JPH081434U

JPH081434U - 生体電気信号フィードバック装置及び生体電気信号表示装置

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Publication number: JPH081434U
Application number: JP007830U
Authority: JP
Inventors: エアス，マーガレット・イー
Original assignee: エアス，マーガレット・イー
Priority date: 1989-06-14
Filing date: 1994-06-08
Publication date: 1996-10-01
Anticipated expiration: 2005-04-23
Also published as: AU5562090A; US4919143A; DE4091020C2; GB9101452D0; JP2570970Y2; GB2241786B; WO1990015571A1; JPH04500766A; GB2241786A

Abstract

(57)【要約】（修正有）【目的】生体から発せられる電気信号を求め又その周
波数を制御しつつ生体にフィードバックすることにより
生体の機能を改善する手段を得る。【構成】一対の電極９とアナログ信号増幅器２１と、
アナログからデジタルへの変換器２３、関心のある周波
数４８を選択する選択器２９と表示モニタ４５及びデジ
タル信号を異なった周波数として識別し周波数を表示
し、周波数が所定の幅の内側にあるか外側にあるかを決
定するコンピュータ２７より構成される。

Description

【考案の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】

本考案は、概ね生体からの生体電気的信号の受容及び処理に係るものである。一層詳細には、本考案は生体電気的信号を受容し、該信号を処理し、生体へ信号を送り返して、生体が選択された周波数を抑制するよう、或いは促進するようにする改良された装置に係る。

【０００２】

【従来の技術】

１９６０年以来多くの種類のフィードバック型方法及び装置が知られている。幾人かの研究者による初期の研究に於いては、半身不随、即ち脳の運動中枢が損傷し体の横半分が麻痺した状態、になった人の生体電気的フィードバックが注目された。

【０００３】１９６０年に、マリナシー（A.A.Marinacci)及びホランド（M.Horande)は左側半身不随に関しての神経フィードバックについて研究した。「神経筋の再教育に於ける筋電図（"Electromyogram in Neuromuscular Re-education " Bulletin o f the Los Angeles Neurologic Society ,25:57-71,1960) 」で報告されているように、彼らは麻痺した左腕の筋肉にニードル電極を差込み、随意の神経インパルスがないことを見つけることができた。彼らは電極を正常な右側の三角筋に差込み、患者に、筋肉の活動がどのように聴覚のフィードバックを生成することができるのかを見せた。その後、電極を麻痺した左側の三角筋に挿入した。患者は、以前は検知し得る活動が見られなかった場所に於て１０〜１５％の運動活動電位を生成することができた。同一の手法が他の筋肉の部位に於て成功裡に使用することができた。

【０００４】１９６４年に、アンドリュー（J.M.Andrew）が、「筋電計による半身不随の神経筋の再教育（"NeuromuscularRe-education of the Hemiplegic with the Aid of the Electromyograph,"Achieves of Physical Medicine and Rehabilitation ,4 5:530-532,1964) 」に報告されているように、不随になった三頭筋に筋電図（ＥＭＧ）の電極を挿入された半身不随の患者を用いた研究を報告した。聴覚のフィードバックが、被検者が音及び運動を生成しようとする際に、与えられた。１５分間試験が行われ、２０人の患者のうち１７人に於て運動活動電位の増加が見られた。

【０００５】１９７３年に、ジョンソン（H.E.Johnson)とガートン（W.E.Garton）が、「筋電計装置を用いた半身不随に於ける筋肉の再教育("Muscle Re-education in-Hem iplega by use of Electromyograph Device",Achieves of Physical Medicine a nd Rehabilitation, 54: 320-325, 1973)」にて論じているように、１０人の半身不随患者についての報告をし、この報告に於て彼等は１０人の半身不随の患者に対してＥＭＧの手法を、アンドリューの研究に於て見られるような単に随意の運動の復元としてではなく、全体的なリハビリテーションに於ける補助として用いた。１０人の被検者のうち５人は十分に回復し、麻痺した側の足の矯正を取除くことができた。

【０００６】１９７４年にはブラドニー（J.Brudny）等がＥＭＧフィードバックを用いて１３人の片側不全麻痺を含む３６人の患者を治療した。このことは、ブラドニー（ Brudny,J.)、コレイン（Korein,J.)、レヴィドー（Levidow,L.）、グリンバム（ Grynbaum,B.B.)、レイバーマン（Lieberman,A.）及びフリードマン（Friedman,L .W.)の「随意運動の中枢神経障害の治療の条件としての感覚神経のフィードバック治療("Sensory Feedback Therapy as a Modality of Treatment in Central N ervous Disorders of Voluntary Movements",Neurology,24:925-932,1974）」に記載されている。この研究に於てはニードル電極を差し込む代わりに表面電極が用いられた。２人の患者では、変化は起こらなかった。１人の患者に於て、筋肉の痙攣が軽減された。６人の患者に於ては、先端の機能が回復し、４人の場合では、把握することが可能となった。

【０００７】また、１９７４年には、スワーン（D.Swaan)、バン・ウエリンガー（P.C.W.Va n Wieringer)及びフォッケマ（S.D.Fokkema)が半身不随を４人含む７人の患者についてのＥＭＧフィードバックを研究した。このことは、「望まない運動活動を抑制するための聴覚の筋電図のフィードバック治療（"Auditory Electromyograp hic Feedback Therapy to Inhivit Undesired Motor Activity",Achieves of Ph ysical Medicine and Rehabilitation,5 7:9-11,1974 ）」に記載されている。被検者は、自らの四頭筋を収縮しながら長腓骨筋を抑制するよう教られた。フィードバックと共に、慣用のリハビリテーション方法が、腓骨筋の望ましくない過剰活動を抑えるために用いられた。四頭筋の補強及び長腓骨筋の抑制が得られたとは言えなかった。

【０００８】１９７５年にはバスマジアン（J.V.Basmajian)、ククルカ（C.G.Kukulka)、ナラヤン（M.G.Narayan)及びタケベ（K.Takebe）が、「動作後の尖足の生体フィードバック治療と通常のリハビリテーション技術との比較：自発的制御及び強度の効果("Biofeedback Treatment of a Foot-Drop After Stroke Compare With Sta ndard Rehabilitation Technics:Effects on Voluntary Control and Strength" ,Achieves of P hysical Medicine and Rehabilitation,56:23-236,1975）」にて繰返し動作後の足首の背屈麻痺の場合に於ける通常のリハビリテーションの方法の結果とＥＭＧ生体フィードバックと物理的治療法を加えたものとを比較した。筆者らは生体フィードバックにより治療した組の患者に於ける動きの強度及び幅の両方の増加は訓練により制御された組の患者の達成したものの２倍であったと主張した。二組の患者は一定的に一致しなかった。生体フィードバックを物理的治療に加えたとき、その混合された変数を制御することは出来なかった。

