專利名稱：耳道配裝單元和生物信號測量裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種耳道配裝單元和生物信號測量裝置，而且適合于比如獲取在生物體中產(chǎn)生并傳送的波作為電信號的技術(shù)領(lǐng)域。
背景技術(shù)：
作為現(xiàn)有技術(shù)，曾經(jīng)提出過一種耳道電極單元，所述耳道電極單元能夠利用插入 耳道的彈簧狀電極來獲取腦波等(參照比如日本專利特開No. 2008-67911)。

發(fā)明內(nèi)容
由于該彈簧狀電極插入耳道，所以其設(shè)計(jì)成處于比耳道內(nèi)徑小的范圍中。因此，如 果彈簧狀電極插入耳道中，那么彈簧狀電極與耳道內(nèi)表面之間會出現(xiàn)間隙，該間隙將大大 降低獲取生物體中傳送的波作為電信號的靈敏度。另一方面，當(dāng)彈簧狀電極的外徑接近耳道的內(nèi)徑時，將電極插入耳道的狀態(tài)是電 極與耳道的內(nèi)表面以更緊密的程度接觸，耳道發(fā)生損傷和疼痛的可能性更大了。而且，耳道存在個體差異，所以佩戴者需要選擇彈簧狀電極適合佩戴者的耳道電極單元。這些方面將 導(dǎo)致適用性降低。本發(fā)明需要提出一種能夠提高測量精度并具有高適用性的耳道配裝單元和生物 信號測量裝置。根據(jù)本發(fā)明的一種實(shí)施方式，提出了 一種耳道配裝單元，包括管，其構(gòu)造成能夠 插入耳道；電極，其構(gòu)造成具有撓性，并且電極沿著管的外周表面布置成使得在電極與耳道 的內(nèi)表面之間形成有預(yù)定間隙。該耳道配裝單元還包括按壓器，其用于使電極沿遠(yuǎn)離管的 外周表面的方向變形，而且將電極壓靠在耳道的內(nèi)表面上；以及抑制器，其用于抑制壓靠在 耳道的內(nèi)表面上的電極回推。根據(jù)本發(fā)明的另一種實(shí)施方式，提出一種生物信號測量裝置，包括耳鉤部件，耳 鉤部件構(gòu)造成具有撓性的鉤形部，鉤形部能夠鉤掛在耳根上；耳道配裝單元，耳道配裝單元 構(gòu)造成設(shè)置在鉤形部的前端部并且配裝在耳道中；以及耳垂附件，耳垂附件構(gòu)造成設(shè)置在 鉤形部的尾端部并且安裝在耳垂上。在該生物信號測量裝置中，耳道配裝單元具有管，管 能夠插入耳道中，電極，電極具有撓性，并且電極沿著管的外周表面布置成使得在電極與耳 道的內(nèi)表面之間形成有間隙。耳道配裝單元還具有按壓器，其使電極沿遠(yuǎn)離管的外周表面 的方向變形，而且將電極壓靠在耳道的內(nèi)表面上，以及抑制器，其抑制壓靠在耳道的內(nèi)表面 上的電極回推。耳垂附件具有能夠附接至耳垂的參考電極。耳鉤部件具有放大器，放大器 放大電極與參考電極之間的電位差作為生物信號。在根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方式的耳道配裝單元中，使所述電極鄰接所述耳道的內(nèi)表面 使得將預(yù)定力施加至所述電極。所以，即使當(dāng)內(nèi)表面上存在有頭發(fā)甚至當(dāng)佩戴者活動時，所 述電極都能夠與內(nèi)表面緊密接觸，而且不必考慮個性差異。因此，在沒有空氣層媒介的情況 下，該耳道配裝單元能夠直接獲取佩戴者體內(nèi)傳送的波作為生物信號。結(jié)果，與僅僅將電極插入耳道的情況下相比，靈敏度得以大大提高。而且，電極插入的方式為在電極與耳道內(nèi)表面之間存在有一定間隙，所以在插入期間，電極與耳道內(nèi)表面之間的接觸得以減少。當(dāng)使電 極鄰接內(nèi)表面使得插入以后有預(yù)定力施加至電極時，能夠防止電極旋轉(zhuǎn)和朝向耳道中更深 側(cè)運(yùn)動。因此，該耳道配裝單元能夠?yàn)榕宕髡咛峁┦孢m的佩戴感覺并提高了適用性。


圖1是圖示根據(jù)本發(fā)明一種實(shí)施方式的生物信號測量裝置的結(jié)構(gòu)的示意圖；圖2是圖示該生物信號測量裝置的結(jié)構(gòu)的示意圖；圖3A和3B是圖示耳道配裝單元的結(jié)構(gòu)的示意圖；圖4A和4B是圖示與滑動管的運(yùn)動聯(lián)動的撓性電極的變形情況的示意圖；圖5是圖示耳垂附件結(jié)構(gòu)的示意圖；圖6是圖示生物信號測量裝置的佩戴程序的流程圖；圖7是用于說明插入耳道配裝單元的示意圖；圖8是用于說明撓性電極緊靠在耳道內(nèi)表面上的示意圖；圖9是圖示生物信號測量裝置的佩戴狀態(tài)的示意圖；圖10是圖示信號處理器的結(jié)構(gòu)的框圖；圖IlA和IlB是圖示根據(jù)本發(fā)明另一種實(shí)施方式的耳道配裝單元的結(jié)構(gòu)的示意圖；圖12是圖示與滑動管的運(yùn)動聯(lián)動的彈簧電極的變形情況的示意圖；圖13是圖示根據(jù)本發(fā)明的又一種實(shí)施方式的耳道配裝單元的結(jié)構(gòu)的示意圖；和圖14A至14D是圖示根據(jù)本發(fā)明再一種實(shí)施方式的耳道配裝單元的結(jié)構(gòu)的示意圖。
