JP3236047B2 - 金属導体なしでデータ伝送可能な筋電計 - Google Patents
金属導体なしでデータ伝送可能な筋電計Info
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、患者に関して検出され
たデータが、金属導体を使用せずに、例えば光学手段又
は無線通信手段により、受信装置に伝送される筋電計に
関する。
たデータが、金属導体を使用せずに、例えば光学手段又
は無線通信手段により、受信装置に伝送される筋電計に
関する。
【０００２】
【従来の技術】筋電計は、患者の肌に取り付けられた表
面電極により、または筋肉の機能を研究する必要がある
患者の体の筋肉の部分に挿入された深部電極（針電極）
により、筋肉の収縮時の電気的な筋肉の活動を検出する
ために使用される医療機器である。前記機器はますます
頻繁に使用されて、健康管理のための筋肉の生理学の研
究が行われ、筋肉病理学、特に以前に傷つけられた筋肉
機能を回復するための治療のための研究及び処理に使用
されるデータのリストが獲得される。
面電極により、または筋肉の機能を研究する必要がある
患者の体の筋肉の部分に挿入された深部電極（針電極）
により、筋肉の収縮時の電気的な筋肉の活動を検出する
ために使用される医療機器である。前記機器はますます
頻繁に使用されて、健康管理のための筋肉の生理学の研
究が行われ、筋肉病理学、特に以前に傷つけられた筋肉
機能を回復するための治療のための研究及び処理に使用
されるデータのリストが獲得される。
【０００３】公知技法の筋電計は、例えば、脳波計や心
電計などのような、人体の他の組織の電気的活動を検出
するための既知の試験済みのものと同じ技法を用いてお
り、従って、患者の体に適当に固定された電極に接続さ
れた複数の電気ケーブルから離れた位置にある卓上装置
を含んでいる。心臓及び脳の機能の研究のための満足な
結果を提供しているこの技法は、筋肉の機能の研究に同
じように満足のいく結果をもたらしているわけではな
い。これはいろいろな原因によるが、前述の機能が十分
に静的な条件において得られるのに対して、筋肉の機能
は筋肉が収縮時に、すなわち動的な条件において得られ
ることが実質的な原因である。
電計などのような、人体の他の組織の電気的活動を検出
するための既知の試験済みのものと同じ技法を用いてお
り、従って、患者の体に適当に固定された電極に接続さ
れた複数の電気ケーブルから離れた位置にある卓上装置
を含んでいる。心臓及び脳の機能の研究のための満足な
結果を提供しているこの技法は、筋肉の機能の研究に同
じように満足のいく結果をもたらしているわけではな
い。これはいろいろな原因によるが、前述の機能が十分
に静的な条件において得られるのに対して、筋肉の機能
は筋肉が収縮時に、すなわち動的な条件において得られ
ることが実質的な原因である。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】本発明が目的とすると
ころは、筋電計を広く普及するために好ましい事項を今
日まで妨げているいくつかの深刻な欠点を克服するこ
と、及びそれらに対する研究と認識を含んでいる。
ころは、筋電計を広く普及するために好ましい事項を今
日まで妨げているいくつかの深刻な欠点を克服するこ
と、及びそれらに対する研究と認識を含んでいる。
【０００５】これらの欠点の中で、最初に認識すべき
は、十分に長い電極ケーブルの必要性である。かかるケ
ーブルにより、例えば、歩き回る場合に、特に筋肉を広
げるような患者の動きを可能にする。問題は、実際に
は、必要な長さのケーブルを設ければ済むことではな
く、患者に十分に自由で自然な動きをさせることであ
る。従って、実際のケーブルはボビンに巻きとられ、患
者に達するようにプーリーからほどく必要があり、強い
力が加わる箇所に機械的欠陥が生じ易い。
は、十分に長い電極ケーブルの必要性である。かかるケ
ーブルにより、例えば、歩き回る場合に、特に筋肉を広
げるような患者の動きを可能にする。問題は、実際に
は、必要な長さのケーブルを設ければ済むことではな
く、患者に十分に自由で自然な動きをさせることであ
る。従って、実際のケーブルはボビンに巻きとられ、患
者に達するようにプーリーからほどく必要があり、強い
力が加わる箇所に機械的欠陥が生じ易い。
【０００６】第２の深刻な問題は電気的衝撃に対する患
者の保護に関する。患者は、実際には、筋電計及び電極
を接続するケーブル、すなわち金属導体を介して、電源
に物理的に接続されており、患者の絶縁は、例えば、光
電子装置を介して金属導体に割り込むなどして、電気信
号は伝送するが電流は流さない適当な電子絶縁装置の存
在によってのみ保証される。しかし、かかる絶縁装置は
故障したり損傷を被るおそれがあり、それにより、主電
流と信号を検出し患者に接触する電子回路との間の電流
漏れの危険性が常に存在する。かかる機器の安全測定の
ための法的基準はますます厳しいものになり、従って、
特に偶発的な損傷を生じるおそれが高い本発明が関係す
るような動的な条件において装置が用いられる場合に、
高い構成費用を要する。
者の保護に関する。患者は、実際には、筋電計及び電極
を接続するケーブル、すなわち金属導体を介して、電源
に物理的に接続されており、患者の絶縁は、例えば、光
電子装置を介して金属導体に割り込むなどして、電気信
号は伝送するが電流は流さない適当な電子絶縁装置の存
在によってのみ保証される。しかし、かかる絶縁装置は
故障したり損傷を被るおそれがあり、それにより、主電
流と信号を検出し患者に接触する電子回路との間の電流
漏れの危険性が常に存在する。かかる機器の安全測定の
ための法的基準はますます厳しいものになり、従って、