【０００９】１９７６年にはテイラー（L.P.Taylor）及びボンガー（B.Bongar）は「生体フィードバックの治療の臨床的適用（Clinical Applications in Biofeedback The rapy, Psychology Place,Los Angeles, Clifornia,1976）」に於て脳血管障害患者の治療に筋電フィードバック法を用いることを述べた。患者は、一連の筋肉を、他の部分を同時に楽にした状態で、抑制するよう教えられた。例えば親指の伸展を容易にできる状態で親指の屈曲を抑制することが試みられた。

【００１０】１９７９年にはキーフェ（F.Keefe)及びトロンブリー（K.Trombly ）が米国生体フィードバック学界の会報（The Proceedings of Biofeedback Society of Am erica, Tenth Annual Meeting,February,1979 in San Diego, California）で表わされた「損われた運動感覚神経：ＥＭＧフィードバックは助けることができるか（"Impaired Kinesthic Sensation:CanEMG Feedback Help?") 」にてＥＭＧフィードバックを、半身不随の患者が手足の位置を、その手足を見ることなく判断するのに役立てた。患者は正確な手足の位置決めに於けるＥＮＧ生体フィードバックの効果を評価するために、Ａ−Ｂ−Ａ−Ｂなる図に従ってフィードバックを取去る検査をうけた。可聴周波のフィードバックによるＥＭＧフィードバックを行うと基準線（baseline）に対する動きに於て改善が見られた。フィードバックを取除くと動きは減小し、再びＥＭＧフィードバックを起すと、動きは再度改善した。患者は腕の機能を改善するためにＥＭＧフィードバックの訓練を用いることができるようになった。

【００１１】１９７９年にコヘイル（R.Koheil, et al)はオタリオ小児麻痺センターで、関節位置訓練器（Joint Poition Trainer ）を開発し３人の半身不随者に対し手足の位置についての正確なフィードバックを提供した。このことは、米国生体フィードバック学界の会報（The Proceedings of Biofeedback Society of America, Tenth Annual meeting,February,1979 in San Diego, California）で表わされたコヘイル（Koheil,R.)、マンデル（Mandel,A. ）、ハーマン（Herman,A. ）及びアイルス（Iles,G. ）の「発作患者に於ける膝の過剰伸展についての関節位置訓練：予備実験に於ける結果（"Joint Position Training Hiper Exteysionof t he Knee Instroke Patients: Preliminary Results" ）」に記載されている。関節位置訓練器は筋肉活動のフィードバックというよりも、むしろ位置のフィードバックを与えるものであり、足錠に取付けられた測角器と膝の関節角の聴覚的なフィードバックとを結びつけたものである。３人の患者のうち２人は膝の過剰伸展の制御をよりよくできるようになり、歩き方が改善された。

【００１２】これらに関連した技術による結果には限界があった。何故なら、発生された周波数は容易に決定されるものではなく、その発生された特定の周波数を認識することは困難であり、また、被検者はこれらの周波数を制御することができなかったからである。

【００１３】その他の研究努力が、特に、脳から発せられる生体電気的信号についてはらわれた。初期の研究のうちの一つが、１９６６年マルホランド（T.Mullholland)及びエヴァンズ（C.R.Evans)によって示され、彼らは脳から発せられるα波（概ね７．５−１１．５ヘルツ）を使用して被検者によって認識可能なフィードバック信号を駆動し、やすらぎを与えたことを述べた。このことは、ネイチャー（Mull holland,T.,Evans,C.R.Nature,211:1278,1966 ）に記載されている。α波を抑制することは、α波が生成された際に、被検者が音或いは光を認識することによって或る程度可能であった。しかし同様に、生体電気的信号の特定の周波数の変化により被検者が特定の周波数を容易に感知しそして抑制或いは促進することはできなかった。

【００１４】他の脳電図（ＥＥＧ）フィードバック装置がスパンダ（Spunda, Ｊ．）とラディルウエイス（Radil-Weiss,T.）の「優性ＥＥＧ活動の瞬間周波数の測定のための簡単な装置（"A Simple Device for Measuring the Instaneous Frequency of the Dominant EEG Activity",Electroencephalographic Clinical Neurophysio logy,3 2:434,1972）」に記載されている。この装置は、ＥＥＧ周波数を、帯域解析を用いる解析のために、電圧レベルに変換した。一組の波形発生器は、周波数に対応する電圧レベルとなる瀘波された信号の積極的に指定した零点の各々に於てフリップフロップによって駆動する。

【００１５】もう一つのＥＥＧフィードバック装置がヒックス（Hicks,R.G.）及びアングナー（Angner,E.)の「ＥＥＧ時間関係の装置による見積り("Instrumental Evaluat ion of EEG Time Relationships", Psychophysiology,6:44,1970）」に記載された。この装置はフィードバック装置としてピーク検出及び典型的な論理回路を使用して皮質波からのＥＥＧ波の分時間の移動を解析した。

【００１６】また、ボウドロット（Boudrot,R.）の「α波検出及びフィードバック制御装置（An Alpha Detection and Feedback Control System, Psychophysiology,9:467 ,1972)」に於ては、フィードバック装置がα波を取出し患者に聴覚的及び視覚的刺激のフィードバックを与えた。その後、フェイファ（Pfeifer,E.A.）及びアッセルマン(Usselmann,C. ）、の「被検者にフィードバック刺激を与えるＥＥＧ信号のための万能増幅分析器（"A Versatile Amplitude Analyzer for EEG Signal s to Provide Feedback Stimuli to the Subject",Med. Biol.Eng. 8:309,1970) 」に於ては、フィードバック装置はＥＥＧの修正の研究に於て振幅を解析し被検者にきっかけを与えるフィードバックを与えた。これにより、論理素子と表示器とを結びつけた帯域解析を用いることが可能となった。

【００１７】更に、「生体の神経回路網の制御のための装置及び方法("System and Method for Controlling the Nervous System of a Living Organism") 」と名付けられた１９７４年９月２４日付米国特許３，８３７，３３１号に、もともとアナログである生体電気的信号の特定の周波数を決定する装置及び方法が記載されている。この装置は他の装置と同じように帯域解析或いは、特定の周波数を瀘波する他の技術を用いることにより対象となる特定の周波数を研究するものである。

【００１８】帯域解析に於て、アナログ瀘波器は与えられた時間に於てどの程度の周波数が発生されているかを解析し、或いは時間及び電圧に関係した周波数を解析するものである。要求される装置は、生体電気的フィードバック装置に通常使用される構成部品に加えて、精密な減衰器、能動帯域瀘波器、及び修正手段及び積分手段を含んでいる。更に、帯域解析或るいはパワースペクトル解析は、関心のある特定の周波数を分離する必要がある。かかる解析は典型的には、特別な解析技術及び多大な計算時間を必要とするコンピュータに於て実行される。パワースペクトル解析は生体電気的信号の変化量、或いは、一つの若しくはそれ以上の信号チャンネル間に於ける共変量を見る。信号は強度密度に関連した異なった周波数帯域に分けられ、フーリエ級数プログラムを用いて解析される。