具體實(shí)施例方式下面將描述本發(fā)明的實(shí)施方式。該描述以下列順序進(jìn)行。<1.實(shí)施方式〉[1-1.生物信號測量裝置的結(jié)構(gòu)][1-2.耳道配裝單元的結(jié)構(gòu)][1-3.耳垂附件的結(jié)構(gòu)][1-4.生物信號測量裝置的佩戴程序][1-5.耳鉤主體中信號處理器的結(jié)構(gòu)][1-6.有利效果等]<2.其它實(shí)施方式〉<1.實(shí)施方式〉[1-1.生物信號測量裝置的結(jié)構(gòu)]在圖1和2中，示出了生物信號測量裝置1。該生物信號測量裝置1包括配裝在耳 道中的單元2 (下文中也稱作耳道配裝單元2)，附接至耳垂的單元3 (下文中也稱作耳垂附 件3)，和能夠鉤掛在耳根(外耳)上的主體4 (下文中也稱作耳鉤主體4)。耳鉤主體4通過用比如聚氨酯樹脂構(gòu)成的撓性構(gòu)件形成為整體呈鉤狀。該耳鉤主體4設(shè)計(jì)為當(dāng)耳鉤主體4鉤掛在耳根(外耳)上時，其前端部靠近耳道孔定位，其尾端部靠 近耳垂定位。貫穿孔4H設(shè)置在耳鉤主體4的前端部，耳道配裝單元2附接至貫穿孔4H所設(shè)置 部位的后表面4B(見圖2)。另一方面，耳垂附件3附接至耳鉤主體4的尾端部的前表面 4F(見圖1)。
信號處理器安裝在其上的基片設(shè)置在耳鉤主體4內(nèi)，耳道配裝單元2和耳垂附件 3都連接至該信號處理器。[1-2.耳道配裝單元的結(jié)構(gòu)]在圖3A和3B中，示出了耳道配裝單元2的結(jié)構(gòu)。該耳道配裝單元2具有管狀基 部構(gòu)件(下文中也稱作基管)11。該基管11的長度設(shè)定為等于或短于從耳道孔至緊接著神 經(jīng)密度開始大量增多的位置之前的位置(從耳膜朝向開口側(cè)大約兩厘米距離的位置)的距罔。基管11插入能夠沿基管11的縱向滑動的管狀構(gòu)件12 (下文中也稱作滑動管12) 中。在本實(shí)施方式中，該滑動管12的外徑設(shè)定為大于耳道孔。然而，不必要求外徑大于耳 道孑L。在基管11的一端部，裝配有用于防止滑動管12脫離的管狀構(gòu)件13 (下文中也稱 作管蓋13)。該管蓋13通過諸如粘合劑等固定部件以這樣的方式固定至耳鉤主體4的后表 面4B，使得管蓋13與耳鉤主體4的貫穿孔4H同心。管蓋13 (即基管11)和貫穿孔4H可以 具有不同的截面尺寸和形狀。然而，更優(yōu)選的是它們具有相同的尺寸和形狀。在基管11的外周面上，設(shè)置有用于限制滑動管12相對于基管11的運(yùn)動范圍的管 狀構(gòu)件14(下文中也稱作運(yùn)動范圍限制器14)。凸緣15設(shè)置在基管11的另一端部。該凸 緣15的外徑設(shè)置成大于運(yùn)動范圍限制器14的外徑且小于耳道的內(nèi)徑。在凸緣15的、與滑動管12相對的表面15A上，溝槽16η(η是等于或大于2的整 數(shù))形成在對應(yīng)于運(yùn)動范圍限制器14的外徑的位置以外，而且以預(yù)定間隔沿著表面15Α的 外周形成。另一方面，在滑動管12的、與凸緣15相對的表面12Α上，溝槽17η形成在與凸 緣15中形成的溝槽16η對應(yīng)的位置處。在這些溝槽16η和17η中，固定有撓性的片狀電極18η(下文中也稱作撓性電極 18η)的端部。撓性電極18η的長度設(shè)定為大致等于緊靠管蓋13的滑動管12的表面12Α與 凸緣15的表面15Α之間的距離。因此，在滑動管12緊靠管蓋13的狀態(tài)下，撓性電極18η布置在外徑小于耳道內(nèi)徑 的凸緣15內(nèi)，其狀態(tài)為直線式平行于基管11。另一方面，當(dāng)滑動管12移向凸緣15且脫離管蓋13時，如圖4Α和4Β中所示，隨著 滑動管12與管蓋13之間的距離變得更長時，撓性電極18η沿著遠(yuǎn)離基管11外周表面(或 者運(yùn)動范圍限制器14)的方向彎曲至更大的程度。因此，撓性電極18η傾向于突出到外徑 小于耳道內(nèi)徑的凸緣15以外。在該實(shí)施方式中，在基管11的外周表面上，沿著基管11的縱向以預(yù)定間隔形成有 用于限制滑動管12的運(yùn)動的凹槽19 (下文中也稱作運(yùn)動限制槽19)。此外，在滑動管12的 內(nèi)周表面上，形成有接合至運(yùn)動限制槽19的突出卡爪20 (下文中也稱作接合卡爪20)。該特征允許耳道配裝單元2通過運(yùn)動限制槽19和接合卡爪20來逐步式保持撓性電極18η的彎曲程度。耳道配裝單元2的基管11、運(yùn)動范圍限制器14和凸緣15通過加工一個管構(gòu)件而 形成的方式為使得管構(gòu)件的壁厚沿著管構(gòu)件的一端至另一端的方向順序變化。因此，與組 裝分離的構(gòu)件的情況相比，部件的數(shù)目得以減少，堅(jiān)固性得以增強(qiáng)。