特に偶発的な損傷を生じるおそれが高い本発明が関係す
るような動的な条件において装置が用いられる場合に、
高い構成費用を要する。
【０００７】第３の欠点は、筋肉レベルでの電気的活動
は非常に微小であり、装置において認識可能にするため
には相当に増幅する必要がある。筋肉の活動に由来する
信号に重なり、次いでそれらを変化させてしまう電気干
渉が、従って、特に問題である。これらの電気的干渉に
は、環境に存在する電界内で、電極を装置に接続する電
気ケーブルを動かすことにより発生される、電極／患者
相互のインピーダンスの相違に起因する干渉が明らかに
含まれる。
は非常に微小であり、装置において認識可能にするため
には相当に増幅する必要がある。筋肉の活動に由来する
信号に重なり、次いでそれらを変化させてしまう電気干
渉が、従って、特に問題である。これらの電気的干渉に
は、環境に存在する電界内で、電極を装置に接続する電
気ケーブルを動かすことにより発生される、電極／患者
相互のインピーダンスの相違に起因する干渉が明らかに
含まれる。
【０００８】本発明の目的は、上述の欠点を全て克服
し、患者を主電気回路から一定にかつ完全に絶縁可能で
あり、患者の広い自由を確保し、さらに、電気信号を伝
送する金属ケーブルにより決定される電気的干渉をなく
すことが可能な筋電計を提供することである。
し、患者を主電気回路から一定にかつ完全に絶縁可能で
あり、患者の広い自由を確保し、さらに、電気信号を伝
送する金属ケーブルにより決定される電気的干渉をなく
すことが可能な筋電計を提供することである。
【０００９】
【課題を解決するための手段】本発明によれば、前記目
的は、以下のようなタイプの筋電計により達成可能であ
る。すなわち、本発明は、電気的な筋肉の活動が肌に取
り付けられた又は患者の筋肉に挿入された電極により検
出される筋電計であって：患者に取り付けられ前記電極
に電気的に接続されて、電極から派生されるアナログ信
号を拾い、そのアナログ信号をディジタル信号に変換し
て、連続する信号形式にフォーマットするための携帯型
装置と；非金属導体からなり、前記連続形式にフォーマ
ットされたディジタル信号を伝送するための伝送手段
と；前記伝送手段に接続されて、前記フォーマットの連
続ディジタル信号を受信して、受信した信号を復号化
し、それらをアナログ信号に変換するための固定装置
と；から成る装置が提供される。本発明の第１の実施例
によれば、前記伝送手段は少なくとも１つの光ファイバ
ケーブルから成る。本発明の第２の実施例によれば、前
記伝送手段は無線通信手段から成る。
的は、以下のようなタイプの筋電計により達成可能であ
る。すなわち、本発明は、電気的な筋肉の活動が肌に取
り付けられた又は患者の筋肉に挿入された電極により検
出される筋電計であって：患者に取り付けられ前記電極
に電気的に接続されて、電極から派生されるアナログ信
号を拾い、そのアナログ信号をディジタル信号に変換し
て、連続する信号形式にフォーマットするための携帯型
装置と；非金属導体からなり、前記連続形式にフォーマ
ットされたディジタル信号を伝送するための伝送手段
と；前記伝送手段に接続されて、前記フォーマットの連
続ディジタル信号を受信して、受信した信号を復号化
し、それらをアナログ信号に変換するための固定装置
と；から成る装置が提供される。本発明の第１の実施例
によれば、前記伝送手段は少なくとも１つの光ファイバ
ケーブルから成る。本発明の第２の実施例によれば、前
記伝送手段は無線通信手段から成る。
【００１０】
【実施例】本発明の筋電計は、非金属導体から成り、連
続ディジタル信号を伝送する伝送手段に相互に接続され
た２つの別個の装置により、電気的筋肉活動の検出の問
題に対して、革新的な方法で対峠する。前記伝送信号は
光学手段か、または無線通信手段から構成される。
続ディジタル信号を伝送する伝送手段に相互に接続され
た２つの別個の装置により、電気的筋肉活動の検出の問
題に対して、革新的な方法で対峠する。前記伝送信号は
光学手段か、または無線通信手段から構成される。
【００１１】軽量で小型の携帯型装置は試験期間中、例
えば、単に患者の衣服のポケットに挿入することによ
り、あるいは、患者が衣服を来ていない場合にはベルト
などのシステムで患者の体に固定することにより、患者
に取り付けられる。検出用電極が電気的に前記装置に接
続されて、その接続表面により、試験される体の部分に
固定される。金属の活動の信号は差分的方法で取得され
るので、各電極は実際には、一対の電極からなり、差分
信号が、ケーブルの運動により規定される電気的干渉を
完全に無視できるようにするために、電極ケーブルの端
部付近に、好ましくは電極対から２０ミリメートル以下
の距離に配置された超小型前置増幅器により前置増幅さ
れる。携帯型装置は、電極から発生された信号を拾い、
それらを濾波して、Ａ／Ｄ変換器に送り、連続形式にフ
ォーマットする。これにより、本発明の金属導体なしの
伝送手段を用いて、ディジタル連続信号を固定式の遠隔
装置に簡便にかつ干渉なしに送ることが可能になる。
えば、単に患者の衣服のポケットに挿入することによ
り、あるいは、患者が衣服を来ていない場合にはベルト
などのシステムで患者の体に固定することにより、患者
に取り付けられる。検出用電極が電気的に前記装置に接
続されて、その接続表面により、試験される体の部分に
固定される。金属の活動の信号は差分的方法で取得され
るので、各電極は実際には、一対の電極からなり、差分
信号が、ケーブルの運動により規定される電気的干渉を
完全に無視できるようにするために、電極ケーブルの端
部付近に、好ましくは電極対から２０ミリメートル以下
の距離に配置された超小型前置増幅器により前置増幅さ
