を採用した電気的に独立した２以上の構成経路が設けられており、
各前記検出手段は、
前記２以上の構成経路の中から第１の部位と第２の部位とで異なるように選択されて電気的に接続され、前記導電用ハーネスに取り付けられた端子と、
前記端子に電気的に接続された生体電極とを含む、請求項１に記載の生体信号検出装具。 The conductive harness has a conductive portion knitted by mixing a conductive yarn and an elastic yarn and a non-conductive portion knitted only by a non-conductive yarn, and the conductive portion has a metal as the conductive yarn. Two or more electrically independent constituent paths using wires are provided.
Each of the detection means
A terminal selected from the two or more constituent paths so as to be different between the first portion and the second portion, electrically connected, and attached to the conductive harness,
The biosignal detection orthosis according to claim 1, further comprising a bioelectrode electrically connected to the terminal. 生体の個体差により第１の部位から第２の部位までの距離が異なることを調整するために、前記第１の検出手段および前記第２の検出手段の少なくともいずれかは、前記導電用ハーネスに取り付けられた複数の端子を備え、
前記生体電極は、前記複数の端子のいずれかに電気的に接続される、請求項２に記載の生体信号検出装具。 In order to adjust that the distance from the first part to the second part differs depending on the individual difference of the living body, at least one of the first detection means and the second detection means is attached to the conductive harness. Equipped with multiple attached terminals
The biological signal detection device according to claim 2 , wherein the bioelectrode is electrically connected to any of the plurality of terminals. 前記端子は、オス側およびメス側で一対の金属製のスナップボタンのいずれか一方側を含み、
前記生体電極は、繊維編地により構成された電極層を備えており、前記繊維編地の表面粗さ（Ｒａ）が、４０μｍ以下であり、
前記繊維編地には、前記一方側と対をなす他方側のスナップボタンが設けられている、請求項３に記載の生体信号検出装具。 The terminal comprises one side of a pair of metal snap buttons on the male and female sides.
The bioelectrode includes an electrode layer composed of a fiber knitted fabric, and the surface roughness (Ra) of the fiber knitted fabric is 40 μm or less.
The biological signal detection orthosis according to claim 3 , wherein the fiber knitted fabric is provided with a snap button on the other side paired with the one side. 前記繊維編地は、前記一方側と対をなす他方側のスナップボタンが設けられるとともに、前記オス側のスナップボタンの大きさに対応する穴部が設けられ、
前記穴部を通して前記オス側のスナップボタンと前記メス側のスナップボタンとが嵌合されて、前記端子に前記生体電極が取り付けられる、請求項４に記載の生体信号検出装具。 The fiber knitted fabric is provided with a snap button on the other side paired with the one side, and is provided with a hole corresponding to the size of the snap button on the male side .
The biological signal detection device according to claim 4 , wherein the male snap button and the female snap button are fitted through the hole, and the bioelectrode is attached to the terminal. 前記生体信号検出装具は、人体の頭部に装着されて、第１の生体信号として額における
生体信号を検出するとともに前記第２の生体信号として耳介の付け根における生体信号を検出し、
前記耳介の付け根における生体信号を検出する第２の検出手段を構成する端子は、前記導電用ハーネスに複数備えられ、
前記第２の検出手段において、前記生体電極は、前記第２の検出手段を構成する複数の端子の中で耳介の付け根の位置に適合するいずれか１つの端子に電気的に接続される、請求項２〜請求項５のいずれかに記載の生体信号検出装具。 The biological signal detection orthosis is attached to the head of a human body to detect a biological signal on the forehead as a first biological signal and a biological signal at the base of the auricle as the second biological signal.
A plurality of terminals constituting the second detecting means for detecting the biological signal at the base of the pinna are provided in the conductive harness.
