JPH0626541B2 - Ｅｅｇスペクトル分析装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 （発明の背景） 本発明は、脳の色々な位置で発生するＥＥＧ（脳波計）
信号の周波数値を、リアルタイムベースで検出し、かつ
表示することのできる脳波計（ＥＥＧ）信号分析システ
ムすなわち装置に関する。

（従来技術の説明） ＥＥＧは、脳の色々な位置において、患者の頭皮、外皮
あるいは大脳の電位を検知することによって、脳波の動
きを測定し、かつ記録する装置である。１つ１つのＥＥ
Ｇチャネルは、患者に取付けられる個々の電極の組合せ
に対応している。各々のチャネルで感知されたＥＥＧ電
位は、差動増幅器によって増幅される。そして、この増
幅器の出力は、一般的には、多描記器（ポリグラフ）の
記録ペンの動きを制御するのに用いられる。

ＥＥＧの記録媒体は、各々のＥＥＧチャネルに対応して
１つの波形が記録される一枚の細長いポリグラフ紙であ
る。このポリグラフ紙は、予め定められた速さ（例え
ば、30mm／秒）で送られ、時間の経過を表わすために、
目盛が付けられている。神経学者は、ＥＥＧ波の中に異
常があることを見つけるのに、このＥＥＧ記録が役立つ
と評価している。

ＥＥＧ信号は、脳の活動に従って、色々な周波数で発生
する。ＥＥＧ信号周波数は４つの基本周波数帯（バン
ド）に分類される。それは、“デルタ(delta)”（０〜
3.5ヘルツ）、“シータ(theta)”（４〜８ヘルツ）、
“アルファ(alpha)”（８〜１３ヘルツ）および“ベー
タ(beta)”（１３ヘルツ以上）である。

神経学者は、ＥＥＧ記録紙の上に記録されているＥＥＧ
信号波形の周期を測定することによって、個々の時間周
期の間の個々のチャネルの最も大きな周波数を決定す
る。これには、かなりの訓練（トレーニング）を必要と
し、神経学者の大きな熟練を必要とする。なぜなら、Ｅ
ＥＧ信号波形は、一般的に、多くの周波数成分を含んで
いるからである。

一般に、過去に開発されたＥＥＧ分析のための電気的装
置は、データの取得に主眼をおいて設計され、データの
分析にはあまり力点が置かれていなかった。１９７０年
の初頭に、ＥＥＧ技術にコンピュータが導入されたが、
分析されるチャネルの数が限定されていること、およ
び、視覚によって見ることのできるディスプレイがなか
ったことのため、コンピュータを用いたＥＥＧ分析の普
及には限度があった。

コンピュータ化された現存のＥＥＧ技術は、表示された
情報を理解するために、高度の専門知識を必要とした。
その結果、この技術のマーケットは、ＥＥＧの分野にお
いて、比較的少数の専門家に限定されていた。

過去において、コンピュータによって達成されたＥＥＧ
信号分析の一つのタイプは、“スペクトル分析”又は
“圧縮されたスペクトル例”と呼ばれた。このタイプの
分析においては、各々のチャネルのアナログＥＥＧ信号
が定期的にサンプリングされ、ディジタル値に変えら
れ、蓄積された。この蓄積されたディジタルデータは、
ＥＥＧ信号波形、すなわち、時間の関数としてのＥＥＧ
信号の振幅を表わしている。コンピュータは、蓄積され
たディジタルデータを、ファースト(Fast)フーリエ変換
（ＦＦＴ）アルゴリズムによって、時間領域(domain)か
ら周波数領域(domain)に変換する。変換されたデータは
周波数スペクトル、すなわち、周波数の関数としてのＥ
ＥＧ信号の振幅あるいは電力(Power)を表わす。コンピ
ュータは、振幅対周波数の２軸のグラフで形成されるプ
リント出力又はディスプレイを提供し、これによって異
なる時間周期又はエポックから得られた周波数スペクト
ルを表示する。その結果得られた表示は、幾らか山脈に
似た形をしていた。

圧縮されたスペクトル分析は、若干の重大な欠点を有し
ている。第１に、その表示形式は非常に複雑で直観的で
ないので、その解釈に多大の熟練を必要とする。第２
に、表示は熟練した職員によってさへ、近似的に解釈さ
れるだけである。第３に、圧縮されたスペクトル分析
は、４チャネル以上においては、リアルタイムで実行さ
れない。

ＥＥＧシステムは、若干の重要な応用が期待されている
が、この応用は、従来のＥＥＧシステムでは不可能ある
いは非常に不便である。１つの重要な応用は、頸動脈の
動脈内膜除去(endarterectomy)のような外科手術の間、
手術室内で、大脳の機能を監視することにある。

人間の脳に流れる血の約４０％は２本の頸動脈の各々か
ら供給される。これらの動脈は固くなると、脳への血の
流れを制限する。その場合に、その頸動脈を取り除く(s
trip)ために、頸動脈の動脈内膜除去が必要になる。