れる。携帯型装置は、電極から発生された信号を拾い、
それらを濾波して、Ａ／Ｄ変換器に送り、連続形式にフ
ォーマットする。これにより、本発明の金属導体なしの
伝送手段を用いて、ディジタル連続信号を固定式の遠隔
装置に簡便にかつ干渉なしに送ることが可能になる。
【００１２】前記固定式の遠隔装置は、前記伝送手段を
介して携帯型装置から受信された連続信号を復号し、そ
の信号をＤ／Ａ再変換し、それらを増幅し、濾波して、
最後にその信号を格納する。各検出チャネルに関する信
号の基本的パラメータはオペレータにより制御可能であ
る。信号がさらにデータプロセッサにより処理される場
合には、アナログ出力の代わりにディジタル出力が発生
される。
介して携帯型装置から受信された連続信号を復号し、そ
の信号をＤ／Ａ再変換し、それらを増幅し、濾波して、
最後にその信号を格納する。各検出チャネルに関する信
号の基本的パラメータはオペレータにより制御可能であ
る。信号がさらにデータプロセッサにより処理される場
合には、アナログ出力の代わりにディジタル出力が発生
される。
【００１３】図１は、筋電計の携帯型装置１を示してお
り、該装置は正面のパネルボードに１０個のコネクタを
備え、コネクタＡ１〜Ａ８は同じ数の検出用電極に接続
するべく正確に設計され、コネクタＬ及びＲはそれぞれ
左及び右足の歩行記録器に接続するべく設計される。足
の動きが歩行記録器のチャネルを介して、それぞれ足の
つま先、土踏まず、かかとに配置された３つの圧電セン
サから発生されるオン／オフ信号を読み出すことにより
記録される。各歩行記録器のチャネルは従って実際には
３つの独立のサブチャネルから構成される。
り、該装置は正面のパネルボードに１０個のコネクタを
備え、コネクタＡ１〜Ａ８は同じ数の検出用電極に接続
するべく正確に設計され、コネクタＬ及びＲはそれぞれ
左及び右足の歩行記録器に接続するべく設計される。足
の動きが歩行記録器のチャネルを介して、それぞれ足の
つま先、土踏まず、かかとに配置された３つの圧電セン
サから発生されるオン／オフ信号を読み出すことにより
記録される。各歩行記録器のチャネルは従って実際には
３つの独立のサブチャネルから構成される。
【００１４】携帯型装置１は、スイッチ２により操作さ
れて、作業条件が警告灯３により報告される。装置１を
動かすために必要な電力は装置の内部に収納された９Ｖ
アルカリ電池により供給される。２つの中空で外側にネ
ジが刻まれたコネクタ４及び５が固定装置への接続のた
めに設けられ、そのコネクタの中に光ファイバケーブル
ＲＸ及びＴＸが挿入されて、リングナット４ｇ及び５ｇ
により所定の位置に固定される。当然に、コネクタ４及
び５は、使用される光ファイバに応じて、上述のものと
は異なるものとすることができる。例えば、多くの用途
ではファストプラグインコネクタが好ましい。
れて、作業条件が警告灯３により報告される。装置１を
動かすために必要な電力は装置の内部に収納された９Ｖ
アルカリ電池により供給される。２つの中空で外側にネ
ジが刻まれたコネクタ４及び５が固定装置への接続のた
めに設けられ、そのコネクタの中に光ファイバケーブル
ＲＸ及びＴＸが挿入されて、リングナット４ｇ及び５ｇ
により所定の位置に固定される。当然に、コネクタ４及
び５は、使用される光ファイバに応じて、上述のものと
は異なるものとすることができる。例えば、多くの用途
ではファストプラグインコネクタが好ましい。
【００１５】図２のブロック図は、携帯型装置の回路を
示している。検出用電極から発生された電気信号が、コ
ネクタＡ１〜Ａ８を介して同じ数の対応する同一ブロッ
クＢ１〜Ｂ８に送られる。なお、ブロックＢ１のみが説
明を簡単にするために詳細に示されている。コネクタＡ
１に接続された電極の前置増幅器から発生された信号は
こうして、Ｂ／Ａで全て増幅されて、１００ｄＢを越え
る共通モード禁止率（ＣＭＲＲ：common mode refectio
n ratio）を実現する。この段の差分利得は接続される
電極のタイプに依存しており、前記電極の又は同じ段Ｂ
／Ａのプリント回路のコネクタに設けられる好適なジャ
ンパを動かすことにより変えることができる。
示している。検出用電極から発生された電気信号が、コ
ネクタＡ１〜Ａ８を介して同じ数の対応する同一ブロッ
クＢ１〜Ｂ８に送られる。なお、ブロックＢ１のみが説
明を簡単にするために詳細に示されている。コネクタＡ
１に接続された電極の前置増幅器から発生された信号は
こうして、Ｂ／Ａで全て増幅されて、１００ｄＢを越え
る共通モード禁止率（ＣＭＲＲ：common mode refectio
n ratio）を実現する。この段の差分利得は接続される
電極のタイプに依存しており、前記電極の又は同じ段Ｂ
／Ａのプリント回路のコネクタに設けられる好適なジャ
ンパを動かすことにより変えることができる。
【００１６】電極は、５mV ppの入力ダイナミクスを有
する標準タイプ（Ｇ＝１００）であるか、５０mV ppの
ダイナミクスの反射率（Ｇ＝１０）のものである。本発
明に基づく筋電計の電極の１つは、一対の検出用電極に
加えて、全ての増幅器基準電圧を印加するための第３の
接地電極を備えている。
する標準タイプ（Ｇ＝１００）であるか、５０mV ppの
ダイナミクスの反射率（Ｇ＝１０）のものである。本発
明に基づく筋電計の電極の１つは、一対の検出用電極に
加えて、全ての増幅器基準電圧を印加するための第３の
接地電極を備えている。
【００１７】このようにして増幅された信号は、（−３
ｄＢで）８００Ｈｚの遮断周波数及び９ｄＢ／オクター
ブの減衰傾斜を備えた偽信号化防止フィルタびＢ／Ｆを
通過する。線形の同相応答を確保するために、前記フィ
ルタは、後述の厳密な時間オーバーサンプリング技法を
