JP4582510B2 - バイオポテンシャル信号を増強及び分離するシステム並びに方法 - Google Patents

Description

発明の背景
麻酔剤、鎮静剤及び麻痺剤は、外科手術中の患者、手術後の患者、あるいは治療中の患者の催眠、無痛覚及び筋肉弛緩レベルの制御を目的として医者によって頻繁に利用されている。患者に対するこれら薬剤の効果のモニターは、望む効果を達成させたり、あるいは不都合な状況を予測するための効果的な薬剤投与量の決定に有効である。例えば、患者の脳に対する麻酔の効果を測定する目的でのＥＥＧモニターは、望む程度の麻酔効果を発揮させる投与量を確認し、投与量不足を起因とするイントラオペラティブ知覚症状（intraoperative awareness）あるいは投与量過剰を起因とする血液動態デプレッション症状（hemodynamic depression）を防止させるのに有効である。加えて、イントラオペラティブＥＥＧモニターの使用（例えば、Bispectral Indexにより定量化：これは本願発明の出願人であるアスペクト メディカル システムズ インク社が販売するモニター装置によって創出される指標である）は麻酔の利用を改善させ、患者の回復速度や回復内容を改善させることが証明されている。麻酔の効果を測定して分析する（測定されたバイオポテンシャル（biopotential）の変動で測定）方法の改善は患者ケアーと資源の有効利用を向上促進させる機会を提供するであろう。
脳波（electroencephalogram:ＥＥＧ）、筋電波（electromyogram:ＥＭＧ）あるいは動眼波（electrooculogram:ＥＯＧ）のごとき高性能バイオポテンシャル（high fidelity biopotential）の取得は多くの診断試験や患者モニターに欠かせないことが多い。バイオポテンシャルの自動分析精度は取得データの信号の質と強く結びついている。さらに、バイオポテンシャルから情報を引き出すアルゴリズムの開発はノイズによって妨害されない信号特性の範囲に拘束される。より高品質の信号を取得することで、信号の追加的で、さらに繊微な特徴が分析可能になる。
ＥＥＧ、ＥＭＧ及びＥＯＧは患者の麻酔（及び他の要素）の効果に関して実用的で補足的な情報を提供する。表面電極を使用して測定された自然発生的（spontaneous）ＥＥＧは電極近辺の脳の中枢（皮質性）活動（cortical activity）を反映する。中枢活動は中枢細胞機能の変動（代謝的要求（metabolic needs）、酸素圧低下（hypoxia）、冷房あるいは薬物の変化による変動）または皮質（cortex）と通信する皮質下部構造（subcortical structure）の機能の変動（例えば、睡眠活動を組織する網状活動システム（reticular activation system）による変動）によって変調される可能性がある。一般的に、無意識状態とさせるために麻酔の深さが増加すると、ＥＥＧパワーは増加し、ＥＥＧバンド幅は減少する。従って、ＥＥＧは脳の麻酔の効果の直接的な測定を提供する。例えば、ＥＥＧ（バイスペクトラルインデックス（Bispectral Index）により定量化）はボランティア（volunteer）の沈静と記憶レベルに相関する。
同様に、基礎筋肉緊張力（basal muscle tone）は脳や筋肉付近の要素によって変調される。無意識状態は弛緩状態を誘引し、筋肉の神経刺激の低下とＥＭＧパワーの低下で表される。（経皮電気刺激に対する筋肉反応は薬理学的麻痺程度の評価に頻繁に利用され、低ＥＭＧパワーが無意識あるいは麻痺の結果であるか否かの判定に使用される。）一方、手術中の患者の身体の動きや顔の表情は頭部のＥＭＧのバースト状態（burst:ＥＭＧパワーの急激な増加）を発生させ、モニターによって不充分な麻酔状態の検出のために利用が可能である。
眼球の動き及び“まばたき”は眼窩骨膜電極（periorbital electrode）によって測定されるポテンシャルを発生させる。まばたきの検出は意識状態の確認に有効であり、急速な眼球モーションは一般的に睡眠の兆候である。ゆっくりとした眼球の回転は居眠り状態に関連することが多い。従って、ＥＥＧ、ＥＭＧ及びＥＯＧは麻酔時の患者の状態に関する有益な情報を提供する。
ＥＥＧ、ＥＭＧ及びＥＯＧは皮下の異なる発生源で発生した結果的信号であるが、これらバイオポテンシャルは、信号の収集に表面電極が使用される場所である頭皮上で混合される。さらに、頭皮電極は電極モーションによって発生される人工要素によって影響を受ける。
ＥＥＧのスペクトルパワーのほとんどは高周波ＥＭＧよりも低い周波数であるが、これら２つの信号のスペクトルはオーバーラップする。とにかく、検出されたＥＥＧ信号の品質を改良する普通の方法は、得られた信号をローパスフィルター処理（low pass filter）し、ＥＥＧ内の高周波ＥＭＧを減少させることである。これは信号の質を高めるのにある程度は有効な方法であるが、この方法ではＥＥＧとＥＭＧのスペクトル間のオーバーラップするバンドに存在する情報が消失する。