頸動脈の動脈内膜除去手術の間に決定すべき危険な事項
の一つは、患者が、動脈がクランプ(clamp)され、除去
されている時に、分路を必要とするかどうかである。若
干の患者は、他の領域から脳へ十分な量の血が流れるの
で、頸動脈のクランプは血の流れが不十分であるという
理由で患者の脳を危険にすることはない。しかし、大部
分の患者の場合には、血の流れは不十分になり、動脈の
クランプは、もし分路が設けられないなら、患者に脳卒
中(stroke)をひき起すであろう。不幸にも、分路が必要
かどうかは、殆んど、前もって知ることはできない。分
路を使用することによって生ずる問題は、血のかたまり
が分路に粘着する傾向があったり、血のかたまりが該分
路から脱落したり、又は血管の内部が破れて動脈をふさ
ぐという理由で約１０％、脳卒中をもつ患者が増加する
ことである。

頸動脈の動脈内膜除去手術の間に分路が必要になるかど
うかを決定するための最も感度の良い技術には、ＥＥＧ
装置を用いることによって大脳の活動を監視することが
含まれている。しかし、ＥＥＧ監視は、それが大変退屈
な物であり、得られたＥＥＧ記録を解釈するのに熟練し
た神経学者の助けを借りなければならないという理由
で、広く応用されなかった。単に、ＥＥＧ監視の目的の
ために、長時間、手術室にＥＥＧ技術者と共に神経学者
を待機させておくことは、手術の全費用を高くする。手
術の間リアルタイムでＥＥＧ信号を自動的に分析し、手
術の間神経学者が居なくても外科医だけでたやすく理解
できる直観的な出力を提供し、そして、耳に聞こえる警
報を発するようなＥＥＧ信号分析装置が必要とされてい
る。

ＥＥＧ技術の改善が望まれている他の分野は、意識が変
化している間、又は心理学上の実験又は評価をしている
間、患者の監視を行うこと、集中治療部(intensive car
e units)および回復室(recovery rooms)を監視するこ
と、および、日常の外来患者のＥＥＧを自動的に分析す
ることを含んでいる。現在、ＥＥＧを使用している監視
装置は、典型的には、結果として生じるオフライン分析
のためのＥＥＧ信号を記録するＦＭテープレコーダを使
用している。これは大変高価な処置である。なぜなら、
記録装置の値段は記録されるべきチャネルが付加される
と、それと共に実質的に増加する。ＥＥＧ信号は後の分
析のために記録されているので、オンライン（又はリア
ルタイム）の動的な監視をすることができない。従来技
術にはオンライン又はリアルタイムがないので、利用で
きる監視のタイプが制限され、可能な監視のタイプの有
用性を制限している。

なお、本発明に関連する文献としては、本出願人が特許
出願した、特願昭59-180836号「ＥＥＧ信号処理方法お
よびシステム」がある。

（発明の目的） 本発明の目的は、脳から得られたＥＥＧ信号の周波数値
を、リアルタイムで、決定および表示する改良されたＥ
ＥＧ信号分析装置を提供するにある。

（発明の概要） 本発明においては、多チャネルから得られたＥＥＧ信号
は予め定められた時間々隔を有する期間（epoch，以
下、エポックと呼ぶ）が複数期間連続している間、サン
プリングされ、デジタル化されそして蓄積される。各エ
ポックの間、デジタル化された波形は各チャネルに対し
て蓄積される。

各エポックおよび各チャネルに対応するデジタル化波形
は、時間領域から周波数領域に変換される。その結果と
して、各チャネルおよび各エポックに対応する周波数ス
ペクトルが得られる。各チャネルに対して、更新周期(p
eriod)を構成する複数のエポックから得られた周波数ス
ペクトルが、平均周波数スペクトルを得るために平均化
される。

各チャネルに対応する平均周波数スペクトルは、それか
ら、予め定められた周波数帯に分離される。そして、更
新周期の間に、そのチャネルにおいて得られた各周波数
帯に対応した振幅値が、その周波数帯の中にある周波数
の振幅の総和に基づいて導き出される。このため、その
結果得られたものは、選択された周波数帯の各々におけ
る各チャネルの振幅値を示す。

大脳活動を示す出力信号は、それから、各チャネルに対
応する選択された周波数帯の振幅値に基づいて提供され
る。このプロセスは、連続して繰り返し行なわれ、出力
は、リアルタイムで、定期的に更新される。

本発明の好ましい実施例においては、各エポックの間に
収集されたデータは、人為結果の存在を検知する分析を
受け、人為結果を含むエポックは、出力信号の基礎とな
る周波数帯振幅値を導出するのに使用されない。好まし
くは、人為結果の廃棄（除去）は、時間領域から周波数
領域への変換が行なわれる前および後の両方において、
データを分析することによって行なわれる。

前記変換の前に行なわれる人為結果の廃棄は（アナログ
−デジタル変換器の飽和を示す）予め定められた値より
大きな振幅をもつデジタル波形を含むエポックを廃棄す
ること、および（目の人為結果の存在を示す）前部のチ
ャネルにおいて高い振幅を示すエポックを廃棄すること
を含んでいる。前記周波数変換の後の人為結果の廃棄
は、（筋肉の人為結果を示す）側頭（こめかみ）のチャ
ネルから得られる高い周波数要素を示すエポックを廃棄
することを含んでいる。

