JPS6315939A - 光伝送脳波計 - Google Patents
光伝送脳波計Info
- Publication number
- JPS6315939A JPS6315939A JP61158552A JP15855286A JPS6315939A JP S6315939 A JPS6315939 A JP S6315939A JP 61158552 A JP61158552 A JP 61158552A JP 15855286 A JP15855286 A JP 15855286A JP S6315939 A JPS6315939 A JP S6315939A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- optical
- signal
- transmitter
- pulse train
- frequency
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 title claims description 11
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 claims description 24
- 210000004556 brain Anatomy 0.000 claims description 21
- 230000008878 coupling Effects 0.000 claims description 16
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 claims description 16
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 claims description 16
- 239000013307 optical fiber Substances 0.000 claims description 9
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 claims description 6
- 230000003321 amplification Effects 0.000 claims description 4
- 238000003199 nucleic acid amplification method Methods 0.000 claims description 4
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 description 10
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 7
- 238000012806 monitoring device Methods 0.000 description 5
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 4
- 230000006698 induction Effects 0.000 description 3
- 230000036772 blood pressure Effects 0.000 description 2
- 210000003169 central nervous system Anatomy 0.000 description 2
- 238000007599 discharging Methods 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 230000002159 abnormal effect Effects 0.000 description 1
- 238000002266 amputation Methods 0.000 description 1
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 1
- 230000005672 electromagnetic field Effects 0.000 description 1
- 230000005670 electromagnetic radiation Effects 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 238000002695 general anesthesia Methods 0.000 description 1
- 230000000004 hemodynamic effect Effects 0.000 description 1
- 238000000034 method Methods 0.000 description 1
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 1
- 230000000241 respiratory effect Effects 0.000 description 1