実現する。増幅及び電圧制限段Ｂ／Ｌが最後に信号をＡ
／Ｄ変換器６に送り、そこで信号をディジタル形式に変
換すると共に、２００マイクロ秒で１０ビットの信号列
にフォーマットする。連続化されたディジタル信号が最
後に変換器６から信号を受信する送信装置７を介して光
ファイバＴＸ上に送信される。光伝送は非標準プロトコ
ルの非同期形式のものである。
ｄＢで）８００Ｈｚの遮断周波数及び９ｄＢ／オクター
ブの減衰傾斜を備えた偽信号化防止フィルタびＢ／Ｆを
通過する。線形の同相応答を確保するために、前記フィ
ルタは、後述の厳密な時間オーバーサンプリング技法を
実現する。増幅及び電圧制限段Ｂ／Ｌが最後に信号をＡ
／Ｄ変換器６に送り、そこで信号をディジタル形式に変
換すると共に、２００マイクロ秒で１０ビットの信号列
にフォーマットする。連続化されたディジタル信号が最
後に変換器６から信号を受信する送信装置７を介して光
ファイバＴＸ上に送信される。光伝送は非標準プロトコ
ルの非同期形式のものである。
【００１８】携帯用装置１は、前述のように、患者の各
足の３カ所の好適なポイントに」固定された６つの圧電
センサから送られてくる歩行検出信号を受信するコネク
タＬ及びＲを含んでいる。前記圧電センサから送られる
信号は、最初に入力整合段Ｂ／Ｉに送られて、そこでセ
ンサの機械的反発をクリアされて、Ｄ／Ａ変換器Ｂ／Ｃ
に送られて、圧電センサの状態に応じた可変振幅の電圧
を発生する。これらのアナログ電圧がＡ／Ｄ変換器６に
送られて、筋電計信号と同様に、それらの信号のために
確保される単一チャネル上で送信される。従って、ここ
で説明される筋電計は９つのチャネルを有する。
足の３カ所の好適なポイントに」固定された６つの圧電
センサから送られてくる歩行検出信号を受信するコネク
タＬ及びＲを含んでいる。前記圧電センサから送られる
信号は、最初に入力整合段Ｂ／Ｉに送られて、そこでセ
ンサの機械的反発をクリアされて、Ｄ／Ａ変換器Ｂ／Ｃ
に送られて、圧電センサの状態に応じた可変振幅の電圧
を発生する。これらのアナログ電圧がＡ／Ｄ変換器６に
送られて、筋電計信号と同様に、それらの信号のために
確保される単一チャネル上で送信される。従って、ここ
で説明される筋電計は９つのチャネルを有する。
【００１９】携帯型装置１は、最後に、第２の光ファイ
バケーブルＲＸに接続された受信装置８からなり、それ
を介して、固定装置から直接に、電源ブロック９の動作
を制御することが可能になる。実際にはこれは、光ファ
イバケーブルＲＸを介して固定装置から送られた適当な
信号の結果として、実際に使用されていない場合には、
携帯型装置１のスタンバイ条件が実現されて、これによ
り、バッテリー１０の使用年数及び前記装置１の動作の
自律性（電力節約機能）を強化する。電源ブロック９
は、異なる回路を動かすために必要な電力を発生し、そ
れらの安定のために、バッテリー１０から受信した電気
エネルギーを用いる。
バケーブルＲＸに接続された受信装置８からなり、それ
を介して、固定装置から直接に、電源ブロック９の動作
を制御することが可能になる。実際にはこれは、光ファ
イバケーブルＲＸを介して固定装置から送られた適当な
信号の結果として、実際に使用されていない場合には、
携帯型装置１のスタンバイ条件が実現されて、これによ
り、バッテリー１０の使用年数及び前記装置１の動作の
自律性（電力節約機能）を強化する。電源ブロック９
は、異なる回路を動かすために必要な電力を発生し、そ
れらの安定のために、バッテリー１０から受信した電気
エネルギーを用いる。
【００２０】上述のように、偽信号化防止フィルタＢ／
Ｆは、線形の同相応答を得るために、別個のタイムオー
バーサンプリング技法に基づいて動作する。これについ
て、図３〜図７を参照して説明する。前記フィルタは、
別個の時間フィルタとして言及される。すなわち、この
フィルタは、すでに見たように、アナログ信号から得ら
れた別個の一連の測定値で動作する。偽信号化フィルタ
Ｂ／Ｆの１つの回路が図３に示されているが、そこで
は、どのように、入力信号が最初に低域フィルタ１１で
最初に濾波されて、それから運動平均フィルタ１２にお
いて、感知回路１３により感知されるかが示されてい
る。フィルタ１１は一次ＲＣフィルタであり、ＦＳ／２
より高い周波数を有する全ての信号成分を遮断する。こ
こでＦＳは第１のサンプリング（又はフィルタ１２の上
流で行われるオーバーサンプリング）周波数であり、図
示の例では４００００Ｈｚであり、５０００Ｈｚである
実際のサンプリング周波数ＦＣ（フィルタ１２の下流に
おけるもの）の８倍に等しい。換言すれば、信号はＦＳ
周波数でサンプリングされて、各８つのサンプルがとら
れて、運動平均濾波動作がフィルタ１２で実行されて、
サンプリング周波数ＦＣで印加される信号サンプルを提
供する。フィルタ１２の回路を図４に、そのタイミング
周期を図５に示す。周期は、大地に回路を接続するＶ2
のゼロ設定を決定するスイッチＩ3の閉止により時間１
で開始する。同じ時間１において、スイッチＩ1が閉止
して、Ｖ1が値（Ｖin(1)＋Ｖ2）／２＝Ｖin(1)／２に等
しくなる。これは、分割器Ｒ1、Ｒ2が存在するためであ
り、これにより入力電圧の半分の値が増幅器Ｔ1に印加
される。時間２において、スイッチＩ2が閉止し、入力
電圧の値を２倍にする増幅器Ｔ2の存在のために、Ｖ2が
２×Ｖ1に等しくなる。すなわち、Ｖ2＝Ｖin(1)とな
る。時間３において、Ｉ1の閉止により、Ｖ1＝（Ｖin
(3)＋Ｖ2）／２、すなわち、Ｖ1＝（Ｖin(3)＋Ｖin
(1)）／２になる。時間４において、スイッチＩ2の閉止
により、Ｖ2＝Ｖin(3)＋Ｖin(1)になる。換言すれば、