【００１９】上記の方法はわずらわしく、時間のかかるものであるだけでなく、不正確なものである。周波数について得られた結果は、使われた解析手法が指数或いは対数解析に基いているため、しばしば歪んだものとなる。上記の手法に於て抑制或い促進をする上で所望の実際の周波数を決定できたとしても、このことはかかる装置の誤差の範囲からして精々偶然でしかない。

【００２０】また、上で参照したの装置には、解析の目的で、見直し及び操作を行うための、検査下に於ける変化する周波数を表示し、記憶する適当な手段が欠けている。しかし最も重要なことは、これらのＥＥＧフィードバック装置には、一度被検者が対象となる特定の周波数を抑制或いは促進することを学習した後、被検者の改善の程度を評価するための、或いは、被検者へ応答するための、選択された限界値或いは閾値を設定する能力が欠けている。

【００２１】上記の不具合は本考案により解決される。かかるこれらの不具合を解決する装置は神経心理学及び神経生理学の分野に於て注目されている。研究者と実行者は本考案の価値を直ぐに認識するであろう。更に、精神的外傷、薬物常用或いは遺伝的異常により神経障害を受けた人は本考案から大きな利益を得ることができる。本考案は診断のための機械としてだけでなく、身体特に脳の異常或いは神経疾患を治療する手段として動作する。

【００２２】

【考案の要旨】

本考案は、二つの実施例を含んでいる。

【００２３】第一の実施例は生体或いは人体のアナログの生体電気的周波数を検知し表示することに係り、人体の選択された位置に於てアナログの生体電気的信号を検知する過程と、アナログの生体電気的信号を増幅する過程と、アナログの生体電気的信号を特定の周波数を示すデジタル信号に変換する過程と、関心のある特定のデジタル信号を選択し時間について連続な波形の型式でその関心のある特定の信号を表示或いは記憶する過程とを実行する。

【００２４】上記の過程を実行するための装置は、人或いは生体に於ける選択された位置に取付けられアナログの生体電気的信号を受入れる受容器手段と、該受容器手段によって受入れられたアナログの生体電気的信号を増幅する受容体手段と関係付けられた増幅器と、アナログの生体電気的信号をその電気的周波数を表わすデジタル信号に変換するアナログ・デジタル変換器とを含む。変換器は増幅器から増幅されたアナログの生体電気的信号を受取る。

【００２５】コンピュータは、所定の期間に亙ってデジタル信号のうちの一つの振幅を積分し、時間についての電圧に於ける変化を決定しこれにより人間或いは生体から放出された電気的周波数を決定する電圧によって、その結果の値を割り算するのに使われる。そして、コンピュータは電圧によって割られた結果の値を時間について作図できる型式に変換する。規定された型式で表された電気的周波数を表示する表示モニタを組入れてよい。

【００２６】更に、時間についての電圧によって割られた結果の値を記録する磁気ディスク記録が、続いて行われる見直し或いは解析のための情報を記録するために使われる。

【００２７】本考案の第二の実施例は、上記の第一の実施例にて実行される過程に加えて、関心のある特定のデジタル信号が所定期間に選択された振幅の閾値内にあるときに人間へ或る信号を送る過程と、人間が関心のある特定のデジタル信号の振幅に作用できるように人間を精神的に集中させる過程とを実行する。このことにより、人は自分の体の選択された場所に於て放射されたある相当するアナログの生体電気的周波数に作用ができるようになる。

【００２８】特定のデジタル信号についての振幅を設定する過程に続いて加えられる過程に、選択されたデジタル信号の振幅を時間について積分し振幅の閾値電圧によって割る過程を含んでいてよい。これにより、選択されたデジタル信号の電圧が変化しているかどうか、従ってこれに対応するアナログの生体電気的周波数が抑制或いは強められているかどうかを決定することになる。

【００２９】またもう一つの過程として選択されたデジタル信号を連続の波形として表示し、該連続波形と関係付けて水平線として電圧の閾値を表示することにより対応するアナログの生体電気的周波数が抑制され、或いは促進されていることを容易に決定する過程を加えてもよい。

【００３０】同様に、見直し及びデータ操作のためにデジタル信号を磁気媒体に記録する記録過程が加えられてよい。

【００３１】時間について変化する波形として関心のある特定のデジタル信号を連続的に表示する過程が組込まれることができ、ここでは振幅の閾値の電圧が直線として表示される。

【００３２】関心のあるアナログの生体電気的信号に関係のないかけ離れた信号を抑える過程が望ましくない雑音を抑えるために使用されてよい。

【００３３】第二の実施例に於て使用される装置は前記の装置と類似する。生体電気的信号を検出する過程は作用されるべき人体の選択された位置にて置かれた二つの電極を用いることによって達成される。増幅する過程は、その電極に関係結合され電極間の電位差を識別する信号増幅器を用いることによって達成される。変換する過程は、時間について電圧の変化を示す信号を受入れ、電圧の変化をデジタルパルスに変換するアナログ・デジタル変換器を用いることによって達成される。

【００３４】選択する過程は、特定のアナログの生体電気的周波数に相当するデジタルパルスを選択する数値解析器を用いて、達成される。送る過程は、電極間に認識されたアナログの生体電気的周波数が或る所定期間について或る所定の幅の中にあるときに人間に対して発せられる光或いは音を使うことによって、達成される。表示する過程は、時間について連続の波形として特定のデジタル信号を表示する波形スクローラを用いること及び波形スクローラによって作図されるように時間について連続波を表示するモニタを用いることによって、達成される。積分する過程は積分を計算できるコンピュータを用いることによって達成される。

【００３５】本考案の他の局面及び利点は以下の好ましい実施例の説明及び添付の図面により明らかになるであろう。これらは例として本考案の原理を示したものに過ぎない。

【００３６】

【実施例】

図面に於て符号が各要素を示すように、生体５が、図１〜図４に模式的に示されるように、受容手段７を用いることによりモニタされる。受容手段７は、図３に於てウサギ１１、図４に於て人１３に取付けられるように示されている鉄を含む物質からなる少なくとも二つの電極９を含む。電極９は、体の、関心の対象となり得る生体電気的信号を発する如何なる部分にも置くことができる。図３及び図４に於ては、ウサギ１１の頭１５及び人１３の頭１７の生体電気的信号が関心の対象となっている。二つの電極９間の電位差は時間について感知され、ワイヤ１９によって増幅手段或いは増幅器２１へ伝達される。ここで使われている一つの増幅器はモレンドシノ（morendocino)マイクロコンピュータＥＥＧ増幅器か、これと同等のものである。増幅器２１は生きている生体から生じる生体電気的信号のようなアナログ信号を増幅できる種類のものである。生体電気的信号は、典型的には非常に僅かであり、電気的手段によって容易に解析できるものではないので、増幅が必要となる。かかる増幅は脳電図に適用される技術に於て普通に知られているものである。