フェルドマンの米国特許第４１１２９３０号と第４１７０２２７号は、誤った不整脈の警告を防止するように電極モーション人工要素の存在を検出する目的でＥＣＧと人工要素信号を収集するために２ペアの隣接電極（すなわち、２つの近接した電極の２つの離れたセット（並びに共通接地（ground）電極としての５番目の電極）である電極形態を解説している。米国特許第４１１２９３０号では、この形態は１つのＥＣＧ信号（各ペアからの電極間で測定）と２つの人工要素信号（ペア内の電極間でそれぞれ測定）の抽出に使用される。米国特許第４１７９２２７号では、同一の形態が２つのＥＣＧ信号（一方は前述同様で、他方は残りの２電極間）の測定に使用される。この場合、人工要素信号はそれらの差異を利用することでそれら２つのＥＣＧ信号から抽出される。
フェルドマンの両特許で、人工要素の存在はＥＣＧ信号の処理を抑制するように（及び不整脈の警告を無効化するように）人工要素信号内で検出される。この人工要素はＥＣＧ信号の人工要素を減少させるようには使用されないが、フェルドマンはこの人工要素信号がＥＣＧ信号の“復活”に使用できることを暗示している。
フェルドマンは、間違った不整脈の警告を拒絶する自身のベースライン人工要素検出システムの実績を「自動ＥＣＧモニターの新電極システム」（心臓学でのコンピュータ、１９７９年、２８５・２８８ページ）中で報告した。そこで彼は“スマートバイ・エレクトロード”（Smart bi・lectrode）、電極の同心ペア（すなわち、環帯で囲まれた中央ディスク）をも紹介している。同心ペアの電極の使用はホスリンジャーの米国特許第３８６８９４７号でも解説されている。しかし、ホスリンジャーは人工要素の補償（フェルドマンの人工要素検出ではない）のために２ペアの同心電極を使用した。ホスリンジャーは各同心ペアの外側環帯を接続し、接地する。ホスリンジャーは、外側電極が接続されて接地されている同心電極の形態のみを解説している。
アルブレヒトが出願した国際出願ＰＣＴ/ＵＳ９５/１４８８９では、ＥＣＧのノイズを減少させるためにマルチタイプ電極からの関連信号を使用する装置と方法とが解説されている。このＰＣＴ出願は、ＥＣＧとベースラインワンダー（baseline wander）を同時的に収集しながら、電極インピーダンスと呼吸情報を抽出するために高周波電流を流す方法を解説している。このため、マルチ式分割（multisegmented）電極が使用され、３つの外側環状セグメントが中央ディスクを密接して囲んでいる。
アルブレヒトが教示する方法は決定的で反復する信号（ＥＣＧ等）を想定している。すなわち、信号（例えばＲ波）の反復特性に関する（個々のビート（beat）の）エポック（epoch）を整合させ、所定のビートに対する全てのチャンネル間のコリレーション（correlation）を計算し、ビートのセットのコリレーションを平均し、出力としてノイズ減少バージョン（noise・reduced version）を創出する入力チャンネルの組み合わせを選択するためにコリレーションノイズ値を使用してそのデータが処理される。このプロセスはランダムで非反復性信号（ＥＥＧ等）の処理には利用できない。
他の従来技術文献は、プライマリ信号とセカンダリ信号との間のトランスファファンクション（transfer function）を予測し、セカンダリ信号に適用されるそのトランスファファンクションを使用してプライマリ信号内の“ノイズ”成分を予測し、その予測ノイズを測定信号から減算することで１信号を別信号から適合式に取り除く方法を解説している。
従って、本願発明の主たる目的は、望む信号の信頼性を増強するためにＥＥＧ、ＥＭＧ及びＥＯＧを収集して脱カップリング（uncouple）させる手段の提供である。
本願発明の別目的は、ＥＥＧ、ＥＭＧ及びＥＯＧ信号の脱カップリングを増強するようにデザインされた電極の提供である。
本願発明のさらに別目的は、電極モーションによる人工要素を減少させるシステム及び方法の提供である。
発明の概要
従来技術とは異なり、本願発明は、全周波数の情報を保存しつつＥＥＧからＥＭＧ（及び/又はＥＯＧ）を分離させる電極アレイを使用して信号を取得及び処理させる方法を提供する。この方法は、ＥＭＧ（及び/又はＥＯＧ）並びにＥＥＧの実効源が電極下の明確に異なる深度で発生するという追加的な情報を利用する。電気技術の観点では、ＥＥＧからＥＭＧ（及びＥＯＧ）を分離する問題は遠方信号から近隣信号を分離する問題と同等である。