- 230000036387 respiratory rate Effects 0.000 description 1
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 1
- 210000000689 upper leg Anatomy 0.000 description 1
- 238000009423 ventilation Methods 0.000 description 1
- 238000005303 weighing Methods 0.000 description 1
Landscapes
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
- Surgical Instruments (AREA)
- Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、現在不可能とされている手術中の電気メス使
用時の脳波測定を可能にし、且つ耐雑音性と安全性に優
れた光伝送脳波計に関する。
用時の脳波測定を可能にし、且つ耐雑音性と安全性に優
れた光伝送脳波計に関する。
手術において、全身麻酔中にモニタリングされている生
体情報として呼吸様式(換気量、呼吸回数)、循環動態
(血圧、脈拍数、心電図)などがある。中枢神経機能の
変化は、脳波の変化と深い関係があることは認められて
おり、脳波の経時的測定により中枢神経機能の変化を知
ることができる。このように、手術中において、中枢神
経JA能のモニタリングは重要であるにも拘わらず、既
存の脳波計では手術中の脳波測定が困難であることから
、現在は行われていない。
体情報として呼吸様式(換気量、呼吸回数)、循環動態
(血圧、脈拍数、心電図)などがある。中枢神経機能の
変化は、脳波の変化と深い関係があることは認められて
おり、脳波の経時的測定により中枢神経機能の変化を知
ることができる。このように、手術中において、中枢神
経JA能のモニタリングは重要であるにも拘わらず、既
存の脳波計では手術中の脳波測定が困難であることから
、現在は行われていない。
現在1手術室において脳波測定が行われていない最も大
きな理由は、脳波信号が微弱(300μV以下)のため
、手術中ば体動等により雑音が混入しやすく、特に電気
メス使用時は電気メスから発生する強大な電磁妨害によ
り全く測定不能になることである。
きな理由は、脳波信号が微弱(300μV以下)のため
、手術中ば体動等により雑音が混入しやすく、特に電気
メス使用時は電気メスから発生する強大な電磁妨害によ
り全く測定不能になることである。
電気メスは、外科手術において有用で必要な器具である
。しかしながら、電気メスを使用するとき、脳波モニタ
ーは電気メスによって生じる異常な雑音妨害の影響を受
ける。電気メスは、高振幅。
。しかしながら、電気メスを使用するとき、脳波モニタ
ーは電気メスによって生じる異常な雑音妨害の影響を受
ける。電気メスは、高振幅。
広帯域の雑音妨害を発生するため、特有の問題を引き起
こす。いずれのタイプの電気メスも、それを使用すると
き、電気メスのメス先においてスパーク放電が生じる。
こす。いずれのタイプの電気メスも、それを使用すると
き、電気メスのメス先においてスパーク放電が生じる。
その結果、そのスパーク放電は電気メスの間周波出力を
変調するということである。この変調された高周波雑音
は、脳波計の増幅器の非線型性により整流され、その結
果、雑音が低周波雑音に変換される。更に悪いことに、
この低周波雑音は脳波信号と同し周波数成分を有するた
め、電気的フィルタを用いて、脳波信号から雑音を除去
することは非常に困難である。更に、電気メス雑音の振
幅は非常に大きいので、脳波モニターのプリアンプを飽
和させてしまう。しかしながら、手術中の脳波測定を実
現するためには、脳波モニターはこのような状況におい
ても動作するように設計されるべきである。
変調するということである。この変調された高周波雑音
は、脳波計の増幅器の非線型性により整流され、その結
果、雑音が低周波雑音に変換される。更に悪いことに、
この低周波雑音は脳波信号と同し周波数成分を有するた
め、電気的フィルタを用いて、脳波信号から雑音を除去
することは非常に困難である。更に、電気メス雑音の振
幅は非常に大きいので、脳波モニターのプリアンプを飽
和させてしまう。しかしながら、手術中の脳波測定を実
現するためには、脳波モニターはこのような状況におい
ても動作するように設計されるべきである。
本発明は、上述した要請に基づいてなされたものであり
、電気メスの電磁妨害に対する耐ノイズ性と、ミクロシ
ョック等の電撃事故や熱傷に対する安全性を飛躍的に向
上し、その結果、電気メス使用に拘わらず安全に手術中
の脳波測定を可能にする脳波計を提供することを目的と
する。
、電気メスの電磁妨害に対する耐ノイズ性と、ミクロシ
ョック等の電撃事故や熱傷に対する安全性を飛躍的に向
上し、その結果、電気メス使用に拘わらず安全に手術中
の脳波測定を可能にする脳波計を提供することを目的と
する。