Ｖ2は時間１及び３における入力電圧値の合計を示す。
この周期は、スイッチＩ1及びＩ2が交互に閉止されて、
図５に示すように、１６の連続時間の間同じように継続
されて、周期の終わりに、すなわち時間１６において、
Ｖ2＝Ｖin(15)＋Ｖin(13)＋…Ｖin(1)が獲得される。同
じ時間１６において、スイッチＩ4が閉止し、電圧Ｖ2が
出力に送られる。引き続いて、新しい周期が開始され
て、Ｉ3のスイッチが閉止されてＶ2のゼロ設定が行われ
る。
Ｆは、線形の同相応答を得るために、別個のタイムオー
バーサンプリング技法に基づいて動作する。これについ
て、図３〜図７を参照して説明する。前記フィルタは、
別個の時間フィルタとして言及される。すなわち、この
フィルタは、すでに見たように、アナログ信号から得ら
れた別個の一連の測定値で動作する。偽信号化フィルタ
Ｂ／Ｆの１つの回路が図３に示されているが、そこで
は、どのように、入力信号が最初に低域フィルタ１１で
最初に濾波されて、それから運動平均フィルタ１２にお
いて、感知回路１３により感知されるかが示されてい
る。フィルタ１１は一次ＲＣフィルタであり、ＦＳ／２
より高い周波数を有する全ての信号成分を遮断する。こ
こでＦＳは第１のサンプリング（又はフィルタ１２の上
流で行われるオーバーサンプリング）周波数であり、図
示の例では４００００Ｈｚであり、５０００Ｈｚである
実際のサンプリング周波数ＦＣ（フィルタ１２の下流に
おけるもの）の８倍に等しい。換言すれば、信号はＦＳ
周波数でサンプリングされて、各８つのサンプルがとら
れて、運動平均濾波動作がフィルタ１２で実行されて、
サンプリング周波数ＦＣで印加される信号サンプルを提
供する。フィルタ１２の回路を図４に、そのタイミング
周期を図５に示す。周期は、大地に回路を接続するＶ2
のゼロ設定を決定するスイッチＩ3の閉止により時間１
で開始する。同じ時間１において、スイッチＩ1が閉止
して、Ｖ1が値（Ｖin(1)＋Ｖ2）／２＝Ｖin(1)／２に等
しくなる。これは、分割器Ｒ1、Ｒ2が存在するためであ
り、これにより入力電圧の半分の値が増幅器Ｔ1に印加
される。時間２において、スイッチＩ2が閉止し、入力
電圧の値を２倍にする増幅器Ｔ2の存在のために、Ｖ2が
２×Ｖ1に等しくなる。すなわち、Ｖ2＝Ｖin(1)とな
る。時間３において、Ｉ1の閉止により、Ｖ1＝（Ｖin
(3)＋Ｖ2）／２、すなわち、Ｖ1＝（Ｖin(3)＋Ｖin
(1)）／２になる。時間４において、スイッチＩ2の閉止
により、Ｖ2＝Ｖin(3)＋Ｖin(1)になる。換言すれば、
Ｖ2は時間１及び３における入力電圧値の合計を示す。
この周期は、スイッチＩ1及びＩ2が交互に閉止されて、
図５に示すように、１６の連続時間の間同じように継続
されて、周期の終わりに、すなわち時間１６において、
Ｖ2＝Ｖin(15)＋Ｖin(13)＋…Ｖin(1)が獲得される。同
じ時間１６において、スイッチＩ4が閉止し、電圧Ｖ2が
出力に送られる。引き続いて、新しい周期が開始され
て、Ｉ3のスイッチが閉止されてＶ2のゼロ設定が行われ
る。
【００２１】運動平均フィルタ１２のスペクトル応答は
次式で表されて、時間及び周波数のそれぞれについて、
図６及び図７に示されている。
次式で表されて、時間及び周波数のそれぞれについて、
図６及び図７に示されている。
【００２２】
【数１】
【００２３】図６において、Ｔはオーバーサンプリング
間隔を表し、Ｔ＝１／ＦＳである。図７は、フィルタ１
２の応答と共に、低域フィルタ１１の応答も示してい
る。別個の時間フィルタＢ／Ｆの全体の応答は図７に示
された２つの関数の積により示される。
間隔を表し、Ｔ＝１／ＦＳである。図７は、フィルタ１
２の応答と共に、低域フィルタ１１の応答も示してい
る。別個の時間フィルタＢ／Ｆの全体の応答は図７に示
された２つの関数の積により示される。
【００２４】上述の携帯型装置１は非常に限られた寸法
及び重量で作成されて、図示の実施例では、１５×９×
３センチメートルの容器に収納可能であり、約４００グ
ラムの重量を有している。前記装置はこのようにして、
非常に簡便にまた動きを妨げることなく患者に取り付け
ることが可能である。
及び重量で作成されて、図示の実施例では、１５×９×
３センチメートルの容器に収納可能であり、約４００グ
ラムの重量を有している。前記装置はこのようにして、
非常に簡便にまた動きを妨げることなく患者に取り付け
ることが可能である。
【００２５】本発明に基づく筋電計の固定装置は好まし
くはモジュールカードの４８．２６センチメートル（１
９インチ）の枠内に取り付けられて、２０カードヨーロ
ッパフォーマット（１００×１６０センチメートル）を
受容する。この装置のブロック図が図８に示されてい
る。
くはモジュールカードの４８．２６センチメートル（１
９インチ）の枠内に取り付けられて、２０カードヨーロ
ッパフォーマット（１００×１６０センチメートル）を
受容する。この装置のブロック図が図８に示されてい
る。
【００２６】携帯型装置１により処理されて光ファイバ
ケーブルＴＸにより伝送された信号は、受信伝送ブロッ
クＮにおいて受信される。ブロックＮはケーブルＴＸか
らの光学信号を電気信号に再変換する機能と、ケーブル
ＲＸを介して携帯型装置１の受信装置８に送信されたス
タンバイ光学信号を発生させる機能の２つの機能を有し
ている。ブロックＮから送られたディジタル電気信号
が、単一の相互接続ブロックＴを介して、直列形式でブ
ロックＮから送られたデータを受信する復号及びＤ／Ａ
変換ブロックＯに送られる。各データのディジタルスト
リングＨ８つのアナログチャネルのサンプリング値と、
歩行記録情報と、バッテリー負荷状態及びいくつかの同
期パルスを含んでいる。ブロックＯはこれらの同期パル