[1-3.耳垂附件的結(jié)構(gòu)]在圖5中，示出了耳垂附件3的示意性結(jié)構(gòu)。該耳垂附件3具有夾具21，所述夾 具21將耳垂夾在中間以將耳垂附件3保持在耳垂上。在該夾具21中，一個臂21Α經(jīng)由夾 具軸21C連接至另一臂21Β。諸如海綿或橡膠等緩沖構(gòu)件21D附接至一個臂21Α的鄰接耳垂的部分(下文中也 稱作耳垂鄰接部)和另一臂21Β的耳垂鄰接部中的每一個。一個臂21Α的、與耳垂鄰接部相對側(cè)的部分固定至耳鉤主體4的尾端部的前表面 4F。另一臂21Β的、與耳垂鄰接部相對側(cè)的部分連接至用作基部的電極22(下文中也稱作 接地電極22)。該接地電極22具有表面積與耳垂相當(dāng)?shù)挠矌艩?，而且還用作手指等直接保 持的部位。[1-4.生物信號測量裝置的佩戴程序]在圖6中，示出了生物信號測量裝置1的佩戴程序的一種示例。首先，在第一步驟 SPl，耳鉤主體4鉤掛在耳根(外耳)上。該耳鉤主體4是通過用聚氨酯樹脂等構(gòu)成的撓性構(gòu)件形成的，所以能夠輕易地進(jìn) 行鉤掛而不會給佩戴者帶來不適感。在第二步驟SP2，如圖7所示，將以滑動管12緊靠管蓋13的狀態(tài)將耳道配裝單元 2插入耳道中。在滑動管12緊靠管蓋13的狀態(tài)下，撓性電極18η定位在外徑小于耳道內(nèi)徑的凸 緣15內(nèi)，耳鉤主體4的鉤掛在耳根上的前端部定位成靠近耳道孔處。所以，該生物信號測 量裝置1允許耳道配裝單元2憑直覺且快速插入耳道中，使得其上形成有凸緣15的頂側(cè)沿 插入方向設(shè)置在前側(cè)上。此外，滑動管12的外徑設(shè)置為大于耳道孔。所以，該生物信號測量裝置1能夠防 止耳道配裝單元2的頂端抵達(dá)耳道中神經(jīng)密度大的位置。在第三步驟SP3，滑動管12朝向凸緣15運(yùn)動。因此，如圖8所示，接合卡爪20在 這樣的位置接合至運(yùn)動限制槽19，使得撓性電極18η壓靠在耳道的內(nèi)表面上。撓性電極18η的結(jié)構(gòu)使得當(dāng)滑動管12與管蓋13之間的距離變得更長時，所述撓 性電極18η彎曲到凸緣15以外的程度更大(見圖4Α和4Β)。所以，該耳道配裝單元2允許 撓性電極18η緊靠耳道的內(nèi)表面而不必考慮耳道形狀的個性差異。此外，撓性電極18η的彎曲程度通過運(yùn)動限制槽19和接合卡爪20而得以逐步式 保持(見圖4Α和4Β)。所以，該耳道配裝單元2能夠調(diào)節(jié)撓性電極18η與耳道內(nèi)表面的接 觸壓力。結(jié)果，接觸壓力設(shè)置的值使得提供的佩戴感覺令佩戴者不會感到疼痛。在第四步驟SP4中，耳道附件3中的夾具21將耳垂夾在其中以使耳垂附件3保持 在耳垂上。耳鉤主體4的鉤掛在耳根上的尾端部定位成靠近耳垂。因此，該生物信號測量 裝置1通過夾具21將耳垂夾在其中而使耳垂附件3憑直覺且快速地保持在耳垂上。接地 電極22具有尺寸與耳垂相當(dāng)?shù)挠矌艩?，這使得當(dāng)通過夾具21將耳垂夾在其中時，佩戴者能夠輕易地保持接地電極22。
另外，緩沖構(gòu)件21D附接至夾具21中的臂21A及21B的耳垂鄰接部。因此，耳垂 附件3能夠提供的感覺使得佩戴者不會感到疼痛。通過上述佩戴程序，如圖9所示那樣將生物信號測量裝置1安裝在耳朵上。然而， 上述佩戴順序僅僅是示例，佩戴順序不局限于此。在耳道配裝單元2內(nèi)制成中空狀(見圖3A等圖)，該中空被制成為與耳鉤主體4 的貫穿孔4H連通。所以，即使當(dāng)安裝在佩戴者的耳朵上時，生物信號測量裝置1也能夠避 免完全覆蓋佩戴者的耳朵并防止失去聽覺。因此，該生物信號測量裝置1能夠在不削弱舒 適感的情況下測量生物信息。[1-5.耳鉤主體中信號處理器的結(jié)構(gòu)]在圖10中，示出了耳鉤主體4中的信號處理器30的結(jié)構(gòu)。該信號處理器30包括 放大器31、濾波器32、A/D (模擬/數(shù)字)轉(zhuǎn)換器33、分析器34和存儲器35。作為存儲器 35，不僅可以采用包括在耳鉤主體4中的一個存儲器，而且可以采用諸如USB (通用串行總 線)存儲器、SD卡存儲器或CF卡存儲器等移動存儲器。比如，當(dāng)信號處理器30接收到來自設(shè)置在耳鉤主體4表面上的操作單元的測量啟 動指令時，所述信號處理器30向相應(yīng)的單元31至35供給來自電池的電源電壓。當(dāng)信號處 理器30接收到來自操作單元的測量停止指令時，所述信號處理器30切斷電源電壓的供應(yīng)。