JPH034246Y2

JPH034246Y2 -

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Publication number: JPH034246Y2
Application number: JP321590U
Authority: JP
Priority date: 1990-01-18
Filing date: 1990-01-18
Publication date: 1991-02-04
Also published as: JPH02104010U

Description

【考案の詳細な説明】人間の生命及び感覚を司どつている脳の活動の
一断面をとらえる手段として、脳波の測定は基礎
研究の分野から臨床検査にいたるまで欠くことの
できないものになつている。本考案はその脳波の
忠実な測定の一手段に関わるものである。

脳波は頭皮上に装着された２電極間に誘起する
周波数が0.5Hzから100Hzで大きさがおよそ50μV
に生体電気現象であり、一般には８組以上の電極
間の電圧を同時記録している。この電極の組み合
せには、一般に耳朶を基準とする単極導出法と、
耳朶以外の頭皮上の２電極の電位差を記録する双
極導出法とがある。

脳波の異常部位を見つけるために、単極導出法
は頭皮上に分布する脳波電位の振幅勾配を用いて
いるのに対し、双極導出法は位相の反転のある部
分を探すことをしている。その点で双極導出法は
優れているものの、細かな位相差を見ることが困
難であり、時には低電位で記録される欠点をもつ
ている。

さらにコンピユータを用いて脳波の誘発加算や
そのマツピングを行うためには、相対測定の双極
導出法よりも、単極導出法が意図している絶対測
定を求めるようになり、単極導出法が重要視され
るようになつている。

ここでもし完全な不活性電極を基準とした単極
導出が存在するならば、それが理想的な脳波測定
法である。

ところで従来の臨床脳波検査における単極導出
法の基準電極部位として脳波を始め心電図や筋電
図の混入が少なく、かつ電極が付け易いなどの理
由で耳朶が最も広く使用されている。ところがこ
の耳朶を基準にした単極導出法は、後述の頭部外
電極を用いた単極導出法に比べると心電図雑音が
混入しにくい利点があるものの、基準電極がわず
かながら脳波で活性化されることが多い。基準電
極である耳朶が活性化されていると、次のような
問題を生ずることがある。

第１図Ａは７才の男子の脳波を耳朶を基準に記
録したものである。FP₂（右前頭極）、F₄（右前頭
部）、C₄（右中心部）、P₄（右頭頂部）、O₂（右後頭
部）、F₈（右側頭前部）、T₄（右側頭中部）はいず
れも頭部の各部分を示している。この耳朶基準法
ではF₈を除いてびまん性に大徐波群が出現して
いる。

一方第１図Ｂは同じ脳波を後述する平衡型頭部
外基準電極法で記録したものである。この図では
FP₂には徐波が見られず、F₄，C₄，O₂でも耳朶電
極法の場合と比べて徐波の振幅が低い。しかし
T₄では耳朶基準法に比して逆に高振幅の徐波が
出現している。

これらの測定脳波の違いは、平衡型頭部外基準
電極法で得た右耳朶電極A₂の結果でも分かると
おり、本来活性がないとして基準電極に採用した
耳朶電極に活性があるために派生した現象であ
る。

そしてこの例において、耳朶基準法では脳の異
常部位を知るための徐波の優性部所の確認が明ら
かにできないが、平衡型頭部外基準法では側頭部
T₄に優性部位を確認することができる。

また第２図は17才のてんかん患者の脳波であつ
て、耳朶基準法Ａでは耳朶に波及している棘波の
ためにFP₂とO₂で下向きの棘波（゜印）の振れを
示しているが、平衡型頭部外基準電極法Ｂでは
FP₂の棘波は明確ではなく、O₂では上向きの棘波
成分が下向きの棘波成分に比して優位に記録され
ている。さらにT₄，C₄次いでP₄で棘波振幅が高
く記録されており、中心部から側頭部にかけて棘
波の局在部位があることがわかる。

このように耳朶基準では、側頭部での脳波が耳
朶に強く波及することから、異常波の局在部位を
決定する場合には耳朶への電位波及について充分
な配慮が必要である。

ここで単極導出に用いられる基準電極を検討す
るために、その電極部位が備えるべき条件を示
す。

脳波の電位波及がない部位心電図の混入がない部位筋電図の混入が少ない部位体動があつても電極が安定している部位電極の接着が容易で患者の負担が少ない部位以上の条件を比較的備えている単極導出の基準
電極の種類とその問題点を次に示す。