本願発明は電極アレイ（すなわち“センサー”）と、近隣信号と遠方信号とを分離することに関連した信号処理ステップの両方で構成されている。１実施例においては水平アレイが使用され、別実施例においては垂直アレイが使用される。電極アレイは２つの充分に離れたペアの近接電極（及び分離接地要素）で成る。ＥＥＧのチャンネルの典型的な利用形態では、“センサー”電極は標準個所（例えばＲとＣtr）に配置され、接地電極は頭部の別個所に配置される。充分に離れたセンサー電極間の電圧は遠方支配（far・field dominant）（すなわち、ＥＥＧ支配）チャンネルである。追加電極はそれぞれの２つのセンサー電極近辺に配置される。（これら追加電極は水平アレイの電極に対して真横にあり、垂直アレイの電極に対して真上にある。）近接電極のペア間で測定された電圧は上述のように近隣支配（すなわちＥＭＧ/ＥＯＧ支配）チャンネルである。ＥＥＧ、ＥＭＧ及びＥＯＧ信号は全チャンネルからの情報を組み合わせることでそれらを脱カップリングさせて増強させることができる。センサーは患者インターフェースケーブル（ＰＩＣ）を介してモニターに接続される。センサーはその接続部にモニターによって使用される追加回路を含んでおり、センサーの存在とタイプとを特定させ、ＥＥＧ、ＥＭＧ及びＥＯＧを収集して脱カップリングさせる本願発明の方法を適用させる適当なソフトウェアをモニターに行使させる。
本願発明のシステム及び方法のユニークな特徴は以下の通りである。
１）本願発明の特徴は各信号の信頼度を増強させるために異なる生理信号を脱カップリングさせることにあり、従来技術はＥＣＧ記録に存在する電極モーション人工要素を排除させることにある。
２）本願発明の技術はソースモデル（source model）（すなわち、従来式のソース限定フィルター等）に頼らず、チャンネル間のトランスファファンクション（従来式のフィルター処理等）の利用にも頼らない。
３）垂直電極アレイを利用する。
【図面の簡単な説明】
図１は頭部に配置された本願発明の垂直電極アレイの電極ポジションを示している。
図２は頭部に配置された本願発明の水平電極アレイの電極ポジションを示している。
図３（a）は図２に示される水平電極アレイの好適実施例の略図である。
図３（b）は図３（a）に示される電極アレイの別実施例の略図である。
図３（c）は図３（a）に示される電極アレイの別実施例の略図である。
図３（d）は図１に示される垂直電極アレイの好適実施例の略図である。
図４は図３（a）に示される水平電極アレイの好適電極配置の略図である。
図５は図１に示される垂直電極アレイに使用される多段要素の好適実施例の略図である。
図６は図１に示される垂直電極アレイの好適電極配置の略図である。
図７は信号を引き出すために本願発明の方法で実行されるステップのフローチャートである。
図８は本願発明のシステムと方法を介した信号の流れを示すフローチャートである。
好適実施例の詳細な説明
本願発明は身体のバイオポテンシャルを測定して脱カップリングするための新規な電極アレイと、システム及び方法とを提供する。
図１と図２は、近隣信号成分と遠方信号成分とを分離させる方法でバイオポテンシャルを収集するのに適した、身体１６の表面（すなわち頭皮）に配置された電極１２、１３及び１４の独特な形態を示している。各図の２セットの同心円状体１８及び２０はその領域の中心の実効性電流双極子（current dipole）から発生された等電位線（isopotential line）のセットを表している。球体の中心に向かって配置されたソース（source）は遠方ソース（far・field source）を表し、球体の表面に向かって配置されたソースは近隣ソース（near・field source）を表す（なぜなら、それらソースは電極から遠方領域と電極の近隣領域に存在するからである）。
遠方信号から近隣信号を分離することの操作原理は、身体上で測定された電圧に対する近隣電界及び遠方電界の影響が電界の実効ソースから異なる距離に設置された電極サイトで異なるという事実に基づいている。電極ペア間で測定される電圧は２つの記録サイト間の測定電界の差を表している。電流双極子で発生される電界の大きさは双極子からの距離の平方に反比例して低減される。よって、遠方信号は互いに少々異なるポジションでは類似していよう。しかし、同一セットのポジションで測定された近隣信号の相違はずっと大きくなる（ソースが２つの電極センサーサイトから等距離でない場合）。近隣信号と遠方信号の三次元変化率の相対的相違は、測定信号内の近隣成分と遠方成分とを分離させることができる。
電極１２と１４は図１と図２に示すように近隣ソースと遠方ソースの両方を測定する。もし遠方ソースのパワーが近隣ソースのパワーと較べて強力であれば、十分に離れた（中心間の距離は２．５インチから１２インチであり、好適には約４インチである）電極１２と１４のペア間の電圧は主として遠方ソース（例えば、遠方の脳皮質からのＥＥＧ）を反映させるであろう。ペアの電極が接近するにつれ、遠方信号は両電極位置でますます類似する。しかし、近隣信号はそれら電極位置で相当に異なっているであろう。よって、ペアの近接（中心間の距離は２．５インチ以下で、好適には０．４インチ以下）電極１２と１３は近隣ソース（例えば、近隣筋肉からのＥＭＧ）の活性を主として反映するであろう。近接センサー要素は記録面（図２の電極１２と１３）上で水平にずらされ、あるいは記録面（図１の電極１２と１３）上で垂直にずらされる。または、互いに水平及び垂直にずらされる。ＥＥＧ支配信号（離れた電極から）とＥＭＧ支配信号（近接した電極から）の両方を同時的に収集することで、高信頼性ＥＭＧ及びＥＥＧ信号が入力信号の組み合わせから計算できる。