この目的を達成するため、本発明の脳波計は、複数の電
極により導出された被検者の脳波信号を直流増幅し、そ
の増幅された信号を結合コンデンサを含む結合回路を介
してバッファアンプにより増幅し、このバッファアンプ
の出力が設定値以上になったときに前記結合回路の結合
コンデンサの電荷を急速に充放電して基線を安定化し、
前記バッファアンプの出力をパルス周波数変調し、その
周波数変調された複数の信号を多重化すると共に該多重
化されたパルス列を光パルス列に変換して光送信する送
信機と、前記光送信器からの光信号を電気信号に変換す
るとともにその電気信号を複数のパルスに分離し、この
多重分離された出力パルス列の周波数をアナログ信号に
変換する受信機とを有し、かつ前記送信機と受信機との
間を光ファイバー伝送路で結合したことを特徴とする。
極により導出された被検者の脳波信号を直流増幅し、そ
の増幅された信号を結合コンデンサを含む結合回路を介
してバッファアンプにより増幅し、このバッファアンプ
の出力が設定値以上になったときに前記結合回路の結合
コンデンサの電荷を急速に充放電して基線を安定化し、
前記バッファアンプの出力をパルス周波数変調し、その
周波数変調された複数の信号を多重化すると共に該多重
化されたパルス列を光パルス列に変換して光送信する送
信機と、前記光送信器からの光信号を電気信号に変換す
るとともにその電気信号を複数のパルスに分離し、この
多重分離された出力パルス列の周波数をアナログ信号に
変換する受信機とを有し、かつ前記送信機と受信機との
間を光ファイバー伝送路で結合したことを特徴とする。
手術中の被検者の脳波信号は、電気メス使用時に大きな
外乱を受ける。この外乱による変動を、バッファアンプ
の出力部において監視し、設定値以上になったときに、
結合コンデンサの電荷を急激に充放電して基線の安定化
を行う。
外乱を受ける。この外乱による変動を、バッファアンプ
の出力部において監視し、設定値以上になったときに、
結合コンデンサの電荷を急激に充放電して基線の安定化
を行う。
送信機と受信機とは、電気的に絶縁するために、信号の
授受は光ファイバー伝送路によって行う。
授受は光ファイバー伝送路によって行う。
また、電源を介して雑音が受信機側に回り込まないよう
に、送信機はバッテリー等の独立した電源で駆動される
ことが好ましい。
に、送信機はバッテリー等の独立した電源で駆動される
ことが好ましい。
被検者の複数個所の脳波を測定するため、71極を複数
設け、これをそれぞれ周波数変調した後、多重化して光
パルス列に変換し、−木の光ファイバーケーブルによっ
て受信機に伝送する。受信機では、この光パルス列信号
を多重分離して周波数変調信号に戻し、さらにF/V変
換器で周波数の変化をアナログ電圧に変換し、元の脳波
信号を再生、記録する。
設け、これをそれぞれ周波数変調した後、多重化して光
パルス列に変換し、−木の光ファイバーケーブルによっ
て受信機に伝送する。受信機では、この光パルス列信号
を多重分離して周波数変調信号に戻し、さらにF/V変
換器で周波数の変化をアナログ電圧に変換し、元の脳波
信号を再生、記録する。
このようにして、雑音の影響を除去した脳波をモニター
することができる。
することができる。
以下、本発明を実施例に基づいて具体的に説明する。第
1図は本発明による光伝送脳波計の構成を示すブロック
図である。この実施例では、脳波信号と共に、心電図も
同時に測定、記録するようにしている。
1図は本発明による光伝送脳波計の構成を示すブロック
図である。この実施例では、脳波信号と共に、心電図も
同時に測定、記録するようにしている。
被検者Mの脳波信号は、直流結合された前置増幅器1に
より増幅された後、結合回路2を経てバッファアンプ3
に入力される。バッファアンプ3は、体動や電気メスの
断続などの外乱により入力換算電圧±1mV以上の出力
信号変化を生じた時、コンパレータ4を動作させて入力
側のLED−Cd S光結合素子5の発光ダイオードL
EDを発光させ、バソファアンプ3の入力端子とアース
間に設けたCdSセルの内部抵抗を約2MΩから数百Ω
まで低下させることにより結合回路2の時定数を一時的
に小さくし、結合コンデンサCの充放電をスピードアッ
プする。この結果、外乱による飽和を迅速に解除して、
記録ペンが基線に引き戻される。これは、被検者の体動
や電気メスの断続等による外乱に対し、安定な記録を保
証する上で不可欠である。
より増幅された後、結合回路2を経てバッファアンプ3
に入力される。バッファアンプ3は、体動や電気メスの
断続などの外乱により入力換算電圧±1mV以上の出力
信号変化を生じた時、コンパレータ4を動作させて入力
側のLED−Cd S光結合素子5の発光ダイオードL
EDを発光させ、バソファアンプ3の入力端子とアース
間に設けたCdSセルの内部抵抗を約2MΩから数百Ω
まで低下させることにより結合回路2の時定数を一時的
に小さくし、結合コンデンサCの充放電をスピードアッ
プする。この結果、外乱による飽和を迅速に解除して、
記録ペンが基線に引き戻される。これは、被検者の体動
や電気メスの断続等による外乱に対し、安定な記録を保