(1) 耳朶、鼻尖、顎の基準電極法これらの部位は頭皮上の心電図と電位及び位相
がほぼ同じであることから心電図の混入が少な
い。しかし耳朶、鼻尖は脳波電位の波及を受けて
いるので必ずしも充分に脳波電位が小さい部位で
あるとはいえず、従つて異常脳波の出現する局在
部位やその広がり程度によつては部位診断を不明
確なものにしてしまう。また顎は耳朶よりも脳波
電位の波及が少ないと考えられるが、口の動きな
どによる筋電図が混入し易いのでほとんど使用さ
れていない。

(2) 平均基準電極法頭皮上に装着された多数の活性電極をそれぞれ
等しい高抵抗を介して一点に結合したものを基準
電位とするものである。ここで各活性電極部分の
脳波が電位も周期もランダムであるならば、その
平均である結合点の脳波電位はゼロとなる。但し
活性電極の数は15以上する。一方各点の心電図は
大きさ及び位相が等しく、結合点の心電図は頭皮
上の心電図とほぼ等しくなる。従つて差動増幅器
を用いて基準電位と活性電極間の電位差を求めれ
ば、心電図は相殺され、活性電極の脳波だけが得
られる。しかし一般には、平均基準電極法の条件
である各電極の電気活動のランダム性を保証する
ことできないだけでなく、一つの活性電極に大き
な雑音があつた場合には全誘導にその影響が出て
くる欠点をもつている。

(3) 頭部外基準電極法頭部外の胸部、背部、顎、手足などの部位に基
準電極を装着するものであり、脳波の波及が充分
に小さいという点では理想の基準電極部位といえ
る。しかし心電図が大きく混入するために、一般
の脳波検査では実用にならない。

(4) 平衡型頭部外基準電極法頭部外基準電極法の欠点である心電図の混入を
改善するために、例えば第３図に示すように胸骨
右縁上Ａと第７頚椎突起上Ｂに電極を置き、その
電極に各々可変抵抗Ｒを挿入し、それを調整する
ことにより頭皮上の心電図と電位、位相のあつた
電気的部位を作り、これを基準電位とするもので
ある。そしてこの基準電位と頭皮上の活性部位Ｃ
からの脳波とを差動増幅器Ｘに供給して脳波の検
出を行う。この方法は基準電極法としては従来最
も優れたものである。しかし心電図の除去操作に
関する可変抵抗の調整が繁雑であること、また心
電図電気軸が左軸偏差を呈している患者では必ず
しも充分な心電図除去が行えない欠点をもつ。

本考案はこのような点にかんがみ、簡単な構成
で平衡型頭部外基準電極法の調整を自動的に調整
できるようにしたものである。従つてこれにより
完全な不活性電極が得られ、単極導出による理想
的な脳波測定が行えるものである。以下に図面を
参照しながら本考案の一実施例について説明しよ
う。

第４図は本考案の一実施例を示すブロツク図で
ある。図において、胸骨右縁上Ａの電極が接地さ
れる。また測定を行う頭皮上の活性部位Ｃの電極
（頭部活性電極）からの信号が直流除去用のハイ
パスフイルタ１を通じて第１の増幅器２の一方の
入力に供給される。また第７頚椎突起上Ｂの電極
（頭部外電極）からの信号が直流除去用のハイパ
スフイルタ３を通じて振幅調整用のアツテネータ
回路４に供給され、振幅調整された信号が増幅器
２の他方の入力に供給される。この増幅器２の出
力が端子５に取り出される。

さらにアツテネータ回路４からの信号が第２の
増幅器６の一方の入力に供給される。また耳朶Ｄ
に装着された電極（頭部基準電極）からの信号が
直流除去用のハイパスフイルタ７を通じて増幅器
６の他方の入力に供給される。この増幅器６の出
力がサンプル回路８に供給される。

また左右の上肢Ｅ，Ｆに装着された電極から第
５図に示すような心電図信号が取り出され、この
心電図信号がトリガ回路９に供給されて例えば
QRS波に対応するパルスが消される。このパル
スがサンプル回路８の制御端子に供給される。

そしてサンプル回路８からの信号が第３の増幅
器１０の一方の入力に供給される。また直流バイ
アス電圧源１１からの電圧源１１からの所定の電
圧V_Tが増幅器１０の他方の入力に供給される。
この増幅器１０の出力がアツテネータ回路４の制
御端子に供給される。