また、共通電極を共有する二つのチャネルのデータ周波
数帯において、異常に大きな振幅を示すエポック、ある
いは、大きな６０ヘルツ成分を示すエポックは廃棄され
る。これは、これらの二つの状態は、ＥＥＧ電極に対す
るリード線のゆるんだ接続を暗示しているからである。

本発明では、計算が高速で行なわれるので、不正確な分
析を惹起する人為結果を廃棄するのに費すことができる
時間を多くすることができる。

本発明の好ましい実施例においては、本発明によって提
供される出力信号は、手術中に、リアルタイムでＥＥＧ
信号の監視に使用できる容易に理解可能でかつ直観的な
表示を含んでいる。表示の一実施例は、頭の図形上に整
列された各ＥＥＧチャネルを表わす複数の円又は四角形
の形で表わされている。円又は四角形の各々は、興味の
ある四つの周波数帯（デルタ、シータ、アルファ、およ
びベータ）を表わす四つのセクタに分けられている。各
セクタは、異なる色で表示され、各セクタの％で表わさ
れた大きさは前記四つの周波数帯に対応する振幅値の合
計に対するその周波数帯に対応する振幅値の比で決定さ
れている。さらに、前記円又は四角形の面積は、そのチ
ャネルに対応して以前に蓄積（記憶）された基準値から
の変化の関数として変動する。

他の実施例は、頭の図形上に描かれた複数の棒グラフを
使用している。各ＥＥＧチャネルは、四つの周波数帯の
各々と、該四つの周波数帯の総計を表示する棒グラフを
有している。

他の実施例においては、表示は、一連の最新の周期にわ
たる周波数帯振幅値を表示する各チャネル対応の棒グラ
フを提供している。このグラフは、種々のチャネルから
得られるＥＥＧ信号の周波数値の傾向を示す。

外科医や他の医療従事者を助けるために、本発明は、ま
た、特定のチャネルの選ばれた振幅値又は振幅値の組合
せが、基準値より予め定められた値以上に変化した時、
警報信号（可聴、可視又は両方）を提供する。

（実施例） 第１図は、本発明の一実施例を示す。本実施例のリアル
タイムＥＥＧスペクトル分析器１０は、ＥＥＧ電極アレ
イ１２，ＥＥＧ多チャネル増幅回路１４，信号処理モジ
ュール１６，アレイプロセッサインタフェイス１７，ア
レイプロセッサ１８，デジタルコンピュータ２０，コン
ピュータディスク記憶装置２２，ディスプレイ２４，プ
リンタ（又は、他のハードコピー装置）２６，キーボー
ド２８，ビデオレコーダ３０，および警報器３２から構
成されている。

ＥＥＧスペクトル分析器１０の目的は、ＥＥＧ信号を記
録、分析すること、および種々のチャネルから得られた
ＥＥＧ信号に応答する周波数を、興味のある四つの周波
数帯（デルタ，シータ，アルファおよびベータ）の各々
において表わす、ディスプレイ２４又はプリンタ２６に
よって、リアルタイムで、出力信号を提供することにあ
る。

ＥＥＧ電極アレイ１２は、人間の頭皮と接触して設置さ
れた複数のＥＥＧ電極を含んでいる。第２図は、人間の
頭３４の上の、１９個の典型的な電極位置を示した図で
ある。アレイ１２が１６チャネルシステムで用いられる
時、第２図に示されている１９個の位置の中の１６個が
用いられる。第２図において、電極位置は、通常使用さ
れる符号Ｆｐ１，Ｆｐ２，Ｆ０，Ｆ３，Ｆ４，Ｆ７，Ｆ
８，Ｔ３，Ｔ４，Ｔ５，Ｔ６，Ｃ０，Ｃ３，Ｃ４，Ｐ
０，Ｐ３，Ｐ４，Ｏ１，およびＯ２で表わされている。
また、基準電極位置（Ａ１およびＡ２）が、人間の耳の
一方（又は両方）に付着される基準電極のために示され
ている。

各々のＥＥＧチャネルは、アレイ１２のＥＥＧ電極位置
の１つを表わしている。ＥＥＧ多チャネル増幅回路１４
は、各チャネルに対応した差動増幅器を含んでいる。こ
の差動増幅器は、基準電位とその差動増幅器に対応する
チャネルの電極位置における電位との間の電位差を増幅
する。この基準電位は基準電極位置Ａ１又はＡ２の一方
又は両方の組合せから引き出される。あるいは、全ての
電極位置から得られる電位の平均値に基づいて得られ
る。あるいは、隣接した電極位置から引き出される。Ｅ
ＥＧ多チャネル増幅回路１４の出力は各チャネルに対応
するアナログＥＥＧ信号である。