図３（a）は図２に示される電極配置を達成させるのに使用が可能な水平電極アレイの略図である。このアレイは１体のセンサー２２に埋め込まれた５つのセンサー要素で構成されている。これら要素はＲ、Ｒ’、Ｃtr、Ｃtr’及びgndと命名されており、図４に示すように、それぞれ右（right）２６、右プライム（right prime）２８、中央（center）３０、中央プライム（center prime）３２及び接地（ground）３４の位置を表している。各センサー要素はコネクタ２４に延びているプリント回路に接続されている。センサー２２は患者インターフェースケーブル（ＰＩＣ）（図示せず）を介してモニター（図示せず）に接続されている。モニターに取り付けられたセンサーのタイプを特定するようにモニターに利用される追加回路がコネクタ２４に提供されている。この追加回路を以下で解説する。
図３（b）は図３（a）に示される電極アレイの別実施例を示している。ここには２つの中心電極と１つの横電極が存在する。図３（c）に示される実施例においては、２つの横電極と１つの中心電極が存在する。図３（d）に示されるセンサーの実施例は、垂直に整合された２つの電極要素を備えた中央電極と、垂直に整合された２つの電極要素を備えた横電極とを含んでいる。この実施例の追加的利点は電圧ソース（近隣あるいは遠方）が両方のセンサー要素から等距離とはならないことである。
図４は患者の頭皮のセンサー２２の好適ポジションを概略的に示している。センサー２２は患者の前頭部に固定されており、中央要素３０と３２は前頭部の中央に設置されている。サイド要素２６と２８は（右側の）頬骨近辺に設置されている。（望めば、センサーは頭部の左側に関するバイオポテンシャルのモニターのために逆に設置される。）接地要素３４は中央とサイドのペア間に提供される。近接して配置された電極（すなわち、Ｃtr・Ｃtr’及びＲ・Ｒ’）間で測定された電圧は近隣支配信号である。遠く離れたペアの電極（例えば、Ｒ・Ｃtr）間で測定された電圧は遠方支配信号である。
図５は垂直電極アレイ内で使用される多段要素４０の好適実施例である。以下で解説するように、この多段要素はハウジング内のスペーサで分離された電極要素ペアを含んでいる。図６は２つの多段要素４０（及び別体の接地電極としての５番目の電極）を使用した垂直アレイの多段要素４０の好適ポジションを示している。１つの多段要素４０は患者の前頭部の中央（Ｃtr）に固定され、他方は右側頬骨（Ｒ）の近辺に固定されよう。接地要素（gnd）は中央位置とサイド位置との間に固定される。このアレイの好適な構成は、水平センサー２２と類似した形態で一体型センサー内に埋め込まれるものであり、モニターへの同様な接続を可能にする。隣接したペアの電極（すなわちＣtr・Ｃtr’及びＲ・Ｒ’）間で測定した電圧は近隣支配信号である。離れたペアの電極（Ｒ・Ｃtr）間で測定した電圧は遠方支配信号である。
図５を解説する。筒状ハウジングは層状に構成されている。ハウジングの壁部を構成する主層は片側接着フォーム体の２つのリング４２と４４の積重体である。好適実施例においては、このフォーム体は１/１６インチ厚の片側接着式ポリエチレンフォーム体である。これらリングは同一内径であり、同心に配置される。各環帯体の好適内径は０．６インチである。これら２つの環帯体は電極要素４８、５０とスペーサ５４、５６を壁内に収容する高さを有している。大きい方の底部環帯体４２の接着底面は患者の皮膚への接着に利用される。底部環帯体４２の上面は上方の部分のためのフットプリントを提供し、底部電極要素４８の電気コネクションサイトを提供する。図５の実施例においては、その外径は好適には約１から１．２５インチである。別実施例においては、ハウジングは相応の寸法を有した方形である。小さい方の上部環帯体４４の接着底面は底部環帯体４２の上面に固定される。上部環帯体４４の上面は同一フォーム体で形成された剛体ディスク４５のプラットフォームを提供している。このディスク４５は電極アレイの上面として作用し、上方電極要素５０の電気コネクションサイトを提供する。底部及び上部要素の好適な電気コネクションは普通に利用されるスタッド“パジャマスナップ”（stud pajama snap）４６a、４６bである。
好適タイプの電極要素は普通に利用される銀/塩化銀“ボタン”あるいは“ペレット”である。上部電極要素５０は電極ハウジングの上面に提供されており、スタッドスナップを介して電気コンタクトを提供している。底部電極要素４８は薄膜プリント回路コンダクター５２に取り付けられている。このコンダクターの反対側端部は電極ハウジングのフォーム層間に延び入っており、外側リングに埋め込まれたスタッドスナップの面接する部材間で底部接着環帯体と共に挟持されている。
この筒状ハウジングは導電性物質で充填される。好適な導電物質は１０％塩含有液体ヒドロゲル（hydrogel）である。