スを検出して、それらを用いてチャネルと歩行記録の分
割を実行すると共に１０ビットＤ／Ａ変換を行う。８つ
の筋電器チャネルに相当する信号は全てＯcにおいて、
チャネルフィルタブロックＰ１〜Ｐ８の各々に対して、
同じ相互接続ブロックＴを介して送られて、後述するよ
うに、選択的に濾波される。６つの圧電センサの状態に
関する歩行記録情報は直接固定装置の後方パネルボード
Ｓにディジタル形式（出力Ｏbd）及びアナログ形式（出
力Ｏba）の両方の形式で送られる。
ケーブルＴＸにより伝送された信号は、受信伝送ブロッ
クＮにおいて受信される。ブロックＮはケーブルＴＸか
らの光学信号を電気信号に再変換する機能と、ケーブル
ＲＸを介して携帯型装置１の受信装置８に送信されたス
タンバイ光学信号を発生させる機能の２つの機能を有し
ている。ブロックＮから送られたディジタル電気信号
が、単一の相互接続ブロックＴを介して、直列形式でブ
ロックＮから送られたデータを受信する復号及びＤ／Ａ
変換ブロックＯに送られる。各データのディジタルスト
リングＨ８つのアナログチャネルのサンプリング値と、
歩行記録情報と、バッテリー負荷状態及びいくつかの同
期パルスを含んでいる。ブロックＯはこれらの同期パル
スを検出して、それらを用いてチャネルと歩行記録の分
割を実行すると共に１０ビットＤ／Ａ変換を行う。８つ
の筋電器チャネルに相当する信号は全てＯcにおいて、
チャネルフィルタブロックＰ１〜Ｐ８の各々に対して、
同じ相互接続ブロックＴを介して送られて、後述するよ
うに、選択的に濾波される。６つの圧電センサの状態に
関する歩行記録情報は直接固定装置の後方パネルボード
Ｓにディジタル形式（出力Ｏbd）及びアナログ形式（出
力Ｏba）の両方の形式で送られる。
【００２７】各フィルタブロックＰ１〜Ｐ８は１つの筋
電計の信号のみを濾波可能であり、それらは、固定装置
の前方パネルボードに取り付けられた制御装置によりオ
ペレータが独立にプログラムする方法により行われる。
一旦濾波動作が実行されると前記信号が相互接続ブロッ
クＴを介して出力ブロックＱに送られて、同時に本発明
に基づく筋電計の固定装置の前方パネルボードに取り付
けられたＢＮＣタイプのコネクタＱ１〜Ｑ８を介して読
み出しが行われる。
電計の信号のみを濾波可能であり、それらは、固定装置
の前方パネルボードに取り付けられた制御装置によりオ
ペレータが独立にプログラムする方法により行われる。
一旦濾波動作が実行されると前記信号が相互接続ブロッ
クＴを介して出力ブロックＱに送られて、同時に本発明
に基づく筋電計の固定装置の前方パネルボードに取り付
けられたＢＮＣタイプのコネクタＱ１〜Ｑ８を介して読
み出しが行われる。
【００２８】上述のアナログ出力に加えて、ディジタル
出力がブロックＯにおいて復号化されたがＤ／Ａ変換は
されていない信号に関して提供され、この出力は「Ｄ」
タイプの３７ポール雌カップコネクタにより固定装置の
後方パネルボードＳで有効化される。この出力により、
検出された筋電計信号の、電子プロセッサにより直接処
理が可能になる。
出力がブロックＯにおいて復号化されたがＤ／Ａ変換は
されていない信号に関して提供され、この出力は「Ｄ」
タイプの３７ポール雌カップコネクタにより固定装置の
後方パネルボードＳで有効化される。この出力により、
検出された筋電計信号の、電子プロセッサにより直接処
理が可能になる。
【００２９】ブロックＴの相互接続回路は、フレーム内
の信号ブロックの位置が全体として自由になるように研
究される。こうして装置は、所望の場合には、少ない数
のブロックＰで作動可能である。しかしながら、ブロッ
クＰの動作に必要なクロック機能はブロックＰ１（出力
Ｐ１c）に含まれるので、少なくともブロックＰ１は常
時フレームに挿入される必要がある。
の信号ブロックの位置が全体として自由になるように研
究される。こうして装置は、所望の場合には、少ない数
のブロックＰで作動可能である。しかしながら、ブロッ
クＰの動作に必要なクロック機能はブロックＰ１（出力
Ｐ１c）に含まれるので、少なくともブロックＰ１は常
時フレームに挿入される必要がある。
【００３０】固定装置は、前記装置に電力を供給して、
単一のブロックの動作に必要な安定した電圧を発生し、
前記装置によりデータを獲得する時間周期の終わりで携
帯型装置１のスタンバイ機能を開始するための電源及び
スイッチブロックＲにより完成する。前記時間周期はオ
ペレータが自由にプリセット可能であり、また、装置の
前方部分に設けられた適当な制御装置を介して、手動に
より開始させ、及び手動により終了させることが可能で
ある。
単一のブロックの動作に必要な安定した電圧を発生し、
前記装置によりデータを獲得する時間周期の終わりで携
帯型装置１のスタンバイ機能を開始するための電源及び
スイッチブロックＲにより完成する。前記時間周期はオ
ペレータが自由にプリセット可能であり、また、装置の
前方部分に設けられた適当な制御装置を介して、手動に
より開始させ、及び手動により終了させることが可能で
ある。
【００３１】ブロックＮの回路図がさらに詳細に図９に
示されている。携帯型装置１がスイッチ２により動作さ
れると、前述のように、２つの異なる動作状態におい
て、データの獲得及びスタンバイが行われ、バッテリー
１０の消費が最適化されて、自律性が強化される。一方
の状態から他方の状態への変化は、押しボタン１５によ
り設定されるかまたは入力１６に送られる遠隔信号によ
りフリップフロップ回路１４により制御される。データ
獲得の状態は警告灯１７の点灯により視覚的に表示され
る。
示されている。携帯型装置１がスイッチ２により動作さ
れると、前述のように、２つの異なる動作状態におい