信号処理モジュール１６は、ＥＥＧ多チャネル増幅回路
１４から出力されたアナログＥＥＧ信号を受信する。信
号処理モジュール１６は、興味のあるＥＥＧ信号周波数
の最高周波数の２倍以上の割合で、各チャネルに対応す
るアナログＥＥＧ信号をサンプリングする。各チャネル
に対応したサンプルアナログ値は、デジタル値に変換さ
れ、信号処理モジュール１６によって蓄積される。

前記サンプリング、デジタル化および蓄積は、連続する
複数の時間間隔又は“エポック”(epoch)の間にわたっ
て行なわれる。好ましい実施例では、興味のある最低周
波数は１Hzである。このため、各エポックは少くとも１
秒の期間を有している。各チャネルに対応して蓄積され
たデジタルサンプル値は、ＥＥＧ信号の振幅を、そのエ
ポックの間の時間の関数（すなわち、デジタル化波形）
として表わしている。

第３図は、信号処理モジュール１６の好ましい一実施例
のブロック図を示す。この信号処理モジュール１６は、
１６チャネルのバッファ／フィルタ４０，データバッフ
ァ４２，アドレスジェネレータ４４Ａおよび４４Ｂ，制
御インタフェイス４６，タイミング回路４８，マルチプ
レクサ(MUX)５０，アナログ−デジタル変換器（Ａ／
Ｄ）５２，入出力（Ｉ／Ｏ）制御装置５４Ａと５４Ｂ，
Ｉ／Ｏ制御装置５６Ａと５６Ｂ，およびランダムアクセ
スメモリ（ＲＡＭ）５８Ａと５８Ｂを含んでいる。

信号処理モジュール１６は、１６チャネルのバッファ／
フィルタ４０によって、ＥＥＧ多チャネル増幅回路１４
とインタフェイスしている。信号処理モジュール１６
は、データバッファ４２，アドレスジェネレータ４４Ａ
と４４Ｂ，制御インタフェイス４６，およびタイミング
回路４８によって、アレイプロセッサインタフェイス１
７とインタフェイスしている。データバッファ４２は、
データバス６０と信号処理モジュール１６間のバッファ
として働く。

アドレスジェネレータ４４Ａは、読み出し動作の間は、
デジタルコンピュータ２０のアドレスバス６２からアド
レスを受信し、一方、サンプリング動作の間は、それ自
身のアドレスを発生し、そして、マルチプレクサ５０お
よびＲＡＭ５８Ａに、これらのアドレスを提供する。同
様に、アドレスジェネレータ４４Ｂは、読み出しの動作
の間、アドレスバス６２からアドレスを受信し、サンプ
リング動作の間それ自身のアドレスを発生し、そして、
それらのアドレスをマルチプレクサ５０とＲＡＭ５８Ｂ
に提供する。

制御インタフェイス４６は、デジタルコンピュータ２０
のリード（ＲＥＡＤ），ダック（ＤＡＣＫ），ＷＲ，Ｄ
ＲＥＱおよびＩＲＥＱラインに接続されている。制御イ
ンタフェイス４６は、デジタルコンピュータ２０から送
られてくる制御信号に基づいて、リード信号（ＢＲＤ）
およびライト信号（ＢＷＲ）をＲＡＭ５８Ａおよび５８
Ｂに提供する。

タイミング回路４８は、デジタルコンピュータ２０か
ら、同期クロック信号を受信する。この同期クロック信
号に基づいて、タイミング回路４８によって作られたタ
イミング信号は、アドレスジェネレータ４４Ａと４４
Ｂ，Ａ／Ｄ変換器５２，Ｉ／Ｏ制御装置５４Ａ，５４
Ｂ，５６Ａと５６Ｂ，およびＲＡＭ５８Ａと５８Ｂへ供
給される。

読み出し動作の間、データは、デジタルコンピュータ２
０によって、データバッファ４２から、データバス６０
を通って、アレイプロセッサインタフェイス１７経由で
アレイプロセッサ１８へ転送される。第１図の実施例に
おいて、信号処理モジュール１６は、データのサンプ
ル，デジタル化，および蓄積を行ない、前記データをデ
ジタルコンピュータ２０を通って、アレイプロセッサイ
ンタフェイス１７とアレイプロセッサ１８へ転送する。

交互の時間インターバル（以後、インターバルＡおよび
Ｂと表記される）の期間中に、デジタル化波形が二つの
ＲＡＭ５８Ａ（又は５８Ｂ）の一方に書き込まれ、また
その間に、一つ前の時間インターバルの間に蓄積された
デジタル化波形が、他方のＲＡＭ５８Ｂ（又は５８Ａ）
から読み出され、デジタルコンピュータ２０を通って、
アレイプロセッサインタフェイス１７とアレイプロセッ
サ１８へ転送される。この動作は前記時間インターバル
において、交互に行なわれる。この構成により、デジタ
ル化波形をアレイプロセッサ１８へ遅延することなく、
転送するために、連続的にＥＥＧ信号もサンプリングを
行うことが可能となる。