１つのスペーサ５４が電極要素４８と５０のペアを分離している。別のスペーサ５６は底部電極要素を皮膚から分離している。両方のスペーサ５４と５６は好適には多孔質で柔軟性がある非導電性スペーサであり、液体ゲルを自由に流れさせてスペースギャップを充填させる。このデザインで、皮膚インターフェースと底部電極４８との間の抵抗性と類似した電気絶縁性が電極間に提供される。これらスペーサは、例えば、ベルクロ材料からディスクを押し切りすることで製造できる。ベルクロ材料の裏材料は多孔質である。さらに、ベルクロ材料は必要なスペースを提供し、スペース内にゲルを保持させる。好適なベルクロ厚（すなわち、スペース間隔）は約０．０７インチである。
多段電極要素４０は底部環帯体４２の接着剤でプラスチック帯上に配置される。好適なプラスチックとは、底部環帯体が穏やかに剥がされるときに電極要素を簡単に解放するものである。このデザインで導電物質の乾燥が遅くなり、電極要素の寿命は延びる。
図７に示す、信号を処理して近隣（ＥＭＧ/ＥＯＧ）及び遠方（ＥＥＧ）信号を取得信号から抽出させるステップを解説する。ステップ７０において、本システムはＥＥＧ支配（プライマリ）信号とＥＭＧ支配（セカンダリ）信号とを同時的に収集する。本システムのモニターのＣＰＵあるいは本システムに取り付けられたコンピュータのＣＰＵはセクエンシャルエポック（sequential epoch）すなわち有限データセグメント（finite data segments）（例えば、１２８サンプル/秒でサンプリングされた２５６サンプル/チャンネル）を使用してステップ７２で信号を処理する。続いてステップ７４で、ＣＰＵは各新エポックで信号間の関係の予測値を創出して更新する（すなわち、各信号のパワースペクトル（power spectra）と、各ＥＭＧ支配チャンネルと各ＥＥＧ支配チャンネルとの間のクロススペクトル（cross・spectra）の予測値を更新する）。次に、ステップ７６で、本システムは関係予測値（relational estimate）（すなわち、プライマリ信号とセカンダリ信号との間のコヒーレンス（coherence））から情報（すなわち、コヒーレンス）を引き出す。
本システムはステップ７８で引き出された情報を適用し、現行のエポック内で遠方ＥＥＧを近隣ＥＭＧ（及び近隣眼（ＥＯＧ））から分離させる（図８に関して以下で解説）。このため、本システムは、プライマリ信号と各セカンダリ信号との最大コヒーレンスによって各周波数成分をスケール処理（scaling）することで各周波数でプライマリ信号のパワーを減少させて増強ＥＥＧ信号を創出させる。本システムは次にその増強ＥＥＧ信号をオリジナルＥＥＧ支配信号から減算することで異なる信号を創出する。この異なる信号は低周波数ＥＯＧ人工要素と高周波数ＥＭＧの両方を含んでいる。増強ＥＭＧ信号はその異なる信号をハイパスフィルター処理（high pass・filtering）（例えば、２０Ｈｚで３ｄＢコーナー周波数の３極バターワースハイパスフィルター（3・pole Butterworth High Pass Filter）を使用）することで創出される。増強ＥＯＧ信号はローパスフィルター処理（low pass filtering）（例えば、２０Ｈｚで３ｄＢコーナー周波数（3dB corner frequency at 20Hz）の３極バターワースローパスフィルターを使用）することで創出される。
ステップ８０において、本システムは、逆高速フーリエ変換（inverse Fast Fourier Transfoms）を実行することで処理エポックのセクエンスからノイズ減少出力ＥＥＧ、ＥＭＧ及びＥＯＧ信号を構築する。最後に、ステップ８２で本システムは、他の目的に加えて眼のまばたきと、大きなＥＭＧパワーを患者の意識状態の測定の補助的要素として検出するために増強ＥＥＧ、ＥＭＧ及びＥＯＧ信号を処理する。
図８において、本願発明で引き出された信号の処理方法を解説する。近隣支配信号＃１と近隣支配信号＃２はそれぞれ近接中央電極（すなわち、Ｃtr・Ｃtr’）間と近接横電極（すなわち、Ｒ・Ｒ’）間で測定された電圧である。遠方支配信号は１つの中央電極と１つの横電極（すなわち、Ｒ・Ｃtr）との間で測定された電圧である。（近隣支配信号は主としてＥＭＧとＥＯＧを含んでいる。遠方支配信号は主としてＥＥＧを含んでいる。ＥＭＧとＥＥＧ情報のみが必要な場合には、このアレイは図３（b）に示すような２つの中央電極と１つの横電極か、図３（c）に示すような２つの横電極と１つの中央電極を含むこともできる。）これらの信号はステップ９０a、９０b、９０cで、Ｋセクエンシャルの７５％オーバーラップした２秒エポック（K sequential, 75% overlapping, 2・second epocks）（Ｋ、すなわちスペクトル予測に使用されるエポック数、は典型的には８である）を使用して同時的に処理される。オーバーラップしたエポックの使用で続くスペクトル予測値の変動は減少する。
各新０．５秒データで、本システムは最新の２秒データを使用して各信号の新エポックを創出する。各信号に対して、ｋ番目の２秒エポックのデータの平均値は以下の式で計算される。