【００３７】アナログの生体電気的信号が十分に増幅されると、その信号は、アナログの生体電気的信号に於ける周波数特性に対応する離散的なデジタル信号を生成するために、アナログ・デジタル変換器手段２３によってデジタル化、或いは復調される。幾つかの信号瀘波が復調に先立ってアナログの生体電気的信号を正確に処理するために必要であろう。アナログの生体電気的信号の復調はＤＡＳＨ−１６アナログ／デジタルインプットカード２５（DASH-16 analog/digital input card を用いることにより達成することができる。このインプットカード２５はメトラバイト社（Metrabyte Corp.)によって製造されたものであり、パーソナルコンピュータのための高速多機能アナログ／デジタルＩ／Ｏ拡張ボードである。

【００３８】ＤＡＳＨ−１６は、Ｄ．Ｍ．Ａ．モードに於て最大処理速度（throughput rat e)６０キロヘルツを与える変換時間が１２マイクロ秒の産業用標準（HI-674A)１２ビット逐次近似変換器を使用している。チャンネル入力の構成は、ボード上に於て選択可能に切換えられ、１６個のシングルエンドチャンネル或いは９０ｄＢの同相除去比及び±１０ｖの同相電圧幅の８個の差動チャンネルの間で一つ選択できる。

【００３９】アナログからデジタルへの変換は、ソフトウエアのコマンド、内部のプログラム可能な間隔計時機構、或いは、アナログ・デジタル変換器への直接の外部のトリガの三つの手法のうちの一つにより開始されてよい。アナログ・デジタル（Ａ／Ｄ）の変換の終りに於てデータは、プログラム転送、割込み、Ｄ．Ｍ．Ａ．の三つのうちの何れかによって転送されることができる。全ての動作モードはＤＡＳＨ−１６上の制御レジスタによって選択され、また付随する有用なソフトウエアによって補佐される。

【００４０】高入力インピーダンス幅は、単極では＋１Ｖ、＋２Ｖ、＋５Ｖ及び＋１０Ｖ、双極では、＋／−０．５Ｖ、＋／−１Ｖ、＋／−２．５Ｖ、＋／−５Ｖ及び＋／ −１０Ｖのうちからの選択可能に切換えられる。これらの幅は全てのチャンネルについて共通であり、入力計装増幅器の利得によって制御される。他の幅は個別にユーザーによって取入れられた抵抗体によって設けられる。全ての入力は低ドリフト、高速安定計装増幅器／標本保持の組合せを介して多重化され、チャンネル入力の構成は選択可能に切換えられ、１６のシングルエンド或いは８の差動チャンネルのうちの何れかとして動作する。

【００４１】３チャンネルのプログラム可能な間隔計時機構（Intel 8254）は２５０キロヘルツから毎時１パルスの間のどの速度でもアナログ・デジタル変換器へトリガーパルスを与える。二つのチャンネルは内部の１メガヘルツの水晶時計（ＤＡＳＨ −１６Ｆに於て任意に１０メガヘルツを選択できる）からの固定された分周器構成に於て動作される。第三のチャンネルは拘束されておらず、ゲート１６ビット２進カウンタを与える。２進カウンタは事象或いはパルスを数えること、遅れてトリガを出すこと及び他のチャンネルと共働して周波数及び周期測定を行うことに使うことができる。

【００４２】二つのチャンネルは１２ビットのＤ／Ａ出力を多重化する。Ｄ／Ａ変換器は０から＋５Ｖの出力を与えるようにＤＡＳＨ−１６ボードから与えられる−５Ｖに固定された基準により動作される。選択的に外部のＤ．Ｃ．、或いは、Ａ．Ｃ．の基準が、Ａ．Ｃ．信号に於て異なった出力幅或いはプログラム可能な減衰作動を与えるために用いられてよい。Ｄ／Ａ変換器は二重に緩衝され、瞬間的な単一過程を更新する。

【００４３】 −５Ｖ（＋／−０．０５Ｖ）の正確な基準電圧出力は、Ａ／Ｄ変換器の基準より得られる。典型的な使い方はＤ／Ａ変換器へＤ．Ｃ．基準入力を与え、ユーザーの供給した入力回路にオフセットとブリッジ励起を与えることである。

【００４４】デジタルＩ／Ｏは、４ビットのＴＴＬ／ＤＴＬに互換性のあるデジタル出力と４ビットのデジタル入力とからなる。独立のＩ／Ｏポートとしてアドレスされている他に、デジタル入力の幾つかは、或るモードに於てＡ／Ｏトリガーとして及びカウンタ・ゲート制御入力としての二重の役割をする。

【００４５】アナログ／デジタルインプットカード２５は改造されたパーソナルコンピュータ２７の中に組入れられる。このパーソナルコンピュータは、ＩＢＭＰＣ或いはＸＴ型の如くアナログ／デジタルインプットカード２５により十分に仲介させられることができるものとできる。

【００４６】感知された或るアナログの生体電気的周波数に関して、デジタル信号の結果は更に解析することができる。選択手段２９により、モニタされるべき特定の生体電気的なアナログの周波数に相当する特定のデジタル信号を分離するよう十分にデジタル信号を操作することができるようになる。この機能はＤＡＳＨ−１６カードを用いることによって達成することもできる。

【００４７】コンピュータ２７は８０８７数値処理カード２９を拡張メモリカード３０と共に含み、数値処理カード２９により、研究されるべき生体電気的周波数に相当する関心のある特定のデジタル信号を他のものの中から選択することが可能となる。かかる選択は、デジタル瀘波の分野に於て通常知られている或るデジタル瀘波器を用いてデジタル分離によって実行することができる。これらの技術の多くは、ＤＡＳＨ−１６カードを使用することにより実行される。

【００４８】更に計算手段３１が特定のデジタル信号の強度を所定の期間に亙り積分するために使われる。結果の値は、時間期間についての電圧に於ける変化を決定し従って人或いは動物によって発せられた生体電気的周波数を決定するマイクロボルト単位の電圧によって割り算される。この計算は特定のアルゴリズムによって動作されるコンピュータ２７によって達成される。特定のアルゴリズムはここで開示され、添付の参考Ａ(Appendex A)に於て説明されている。参考Ａはソフトウエアの例及びそれらの相互関係について記載した表である。キーボード２８を有するコンピュータ２７は、その後マイクロボルト単位の電圧で割られた結果の値を時間について作図可能な書式に変換する。キーボードにより閾値が入力される。その閾値は、結果の信号の振幅が或る振幅の範囲内にあるときに（生体電気的信号は或る特定の周波数内にある。）信号発生手段が人間に対し聴覚的、視覚的或いは感知し得る信号であって生体電気的周波数が所定の範囲内にあることを示す信号を発生するように設定することができる。初期設定された、或いは技術者若しくはモニタしている被検者によって変更される簡単なアルゴリズムによる振幅感知手段３５が用いられる。