証する上で不可欠である。
バッファアンプ3の出力は、v/Fコンバータ6に入力
され、中心周波数10KHzのパルスは脳波信号により
周波数変調(PFM)される。この周波数変調されたパ
ルス列は、多重化回路7で多重化され、光送信器(電気
/光変換器)8を用いて光パルス列に変換され、光ファ
イバーFにより伝送される。
され、中心周波数10KHzのパルスは脳波信号により
周波数変調(PFM)される。この周波数変調されたパ
ルス列は、多重化回路7で多重化され、光送信器(電気
/光変換器)8を用いて光パルス列に変換され、光ファ
イバーFにより伝送される。
以上の送信機Tは、内蔵された単一型乾電池4本で駆動
した。
した。
一方、受信機Rでは、光ファイバーFより伝送された光
パルス列は、光受信器(光/電気変換器)9を用いてパ
ルス列(電気信号)に変換された後、多重分離回路10
により複数のパルスに分離され、F/Vコンバータ11
.ローパスフィルタ <go周波数50Hz) 12に
より元の複数の脳波信号に復調され、記録計13によっ
て波形が描かれる。
パルス列は、光受信器(光/電気変換器)9を用いてパ
ルス列(電気信号)に変換された後、多重分離回路10
により複数のパルスに分離され、F/Vコンバータ11
.ローパスフィルタ <go周波数50Hz) 12に
より元の複数の脳波信号に復調され、記録計13によっ
て波形が描かれる。
一方、送信機の感度校正、誘導切換等の操作は、受信機
のスイッチ14により、多重化回路15.光送信器16
.光ファイバーF′、光受信器17、多重化分離回路1
8.コントローラ19を通して遠隔操作される。
のスイッチ14により、多重化回路15.光送信器16
.光ファイバーF′、光受信器17、多重化分離回路1
8.コントローラ19を通して遠隔操作される。
なお、20は心電図測定用端子を示し、心電信号は脳波
信号と同様に増幅され、多重化して、光ファイバーFを
介して受信機Rに送られる。
信号と同様に増幅され、多重化して、光ファイバーFを
介して受信機Rに送られる。
光伝送脳波計の耐ノイズ性を調べるため、従来の脳波計
(ヒユーレットパフカード社製、8811A。
(ヒユーレットパフカード社製、8811A。
EEGプリアンプ、低域遮断周波数0.5 fiz 、
高域遮断周波数5011z)と本発明による光伝送脳波
計を用いて同時記録した手術中の脳波を第2図に示す。
高域遮断周波数5011z)と本発明による光伝送脳波
計を用いて同時記録した手術中の脳波を第2図に示す。
同図中ta+は血圧、Cb)は従来の装置による心電図
、+CIは従来の脳波計による脳波信号、(dlは本発
明実施品による波形であり、上段は心電図、中段及び下
段はそれぞれ右及び左の電極による脳波信号である。
、+CIは従来の脳波計による脳波信号、(dlは本発
明実施品による波形であり、上段は心電図、中段及び下
段はそれぞれ右及び左の電極による脳波信号である。
第2図の手術症例は、56歳男子、体重44kg、直腸
切断術であり、使用電気メスは、Bovie社製、C3
V2型(通称スパークギャップ方式、混合モード出カニ
200W) 、対極板の装着位置は左大腿部である
。
切断術であり、使用電気メスは、Bovie社製、C3
V2型(通称スパークギャップ方式、混合モード出カニ
200W) 、対極板の装着位置は左大腿部である
。
従来の脳波計に比較し、光伝送脳波計では、電気メス使
用に拘わらず耐雑音性が格段に向上し、臨床的に十分な
S/N比の高い脳波が記録された。
用に拘わらず耐雑音性が格段に向上し、臨床的に十分な
S/N比の高い脳波が記録された。
光伝送脳波計は、第2図の実験結果に示すように、電気
メス使用時の耐雑音性が格段に向上し、電気メス使用に
拘わらず安定した記録が得られ、術中脳波モニターとし
て非常に有効であることが実証された。
メス使用時の耐雑音性が格段に向上し、電気メス使用に
拘わらず安定した記録が得られ、術中脳波モニターとし
て非常に有効であることが実証された。
次に、耐雑音性について理論的検討をすると以下のよう
になる。
になる。
第3図は、脳波増幅回路及び起こり得る電気メス雑音パ
スを重畳させた概略図である。電気メス雑音は、3つの
可能性のあるモードで発生する。
スを重畳させた概略図である。電気メス雑音は、3つの
可能性のあるモードで発生する。
第1はAC電源ラインを経由する3A Rである。この
場合、電磁妨害は電気メスからAC電源ラインを経由し
てモニター装置に入り込み、その中で、高感度の増幅回
路を妨害する。第2は電磁波放射である。この場合、電
磁妨害はモニター装置の脳波電極ケーブル及びその増幅
回路に静電結合及び電磁結合を介して伝達される。第3
は、最も重大な、患者を通しての誘導である。この場合
、電磁妨害は、患者の体を経由してモニター装置に伝達
され、脳波電極部で大きな雑音電圧を発生する。
場合、電磁妨害は電気メスからAC電源ラインを経由し
てモニター装置に入り込み、その中で、高感度の増幅回
路を妨害する。第2は電磁波放射である。この場合、電
磁妨害はモニター装置の脳波電極ケーブル及びその増幅
回路に静電結合及び電磁結合を介して伝達される。第3