放大器31放大了耳道配裝單元2的撓性電極18η與耳垂附件3的接地電極22之 間的電位差作為生物信號，并且將放大的生物信號供給濾波器32。撓性電極18η緊靠耳道的內(nèi)表面的方式為將預(yù)定力施加至撓性電極18η(見圖8)。 所以，放大器31能夠直接感測佩戴者體內(nèi)傳送的波作為電位差。結(jié)果，與僅僅將撓性電極 18η插入耳道中的情況相比，靈敏度得以大大增強(qiáng)。此外，與定位在耳道內(nèi)表面上的撓性電極18η不同，接地電極22定位在耳道外部 的耳垂上。因此，與比如全部電極都定位在耳道中的情況下相比，兩種電極之間的距離確保 較長。這使得放大器31能夠廣延地感測佩戴者頭部中的波作為電位差。結(jié)果能夠精確地 獲得目標(biāo)生物信號。對于濾波器32而言，設(shè)定了作為測量對象應(yīng)當(dāng)覆蓋的頻帶。濾波器32清除了不 同于設(shè)定頻帶的信號分量，而且將經(jīng)過該清除的生物信號供給A/D轉(zhuǎn)換器33。在本實(shí)施方式中，作為測量對象應(yīng)當(dāng)覆蓋的頻帶是對應(yīng)于腦波的頻帶。因此，不同 于對應(yīng)腦波的頻帶中的信號分量被清除后的生物信號(下文中也稱作腦波信號)供給A/D 轉(zhuǎn)換器33。腦波和相應(yīng)的頻帶如下德爾塔(δ )波(1至3Hz)，太塔(θ )波(4至7Hz)，阿爾 法(α)波(8至13Hz)，貝它(β)波(14至30Hz)，伽馬(Y)波(31至64Hz)，歐米加(ω) 波(65至128Hz)，柔(P )波(129至512Hz)和西格瑪(σ )波(513至1024Hz)。它們部分 或全部可變地設(shè)定為應(yīng)當(dāng)由預(yù)定的操作單元作為測量對象而覆蓋的頻帶。A/D轉(zhuǎn)換器33將腦波信號轉(zhuǎn)變?yōu)閿?shù)字?jǐn)?shù)據(jù)(下文中也稱為腦波數(shù)據(jù))并將該腦波 數(shù)據(jù)供給分析器34。分析器34包括CPU，ROM和用作CPU工作存儲器的RAM。在該ROM中，保存有執(zhí)行 分析處理的程序和指示電平的數(shù)據(jù)，在所述電平下，撓性電極18η應(yīng)當(dāng)視作未與耳道的內(nèi)表面接觸(下文中，該電平也稱作未接觸電平閾值)。
當(dāng)接收到測量啟動指令時，分析器34展開保存在ROM和RAM中的程序并依照程序 執(zhí)行各種處理。具體而言，在測量啟動時刻開始預(yù)定期間內(nèi)(下文中也稱作校準(zhǔn)期)，分析 器34將未接觸電平閾值與A/D轉(zhuǎn)換器33供給的腦波數(shù)據(jù)的電平的平均值進(jìn)行比較。如果該電平平均值低于未接觸電平閾值，那么分析器34認(rèn)為撓性電極18η未與耳 道內(nèi)表面接觸，而且通過附接至耳道配裝單元2的揚(yáng)聲器(未圖示)通知佩戴者應(yīng)當(dāng)再次 對耳道配裝單元2進(jìn)行設(shè)置。另一方面，如果電平平均值等于或高于未接觸電平閾值，那么分析器34認(rèn)為撓性 電極18η與耳道內(nèi)表面接觸，而且將A/D轉(zhuǎn)換器33供應(yīng)的腦波數(shù)據(jù)保存在存儲器35中。此外，如果電平平均值等于或高于未接觸電平閾值，那么分析器34基于A/D轉(zhuǎn)換 器33供應(yīng)的腦波數(shù)據(jù)來確定當(dāng)前休眠狀態(tài)是非REM休眠狀態(tài)，還是REM休眠狀態(tài)，并使確 定結(jié)果與腦波數(shù)據(jù)相關(guān)聯(lián)。狀態(tài)確定是這樣進(jìn)行的，比如德爾塔波、太塔波、阿爾法波等波單位時間的出現(xiàn)比 率和預(yù)定的出現(xiàn)比率的持續(xù)時間作為確定因素。[1-6.有利效果等]在上述結(jié)構(gòu)中，通過在基管11的平行于其縱向的外周表面上滑動的滑動管12，耳 道配裝單元2使布置在滑動管12與基管11的一端之間的撓性電極18η向外彎曲并壓靠在 耳道的內(nèi)表面上。該耳道配裝單元2使撓性電極18η緊靠在耳道的內(nèi)表面上，使得預(yù)定力施加至撓 性電極18η(見圖8)，因而即使當(dāng)內(nèi)表面上存在有頭發(fā)色甚至當(dāng)佩戴者活動時，也能夠使撓 性電極18η與內(nèi)表面緊密接觸。因此，該耳道配裝單元2能夠直接獲取佩戴者體內(nèi)傳送的波作為生物信號，而無 需空氣層的媒介。結(jié)果，與僅僅將撓性電極18η插入耳道中相比，靈敏度得以大大提高。另 夕卜，耳道配裝單元2能夠防止撓性電極18η旋轉(zhuǎn)和朝向耳道中更深側(cè)運(yùn)動。結(jié)果，能夠?yàn)榕?戴者提供良好的佩戴感覺。