【００４９】信号発生手段３３は、モニタする電極９によって取入れられた周波数が初期設定の周波数領域の中にあることを被検者に示す音、光、又は一連の音或いは光を発する簡単な光箱或いは音箱３７である。勿論、信号発生手段は被検者によって感知し得る他の型の刺激とすることもできる。一つの考えられる手法としては、ビデオ付のゲームを用いる方法がある。このビデオゲームは、脳波の周波数を制御する方法によって制御することのできるアニメーションを表示する。

【００５０】被検者が或る帯域内の生体電気的周波数が感知し得ると気付くとフィードバック現象が可能になる。被検者は信号発生手段３３からの刺激を得ることに精神的に集中し、これにより被検者は電極９の置かれている場所に於て発生する生体電気的周波数を変化するように訓練できるようになる。被検者がこれらの発生される周波数が初期設定の範囲内にあるかどうかについて注意することができるようになると、所定の種類の生体電気的周波数は促進され、容易に生成されるようになるか、或いは、抑制されるようになり得る。

【００５１】更に、抑圧手段３９或いは人工的な抑圧装置は信号発生手段３３を普通に動作してしまう望ましくない信号を抑えるために使うことができる。望ましくない信号には、被検者の筋肉内に於ける生体電気的活動に起因する「雑音」が含まれる。被検者の耳或いは体のその他の部分に基準線ワイア４１を取付けることにより、耳に基準を有する双極接続が用いられてよい。かかる被検者の耳或いはその他の部分は抑圧する手段３３へ或る信号を発し、抑圧する手段３３は電極９から受取られた比較可能な信号を抑圧すべきことを表示する。抑圧手段３９の構造及び機能はこの分野に於て通常知られているものであり、ここで更に言及しない。電極９の周り以外の場所から発せられた関心のない大きく外れた生体電気的周波数は抑えられるべきであるといえば十分であろう。抑圧に必要な回路は、図４に示されている如き増幅器２１或いはコンピュータ２７の中に見ることができる。

【００５２】表示手段４３或いはモニタ４５は波形スクローラ表示カード４５及びグラフィック表示カード４６と関係付けられて用いられ、処理された生体電気的信号からの結果である復調された或いは処理されたデータを表示する。グラフィック表示カードはヘラクレスモノクロームカード（Hercules Monochrome ）であるが、多くのＩＢＭ互換性のあるカードを使うことができる。波形スクローラカード４５はモニタ上に時間についてデータ点を表示するコンピュータグラフィックの分野に於て通常知られているものである。

【００５３】関心のある特定の周波数は、関心のある特定の周波数が抑制されているか或いは促進されているかによって振幅が変化する正弦波４８として表示される。一層詳細には、波形スクローラカード４７が計算手段３１によって受取られたデータを処理し、モニタ４５上にそれを表示する。表示された実際のデータは、生体電気的信号を構成する関心のある特定の周波数を表わす関心のあるデジタル信号を時間について積分した値をマイクロボルト単位の電圧で割ったものである。上限及び下限の閾値レベルを設定し、表示モニタ４５上に水平線４９として表示することが可能である。水平線４９は特定の生体電気的周波数に関連して特定のマイクロボルトの尺度を表わす。正弦波の振幅が水平線４９によって導入された限界値を越える場合、信号発生手段３３或いは光若しくは音箱３７は被検者へ特定の周波数が抑圧或いは抑制されていないことを示す特定の信号を送る。正弦波４８が水平線４９内にあるときには、被検者は、関心のある特定の生体電気的周波数が水平線４９によって確定されるマイクロボルトのレベル内に少なくとも抑えられていることを示す、別の信号を受ける。被検者による実行に基いて水平線４９は、信号発生手段による報酬の応答を達成するために最小の生体電気的周波数でさえ生じるよう互いに近接するようにできる。勿論、光或いは応答装置を用いても用いなくてもよい。

【００５４】この分野に於て通常知られているタイミング回路を含むタイミング手段５１は、生成される生体電気的周波数のレベルが報酬信号が与えられる前に規定の限界値内に留まっていなければならない所要時間を決定するのに使うことができる。この所要時間は被検者の特定の生体電気的周波数の生成を抑制する能力が改善されると短くすることができる。この所要時間を変化させることができるということは本考案の一つの特徴であり、訓練される被検者及び被検者によって進歩する熟練の程度に応じて臨床上及び治療上の要求を非常によく満たすことができる。

【００５５】記録手段５３は磁気媒体或いはハードディスク５５或いはフロッピーディスク（図示せず）上に記録するフロッピーディスクドライブ５７に記録するために用いることができる。もしハードディスク５５が使われた場合磁気記憶媒体の分野で通常知られているハードディスク・コントローラ・カード５８が必要となる。表示モニタ４５上に表示された治療の結果は、過去に治療した際の結果と共に比較できるよう表示できる、或いは将来に治療した際の結果と比較し得る型式で保存される。被検者の特定の生体電気的周波数を抑制或いは促進することについての進歩を比較するために統計学上の推測の分野に於て通常知られている非常に多くのソフトウエアツールを使うことができる。非常に役に立つことは、全ての治療に於て生成される波形を画面或いは紙の頁の上にその全てを見ることができるような書式に圧縮するようにすることである。かかる解析は治療を行った全ての期間に於ける患者の特定の周波数を抑制し或いは促進する能力を見るのに役立つ。この情報は単に臨床医に役立つだけでなく、被検者にとっても役に立つ。何故なら被検者が認識する結果が被検者の特定の生体電気的周波数を更に促進し或いは抑制する能力を向上させることになるからである。

【００５６】フィードバックは原則的には信号発生手段３３によって被検者に与えられているが、表示手段が被検者が自分自身の或る生体電気的周波数の促進或いは抑制についての進歩を見ることによって用いることもできる。

【００５７】また、図１及び図３に示されているように、本考案がフィードバック或いは信号発生手段３３を用いずに、単に図示された生体５ウサギ１１からの或る選択された生体電気的周波数を正確にそして容易にモニタするために使うこともできる。また、もし適確なソフトウエア及びハードウエアの改良がＥＥＧをモニタし記憶する分野に於て知られているように適用されるならば、様々な領域をモニタする目的で本考案に他の多くの異なったＥＥＧ型チャンネルを導入することができるということは特記すべきことであろう。ここには、本考案を正確に作動させるための必要なケーブル、プラグ及びジャックの多くは記載されていない。これは、これらの付属部品がマイクロコンピュータでデータ処理する分野に於て通常知られているものであるからである。

【００５８】使われるソフトウエアは、下記の如きパラメータ、及び参考Ａ(Appendex A)に具体化されたパラメータに関し、記載されたハードウエアと共に動作する。当業者は以下の考察が役に立つことが理解できるであろう。