さらに、以下のオリジナルエポックから減算される。

ここで、

は、信号ｓ（ｓ=１、２あるいは３）からのｋ番目のエポック内のＮ個のサンプルのi番目である。好適なサンプル数は２５６（すなわち、１２８サンプル/秒でサンプルされた２秒のデータ）である。得られたゼロ平均エポック（zero・mean epoch）はハニングウィンドー（Hanning window）で掛算され、以下のエポックのエッジでの非連続性の影響が低減される。

ここで、

である。
得られたウィンドー処理されたエポックは以下のフーリエ変換式で時間ドメイン（time・domain）から周波数ドメイン（frequency・domain）に変換される。

ここで、

である。周波数解析度（frequency resolution）はｆ_s／Ｎであり、ｆ_sはサンプルレート（sampling rate）（秒あたりのサンプル数）である。これで好適実施例では周波数解析度０．５Ｈｚとなる。好適なフーリエ変換の利用法は、“デジタル信号処理の理論と利用”（Ｌ．Ｒ．ラビナーとＢ．ゴールド、プレンティス・ホール出版、ニュージャージ州エングルウッドクリフ、１９７５年、３５７・３８１ページ）に解説された高速フーリエ変換（ＦＦＴ）を使用することである。
各信号のパワースペクトルは以下の最新のＫエポックを使用して予測される。