插入撓性電極18η，使得撓性電極18η與耳道內(nèi)表面之間存在一定間隙。這樣，可 以減少插入期間撓性電極18η與耳道內(nèi)表面之間的接觸。另一方面，當(dāng)使撓性電極18η緊 靠內(nèi)表面使得插入以后有預(yù)定力施加至撓性電極18η時，可以防止電極旋轉(zhuǎn)和朝向耳道中 更深側(cè)運(yùn)動。此外，該耳道配裝單元2能夠基于滑動管12的滑動量來調(diào)節(jié)撓性電極18η在耳道 內(nèi)表面上的按壓程度(見圖4Α和4Β)，因而能夠按壓撓性電極18η而不必考慮佩戴者的個 性差異。另外，耳道配裝單元2能夠無痛地按壓撓性電極18η，這會為佩戴者提供良好的佩 戴感覺。而且，該耳道配裝單元2具有揚(yáng)聲器，如果電極與耳道內(nèi)表面未接觸或者接觸，該 揚(yáng)聲器能夠告知信息。因此，能夠防止該耳道配裝單元2在對生物信號的靈敏度降低的情 況下進(jìn)行測量。結(jié)果，測量精度得以提高。由于該耳道配裝單元2設(shè)置在耳鉤主體4上(見圖1或圖2)，比如可以防止在將 耳道配裝單元2插入或取出耳道的時候發(fā)生墜落。而且，與撓性電極18η連接的互聯(lián)裝置 可以容置耳鉤主體4內(nèi)部。因此，耳道配裝單元2可以避免以下麻煩在比如將耳道配裝單元2插入或取出耳道時丟失耳道配裝單元2本身；以及耳道配裝單元2的接線發(fā)生纏繞。 這使得適用性得以提高。<2.其它實(shí)施方式〉 在上述實(shí)施方式中，在基管11的外周表面上平行于基管11的縱向滑動的滑動管 12使撓性電極18η沿著遠(yuǎn)離基管11的外周表面的方向變形并壓靠在耳道內(nèi)表面上。然而，使電極沿著遠(yuǎn)離管外周表面的方向變形并使其壓靠在耳道內(nèi)表面上的裝置 不局限于該實(shí)施方式，也可以采用本發(fā)明的其它實(shí)施方式。比如，在圖IlA和IlB中，其中與圖3Α和3Β中對應(yīng)的零件標(biāo)以相同的附圖標(biāo)記， 示出了根據(jù)本發(fā)明另一種實(shí)施方式的耳道配裝單元的結(jié)構(gòu)。在該耳道配裝單元中，螺紋槽 40形成在基管11的外周表面上。內(nèi)周表面上具有螺紋槽41的滑動管42在基管11的外周 表面上沿著螺紋槽40以螺旋方式滑動，所述螺紋槽41與螺紋槽40配合。滑動管42的外 徑設(shè)置為大致等于凸緣15的外徑。在基管11周圍布置有電極43 (下文中也稱作彈簧電極43)，所述電極43具有撓 曲性并沿著運(yùn)動范圍限制器14的外周表面以預(yù)定螺距的螺旋方式纏繞。該彈簧電極43的 外徑設(shè)定為小于耳道的內(nèi)徑。彈簧電極43的一端鉤住滑動管42的外周表面上形成的突起 44，其另一端鉤住凸緣15的外周表面上形成的突起45。該彈簧電極43的纏繞方向設(shè)定為與以螺旋方式滑動的滑動管42的滑動方向(螺 紋槽40的螺旋方向)相反。因此，如果滑動管42朝向凸緣15運(yùn)動并遠(yuǎn)離管蓋13，如圖12 所示，那么當(dāng)滑動管42與管蓋13之間的距離變得更長時，彈簧電極43沿這樣的方向位移 使得更大程度地遠(yuǎn)離基管11 (或運(yùn)動范圍限制器14)的外周表面。如上所述，該耳道配裝單元構(gòu)造成在基管11的外周表面上以螺旋方式滑動的滑 動管42使沿著與滑動管42滑動方向相反的方向繞線的彈簧電極43向外位移并使其壓靠 在耳道內(nèi)表面上。由于每單位長度的電極相對于耳道內(nèi)表面的接觸面積與耳道配裝單元2 相比更大，所以在感測生物信息的靈敏度方面，該耳道配裝單元更為有利。作為另一種示例，在耳道配裝單元2中，彈簧電極43和突起44、45可以用來替代 撓性電極18η和溝槽16η、17η。而且，在耳道配裝單元2中，管狀的撓性電極可以用來替代 撓性電極18η。作為另一種示例，圖13中示出了根據(jù)本發(fā)明另一種實(shí)施方式的耳道配裝單元，其 中，與圖3中對應(yīng)的零件標(biāo)以相同的附圖標(biāo)記。在該耳道配裝單元中，外徑小于耳道內(nèi)徑的 凸緣15Χ、15Υ設(shè)置在基管11的兩端，撓性電極18η固定在凸緣15Χ與15Υ之間。管50設(shè)置在撓性電極18η與基管11的外周表面之間。用于噴射氣體的氣體噴射 器連接至管50。該氣體噴射器比如設(shè)置在耳鉤主體4上。因此，如果從氣體噴射器向管50噴射氣體，那么受到管50因氣體噴射而膨脹的影 響，撓性電極18η沿這樣的方向彎曲使得遠(yuǎn)離基管11的外周表面。由此，在該耳道配裝單元中，設(shè)置在基管11的外周表面與撓性電極18η之間的管 50和用于向管50中噴射氣體的氣體噴射器構(gòu)造成使得撓性電極18η彎曲成弓形并壓靠在 耳道的內(nèi)表面上。在該耳道配裝單元中的撓性電極18η可以用管狀的撓性電極來替代，或者可以用 彈簧電極43來替代。