この第４図の装置の機能概要は以下のとおりで
ある。なお以下の説明では次に述べる〜の仮
定を設定しているが、これらはいずれも現実に肯
定される周知の事実である。

Ａ点からみたＢ点とＣ点の心電図の位相が一
致している。

Ｃ点とＤ点のＡ点からみた心電図の大きさ及
び位相はほぼ同等である。

Ｂ点には脳波が波及しないだけでなく、心電
図以外の生体電気現象のＡ点に対する電位はい
ずれも極めて小さい。

Ａ点から見たＣ点、Ｄ点の心電図レべルはゼ
ロではない。

従つてこの装置において、Ｂ点から導出された
心電図を含む信号はハイパスフイルタ３を通つて
電極のオフセツト電圧を削除された後アツテネー
タ回路４を通つて誤差増幅器６の入力となる。ま
た増幅器６の他方の入力すなわちＤ点の電位を取
り出すための基準は、他の部所よりも脳波、心電
図及び筋電図のような活性の少ない耳朶Ｄ点から
得られた生体信号が用いられる。このためＤ点か
らの信号は、ハイパスフイルタ３と同等の特性を
もつハイパスフイルタ７を経て増幅器６に入力さ
れる。そして増幅器６はＢ点とＤ点の生体信号の
差を増幅させる機能を有し、その出力をサンプル
回路８に加える。

一方Ｅ点、Ｆ点から検出された心電図がトリガ
回路９で増幅整形されて第５図に示す心電図波形
の内のQRS波に相当する期間だけを示すパルス
波形となる。このパルスがサンプル回路８に働い
て増幅器６の出力に含まれるQRS波をピーク値
を検出する。このサンプル回路８の出力が利得１
の差動増幅器１０でバイアス電圧V_Tと加算され
てアツテネータ回路４を制御する。

ここでアツテネータ回路４としては、例えば第
６図に示すように電界効果トランジスタ（FET）
を可変抵抗素子として構成される。図においてハ
イパスフイルタ３を出たＢ点からの信号は入力端
子２１を通じてバツフアアンプ２２に入力され
る。このバツフアされた信号は抵抗２３を介して
オーミツク特性を示すFET２４で分割され、出
力端子２５に取り出される。さらに増幅器１０か
らの制御信号は制御端子２６に供給され、FET
２４をバイアスしてその抵抗値を変化させ、出力
端子２５の信号レべルをかえる。なお第４図にお
いて直流バイアス電圧源１１が可変になつている
が、これはバイアス電圧V_TをEFT２４のカツト
オフ電圧にするための調整であり、FET２４の
ばらつきに合せる。

従つて第４図のアツテネータ回路４において、
減衰端子としてFETのオーミツク特性を用いて
いるので、増幅器６の出力のQRS波が正方向に
大きくなればこの抵抗値が小さくなり、減衰量が
増加するように働く。そして増幅器６、サンプル
回路８、増幅器１０、アツテネータ回路４で構成
されるフイードバツクループは、アツテネータ回
路４を調整することにより、増幅器６の２つの入
力信号の内のQRS波の大きさを等しくして、増
幅器６の出力にQRS波がなくなる方向に働く。

この結果、アツテネータ回路４の出力は、心電
図のQRP波に関してはＤ点と同じレべルで、脳
波信号のない電位を呈する。

さらに測定しようとする頭皮上のＣ点からの信
号は、ハイパスフイルタ３と同じ特性を持つハイ
パスフイルタ１を通つて差動増幅器２の一方の入
力に加わる。ここでこの信号は求めようとする脳
波信号と雑音の心電図を含んでいるが、Ｃ点とＤ
点の心電図レべル等が等しいとすればアツテネー
タ回路４の出力の心電図レべルと等しいから、増
幅器２のもう一方の端子に基準電位としてアツテ
ネータ回路４の出力を接続することにより、心電
図は相殺されて理想の単極導出が実現する。

なおＣ点とＤ点の心電図レべルがほぼ同等であ
ることは、一般臨床検査の単極導出脳波測定にＤ
点耳朶を基準電極に用いていることからも明らか
である。

またアツテネータ回路４の出力の心電図レベル
調整に際して、心電図のQRS波のみ検討してき
たが、第５図に示す心電図のＰ波、Ｔ波について
も、第４図のハイパスフイルタ１，３，７のカツ
トオフ周波数を下げるか３者の特性を一致させれ
ば、波形の一部であるQRS波を一致させるだけ
で、Ｐ波、Ｔ波も一致するものである。