ここで、（^*）は複素共役（complex conjugate）である。
同様に、各近隣支配信号（すなわち信号１と２）と遠方支配信号（すなわち信号３）との間のクロススペクトルは以下の最新のＫエポックを使用してステップ９２a、９２bで更新される。

これら２つの信号のコヒーレンスは予測値（０から１）であり、多重エポック（multiple epochs）に対する信号間のパワーとフェース関係の調和（consistency）を説明するものである。このコヒーレンスはステップ９４a、９４bで以下のパワーとクロススペクトルの予測値から導かれる。

遠方支配エポックのパワーのスケール処理に使用されるウェイトファンクション（weighting function）はコヒーレンスファンクション（coherence function）から導かれる。近隣支配信号と遠方支配信号との間の関係のコヒーレント部分は近隣活動によるものと考えられる。よって、好適実施例のウェイトファンクションは、各周波数で近隣支配信号と遠方支配信号との間の最大コヒーレンスを選択し、その値（近隣活動を表す）を１（すなわち、完全コヒーレンス）から減算することで導かれる。すなわち、
W［m］=1-Max（C₁₃,C₂₃）, for m=0,1,2,...,N-1
別で同様なウェイトファンクションは当業技術者には自明であろう。オリジナル遠方支配エポックの各周波数でのパワーは上記のウェイトファンクションでスケール処理される。

ここで、

はｋ番目のエポックの未修正バージョンのフーリエ変換のｍ番目の周波数成分である。エポックの得られたスケース処理フーリエ変換はステップ１００で次の逆フーリエ変換を使用して周波数ドメインから時間ドメインに戻される（高速フーリエ変換技術を使用して実行）。

中央の０．５秒の処理データは１サイクルの処理の出力

である。よって、各新０．５秒の入力データは新０．５秒の出力データを創出する。
このプロセスの出力は増強された遠方信号y_ff［i］、あるいはこの適用でのＥＥＧ成分である。近隣信号の増強された予測値y_nf［i］は、ステップ１０２で遠方信号の増強された予測値をオリジナル遠方支配信号から減算することで導かれる。すなわち、
y_nf［i］=x₃［i］-y_ff［i］
望まれるＥＯＧとＥＭＧ成分は、ＥＯＧが原則的に低周波数信号であり、ＥＭＧはが原則的に高周波数信号であるという近似法を用いて増強された近隣信号から分離される。よって、ＥＯＧ成分はステップ１０４で増強近隣信号をローパスフィルター処理した出力である。好適実施例では、２０Ｈｚの３ｄＢコーナー周波数でサードオーダ（3rd order）バターワースローパスフィルターを使用する。同様にＥＭＧ成分はステップ１０６で増強近隣信号をハイパスフィルターした出力である。好適実施例は２０Ｈｚの３ｄＢコーナー周波数でサードオーダバターワースハイパスフィルターを使用する。
このセンサーは、入力信号を適切に処理するように機器をアレンジするためにモニターによって使用が可能な回路を含んでいる。好適実施例は米国特許出願第０８/５４５９８１号に解説された特定スキームのごとき３ビットコード特定スキームを使用する。この出願は本願の出願人に譲渡されており、その内容を本願に援用する。このような回路の使用で、１つの機械に異なる電極形態を特定させ、異なる測定値を同一機械で取得させることができる。
本願発明は好適実施例を基にして解説されているが、多様な変更および修正が可能である。そのような変更及び修正は「特許請求の範囲」に含まれる。

Claims (18)