は、最も重大な、患者を通しての誘導である。この場合
、電磁妨害は、患者の体を経由してモニター装置に伝達
され、脳波電極部で大きな雑音電圧を発生する。
Zel及びZe2は脳波増幅器の2つの差動入力電極(
at)、 (b+)及び(az)、 (bz)のイ
ンピーダンスであり、 Zecはコモン電極FC+のイ
ンピーダンスである。
at)、 (b+)及び(az)、 (bz)のイ
ンピーダンスであり、 Zecはコモン電極FC+のイ
ンピーダンスである。
Zcml及び7cm2は増幅器のコモンモード人力イン
ピーダンスである。Zg及びZg′はそれぞれ脳波モニ
ター1及び電気メスの大地間インピーダンスである。I
gは、コモン電極インピーダンス(Zec) Fxびモ
ニター装置の大地間インピーダンス(Zg)を通って大
地に流れ込む電流である。この好ましくない大地電流(
Ig)は、コモン電極tct部に大きなコモンモードノ
イズ電圧(Vnc=Zec1g)を発生すると同時に、
安全性の面からは電撃事故や熱傷の原因となる。
ピーダンスである。Zg及びZg′はそれぞれ脳波モニ
ター1及び電気メスの大地間インピーダンスである。I
gは、コモン電極インピーダンス(Zec) Fxびモ
ニター装置の大地間インピーダンス(Zg)を通って大
地に流れ込む電流である。この好ましくない大地電流(
Ig)は、コモン電極tct部に大きなコモンモードノ
イズ電圧(Vnc=Zec1g)を発生すると同時に、
安全性の面からは電撃事故や熱傷の原因となる。
次に、電気メス雑音妨害に関する数式的な考察について
述べる。
述べる。
増幅器の入力における妨害電圧の総和は、次の式で表さ
れる。
れる。
この式の右辺第1項のVp/にはAC電源ラインを経由
して発生する雑音妨害を表している。ここで、Vpは、
電気メスから電源ラインに混入するノイズの電圧であり
、またKはモニター装置の雑音逓減率である。
して発生する雑音妨害を表している。ここで、Vpは、
電気メスから電源ラインに混入するノイズの電圧であり
、またKはモニター装置の雑音逓減率である。
第2項のVemは、電磁界によってモニター装置のケー
ブル及びその回路の中に誘導される雑音妨害を表してい
る。しかしながら、この妨害は、シールドケーブルを使
用したりケーブルのループ面積を小さくすることによっ
て容易に除去できる。
ブル及びその回路の中に誘導される雑音妨害を表してい
る。しかしながら、この妨害は、シールドケーブルを使
用したりケーブルのループ面積を小さくすることによっ
て容易に除去できる。
Zblb及びZb’ [b’は、それぞれ、電気メスの
メス先から被検者を介して電気メスのリターンプレート
に流れる電気メス電流の一部により、被検者の体内に発
生する差動及び同相ノイズ電圧を表している。これらは
、脳波計電極の位置にもよるが、zbrbは電気メス電
流ベクトルに対して垂直に差動入力脳波′ri極のベク
トルをアレンジすることによって減少させろことができ
ると考えられる。ここで、人体のインピーダンス(Zb
’)は非常に小さく、またコントロールできないので、
Zb’Ib’は無視することとする。最後の項は、コモ
ン電極部で発生する同相ノイズ電圧(Vnc)から、同
相除去比(CMRR)及び電極に表れる不平衡インピー
ダンスに基づいて、差動ノイズ電圧へ変換を行うことを
表している6通常、 Zcm=Zcsl=Zcm2>>ZeLZe2、 Zd
=Zel−Ze2・・=+21であるので、(11式は
次のようになる。
メス先から被検者を介して電気メスのリターンプレート
に流れる電気メス電流の一部により、被検者の体内に発
生する差動及び同相ノイズ電圧を表している。これらは
、脳波計電極の位置にもよるが、zbrbは電気メス電
流ベクトルに対して垂直に差動入力脳波′ri極のベク
トルをアレンジすることによって減少させろことができ
ると考えられる。ここで、人体のインピーダンス(Zb
’)は非常に小さく、またコントロールできないので、
Zb’Ib’は無視することとする。最後の項は、コモ
ン電極部で発生する同相ノイズ電圧(Vnc)から、同
相除去比(CMRR)及び電極に表れる不平衡インピー
ダンスに基づいて、差動ノイズ電圧へ変換を行うことを
表している6通常、 Zcm=Zcsl=Zcm2>>ZeLZe2、 Zd
=Zel−Ze2・・=+21であるので、(11式は
次のようになる。
Vn=’+Zec1g(’ + ” )K C
MRRZcm ””””(3)式は、電気メ
ス妨害を最小化させるためには、Vp/K及びrgを減
少させればよいことを表している。
MRRZcm ””””(3)式は、電気メ
ス妨害を最小化させるためには、Vp/K及びrgを減
少させればよいことを表している。
また、rgを減少させるためにモニター装置の大地イン
ピーダンス(Zg)を増加させればよいことが分かる。
ピーダンス(Zg)を増加させればよいことが分かる。
上述したように、本発明においては、コンパレータ、C
dS光結合素子を用いた時定数自動制御回路により、電
気メスの断続や患者の体動によって手術中頻繁に発生す
るステップ状の大きな外乱による測定系の飽和を速やか