さらに第７図に本装置の動作原理を示す。図に
おいて、動作開始時にはＡに示すアツテネータ回
路４のFETゲート電圧Vgはバイアス電圧V_Tを示
してFETはカツトオフし、アツテネータ回路４
は減衰しないため、Ｂ点からの心電図QRS波
（仮に正極性とする）はそのまま増幅器６の正入
力に加わり、Ｄ点からのわずかな心電図と相殺す
るものの大きな正のQRS波を増幅器６の出力に
出力する（第７図Ｂ参照）。これを受けたサンプ
ル回路８は時定数を持つて正に上昇するので、利
得１の増幅器１０の出力VgはV_Tから徐々に浅く
なる。このためアツテネータ回路４の出力の正の
QRS波は減少しはじめ、Ｄ点のQRS波レべルに
近づく。そして増幅器６の出力は脳波信号のみと
なる。

ここでサンプル回路８の時定数を短くすれば上
述の収れん過程が短縮されるが、サンプル回路８
のQRS波検出機能に脳波が混入して不安定にな
るためにシステム全体の心電図除去率を劣化させ
てしまう。なお実験的に適正な時定数は30秒程度
がよい。

すなわちこの装置において、まず増幅器６によ
つてその２つの入力端子に加わる信号の心電図
QRS波のレべルが等しくなるようにフイードバ
ツク回路が働いて、アツテネータ回路４の出力を
Ｄ点のレべルと等しくする。この結果アツテネー
タ回路４の出力は心電図レべルでＤ点に等しく、
他の正体電気現象のレべルはＢ点のそれを分割し
た値を示す。なおＢ点の心電図以外の活性はほと
んどないから、アツテネータ回路４の出力の活性
もわずかな心電図のみとなる。そして理想的中性
点（アツテネータ回路４の出力）と被測点Ｃ点の
間の電位差を増幅する増幅器２を備えて、理想の
単極導出を実現する機能を持つ。

こうして脳波の測定が行われるわけであるが、
本考案によれば脳波に対して不活性で、脳波中の
心電図と等しい心電図の信号を基準電位としたの
で、理想的な単極導出を行うことができる。また
これらを全自動化しているので、繁雑な調整等も
一切不要となり、良好な脳波測定を行うことがで
きる。

すなわち本考案においては、従来の平衡型頭部
外基準電極法が胸骨右縁上と第７頚椎突起上に電
極を装着して両活性電極の中間の電位を基準電位
にしているのに対し、本考案では胸骨右縁上の電
極をボデイアースとしている点に電極利用上の特
徴をもつている。これはアツテネータ回路の都合
によるものであるが、Ａ点に対するＢ点の心電図
の位相がＣ点のそれとほぼ同等であることから可
能となる特徴である。

なお本考案を有効に利用するためには、これら
の電極の装着部位をさらに工夫して移動すること
も考えられるが、その検討にあたつては次の条件
を満たすことが望ましい。すなわちＡ点に対する
Ｂ点の心電図の位相がＡ点に対するＣ点の心電図
と一致していて、かつＢ点の心電図がＣ点のそれ
よりも大きいことである。これらの条件は頚の周
囲に比較的容易に存在する。またＤ点は脳波を含
む生体電気現象が他に比べて比較的小さく、心電
図レべル及び位相がＣ点にほぼ等しい部所であつ
て、一般に耳朶がその条件を満すが、Ｃ点と同一
点であつてもよい。

なおアツテネータ回路４の減衰素子として、
FETの他にホトカプラや利得の変えられるオペ
レーシヨナルアンプを用いてもよい。

【図面の簡単な説明】

第１図、第２図は脳波の例を示す図、第３図は
従来の装置の構成図、第４図は本考案の一例の構
成図、第５図〜第７図はその説明のための図であ
る。１，３，７はハイパスフイルタ、２，６，１０
は増幅器、４はアツテネータ回路、５は出力端
子、８はサンプル回路、９はトリガ回路、１１は
直流バイアス電圧源、Ａ〜Ｆは電極を装着する点
である。

Claims

【実用新案登録請求の範囲】

頭部活性電極からの信号を一方の入力とし、頭
部外電極からの信号を振幅調整器を通過させて他
方の入力とする第１の増幅器と、頭部基準電極か
らの信号を一方の入力とし、上記振幅調整器を通
過させた信号を他方の入力とする第２の増幅器
と、この第２の増幅器に加わる上記両入力信号に
含まれる心電図信号を一致させる上記振幅調整器
を含むフイードバツク制御手段とを備え、上記第
１の増幅器から上記心電図信号が除去された脳波
信号が出力されるようにしたことを特徴とする脳
波計における心電図信号自動除去装置。