作為另一種示例，可以采用圖14A中所示的耳道配裝單元。該耳道配裝單元包括 基管60和撓性電極18η，所述基管60由海綿材料構(gòu)成且具有大于耳道內(nèi)徑的內(nèi)徑，所述撓 性電極18η以預(yù)定間隔結(jié)合至該基管的外周表面。
該耳道配裝單元以這樣的狀態(tài)插入耳道中使得將基管60壓縮成尺寸小于耳道的 內(nèi)徑(見圖14Β)。由于基管60向其原始狀態(tài)的回復(fù)力，撓性電極18η以這樣的方式運(yùn)動以 便朝向耳道內(nèi)表面擴(kuò)展(見圖14C和14D)。由此，在該耳道配裝單元中，由海綿材料構(gòu)成的基管60本身朝向其原始狀態(tài)的回 復(fù)力使得撓性電極18η以這樣的方式位移以便遠(yuǎn)離基管60的外周表面并壓靠在耳道的內(nèi) 表面上。該耳道配裝單元可以僅通過壓縮并插入基管60的操作來加以使用，而且與耳道配 裝單元2相比，具有數(shù)目更少的零件。因此，在結(jié)構(gòu)的適用性和簡化方面，該耳道配裝單元 是有利的。作為使電極沿這樣的方向變形以便遠(yuǎn)離管外周表面且將電極壓靠在耳道內(nèi)表面 上的裝置，可以采用這些示例以外的裝置，只要該裝置不背離其效果。在上述實(shí)施方式中，沿著基管11的縱向以預(yù)定間隔設(shè)置在基管11的外周表面上 的運(yùn)動限制槽19和設(shè)置在滑動管12的內(nèi)周表面上的接合卡爪20抑制壓靠在耳道內(nèi)表面 上的撓性電極18η回推。然而，抑制壓靠在耳道內(nèi)表面上的電極回推的裝置不局限于該實(shí)施方式，可以采 用本發(fā)明的其它實(shí)施方式。比如，在圖11中所示的耳道配裝單元中，當(dāng)彈簧電極43壓靠在耳道內(nèi)表面上時， 其經(jīng)由彈簧電極43和滑動管42朝向管蓋13的方向的應(yīng)力升高。該方向跟螺旋方式形成 在基管11的外周表面上的螺紋槽40及形成在滑動管42的內(nèi)周表面上的、與螺紋槽40相 配合的螺紋槽41的方向相交。所以，使得滑動管42仍然處在該位置處。由此，在該耳道配裝單元中，以螺旋方式形成在基管11的外周表面上的螺紋槽40 和形成在滑動管42的內(nèi)周表面上的、與螺紋槽40相配合的螺紋槽41抑制了彈簧電極43 回推。然而，除了螺紋槽40、41以外，可以設(shè)置用于可釋放式固定滑動管42位置的機(jī)構(gòu)。作為另一種示例，在圖13中所示的耳道配裝單元中，閥(未圖示)設(shè)置在管50與 用于向管50中噴射氣體的氣體噴射器之間的連接部，當(dāng)管50中的氣體量達(dá)到應(yīng)當(dāng)噴射的 氣體量時，該閥切斷連接部。由此，在耳道配裝單元中，閥抑制了撓性電極18η回推。作為又一種示例，在圖14中所示的耳道配裝單元中，本身由海綿材料構(gòu)成的基管 60向其原始狀態(tài)回復(fù)的作用力抑制了撓性電極18η回推。作為用于抑制壓靠在耳道內(nèi)表面上的電極回推的裝置，可以采用這些示例以外的 裝置，只要該裝置不背離其效果。在上述實(shí)施方式中，接地電極22附接至夾具21。然而，夾具21本身可以用作參考 電極。另外，接地電極22可以構(gòu)造成能夠從夾具21上拆下。在上述實(shí)施方式中，滑動管12或42的形狀是管狀。然而，其形狀可以是能夠配裝 在耳甲腔部中的形狀。如果采用這種形狀，那么配裝在耳甲腔中的滑動管12或42能夠避 免壓靠在耳道內(nèi)表面上的電極移動和旋轉(zhuǎn)，所以電極能夠更為穩(wěn)定和緊密地壓靠在耳道內(nèi) 表面上。在上述實(shí)施方式中，耳鉤主體4整體呈鉤形。然而，其可以是任何形狀，只要其具有鉤形部。 在上述實(shí)施方式中，測量對象是腦波。然而，測量對象可以是肌電 (myopotentials)，而且可以采用能夠在腦波與肌電之間切換的配置。如果測量對象是肌 電，那么為濾波器32設(shè)置對應(yīng)于肌電的頻帶，濾波器32清除不同于頻帶中的信號分量。而 且，分析器34將表示肌電-數(shù)據(jù)極限電平的數(shù)據(jù)(未接觸電平閾值)與校準(zhǔn)期間A/D轉(zhuǎn)換 器33給出的肌電數(shù)據(jù)電平的平均值進(jìn)行比較，在所述肌電-數(shù)據(jù)極限電平的情況下，撓性 電極18η被認(rèn)為未接觸耳道內(nèi)表面。如果采用的是該配置，那么肌電被當(dāng)作與上述實(shí)施方式相同的測量對象?？梢圆?用這樣的配置，其中頻帶由比如設(shè)置在耳鉤主體4的表面上的操作單元設(shè)置，也可以采用 這樣的配置，其中，未接觸電平閾值的設(shè)置是依據(jù)頻帶的設(shè)置來自動切換。