に解除して常に安定した記録を保証する。また、患者に
直接接続される送信機と、設置して使用される受信機、
レコーダー、表示’JzHの間を光ファイバーで信号伝
送することにより、患者を高周波においても完全に電気
的に絶縁することになり、大地電流rgが零になる。
dS光結合素子を用いた時定数自動制御回路により、電
気メスの断続や患者の体動によって手術中頻繁に発生す
るステップ状の大きな外乱による測定系の飽和を速やか
に解除して常に安定した記録を保証する。また、患者に
直接接続される送信機と、設置して使用される受信機、
レコーダー、表示’JzHの間を光ファイバーで信号伝
送することにより、患者を高周波においても完全に電気
的に絶縁することになり、大地電流rgが零になる。
この結果、コモン電極部で発生する同相雑音を零にし、
安全性の面からはIgによって発生するミクロショック
、マクロショックや熱傷が皆無となり、安全性が飛躍的
に高くなる。
安全性の面からはIgによって発生するミクロショック
、マクロショックや熱傷が皆無となり、安全性が飛躍的
に高くなる。
このように、従来困難とされていた電気メス使用時の脳
波計測が可能となり、これまで正確に測定し得なかった
電気メス使用時の脳波情報の術中変化を確認することが
でき、術中脳波モニターの臨床的価値が飛躍的に高くな
る。
波計測が可能となり、これまで正確に測定し得なかった
電気メス使用時の脳波情報の術中変化を確認することが
でき、術中脳波モニターの臨床的価値が飛躍的に高くな
る。
第1図は本発明の実施例の構成を示すブロック図、第2
図は従来の脳波計と本発明による光伝送脳波計を用いて
同時記録した脳波波形、第3図は脳波測定時における雑
音妨害の誘導を説明するための模式図である。
図は従来の脳波計と本発明による光伝送脳波計を用いて
同時記録した脳波波形、第3図は脳波測定時における雑
音妨害の誘導を説明するための模式図である。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1、複数の電極により導出された被検者の脳波信号を直
流増幅し、その増幅された信号を結合コンデンサを含む
結合回路を介してバッファアンプにより増幅し、このバ
ッファアンプの出力が設定値以上になったときに前記結
合回路の結合コンデンサの電荷を急速に充放電して基線
を安定化し、前記バッファアンプの出力をパルス周波数
変調し、その周波数変調された複数の信号を多重化する
と共に該多重化されたパルス列を光パルス列に変換して
光送信する送信機と、前記光送信器からの光信号を電気
信号に変換するとともにその電気信号を複数のパルスに
分離し、この多重分離された出力パルス列の周波数をア
ナログ信号に変換する受信機と を有し、かつ前記送信機と受信機との間を光ファイバー
伝送路で結合したことを特徴とする光伝送脳波計。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP61158552A JPS6315939A (ja) | 1986-07-04 | 1986-07-04 | 光伝送脳波計 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP61158552A JPS6315939A (ja) | 1986-07-04 | 1986-07-04 | 光伝送脳波計 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS6315939A true JPS6315939A (ja) | 1988-01-23 |
JPH0315901B2 JPH0315901B2 (ja) | 1991-03-04 |
Family
ID=15674197
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP61158552A Granted JPS6315939A (ja) | 1986-07-04 | 1986-07-04 | 光伝送脳波計 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPS6315939A (ja) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2011045722A (ja) * | 2009-08-28 | 2011-03-10 | Tyco Healthcare Group Lp | 電気外科発電機 |
-
1986
- 1986-07-04 JP JP61158552A patent/JPS6315939A/ja active Granted
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2011045722A (ja) * | 2009-08-28 | 2011-03-10 | Tyco Healthcare Group Lp | 電気外科発電機 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPH0315901B2 (ja) | 1991-03-04 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