In the second detection means, the bioelectrode is electrically connected to any one of the plurality of terminals constituting the second detection means that matches the position of the base of the pinna. The biological signal detection device according to any one of claims 2 to 5 . 人体の頭部に装着されて、第１の部位として額における生体信号および第２の部位として耳介の付け根における生体信号を検出する生体信号検出装具を用いた生体信号検出方法であって、
前記生体信号検出装具は、
少なくとも一部に伸縮性を備えた環状の基材層と、
前記第１の部位に対応する基材層の位置に設けられ、前記第１の部位についての第１の生体信号を検出する第１の検出手段と、
前記第２の部位に対応する基材層の位置に設けられ、前記第２の部位についての第２の生体信号を検出する第２の検出手段と、
前記第１の検出手段により検出された信号および前記第２の検出手段により検出された信号が電気的に流れる伸縮性を備えたハーネスであって、前記基材層に接合された導電用ハーネスとを含み、
前記導電用ハーネスは、導電糸と弾性糸とを混用して製編された導電部と非導電糸のみによって製編された非導電部とを有し、前記導電部には前記導電糸として金属線を採用した電気的に独立した２以上の構成経路が設けられており、
各前記検出手段は、
前記２以上の構成経路の中から第１の部位と第２の部位とで異なるように選択されて電気的に接続され、前記導電用ハーネスに取り付けられた端子と、
前記端子に電気的に接続された生体電極とを含み、
前記第２の検出手段は、前記導電用ハーネスに取り付けられた複数の端子を備え、前記生体電極は、前記複数の端子のいずれかに電気的に接続され、
前記基材層および前記基材層に接合された導電用ハーネスを、その環状の径を人為的に拡張させる拡張ステップと、
環状の径が拡張させた状態の生体信号検出装具を人体の頭部に嵌めた後に、人為的な拡張を取り止めて前記生体信号検出装具を人体の頭部に装着する装着ステップと、
前記第１の検出手段の位置を人体の頭部の額の位置に合わせる第１部位決定ステップと、
前記第２の検出手段を構成する複数の端子の中で耳介の付け根の位置に適合するいずれか１つの端子を選択する選択ステップと、
前記選択された端子に生体電極を電気的に接続する接続ステップと、
前記第１の部位である額における生体信号および前記第２の部位である外耳における生体信号を検出する検出ステップと、を含む、生体信号検出方法。 It is a biological signal detection method using a biological signal detection orthosis that is attached to the head of a human body and detects a biological signal on the forehead as a first part and a biological signal at the base of the auricle as a second part.
The biological signal detection device is
An annular substrate layer with at least a part of elasticity and
A first detection means provided at a position of a base material layer corresponding to the first site and detecting a first biological signal for the first site.
A second detection means provided at a position of the base material layer corresponding to the second portion and detecting a second biological signal for the second portion,
A stretchable harness through which a signal detected by the first detecting means and a signal detected by the second detecting means electrically flow, and a conductive harness bonded to the base material layer. Including
The conductive harness has a conductive portion knitted by mixing a conductive yarn and an elastic yarn and a non-conductive portion knitted only by a non-conductive yarn, and the conductive portion has a metal as the conductive yarn. Two or more electrically independent constituent paths using wires are provided.
Each of the detection means
A terminal selected from the two or more constituent paths so as to be different between the first portion and the second portion, electrically connected, and attached to the conductive harness,
Including a bioelectrode electrically connected to the terminal
The second detecting means includes a plurality of terminals attached to the conductive harness, and the bioelectrode is electrically connected to any of the plurality of terminals.
An expansion step for artificially expanding the annular diameter of the base material layer and the conductive harness bonded to the base material layer, and
After fitting the biological signal detection orthosis with the expanded ring diameter on the human head, the artificial expansion is stopped and the biological signal detection orthosis is attached to the human head.
The first part determination step of adjusting the position of the first detection means to the position of the forehead of the human body, and
A selection step of selecting one of the terminals constituting the second detection means that matches the position of the base of the auricle, and
A connection step of electrically connecting the bioelectrode to the selected terminal,
A method for detecting a biological signal, comprising a detection step of detecting a biological signal in the forehead, which is the first site, and a biological signal in the outer ear, which is the second site.
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