在上述實(shí)施方式中，生物信號測量裝置1的安裝對象是單耳。然而，安裝對象可以 是雙耳。在這種情況下，在安裝對象是雙耳中一個的生物信號測量裝置1的信號處理器30 中省略了分析器34和存儲器35。該信號處理器30的A/D轉(zhuǎn)換器33中的轉(zhuǎn)換結(jié)果提供給 安裝對象是雙耳中另一個的生物信號測量裝置1的信號處理器30中的分析器34。應(yīng)當(dāng)設(shè)置為測量對象的頻帶在安裝對象是雙耳中一個的生物信號測量裝置1的 信號處理器30中的濾波器32與安裝對象是雙耳中另一個的生物信號測量裝置1的信號處 理器30中的濾波器32之間是相同的，或者可替代地，兩者之間可以是不同的。如果頻帶設(shè)置為兩者之間是相同的，那么分析器34的配置能夠計(jì)算一個A/D轉(zhuǎn)換 器33中給出的腦波數(shù)據(jù)(或肌電數(shù)據(jù))和另一個A/D轉(zhuǎn)換器33中給出的腦波數(shù)據(jù)(或肌 電數(shù)據(jù))的邏輯“或”。在這種情況下，通過添加相應(yīng)的腦波數(shù)據(jù)(或肌電數(shù)據(jù))，準(zhǔn)備保存 在存儲器35中的腦波數(shù)據(jù)(或肌電數(shù)據(jù))的信噪(S/N)比得以提高。另一方面，如果頻帶設(shè)置為不同，那么分析器34將一個A/D轉(zhuǎn)換器33中給出的腦 波數(shù)據(jù)保存在存儲器35中，并使另一個A/D轉(zhuǎn)換器33中給出的肌電數(shù)據(jù)與腦波數(shù)據(jù)相關(guān) 聯(lián)以將肌電數(shù)據(jù)保存在存儲器35中。而且，比如，也可以基于肌電數(shù)據(jù)來確定覺醒狀態(tài)和 面部表情，并使確定結(jié)果與腦波數(shù)據(jù)相關(guān)聯(lián)。這種關(guān)聯(lián)可以用作指示睡眠異常和疾病的指 標(biāo)。還可以在腦波和肌電基礎(chǔ)上增加體溫或脈搏作為測量對象。在這種情況下，比如 光學(xué)系統(tǒng)的脈搏傳感器或體溫傳感器設(shè)置為用于耳道配裝單元，傳感器給出的信號經(jīng)由A/ D轉(zhuǎn)換器33供給分析器34。分析器34使體溫?cái)?shù)據(jù)或脈搏數(shù)據(jù)與腦波數(shù)據(jù)相關(guān)聯(lián)并將數(shù)據(jù) 保存在存儲器35中。這種關(guān)聯(lián)可以用作指示睡眠異常和疾病的指標(biāo)。在上述實(shí)施方式中，電極直接壓靠在耳道的內(nèi)表面上。然而，可以向該電極施加諸 如水、油或甘油等有效傳送波的接觸媒介。可以設(shè)置用于向電極提供接觸媒介的機(jī)構(gòu)。比 如，可以采用以下結(jié)構(gòu)。用于儲存接觸媒介的容器設(shè)置在耳鉤主體4中。用于向電極提供 接觸媒介的針狀管構(gòu)件連接至設(shè)置在容器中的閥，管構(gòu)件的頂部設(shè)置在電極的一端部。本發(fā)明的實(shí)施方式可以用在醫(yī)學(xué)工業(yè)、游戲產(chǎn)業(yè)等領(lǐng)域中。本申請包括涉及2009年3月17日向日本專利局提交的日本優(yōu)先權(quán)專利申請 JP2009-064761中的公開內(nèi)容的主題，其全文以引用方式并入本文。本領(lǐng)域普通技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)理解，在所附權(quán)利要求或其等效方案的范圍內(nèi)，依據(jù)設(shè) 計(jì)要求和其它因素，可以進(jìn)行各種改型、組合、子組合和替換。
權(quán)利要求
一種耳道配裝單元，包括管，所述管構(gòu)造成能夠插入耳道；電極，所述電極構(gòu)造成具有撓性，并且所述電極沿著所述管的外周表面布置成使得在所述電極與所述耳道的內(nèi)表面之間形成有預(yù)定間隙；按壓裝置，所述按壓裝置用于使所述電極沿遠(yuǎn)離所述管的外周表面的方向變形，而且將所述電極壓靠在所述耳道的內(nèi)表面上；以及抑制裝置，所述抑制裝置用于抑制壓靠在所述耳道的內(nèi)表面上的所述電極回推。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的耳道配裝單元，其中， 所述抑制裝置以逐步方式切換抑制回推的程度。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的耳道配裝單元，其中， 所述電極的一端固定至所述管的一端部，所述按壓裝置由沿所述管的縱向在所述管的外周表面上滑動的構(gòu)件形成，所述電極的 另一端固定至所述構(gòu)件，并且所述抑制裝置由用于以可釋放方式固定所述構(gòu)件的位置的機(jī)構(gòu)形成。