て、データの獲得及びスタンバイが行われ、バッテリー
１０の消費が最適化されて、自律性が強化される。一方
の状態から他方の状態への変化は、押しボタン１５によ
り設定されるかまたは入力１６に送られる遠隔信号によ
りフリップフロップ回路１４により制御される。データ
獲得の状態は警告灯１７の点灯により視覚的に表示され
る。
【００３２】フリップフロップ１４は、患者のデータ獲
得動作の終わりに、タイミング回路１８によりリセット
され、時間プリセットの終わりに選択器１９によりまた
は入力２０に送られる遠隔信号によりリセットされる。
その位置の１つにおいて、選択器１９がデータ獲得時間
の手動制御機能を起動させ、警告灯２１を点灯させるこ
とによりその状態を表示する。この位置において、押し
ボタン１５が双安定モードを選択枝、フリップフロップ
１４が設定されて対で同じボタンを１５を押すことによ
りリセットされる。
得動作の終わりに、タイミング回路１８によりリセット
され、時間プリセットの終わりに選択器１９によりまた
は入力２０に送られる遠隔信号によりリセットされる。
その位置の１つにおいて、選択器１９がデータ獲得時間
の手動制御機能を起動させ、警告灯２１を点灯させるこ
とによりその状態を表示する。この位置において、押し
ボタン１５が双安定モードを選択枝、フリップフロップ
１４が設定されて対で同じボタンを１５を押すことによ
りリセットされる。
【００３３】ブロックＮは明らかに、光ファイバケーブ
ルＴＸにより伝送される光学信号を受信し、それらを出
力２４に送られるディジタル電子信号に変換するための
受信装置２２と、光学ケーブルＲＸに接続されて、フリ
ップフロップ１４から送られる電気信号の光学信号への
変換を行うための伝送装置２３とを含んでいる。こらら
の最終的信号は外部装置の同期のために出力２５におい
て使用される。
ルＴＸにより伝送される光学信号を受信し、それらを出
力２４に送られるディジタル電子信号に変換するための
受信装置２２と、光学ケーブルＲＸに接続されて、フリ
ップフロップ１４から送られる電気信号の光学信号への
変換を行うための伝送装置２３とを含んでいる。こらら
の最終的信号は外部装置の同期のために出力２５におい
て使用される。
【００３４】図１０はフィルタブロックＰ１〜Ｐ８のう
ちの１つの回路図を詳細に示したものである。既に示し
たように、全ての８つの筋電計チャネルからの信号は全
てのブロックＰで、８つの入力Ｐｔの１つに関して１つ
がのみがジャンパ２６によりブロックＰの回路に接続さ
れるようにされて、有効にされる。こうして、対応する
位置にジャンパ２６を単に挿入することにより濾波可能
なチャネルを各ブロックに割当てることが可能になり、
これにより、例えば、同じチャネルが１以上のブロック
において異なる方法で濾波可能になる。
ちの１つの回路図を詳細に示したものである。既に示し
たように、全ての８つの筋電計チャネルからの信号は全
てのブロックＰで、８つの入力Ｐｔの１つに関して１つ
がのみがジャンパ２６によりブロックＰの回路に接続さ
れるようにされて、有効にされる。こうして、対応する
位置にジャンパ２６を単に挿入することにより濾波可能
なチャネルを各ブロックに割当てることが可能になり、
これにより、例えば、同じチャネルが１以上のブロック
において異なる方法で濾波可能になる。
【００３５】濾波用に予設定される筋電計信号が、最初
に、１／５／１０Ｈｚで選択可能な高域フィルタ２７に
送られる、次いで、１／２／５／１０で選択可能な利得
を有する増幅段２８に送られる。オン／オフ装置２９は
ノッチフィルタ３０の機能を可能化又は不能化して、主
電源からの干渉を禁止するために５０Ｈｚ又は６０Ｈｚ
に中心がくるようにする。信号はそれから、６００／４
００／２００Ｈｚ又は高周波で濾波されない信号を臨む
場合には全不能、の間で選択可能な低域フィルタ３１を
通過する。出力選択器３２は、直接出力３２ａ、調整出
力３２ｂ及び３つの異なる時間定数を有する調整及び積
分出力３２ｃの間で選択が行われる。このように処理さ
れる信号は最終的には、同様にジャンパ３３により入力
ＰＥにおいて選択可能な８つの出力ＰＵに送られて処理
される。
に、１／５／１０Ｈｚで選択可能な高域フィルタ２７に
送られる、次いで、１／２／５／１０で選択可能な利得
を有する増幅段２８に送られる。オン／オフ装置２９は
ノッチフィルタ３０の機能を可能化又は不能化して、主
電源からの干渉を禁止するために５０Ｈｚ又は６０Ｈｚ
に中心がくるようにする。信号はそれから、６００／４
００／２００Ｈｚ又は高周波で濾波されない信号を臨む
場合には全不能、の間で選択可能な低域フィルタ３１を
通過する。出力選択器３２は、直接出力３２ａ、調整出
力３２ｂ及び３つの異なる時間定数を有する調整及び積
分出力３２ｃの間で選択が行われる。このように処理さ
れる信号は最終的には、同様にジャンパ３３により入力
ＰＥにおいて選択可能な８つの出力ＰＵに送られて処理
される。
【００３６】ブロックＰの１つ、より正確にはブロック
Ｐ１は、フィルタの動作に必要なクロック発信器回路３
４を備えている。前記ブロックは、前述のように、常に
装置内に存在している必要がある。
Ｐ１は、フィルタの動作に必要なクロック発信器回路３
４を備えている。前記ブロックは、前述のように、常に
装置内に存在している必要がある。
【００３７】本発明に基づく筋電計の第２の実施例にお
いては、伝送手段は携帯用装置と固定装置の間で、前述
のように無線通信手段を用いてディジタルデータを伝送
するようになっている。
いては、伝送手段は携帯用装置と固定装置の間で、前述
のように無線通信手段を用いてディジタルデータを伝送
するようになっている。
【００３８】特に、携帯用装置の送受信装置７及び８、