インターバルＡの間に、多チャネル増幅回路１４から受
信されたアナログＥＥＧ信号は、１６チャネルのバッフ
ァ４０によってバッファ（緩衝）され、マルチプレクサ
５０に供給される。一時には、１個のチャネルから得ら
れたアナログＥＥＧ信号が、サンプルされ、かつデジタ
ル化されるために、マルチプレクサ５０によって、Ａ／
Ｄ変換器５２へ供給される。特定のチャネルは、アドレ
スジェネレータ４４Ａからのアドレスに基づいて選択さ
れる。このアドレスジェネレータ４４Ａは、タイミング
回路４８からのタイミング信号によって決定される速さ
（割合）で、アドレスを変化する。本発明の実施例で
は、異なるチャネルが245μ秒毎に、マルチプレクサ５
０によって選択される。１秒の間に、１６チャネルの各
々に対応するアナログＥＥＧ信号が２５６回サンプリン
グされ、デジタル化される。しかし、本発明では、他の
サンプリング速度が用いられてもよいことは明らかであ
ろう。

インターバルＡの間に、Ａ／Ｄ変換器５２によって作ら
れたデジタルサンプル値は、Ｉ／Ｏ制御装置５４Ａを通
ってＲＡＭ５８Ａに供給され、その中に書き込まれる。
各々のサンプル値は、アドレスジェネレータ４４Ａによ
って供給されたアドレスおよび信号がサンプルされる時
刻に依存して、ＲＡＭ５８Ａの異なる位置に蓄積され
る。インターバルＡが経過すると、１６チャネルの各々
に対応するデジタルサンプル値がＲＡＭ５８Ａ中に蓄積
される。これらのデジタルサンプル値は、その特定チャ
ネルに対応するアナログＥＥＧ信号の振幅を、インター
バルＡの間の時間の関数として表わしている。

このインターバルＡの間に、タイミング回路４８は、ま
た、タイミング信号をアドレスジェネレータ４４Ｂ，Ｉ
／Ｏ制御装置５４Ｂ，およびＲＡＭ５８Ｂへ供給する。
こによって、ＲＡＭ５８Ｂに蓄積されたデータを、Ｉ／
Ｏ制御装置５６Ｂおよびデータバッファ４２を通してデ
ータバス６０上へ読み出すことが可能になる。読み出さ
れ、かつデジタルコンピュータ２０およびアレイプロセ
ッサインタフェイス１７を通ってアレイプロセッサ１８
へ転送された、この蓄積されたデータは、一つ前のイン
ターバルＢの間に、ＲＡＭ５８Ｂ中に蓄積されたデジタ
ル波形である。

インターバルＢの間では、処理が反転され、ＲＡＭ５８
Ｂにデータが書き込まれ、その間に、ＲＡＭ５８Ａから
データが読み出される。インターバルＢの間にＡ／Ｄ変
換器５２によって作られたデジタルサンプル値は、Ｉ／
Ｏ制御装置５４Ｂを通ってＲＡＭ５８Ｂへ供給される。
各サンプル値は、ＲＡＭ５８Ｂ中の異なる位置に蓄積さ
れる。この位置は、アドレスジェネレータ４４Ｂから供
給されたアドレスと、信号がサンプルされた時刻に依存
して決められる。インターバルＢが完了すると、１６チ
ャネルの各々に対応するデジタルサンプル値が、ＲＡＭ
５８Ｂ中に蓄積される。これらのデジタルサンプル値
は、各チャネルに対応するアナログＥＥＧ信号の振幅を
インターバルＢの間の時間の関数として表わしたデジタ
ル波形である。

このインターバルＢの間に、タイミング回路４８は、ま
たタイミング信号をアドレスジェネレータ４４Ａ，Ｉ／
Ｏ制御装置５４ＡおよびＲＡＭ５８Ａに供給する。これ
によって、ＲＡＭ５８Ａに蓄積されたデータを、ＲＡＭ
５８ＡからＩ／Ｏ制御装置５６Ａおよびデータバッファ
４２を通ってデータバス６０上へ読み出すことが可能に
なる。読み出され、かつアレイプロセッサ１８へ転送さ
れた前記蓄積データは、一つ前のインターバルＡの間に
ＲＡＭ５８Ａ中に蓄積されたデジタル波形を表わしてい
る。

信号処理モジュール１６の動作は、スペクトル分析器１
０が動作中は、インターバルＡとＢとで、交互に続けら
れる。本発明の実施例では、インターバルＡとＢは、各
々１秒間であり、これらを一緒にして２秒間のエポック
を形成している。

アレイプロセッサ１８は、信号処理モジュール１６から
デジタルコンピュータ２０を通って受信されたデジタル
波形を、時間領域から周波数領域へ変換する。本発明の
実施例においては、アレイプロセッサ１８は、アナロジ
ックＡＰ４９４−０６−０１−Ｂ８アレイプロセッサカ
ードセットであり、アレイプロセッサインタフェイス１
７は、デジタルコンピュータ２０（好ましくは、ＩＢＭ
ＰＣパーソナルコンピュータである）と互換させるの
に必要なインタフェイス回路である。