【００５９】ソフトウェアによるデータ収集はその記憶内のラップ−アラウンドを可能とし、従ってポインタの比較に於て＞或いは、＜は意味を持たない。＝＝若しくは！＝のみが比較に於ては有用となる。

【００６０】データ収集は、システムが使用可能であれば、連続的に継続される。ポインタ「ad prt」は常に使用される次の記憶場所を指し示す。このポインタは割り込み処理ルーチンによって増加（ incremented）され、それが生データ・メモリの開始に設定されているとき、データ収集の開始以外では、他のものによって変化することはない。

【００６１】また、データ瀘波はほとんどの情況に於て連続的に継続される。瀘波されたポインタは常に瀘波器に与えられる次のデータを指し示す。ポインタは、瀘波のプログラムに従って増加（ incremented）され、データ収集の開始、或いは、データの見直しの開始の際を除いて、他のものでは変化しない。

【００６２】作図動作が開始され、停止され、取り消され、再び開始されてよい。二つのポインタが含まれている。：（１）「 plotted」次に作図されるデータを指し示す。

【００６３】（２）「 plotptr」割り込みサービスによって更新され、通常の速度で作図しているときにもう一つのポイントを作図すべき時間を示す。これらのポインタは作図方向に従って、増加、或いは減小する。：「int runn」が＋１のとき作図を進め、−１のとき取り消し、０のとき停止する。このようにポインタに「runn 」を与えるとポインタが適当に変化する。

【００６４】プログラムを構成する上で考慮する点が幾つかある。：患者のファイルを用意すること、患者への接続、プログラムを開始すること、そしてプログラムを実行すること。患者のファイルを用意すること患者のファイルの例が以下に示されている。システムに組み込まれた検査編集プログラム（ test editor）を用いて新しいファイルを作成し編集することができる。例のファイルはファイルの内容についての覚え書き（Ｎｏｔｅｓ）を含んでいる。新しい患者のファイルが用意されるとき、これらの覚え書きはそのファイルから消去されてよい。

【００６５】例 c:/adinp/adcoef ２０１００生データ線跡尺度と人工的な抑圧レベル２０３０中間部（middle）線跡尺度と閾値２０２０底部（bottom）線跡尺度と閾値覚え書き（Ｎｏｔｅｓ）：患者の名前はこのファイルの第一行に現れなければならない。

【００６６】 adcoefは瀘波係数が見つけられるべきファイルを指定する。これはこのファイルの第二行に現れなければならない。

【００６７】尺度と人工的な抑制レベルは第三行になければならない。

【００６８】中間部線跡のための尺度と閾値は第四行になければならない。

【００６９】底部線跡のための尺度と閾値は第五行になければならない。

【００７０】このファイルの後に何か別の覚え書きが置かれてよく、このファイルはＤＯＳの指令： type patient により、読むことができる。

【００７１】覚え書きはワードスターのようなもの以外の公正なＡＳＣＩＩファイルを作成するワードプロセッサを用いて書き加えることができる。プログラムの開始もしコンピュータが起動されていなければ、フロッピーディスク・ドライブ５７を開け、電源を入れる。コンピュータは精巧な自己検査プログラムを実行し、ドライブＡ：にディスクがあるかどうかをみるであろう。もしドアが開いていれば、ドライブＡ：からは読めないのでハード・ディスク、ドライブＣ：を読むであろう。更に幾つかの検査と、ロードを行った後、最後にスクリーン上にＤＯＳのプロンプトを表示するであろう。Ｃ＞ドライブＡ：に患者のファイルの存在しているディスクを挿入するか、或いは、新しいディスクを作成し、ドアを閉める。キーボードで「ＥＥＧ」と打ち込み、続いて Enter」キーを押す。

【００７２】ハード・ディスク５５からプログラムがロードされ、「 patient」と呼ばれるフロッピー・ディスク上のファイルを読むことができる。もしそのファイルが見つからなかった場合、「患者ファイルが見つけられない。（Cannot find patien t file）」というメッセージを出して動作を中止する。

【００７３】もし必要なファイルがそこにあれば、表示器はそのことを示す。表示器は十二行目に患者のファイルの名前を示す。このファイルは通常、ディスク・ドライブＡから読み出されるので、表示器には、「a:patient opened」と示されるが、このファイルをドライブＢ或いはＣ、もしくは、Ｃのサブディクトリから得るように設定することもできる。

【００７４】患者の名前が表示器の十四行目に現れ、尺度付けの情報、ディスク上に保持されている最後のファイルの名前、大きさ及び日付けが十四行目にでる。その後、表示器はもし現在の実験からの結果によるデータを保持すれば、作成される新しいファイルの名前を表示し、そのディスク上に更にどれ位のデータを置けるかを示す。

【００７５】その後プログラムは示された情報が正しいかどうかを問う。各々の患者のための個別のディスク及びしばしば一人の患者のための幾つかのディククについて、この問いに答えなければならない。

【００７６】もし「Ｙ」と打込み、正しい、と答えると、コンピュータ２７は更に情報をロードし、メニューを表示する。もし「Ｎ」（若しくは他の何れかのキー）と答えるとプログラムはディスクを取替えること、或いは別のドライヴに切換えること、或いは動作を中止することを可能にする。プログラムの実行「 raw input（生入力）」、「low-pass filtered input （低域透過瀘波入力）」を示す数値、及び三つの表示された値、「 top」、「 mid」及び「 bot」は、もともと備わっているか、或いは、本考案によって与えられる複数の尺度因子を有する。これらの関係は以下の如くである。

【００７７】入力は次の様に定義することができる：「 raw input」＝マイクロボルト単位に計られた増幅器へ与えられる完全に生の入力。

【００７８】「 sig」＝増幅、アナログ／デジタル変換、１６ビットの二つの補数表示への変換及び低域透過瀘波をした後の信号の値。「Ｓig」は任意の単位で表わされ、「 sig」の数値は、概ねこれに対応するマイクロボルトの数値より大きいものとなるであろう。Ｓigはメモリの中に記憶され、４〜７ヘルツ及び１２〜１５ヘルツの瀘波器に与えられる。この瀘波器はここで中間部及び底部瀘波器として述べたものである。

【００７９】出力は以下の如く定義される：「 top」＝「 sig」に応答する頂部（ top）線跡の偏向。

【００８０】「 mid」＝振幅信号の定常状態の帯域内にある信号が与えられたとき中間部瀘波器の出力に応答する中間部線跡の偏向。

【００８１】「 bot」＝振幅信号の定常状態の帯域内にある信号が与えられたとき底部瀘波器の出力に応答する底部線跡の偏向。

【００８２】尺度付けは重要であり、以下に述べる。中間部及び底部瀘波器は変化し得るものであり、尺度付けも変化し得るものであり、そして既に存在するデータを見直す際に与えられる新しい瀘波器及び尺度を適用することもできるので、瀘波過程の一部として尺度付けを実行することが簡便である。それ故、「 mid」及び「 b ot」は直接、瀘波器より生成され、表示するために準備され、従ってまたこれらは次のように定義することができる。：「 mid」＝「 sig」を入力とする中間部瀘波器の出力。