1. １ペアの近接電極要素と、該近接電極要素とは離れて提供された少なくとも１つの他の電極要素と、接地要素とを含んだ電極アレイを使用して異なる生理学的発生源の近隣バイオポテンシャル信号と遠方バイオポテンシャル信号とを脱カップリングして増強する方法であって、
   前記ペアの近接電極要素の一方の要素と前記少なくとも１つの離れた電極要素との間の測定電圧として一の遠方支配信号を収集するステップと、
   前記ペアの近接電極要素の測定電圧として、または前記ペアの近接電極要素の他方の電極要素と前記少なくとも１つの離れた電極要素との間の測定電圧として別の遠方支配信号を導き出し、前記一の遠方支配信号から前記別の遠方支配信号を差し引くことによって１以上の近隣支配信号を収集するステップと、
   バイオポテンシャル信号の近隣成分を遠方成分から脱カップリングさせるステップと、
   を含んでいることを特徴とする方法。
2. 近隣支配信号と遠方支配信号とを有限エポックのセクエンスに分割するステップを更に含んでいることを特徴とする請求項１に記載の方法。
3. 前記入力信号分割ステップは信号をオーバーラップする２秒エポックに分割するステップを含んでいることを特徴とする請求項２に記載の方法。
4. 近隣支配信号と遠方支配信号の関係の予測値を創出するステップをさらに含んでいることを特徴とする請求項１に記載の方法。
5. 各入力信号間の予測値を創出するステップは、各入力信号のパワースペクトルと、各ペアの入力信号間のクロススペクトルのパワースペクトルを予測することで入力信号間の関係の予測値を創出するステップをさらに含んでいることを特徴とする請求項１に記載の方法。
6. 関係予測値から情報を創出するステップは、各遠方支配信号と近隣支配信号との間のコヒーレンスを決定するステップを含んでいることを特徴とする請求項４又は請求項５に記載の方法。
7. エポック内の入力信号からの近隣成分と遠方成分とを脱カップリングさせるために導き出された情報を適用するステップは、
   該エポック内の遠方支配入力信号の各周波数のパワーを、該遠方支配信号と近隣支配信号との間の第１ファンクションのコヒーレンス（first function of coherence）によって該エポックのフーリエ変換の各周波数成分をウェイト処理することで減衰させるステップと、該エポック内の近隣支配入力信号の各周波数のパワーを、該近隣支配信号と前記遠方支配信号との間の第２ファンクションのコヒーレンスによって該エポックのフーリエ変換の各周波数成分をウェイト処理することで減衰させるステップと、を含んでいることを特徴とする請求項１乃至請求項６の何れか１項に記載の方法。
8. 脱カップリングされた近隣成分から出力近隣信号を構築させ、前記遠方成分から遠方信号を構築させるステップをさらに含んでいることを特徴とする請求項１に記載の方法。
9. 処理されたエポックから出力近隣信号と遠方信号とを構築させるステップは、処理されたエポックのウェイト処理されたスペクトルを、該処理エポックの逆フーリエ変換を使用して時間ドメインに戻して第１変換エポックを創出させ、最後の出力サンプルから次のオーバーラップエポックの開始までの時間に対応する変換エポック内でサンプルを出力することで遠方支配信号から出力遠方信号を創出させるステップと、処理されたエポックのウェイト処理されたスペクトルを、該処理エポックの逆フーリエ変換を使用して時間ドメインに戻して第２変換エポックを創出させ、該第２変換エポックの該時間ドメイン信号を前記遠方支配信号から減算させることで前記遠方支配信号から出力近隣信号を創出させるステップと、該第２変換エポック内で、直前の出力サンプルから次のオーバーラップするエポックの開始までの時間に対応するサンプルを出力させるステップと、を含んでいることを特徴とする請求項８記載の方法。
10. 近隣支配信号はＥＯＧ支配信号であることを特徴とする請求項１に記載の方法。
11. 近隣支配信号はＥＭＧ支配信号であることを特徴とする請求項１に記載の方法。
12. 前記関係予測値を使用して、前記入力信号の遠方成分と近隣成分とを脱カップリングさせるステップをさらに含んでいることを特徴とする請求項４又は請求項５に記載の方法。
13. 生体上の記録面から電気バイオポテンシャル信号を取得させる電極アレイであって、記録面とは異なる平面に提供された複数の電極要素と、各２つの隣接電極要素間に挿入され、電極要素同士を分離させるスペーサと、を含んでいることを特徴とする電極アレイ。
14. 前記複数の電極と前記スペーサはハウジング内に収納されていることを特徴とする請求項１３記載の電極アレイ。
15. 前記ハウジングは導電物質で充填されることを特徴とする請求項１４記載の電極アレイ。
16. 前記導電物質は固形ヒドロゲルであることを特徴とする請求項１５記載の電極アレイ。
17. 前記導電物質は液状ゲルであることを特徴とする請求項１５記載の電極アレイ。
18. 前記電極要素は絶縁スナップを通るリードワイヤを介してデータ取得装置に接続されていることを特徴とする請求項１３記載の電極アレイ。

Images