本発明のこの実施例では、アレイプロセッサ１８は、各
々のデジタル波形を、ファーストフーリエ変換を用い
て、時間領域から周波数領域に変換する。ファーストフ
ーリエ変換を実行するためにアレイプロセッサ１８を用
いると、デジタルコンピュータ２０によって必要とされ
る処理時間が、そうでない場合に較べて、大いに削減さ
れる。このため、アレイプロセッサ１８は、スペクトル
分析器１０をリアルタイムで動作させるのに、大いに役
立っている。

本発明の実施例においては、各エポックから得られたデ
ータは、ファーストフーリエ変換を行う前に、アレイプ
ロセッサ１８によってチェックされる。人為結果(artif
act)を含むエポックは廃棄（除去）され、それらのエポ
ックのデジタル波形は、周波数領域に変換されない。−
すなわち、スペクトル分析器１０によって結果的に使用
されない。

誤った情報を惹起する人為結果の一つのタイプは、アナ
ログＥＥＧ信号がＡ／Ｄ変換器５２の電圧制限値と等し
くなった時、又はこれを超えた時に起る。本発明の実施
例では、Ａ／Ｄ変換器５２の電圧制限値は５ボルトであ
る。この実施例では、５ボルト以上の電圧値は、Ａ／Ｄ
変換器５２から、同一の最大／最小出力値を発生する。
飽和したＡ／Ｄ変換器出力は、矩形波と等価であり、ま
たファーストフーリエ変換が行なわれる時、奇数次の高
調波(odd harmonics)を生ずるので、アレイプロセッサ
１８は、５ボルトに等しいかそれ以上の振幅値を含む、
すべてのエポックを廃棄する。これによって、Ａ／Ｄ変
換器５２の飽和の結果として生ずる、誤った周波数値を
含むエポックを除去することができる。

ファーストフーリエ変換に先立って、アレイプロセッサ
１８によって検出される人為結果の他のタイプは、被術
者の目の動きの結果生ずるものである。アレイプロセッ
サ１８は、頭の前面位置（特にＦＰ１とＦＰ２）から得
られる大きな振幅を含むエポックを除去する。これらの
特定の位置における大きな振幅の存在は（たとえ、Ａ／
Ｄ変換器５２の飽和値に等しくない場合にさえ、）特定
のエポックから誤った情報を惹起する目の動きがあった
ことを指示する。

アレイプロセッサ１８の出力は、各々のエポックの間
に、各々のチャネルに対応して得られたデジタル化周波
数スペクトル（周波数の関数としての振幅）である。こ
の出力は、さらに処理されるために、アレイプロセッサ
１８によってデジタルコンピュータ２０に供給される。

本発明の好ましい実施例では、デジタルコンピュータ２
０は、少くとも９６Ｋバイトのデータ容量をもつ、内部
リード／ライトランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）を有
するＩＢＭパーソナルコンピュータである。さらに、リ
ード／ライト記憶装置としては、コンピュータディスク
記憶装置２２が用いられている。

デジタルコンピュータ２０は、アレイプロセッサ１８か
ら受信されたデータに関して、さらに人為結果の排除を
行う。周波数スペクトルは（Ｔ３，Ｔ４，Ｆ７又はＦ８
のような）側頭骨位置から、有意の高い周波数成分（３
０Hz以上）を示すエポックを検出するために、デジタル
コンピュータ２０によってふるい分けされる。そのよう
な高い周波数成分は筋肉の人為結果を示す。そして、そ
のような人為結果を含むエポックはデジタルコンピュー
タ２０によって除去される。

さらに、データコンピュータ２０は、アレイ１２の電極
の一つにゆるんで接続されたリード線によって引き起さ
れる人為結果をチェックする。バイポーラ配置が使用さ
れる時（すなわち、各位置が隣接位置を基準として用い
る時）、コモン（共通）電極を共有する２つの隣接チャ
ネルにおける周波数応答の遅れは、そのコモン電極にゆ
るんんだリード線が存在することを指示している。

デジタルコンピュータ２０はデルタ帯の振幅値をチェッ
クする。そして、もしコモン電極を共有する二つのチャ
ネルの両方が、予め定められた限界以上のデルタ振幅値
を持つならば、デジタルコンピュータ７０はコモン電極
がゆるんだリード線を保有するとみなす。デジタルコン
ピュータ２０は、また、６０Hzにおいて、異常に高い振
幅を示す周波数スペクトルをチェックする。この６０Hz
もまたゆるんだリード線を人為結果を示す。デジタルコ
ンピュータ２０はゆるんだリード線によって惹起された
人為結果を含むエポックを排除し、また同時に、ディス
プレイ２４又はプリンタ２６によって、オペレータに診
断のメッセージを提供する。その結果、ゆるんだリード
線は補正されることができる。

デジタルコンピュータ２０は予め定められた更新(updat
e)周期にわたって、多数の人為結果のないエポックの周
波数スペクトルを平均する。本発明の一実施例では、エ
ポックは各々２秒の期間をもち、更新周期は３０秒の期
間をもつ。このため、もし全てのエポックが人為結果を
含まないなら、総計で１５のエポックが各更新周期中に
平均化される。