【００８３】「 bot」＝「 sig」を入力とする底部瀘波器の出力。

【００８４】尺度付けによってもともとのデータの値が変化することは好ましくない。それ故、低域透過瀘波器の出力「 sig」は、作図されマイクロボルト単位から画素で計られる線跡偏向へ変換される前に直接に別に尺度付けされる。

【００８５】尺度因子は正確に設定されなければならない。尺度付けは、他の機能、例えば信号増幅、アナログからデジタルへの変換及び瀘波等の副作用のために行われ、また、システムの操作者が見やすいように尺度を選択的に設定することにより行われる。

【００８６】詳細なシステムの構成は、画素で測定された線跡偏向に関係したものであるが、システムの操作者はマイクロボルト毎センチメートルの尺度或いは他の格子単位で考える方がより楽である。それ故、以下の如き関係が設けられる：「grid」＝ユーザーによって選択された尺度に相当する画素数。適当な値は２０であり、もしユーザーが５０マイクロボルトの尺度を選択すると５０マイクロボルトの信号の偏向は２０画素の作図偏向を生成することになる。

【００８７】コンピュータ２７は患者のファイルからの、或いは実行中の手動操作による三つの尺度の値の入力を備えている。（操作者は「Ｆ４」キーを押し、三つの数値を入れる。）これらの値は以下の様に識別される。：「iscale［ top］」、「iscale［ mid］」、「iscale［ bot］」。これらは表示モニタ４５上の格子画素の偏向を表わすマイクロボルト単位の信号レベルである。

【００８８】与えられた信号に関して注意すべきことは、大きい「iscale」がより小さな画像を生成するということである。この関係は、例えば高さが二つの格子単位のモニタ４５上の一つの線跡は、２「iscale」マイクロボルトの信号を表わすというものである。

【００８９】他の尺度因子を用いることができる。表示モニタ４５上に於ける所望の尺度付けを達成するために、完全には知られていない、或いは理解されていない他の尺度因子の中から、一連の因子（「 top」、「 mid」及び「 bot」の各々に対して一つづつ）が実験的に選択される。これらの因子は所望の結果を達成することとなる。これらの値は増幅器２１、及び選択手段２９と可能な幾つかの他の要素に関係したものであるが、全て操作者及び患者とは無関係なものであり、従って、これらは瀘波係数ファイルの中に格納され、操作者によっては変更することができない。これらはメモリ内に格納されている任意の「 sig」の単位と正しいマイクロボルトの測定値に結びつけ、（コンピュータプログラムに於て）「fullscal ［ trace］」と呼ばれる。それ故： microvolts＝ sig／fullscal［ trace］となる。もし操作者が選択した尺度が格子の大きさに等しければ、一つの画素が１しマイクロボルトに相当する。もし操作者が異なった尺度付けを選択すれば、更に作用を受けなければならない。

【００９０】 top＝ sig／fullscal[top] ×grid／iscal[top] 頂部線跡のための幾つかの因子は結合されて信号の因子となる。便宜上のこの因子は係数アレイに格納される。

【００９１】 coeff［ top］［16］＝grid/(「iscale［ top］」×fullscal［ top］）それ故作図プログラムに於て行われる乗算は： top＝ sig× coeff［ top］［16］となる。ここで「 sig」は任意の単位であり、［ top］は画素単位である。中間部及び底部線跡のための「fullscal［ trace］」の値は「 sig」の単位に於けるマイクロボルトへの関係と同一のものを含み、また、瀘波器の利得について補正されている。上記の如く、格子の大きさと操作者が選択した尺度付けは「fu llscal［ trace］」と共に一つの信号の因子として纏められる。便宜上これは瀘波器係数アレイの中に格納される： coeff［ top］［16］＝grid/ （「iscale［ trace］」×fullscal［ trace］）として格納される。これらの因数は、瀘波器入力に於てデータ（「 sig」の単位の）に適用され、これにより瀘波器の出力は直接に画素の値となる。

【００９２】閾値がシステムのために設定されなければならない。各々の線跡は各々に関連した閾値を有し、該閾値は頂部線跡の場合の瀘波器のクランピング、中間部線跡についての報酬及び底部線跡についての報酬の抑制、に関する決定を導く。それ故「thresh［ top］」、「thresh［ mid］」、「thresh［ bot］」及びマイクロボルト単位の決定値等が患者のファイルから入力され、数値として表示される。

【００９３】頂部線跡に関し、実際の決定はメモリ内に格納された任意の「 sig」の単位で表わされている、信号のレベルに基いている。それ故頂部線跡のマイクロボルトの閾値は： sigthres ＝thresh［ top］×fullscal［ top］によってこれらの単位に変換される。

【００９４】他の線跡に関して、実際の決定は瀘波機の出力に基いている。この出力は、既に画素で表わされており、それ故そのマイクロボルト閾値は m.thresh＝thresh［ mid］×grid／iscale［ mid］ b.thresh＝thresh［ bot］×grid/iscale ［ bot］によって画素に変換される。同様の変換が頂部線跡閾値について、閾値をグラフィック表示する目的でなされる。

【００９５】 topthres ＝thresh［ top］×grid／iscale［ top］これらの閾値及び尺度因子の計算はモジュール「thhold.c」の一部である関数「 chscale （）」に於てなされる。

【００９６】プログラムの報酬論理回路（reward logic）は正確な動作に対して厳密である。「 philtre.asm」に於けるデジタル瀘波器は二つの値「bottom.led」及び「mi ddle.led」を生成し、これらの値は、瀘波された信号の積分された振れ幅であって、その後信号のために設定された閾値で割算された値を表わす。（これ故数値＞１．０はその信号が閾値より大きいことを意味する。）信号発生手段３３の指示光及びカウンタ（図示せず）はこれら二つの値に依存する。カウンタは、被検者が検査期間に於て報酬された回数の数値を保つために使うことができる。

【００９７】三つの指示光３８がカウンタに加えて設けられてよい。これらは赤、黄及び緑として参照される。赤は５ヘルツ瀘波器を通った望ましくない周波数と変数「mi ddle.led」によって制御される抑制指示である。黄色は望ましい周波数によって制御される促進指示である。緑色の光は報酬がカウンタに示されていることを示す。

【００９８】赤の光はもし「middle.led」が１．０以上になったときに点灯され、５ヘルツの信号が閾値を越えたことを示す。実際には「ｍｉｄｄｌｅ．ｌｅｄ」は或る定められた上限によって１．０以上になり、赤い光を点灯しなければならず、同じ量によって１．０以下になり指示を消灯しなければならない。正確に１．０或いはその値に非常に近い場合、指示は変化しない。このことは指示のふらつきを取除くこととなる。