US6493576B1 (en) | Method and apparatus for measuring stimulus-evoked potentials of the brain | |
US4890630A (en) | Bio-electric noise cancellation system | |
Winter et al. | Driven-right-leg circuit design | |
US4235242A (en) | Electronic circuit permitting simultaneous use of stimulating and monitoring equipment | |
Thakor et al. | Ground-free ECG recording with two electrodes | |
FI73588B (fi) | Inboerdes icke-interfererande transkutan nervstimulering och oevervakning av patienten. | |
US7340294B2 (en) | Impedance measurement apparatus for assessment of biomedical electrode interface quality | |
US8366628B2 (en) | Signal sensing in an implanted apparatus with an internal reference | |
US5678559A (en) | Eeg system | |
US4803996A (en) | Cardiovascular monitor | |
US20150241505A1 (en) | System And Method For Measuring Contact Impedance Of An Electrode | |
US4171696A (en) | Prevention of distortion of brainwave data due to eye movement or other artifacts | |
JPH07366A (ja) | 心臓の電気活性測定装置 | |
WO1989002247A1 (en) | Cardiac probe enabling use of a personal computer | |
US5309918A (en) | Transducer for converting floating ground potential signals to non-floating signals and method of use | |
DE69924567D1 (de) | System und verfahren zur verstärkung und trennung von biopotentialsignalen | |
Jordan et al. | Monitoring evoked potentials during surgery to assess the level of anaesthesia | |
Tang et al. | 34.6 EEG dust: A BCC-based wireless concurrent recording/transmitting concentric electrode | |
US20020161309A1 (en) | Fiber optic power source for an electroencephalograph acquisition apparatus | |
Gargiulo et al. | Giga-ohm high-impedance FET input amplifiers for dry electrode biosensor circuits and systems | |
JPS6315939A (ja) | 光伝送脳波計 | |
AU2011301761B2 (en) | A signal processing device for use in electroencephalography and a cable system incorporating the device | |
Fernández et al. | A simple active electrode for power line interference reduction in high resolution biopotential measurements | |
CN217408828U (zh) | 基于NB-Iot的脑电数据采集系统 | |
US6052609A (en) | Electrophysiological device |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |