JPS58203744A - 脳波計における心電図信号自動除去装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 人間の生命及び感覚を司どっ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って
いる０本発明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Ｋｎ起する周波数が
０．５ＨｚからＩＯＭで大きさがおよそ５０μ■の・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忙は、一般に耳
朶を基準とする単極誘導法と、耳朶以外の頭皮上の２電
極の電位差を記録する双極誘導法とがある。

脳波の異常部位を見つけるために、単極誘導法は頭皮１
忙分布する脳波電位の振幅勾配を用いているのに対し、
双極誘導法は位相の反転のある部分を探すことをしてい
る。その点で双極誘導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
る欠点をもっている。

サラにコンピュータを用いて脳波の誘発加算やそのマツ
ピングを行５た。め忙は、相対調定の双極誘導法よりも
、単極誘導法が意図している絶対測定を求めるようにな
り、単極誘導法が重要視されるようＫなっている。

ことでもし完全な不活性電極を基準とした単極誘導が存
在するならば、それが理想的な脳ａＩＪ定法である。

ところで従来の臨床脳波枦査における単極誘導法の基準
電極部位として心電図や筋電図の混入が少なく、かつ電
極が付は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電した単極誘導法は、後述
の頭部外電極を用いた単極誘導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図人は７オの男子の脳波を耳朶を基準に記録したも
のである。ＦＰ２（右前頭部）、Ｆａ　（右前頭部）、
Ｃ４（右中心部）、Ｐ４　（右頭頂部）、０２（右後頭
部）、Ｆｓ　（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Ｆａ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！１１１１部外
基準電極法で１部上たものである。この図ではＦＰｚＫ
は徐波がみられず、Ｐ４．Ｃ４，Ｏｇ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、平衡型頭部外基準法極法で
得た右耳朶電極（Ａ２）の結果でも分るとおり、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Ｋできないが
、平衡型頭部外基準法ではｌＩ頭部Ｔ４　Ｋ優性部位を
確認することができる。

また第２図は１７オのてんかん患者の脳波であって、耳
朶基準法（Ａ）では耳朶に波及している尊波のためＫＦ
Ｐｚと０２で下向きのＩＩＩ（’印）の振れを示してい
るが、平衡ｍＮ［部外基準電極法（Ｂ）ではＦＰｚのｌ
ｌｌ１ｔｌｉは明確ではなく、０２では上向きのＨ１Ｍ
成分が下向きの腕波成分に比して優位に記録され”ｃい
る。　さらＫ　Ｔ４．Ｃ４次いでＰ４でＪＩＩＩＩＩ振
幅が高く記録され【おり、中心部から１Ｉｊ１１ｉｉＩ
ｌにかけてＮａ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、１ｔｌｉ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。

ここで単極誘導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 ■体動があっ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
えている単極誘導の基準電極の種類と七の問題点を次に
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、
従って異常脳波の出現する局在部位やその広がり程度に
よっ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高いのでほとんど使
用されていない。

（２）平均関電部上 頭皮１忙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。ζ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以上とする。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。従り【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、平均関電部上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ができないだけでな
く、一つの活性電極に大きな雑音があった場合には全誘
導にその影響が出てくる欠点をもっている。

（３）頭部外基準電極法 頭部外の胸部、背部、頚、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忙、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）　Ｋ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忙より頭
皮上の心電図と電位、位相のあっ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）　ｖｃ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量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。

本発明はこのような点Ｋ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。従ってこれにより完全な不活性電極が得
られ、単極誘導による理想的な脳ｆｆ測定が行えるもの
である。以下に図面を参照しながら本発明の一実施例に
ついて説明しよう。

ｌｌＮ４図は本発明の一実施例を示すブロック図である
。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）の電極からの信
号が直流除去用の−・イパスフィルタ（１）を通じて第
１の増Ｓ器（２）の一方の入力に供給される。また第７
９椎頬上（Ｂ）の電極からの信号が直流除去用のバイパ
スフィルタ（３）を通じて振幅調整用のアッテネータ回
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。

さらにアッテネータ回路（４）からの信号が第２の増幅
器（６）の一方の入力忙供給される。また耳朶ＣＤ）に
装着された電極からの信号がぼ流除去用の・・イパスフ
ィルタ（７）を通じて増幅１ｉ１　（６）の他方の入力
に供給される。この増幅器（６）の出力がサンプルホー
ルド回路（８）Ｋ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）Ｋ供給されて例えばＱＲ８
＃に対応するパルスが形成される。このパルスがサンプ
ルホールド回路（８）の制御端子に供給される。

そしてサンプルホールド回路（８）からの信号が第３の
増幅器舖の一方の入力に供給される。また直流バイアス
電圧渾Ｉからの所定の電圧ＶＴが増幅器０１の他方の入
力に供給される。この増幅器鱈の出力がアッテネータ回
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０点の心電図の位相が一致してい
る。

■Ｃ点とＤ点のＡ点からみた心電図め大きさ及び位相は
＃１ぼ同等である。

０８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０点、Ｄ点の心電図レベルはゼ日ではな
い。

従って仁の装置において、Ｂ点から導出された心電図を
含む信号はバイパスフィルタ（３）を通って電極のオフ
セット電圧を削除された後アッテネータ回路（４）を通
って誤差増幅器（６）の入力となる。また増幅器（６）
の他方の入力すなわちＤ点の電位な攻り出すための基準
は、他の部所よりも脳波、心電図及び筋電図のような活
性の少ない耳朶り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、バイパスフィルタ（３）
と同等の特性なもつ−・イパスフィルタ（力を経て増幅
器（６）Ｋ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
サンプルホールド回路ｔ８）　Ｋ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ｗ、５図に示す心電図波形の内のＱ
Ｒ８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ホールド回路（８）に働いて増幅器
（６）の出力に含まれるＱＲ８ａＪｔをピークホールド
する。このサンプルホールド回路（８）の出力が利％１
の差動増幅器Ｑｌでバイアス電圧■Ｔと加算されてアッ
テネータ回路（４）を制御する。

ここでアッテネータ回路（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（１；Ｔ　）を可変
抵抗素子として構成される。図において−・イバスフィ
ルタ（３）を出たＢ点からの信号は入力端子卆を通じて
バッファアンプ四に入力される。このバッファされた信
号は抵抗Ωを介してオーきツク特性を示すＦＥＴｇ４）
で分割され、出力端子＠に取り出される。さらに増幅器
Ｑｌからの制御信号は制御端子（４）に供給され、ＦＥ
Ｔ（至）をバイアスしてその抵抗値を変化させ、出力端
子（ハ）の信号レベルをかえる。なお第４図において直
流バイアス電圧渾仁υが可変になっているが、これはバ
イアス電圧ＶＴをＦＥＴ（ハ）のカットオフ電圧にする
ための調整であり、ＦＥＴ（２４１のばらつきに合せる
。

従って第４図のアッテネータ回路（４）　において、減
衰素子としてＦＥＴのオーミック特性を用いているので
、増幅器（６）の出力のＱＲ８波が正方向に大きくな九
ばと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）、サンプルホールド回路（８）
、増幅器αＱ、アッテネータ回路（４）で構成され君フ
ィードバックループは、アッテネータ回路（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
ＱＲ８ｍの大きさを等しくして、増幅器（６）の出力Ｋ
　ＱＲ８波がなくなる方向に１ 働く。

この結果、アッテネータ回路（４）の出力は、心電図の
ＱＲ８波に関してはＤ点と同じレベルで、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０点からの信号は、−
・イバスフィルタ（３）と同じ特性を持つバイパスフィ
ルタ（１）を通って差動増幅器（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、０点とＤ点の心電図レベルが
等しいとすればアッテネータ回路（４）の出力の心電図
レベルと等しいから、増幅単極誘導が実現する。

なお０点とＤ点の心電図レベルがほぼ同等であることは
、一般臨床検査の一極誘導脳ｔｌｌ測定ＫＤ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２アツテネ一タ回路（４）の出力の心電図レベル波
を一致させるだけで、Ｐ波、ＴｔＩＩ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０図において、
動作開始時には人に示すアッテネータ回路（４）のＦＥ
Ｔゲート電圧Ｖｇはバイアス電圧ｖＴを示してＦＥＴは
カットオフし、アッテネータ回路（４）は減衰しないた
め、Ｂ点からの心電図ＱＲ８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ＱＲ８波を増
幅器（６）の出力に出力する（第７図Ｂ参照）。これを
受けたサンプルホールド回路（８）は時定数を持って正
に上昇するので、利得１の増幅器ａ〔の出力ＶｇはＶＴ
から徐々に浅くなる。このためアッテネータ回路（４）
の出力の正のＱＲ８ｔｆｔは減少しはじめ、Ｄ点の（Ｊ
Ｒ８［レベル忙近づく。そして増幅器（６）の出力は脳
波信号のみとなる。

ここでサンプルホールド回路（８）の時定数を短かくす
れば上述の収れん過程が短縮されるが、サンプルホール
ド回路（８）のＱＢＳＢ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秒種度がよ
い。

すなわちこの装置において、まず増幅器（６）によって
その２つの入力端子に加わる信号の心電図ＱＲ８波のレ
ベルが等しくなるような瀾：ｗ＝−％ケフィードバック
回路が働いて、アッテネータ回路（４）の出力をＤ点の
心電図レベルと等しくする。この結果アッテネータ回路
（４）の出力は心電図レベルでＤ点に等しく、他の生体
電気現象のレベルはＢ点のそれを分割した値を示す。な
おり点の心電図以外の活性はほとんどないから、アッテ
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（アッテネータ回路（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、理想の単極誘導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、本発明に
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、理想的な率極酩
導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。

すなわち本発明においては、従来の平衡型＋１ｉＩｉ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、本発明では胸骨右縁上の電極をボディアースと
している点に電極利用上の特徴をもっている。これはア
ッ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０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。

なお本発明を有効にｉｔ＋用するためＫ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、その検討にあたっては次の条件を満すことが望ま
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０点の心電図と一致していて、かつＢ点の心電
図が０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
ベル及び位相が０点にほぼ等しい部所であって、一般に
耳朶がその条件を満すが、０点と同一点であってもよい
。

なおアッテネータ回路（４）の滅哀素子として、Ｆ　Ｅ
Ｔの他にホトカプラや利得の変えられるオペレーショナ
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図は本発明の一例の構成図、第５図〜
第７図はその駅間のための図である。 （１）　、　（３）　、　（力は−・イバスフィルタ、
（２）　、　（６）　、　（１１は増＠！器、（４）は
アッテネータ回路、（５）は出力端子、（８）はサンプ
ルホールド回路、（９）はトリガ回路、住υは＠流バイ
アス電圧源、Ａ−Ｆは電極を装着する点である。 同　　　　　　松　　隈　　秀　　盛、゛（）き〜、４ 第１ドＩ Ａ　　　　　　　　　　Ｂ

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 頭部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、混入心電図信号を一方の入力とし、上記振
   幅；＊ｍ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、この嬉２の増幅器の出力に対応して上記振幅
   調整器の調整量を制御する制御手段とを有し、上記第１
   の増幅器の入力間の脳波信号中の上記混入心電図信号を
   、上記振幅調整器の調整量により打消すようにしたこと
   を特徴とする脳波計における心電図信号自動除去装置。