【００９９】黄色の光は連続的に変化し得る。その明るさは：（１５ヘルツの積分−閾値）／閾値に比例し、「bottom.led」＝−１．０と等価である。

【０１００】黄色の光は５ヘルツの抑制信号と無関係に点灯する。しかしながら、両方の光は筋肉或いは目の瞬きに於ける活動が検知されると、抑圧手段３９の機能としてかかる動きが検知された際に１秒間瀘波器への入力がクランプされるので、消灯することとなるであろう。

【０１０１】緑色の光は、一回の報酬を表わす。赤の光が消えた状態で黄色の光が連続的に０．５秒間点灯すると、緑の光が点灯する。可聴信号が与えられ、カウンタが増加する。緑の光は０．５秒間点灯し続け、次の報酬があるまで消灯する。プログラムは一つの報酬の後から次の報酬を得ることが可能となる前までの間隔を設定することができ、従って、もし望めば、報酬の周波数を制限することができる。

【０１０２】明らかにここで記載した手法は臨床医或いは被検者によって大きく変更することができる。

【０１０３】前記記載に於て理解されるべきことは、本考案は改良されたより簡便な、より正確なそしてより時間のかからない生体からの特定の生体電気的周波数を綿密にモニタし、或いは制御することを提供するということである。本考案による装置は、容易に適用できる構成部品から組立てることができ、容易に組立てることができる。更に、診断のために役立つ評価及び患者への適用が非常に改良される。更にパワースペクトル解析及びアナログの能動帯域信号瀘波を用いなくてもよくなる。

【０１０４】本考案は、単に前記の実施例について詳細に説明したが、当業者にとって本考案から逸脱することなく種々の変型かせなされるということは理解されることであろう。従って本考案は、以下の請求の範囲によってのみ制限される。

【図面の簡単な説明】

図１は本考案の改良された方法の第一の好ましい実施例
の機能的なブロック図である。図２は本考案の改良され
た方法の第二の好ましい実施例の機能的なブロック図で
ある。図３は被検者を関係付けて示した本考案の改良さ
れた装置の第一の好ましい実施例の右上方からの斜視図
である。図４は被検者を関係付けて示した本考案の改良
された装置の右上方からの斜視図である。

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【手続補正書】

【提出日】平成６年７月１８日

【手続補正１】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】図面の簡単な説明

【補正方法】変更

【補正内容】

【図面の簡単な説明】

【図１】本考案の改良された方法の第一の好ましい実施
例の機能的なブロック図である。

【図２】本考案の改良された方法の第二の好ましい実施
例の機能的なブロック図である。

【図３】被検者を関係付けて示した本考案の改良された
装置の第一の好ましい実施例の右上方からの斜視図であ
る。

【図４】被検者を関係付けて示した本考案の改良された
装置の右上方からの斜視図である。

Claims

【実用新案登録請求の範囲】

【請求項１】人体に於けるアナログの生体電気信号の周
波数を抑制或いは生成する改良された生体電気信号フィ
ードバック装置であって、（ａ）関心のあるアナログの生体電気信号を発する場所
に於て人体に接着され、該アナログ生体電気信号を受信
する受信手段と、（ｂ）受信された前記アナログ生体電気信号を増幅する
増幅手段と、（ｃ）増幅された前記アナログ生体電気信号を該生体電
気信号に固有の複数の周波数に対応する複数のデジタル
信号に変換するアナログからデジタルへの変換器手段
と、（ｄ）前記複数のデジタル信号の中から、抑制或いは強
調されるべき特定の周波数に相当する特定のデジタル信
号を選択する数値解析器を含む選択手段と、（ｅ）選択された前記特定のデジタル信号が所定の期間
に於て所定の振幅の範囲内に維持されているとき、人へ
特定の刺激を与え、これにより刺激を受けた人に前記特
定の周波数の生体電気信号を抑制或いは生成すべく精神
的に集中させることが可能である刺激手段と、を含む改
良された生体電気信号フィードバック装置。
【請求項２】請求項１による改良された生体電気信号フ
ィードバック装置であって、更に、所定期間について前
記所定の振幅の範囲を設定する積分手段を含み、前記積
分手段は期間について前記特定のデジタル信号の振幅を
積分し、その積分値を所定の振幅閾値電圧によって割算
し、これにより前記特定のデジタル信号の電圧が変化し
ているかどうかを確認し、これにより前記対応する生体
電気的信号の周波数が抑制されつつあるか或いは強めら
れつつあるかを確認することを可能とする装置。
【請求項３】請求項２による改良された生体電気信号フ
ィードバック装置であって、更に、前記デジタル信号を
時間について変化する波形として表示し且前記所定の振
幅の範囲を表示する監視手段を含む装置。
【請求項４】請求項３による改良された生体電気信号フ
ィードバック装置であって、更に、見直し及びデータ操
作のために前記デジタル信号を磁気媒体に記録する記録
手段を含む装置。
【請求項５】請求項４による改良された生体電気信号フ
ィードバック装置であって、更に、前記受信手段によっ
て受取られた信号のうち前記刺激手段を作動させること
が望ましくない信号を選択的に設定し抑圧する抑圧手段
を含む装置。
【請求項６】請求項５による改良された生体電気信号フ
ィードバック装置であって、前記受信手段が前記増幅手
段に接続された二つの電極を含み、前記アナログからデ
ジタルへの変換器手段が前記増幅されたアナログの生体
電気的信号を受取るアナログ／デジタル・インプット・
カードを含み、前記積分手段が前記デジタル信号を受取
り、該信号を時間について変化する電圧を示すよう処理
する数値処理カードを含む装置。
【請求項７】生体の所望の位置に於ける生体電気信号の
周波数を表示する改良された生体電気信号表示装置であ
って、（ａ）生体の所望の位置に接着され、アナログの生体電
気的信号を受信する受信手段と、（ｂ）前記受信手段に接続され、前記受信手段からの前
記アナログ生体電気信号を増幅する増幅手段と、（ｃ）前記増幅手段に接続され、増幅された前記アナロ
グ生体電気信号を該生体信号に固有の複数の周波数に対
応する複数のデジタル信号に変換するアナログからデジ
タルへの変換器手段と、（ｄ）前記複数のデジタル信号のうちの一つデジタル信
号の振幅を所定の期間について積分し、その積分値を電
圧によって割算することにより、時間についての電圧の
変化を確認し、これにより生体から発せられた生体電気
信号の周波数を確認し、前記の電圧で割算された積分値
を時間について作図することのできる書式へ変換する計
算手段と、（ｅ）前記周波数を観察するために、前記電圧によって
割算された積分値を前記書式にて表示する表示手段と、
を含む装置。
【請求項８】請求項７による改良された生体電気信号表
示装置であって、更に、継続して見直すために前記電圧
で割算された積分値を時間について記録する記録手段を
含む装置。