各チャネルに対応する周波数スペクトルが、更新周期で
平均化された後、デジタルコンピュータ２０は各チャネ
ルごとに、各周波数帯に対する振幅値を計算して求め
る。この周波数帯振幅値は、特定の周波数帯の中で、各
周波数の振幅値を合計することによって求められる。こ
の結果は、各チャネルに対するデルタ、シータ、アルフ
ァおよびベータ振幅値である。デジタルコンピュータ２
０は、それから、種々のチャネルに対する周波数帯振幅
値に基づく出力を、ディスプレイ２４および／又はプリ
ンタ２６に提供する。別の新たな更新周期が終了する毎
に、ディスプレイ２４に表示される情報は、新しい周波
数帯振幅値に基づいて更新される。

本発明の実施例においては、最初の更新周期の間、デジ
タルコンピュータ２０は周波数帯振幅値を計算し、基準
値（ベースライン）として記憶する。これより後の各々
の更新周期が終了する時に、周波数帯振幅値は各チャネ
ルにおいて、そのチャネルの基準値と比較される。も
し、更新された振幅値（又は、それらの値の組合せ）
が、予め定められた限界以上に、基準振幅値（又は、そ
の組合せ）から変化していれば、デジタルコンピュータ
２０はディスプレイ２４および／又はプリンタ２６によ
って警報の指示を行なう。そして、また、警報発音器３
２によって警報信号を発生する。

これは、スペクトル分析器１０が、頸動脈の動脈内膜除
去のような外科手術中の患者を監視するのに使用されて
いる時、特に価値がある。スペクトル分析器１０は外科
医に警告を提供する。このため、脳が不十分な血液の流
れによってダメージを受ける前に、分路(shunt)の使用
の如き対処を直ちに開始することが可能になる。

同様に、警報信号を基準値からの変化の関数として発生
させると、集中治療部（病棟）又は回復室にいる患者の
大脳の活動を監視するのに価値がある。

第４Ａおよび４Ｂ図は、“円表示モード”がキーボード
２８で選択された時に、ディスプレイ２４上にデジタル
コンピュータ２０によって提供される出力の、一つの好
ましい形式を図示している。第４Ａおよび４Ｂ図におい
て、出力は、それぞれ、ディスプレイスクリーン６８Ａ
および６８Ｂの形式であり、該ディスプレイスクリーン
は、１６個のＥＥＧチャネルを表わす１６個の円７２Ａ
〜７２Ｐを有する、患者の頭のグラフ表示７０を含んで
いる。各々の円は、周波数帯振幅値の相対的な大きさを
表わす、４個のパイ形セグメントを含んでいる。この例
では、各セグメントは相異なる色調を有し、ベータは青
色、デルタは赤色、アルファは緑色であり、またシータ
は黄色で表わされている。デジタルコンピュータ２０
は、その特定の周波数帯に対する振幅値を、そのチャネ
ルに対する４つの振幅値の総計で割ることによって、各
パイ状部分に大きさを計算する。

第４Ａ図には、基準値の測定結果が図示されている。頭
の図形７０は、スクリーン６８Ａの左手側に示されてい
る。上部の左隅には、４つの周波数帯に対応するカラー
コードが示されている。上部の右隅には、測定の日付、
測定の時間（時、分および秒）、患者のラストネームお
よび患者の生年月日が示されている。下方の右隅に出る
"BASELINE COMPLETED"（“基準値測定完了”）のメッセ
ージは、スクリーン６８Ａが基準値測定データを示して
いることを指示している。下方の左隅には、“ACCEPT(Y
/N)？”というメッセージが提供される。オペレータ
は、キーボード２８の特定のキーを押し下げることによ
って、スクリーン６８Ａ上に示されている基準判定を受
け入れるか、又は、他の基準測定を開始するかの任意選
択権を与えられる。

第４Ａ図に示されているように、円72A〜72Pの全ては同
一の半径を有している。この特定の半径が“基準値の半
径”である。種々のチャネルから得られる振幅の総和
は、通常、基準値周期の間でさへ、相違している。しか
し、基準値の全ては正規化されているので、基準値状態
が、それに続く更新周期の間繰り返される限り、与えら
れたチャネルの円の半径は同一のままである。

第４Ｂ図は、これが基準値周期に引きつゞいて起ること
を除いて、第４Ａ図のスクリーン６８Ａと同様である。
第４Ｂ図に示されているように、円72A〜72Pは、若干の
場合において、基準値半径と異なる半径を有している。
ある与えられた円の半径は、最新の更新周期の間のその
チャネルに対する四つの振幅値の合計を、基準値周期の
間のそのチャネルに対する四つの振幅値の合計に対して
比較した結果に基づいて、デジタルコンピュータ２０に
よって、決定される。

この半径は、更新周期の間の振幅値の合計が基準値周期
に対応する合計からどれだけ変化したかという、その変
化の関数として、基準値半径から増大又は減少する。第
４Ａ図と同様に、円の各々は、そのチャネルにおける全
振幅に対するデルタ、シータ、アルファおよびベータ周
波数帯の相対的な貢献率を表わすパイ状セグメントを含
んでいる。