並びに固定装置のブロックＮの送受信装置２２及び２３
は、等価の無線送受信装置と交換可能であり、該装置の
構造についてはすでに知られており、ここでは詳細に述
べない。明らかに、装置の残りの部分については上述の
ものと同様である。
並びに固定装置のブロックＮの送受信装置２２及び２３
は、等価の無線送受信装置と交換可能であり、該装置の
構造についてはすでに知られており、ここでは詳細に述
べない。明らかに、装置の残りの部分については上述の
ものと同様である。
【００３９】
【発明の効果】以上のように本発明によれば、患者を主
電気回路から一定にかつ完全に絶縁可能であり、患者の
広い自由を確保し、さらに、電気信号を伝送する金属ケ
ーブルにより決定される電気的干渉をなくすことが可能
な筋電計が提供される。
電気回路から一定にかつ完全に絶縁可能であり、患者の
広い自由を確保し、さらに、電気信号を伝送する金属ケ
ーブルにより決定される電気的干渉をなくすことが可能
な筋電計が提供される。
【図１】本発明に基づく筋電計の携帯型装置の見取図で
ある。
ある。
【図２】図１の携帯型装置の回路図である。
【図３】携帯型装置のチャネル偽信号化防止フィルタの
回路図である。
回路図である。
【図４】図３に示す可動平均フィルタの回路図である。
【図５】図４の可動平均フィルタのタイミング図であ
る。
る。
【図６】偽信号化防止フィルタと時間とのスペクトル応
答を示す図である。
答を示す図である。
【図７】偽信号化防止フィルタと周波数とのスペクトル
応答を示す図である。
応答を示す図である。
【図８】本発明に基づく筋電計の固定装置の回路図であ
る。
る。
【図９】固定装置の送受信カードＮの回路図である。
【図１０】固定装置のチャネルアナログフィルタＰ１〜
Ｐ８の１つの回路図である。
Ｐ８の１つの回路図である。
１ 携帯型装置 ２ スイッチ ３ 警告灯 ４ コネクタ ５ コネクタ Ａ１〜Ａ８ コネクタ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/04 A61B 5/0488 A61B 5/0492
Claims (13)
- 【請求項１】肌に取り付けられる又は患者の筋肉に挿入
される電極により電気的な金属の活動を検出するための
筋電計であって： 患者に取り付けられ前記筋電計に電気的に接続されて、
電極から発生されるアナログ信号を拾い上げ、それらを
ディジタル信号に変換し、さらに連続的に信号をフォー
マットするための携帯用装置と； 金属導体を含まず、前記連続形式にフォーマットされた
前記ディジタル信号を伝送するための伝送手段と； 前記伝送手段に接続されて、前記フォーマットされた連
続ディジタル信号を受信して、それらをアナログ信号に
復号及び変換するための固定装置と； から成り、及び、 各電極からの前記携帯用装置のアナログ入力信号がＡ／
Ｄ変換される前に偽信号発生防止フィルタにより濾波さ
れる ことを特徴とする筋電計。 - 【請求項２】前記偽信号発生防止フィルタが（−３ｄ
Ｂ）で８００Ｈｚの遮断周波数と、９ｄＢ／オクターブ
の減衰傾斜を有していることを特徴とする、請求項１に
記載の筋電計。 - 【請求項３】前記偽信号発生防止フィルタが、直列に接
続された、第１の低域フィルタと第２の運動平均フィル
タを備えていて、サンプリング周波数の信号サンプルを
供給し、前記サンプルが、前記サンプリング周波数より
も高いオーバーサンプリング周波数で拾われた信号サン
プルの平均であることを特徴とする、請求項１に記載の
筋電計。 - 【請求項４】前記第１の低域フィルタは、オーバーサン
プリング周波数の半分の周波数を有する信号成分を全て
遮断する第１次のＲＣフィルタであることを特徴とす
る、請求項３に記載の筋電計。 - 【請求項５】オーバーサンプリング周波数がサンプリン
グ周波数の８倍に等しいことを特徴とする、請求項３に
記載の筋電計。 - 【請求項６】サンプリング周波数が５０００Ｈｚに等し
いことを特徴とする、請求項３に記載の筋電計。 - 【請求項７】前記固定装置が、さらに、各電極の信号ご
とに、アナログ信号への変換の後に信号を濾波するため
のフィルタ装置からなることを特徴とする、請求項１に
記載の筋電計。 - 【請求項８】前記フィルタ装置の各々が直列接続された
高域フィルタ、ノッチフィルタ及び低域フィルタから成
ることを特徴とする、請求項７に記載の筋電計。 - 【請求項９】前記フィルタ装置の１つがクロック発信器
回路であることを特徴とする、請求項７に記載の筋電
計。 - 【請求項１０】前記フィルタ装置の各々からの出力信号
が調整されるか、又は調整されて積分されることを特徴
とする請求項７に記載の筋電計。 - 【請求項１１】前記伝送手段が少なくとも１つの光ケー
ブルからなることを特徴とする、請求項１に記載の筋電
計。 - 【請求項１２】前記伝送手段が無線通信手段からなるこ
とを特徴とする、請求項１に記載の筋電計。 - 【請求項１３】前記電極の各々が差分電極であり、その
信号が前記電極から２０mmを越えない距離に配置された
超小型前置増幅器により増幅されることを特徴とする、
請求項１に記載の筋電計。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| IT22566A/90 | 1990-12-28 | ||
| IT02256690A IT1246752B (it) | 1990-12-28 | 1990-12-28 | Elettromiografo a trasmissione ottica dei dati. |
Publications (2)
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