4.根據(jù)權(quán)利要求3所述的耳道配裝單元，其中， 所述構(gòu)件為管狀且具有以便被配裝在耳甲腔中的形狀。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的耳道配裝單元，其中，所述耳道配裝單元設(shè)置在鉤形構(gòu)件的前端，所述鉤形構(gòu)件能夠鉤掛在耳根上，并且 所述鉤形構(gòu)件設(shè)置有放大器，所述放大器放大所述電極與設(shè)置在所述鉤形構(gòu)件的尾端 的參考電極之間的電位差，所述鉤形構(gòu)件的所述尾端能夠附接至耳垂。
6.根據(jù)權(quán)利要求2所述的耳道配裝單元，其中，所述電極沿著所述管的外周表面以螺旋方式纏繞，而且所述電極的一端固定至所述管 的一端部，所述按壓裝置由管狀構(gòu)件形成，所述管狀構(gòu)件以螺旋方式沿著與所述電極的纏繞方向 相反的方向在所述管的外周表面上滑動，而且所述電極的另一端固定至所述管狀構(gòu)件，并 且所述抑制裝置由第一槽和第二槽形成，所述第一槽以螺旋方式形成在所述管的外周表 面上，所述第二槽以與所述第一槽相配的方式形成在所述管狀構(gòu)件的內(nèi)周表面上。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的耳道配裝單元，其中， 所述構(gòu)件為管狀且具有以便被配裝在耳甲腔中的形狀。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的耳道配裝單元，其中，所述耳道配裝單元設(shè)置在鉤形構(gòu)件的前端，所述鉤形構(gòu)件能夠鉤掛在耳根上，并且 所述鉤形構(gòu)件設(shè)置有放大器，所述放大器放大所述電極與設(shè)置在所述鉤形構(gòu)件的尾端 的參考電極之間的電位差，所述鉤形構(gòu)件的所述尾端能夠附接至耳垂。
9.根據(jù)權(quán)利要求2所述的耳道配裝單元，其中，所述管通過使用海綿材料形成，從而具有比所述耳道的內(nèi)徑大的內(nèi)徑， 所述電極由片狀電極構(gòu)成，所述片狀電極以預(yù)定間隔結(jié)合至所述管的外周表面，并且 所述按壓裝置和所述抑制裝置是受壓的所述管向原始狀態(tài)回復(fù)的力。
10.一種生物信號測量裝置，包括耳鉤部件，所述耳鉤部件構(gòu)造成具有撓性的鉤形部，所述鉤形部能夠鉤掛在耳根上； 耳道配裝單元，所述耳道配裝單元構(gòu)造成設(shè)置在所述鉤形部的前端部并且配裝在耳道 中；以及耳垂附件，所述耳垂附件構(gòu)造成設(shè)置在所述鉤形部的尾端部并且安裝在耳垂上； 其中，所述耳道配裝單元具有 管，所述管能夠插入所述耳道中，電極，所述電極具有撓性，并且所述電極沿著所述管的外周表面布置成使得在所述電極與所述耳道的內(nèi)表面之間形成有預(yù)定間隙，按壓裝置，所述按壓裝置使所述電極沿遠(yuǎn)離所述管的外周表面的方向變形，而且將所述電極壓靠在所述耳道的內(nèi)表面上，以及抑制裝置，所述抑制裝置抑制壓靠在所述耳道的內(nèi)表面上的所述電極回推， 并且，所述耳垂附件具有能夠附接至耳垂的參考電極，并且所述耳鉤部件具有放大器，所述放大器放大所述電極與所述參考電極之間的電位差作 為生物信號。
11.根據(jù)權(quán)利要求10所述的生物信號測量裝置，其中， 所述耳道配裝單元進(jìn)一步具有揚(yáng)聲器，并且所述耳鉤部件進(jìn)一步具有告知裝置，如果由所述放大器放大的生物信號的在預(yù)定期間 內(nèi)的生物信號平均電平低于一電平，則所述告知裝置經(jīng)由所述揚(yáng)聲器告知信息，其中在所 述電平的情況下，所述電極應(yīng)當(dāng)被認(rèn)為未與所述耳道的內(nèi)表面接觸。
12.根據(jù)權(quán)利要求11所述的生物信號測量裝置，其中，所述耳鉤部件進(jìn)一步具有存儲器，平均電平等于或高于所述電平的生物信號儲存在所 述存儲器中。
全文摘要
本發(fā)明公開了一種耳道配裝單元，包括管，其構(gòu)造成能夠插入耳道；電極，其構(gòu)造成具有撓性，并且所述電極沿著管的外周表面布置成使得在電極與耳道的內(nèi)表面之間形成有預(yù)定間隙；按壓裝置，其用于使電極沿遠(yuǎn)離管的外周表面的方向變形，而且將電極壓靠在耳道的內(nèi)表面上；和抑制裝置，其用于抑制壓靠在耳道的內(nèi)表面上的電極回推。
文檔編號A61B5/0476GK101836859SQ201010135740
公開日2010年9月22日 申請日期2010年3月10日 優(yōu)先權(quán)日2009年3月17日
發(fā)明者和田成司 申請人:索尼公司