前に述べたように、デジタルコンピュータ２０は、各チ
ャネルの更新振幅値が、それと同じチャネルの基準値か
らどれだけ変化したかをチェックする。特定の振幅値又
は振幅値の組合せが、予め定められた限界以上に変化す
る時、デジタルコンピュータ２０は、ディスプレイ２４
によって可視的に、および警告発音器３２によって、過
度の変化があったことの指示を変える。第４Ｂ図の特定
の例においては、デジタルコンピュータ２０は、最新の
更新されたデジタル振幅値を基準値デルタ振幅値と比較
し、また更新されたアルファおよびベータ振幅値の総計
を、基準値アルファおよびベータ振幅値の総計と比較す
る。これは、頭の図の右側に表われる説明“ＣＨ ＤＥ
ＬＴＡ ＡＬＰＨＡ／ＢＥＴ”によって指示される。

最新の更新デルタ振幅値が予め定められた（“２”のよ
うな）限界値だけ基準値より大きくなる時、チャネルは
下方の欄に、“ＣＨ”と識別表示され、メッセージが下
方の欄に"DELTA"と表示される。同様に、アルファとベ
ータの最新の更新値の合計が（“２”のような）予め定
められた限界値だけ、アルファとベータ基準値の合計よ
り小さい時、そのチャネルは、下方の欄に“ＣＨ”と識
別表示され、メッセージが下方の欄に"ALPHA/BET"と表
示される。

第４Ｂ図に示されている例では、（“チャネル１５”と
“チャネル１６”とを表わす）円７２Ｏと７２Ｐは、
（好ましくは、赤色又は他の明るい色で表わされる）よ
り大きな円７４によって輪郭が描かれる。これは、通常
の変化より大きな変化が起ったことを指示する。下方の
欄に表示されたメッセージ“ＣＨ”および"DELTA"は、
“チャネル１５”と“チャネル１６”の各々が、基準ベ
ータ振幅値の２倍より大きな更新デルタ振幅値をもった
ことを指示する。

第４Ｂ図に示されているスクリーン６８Ｂの下方端部に
沿って、キーボード２８によって選択することができる
他の機能を指示するメッセージが表示される。“Ｆ３−
ＰＲＴ”はプリント機能である。この機能が選択される
時、デジタルコンピュータ２０は、ディスプレイ２４に
表示されているのと同一の情報をプリンタ２６によって
プリントアウトさせる。

“Ｆ６−ＨＥＬＰ”は、デジタルコンピュータ２０が診
断情報を提供し、オペレータに助言を行う機能である。

“Ｆ７−ＰＡＵＳＥ”は、ディスプレイ２４が現在表示
されている情報を保持するようにするポーズ機能であ
る。最新の更新周期が実行される時、その情報は、ポー
ズ機能が選択されている間は、ディスプレイ２４を更新
するのに使用されない。

“Ｆ８−ＥＮＤ”はスペクトル分析器１０の動作を終わ
らせる終了機能である。

“Ｆ９−ＴＲＮＤ”は、１周期の時間にわたって、１６
チャネルの各々の周波数値の図形情報を提供する傾向(t
rend)機能である。この傾向機能が選択された時に提供
される出力は、第５図に示されている。そして、この出
力は、１６個の個々の棒グラフ82A〜82Pを含むスクリー
ン８０を構成する。グラフの各々は１６個のＥＥＧチャ
ネルの一つを表わしている。

各グラフにおいて、時間が水平軸に沿ってプロットさ
れ、振幅が垂直軸に沿ってプロットされている。第５図
に示されている特定のディスプレイ８０において、５分
間の周期にわたる周波数帯振幅値の傾向が示されてい
る。このデータは、３０秒単位で更新されたものであ
る。（なお、ユーザは他の更新時間周期を同様に使用で
きる。）それゆえ、各々本のグラフ82A〜82Pには、１０
本の垂直方向の並んだ棒によって表わされた１０個の不
連続の更新周期が表現されている。

傾向モードが選択される時、スクリーン８０は更新周期
毎に更新される。すなわち、各グラフ82A〜82Pの最も古
い垂直の棒が除去され、他の棒の全てが左へ一つシフト
され、最も新しい更新周期が、各グラフの最も右端に棒
状に表わされる。

第５図に示されている傾向機能スクリーン８０は、１周
期の時間にわたる各チャネルのＥＥＧ信号の総計の振幅
と、その全部の振幅に対する四つの周波数帯の各々の寄
与の両方の直観的な表示を提供する。四つの周波数帯の
各々はカラーコード化され、グラフの各々の同一の位置
に表わされる。第５図に示された特定の実施例において
は、四つの周波数帯が周波数上昇順に図示されており、
一番下にデルタがあり、下から上へ向けて順にシータ、
アルファおよびベータが示されている。

スクリーン８０の上方左隅部には、四つの周波数帯に対
応するカラーコードが示されている。第４Ａおよび４Ｂ
図と同様に、デルタは赤色、シータは黄色、アルファは
緑色そしてベータは青色である。

スクリーン８０の上端中心部には、表示されている傾向
の周期が指示される。この特定の場合、グラフは、他の
周期を選択することができるけれど、過去の５分間の周
期にわたる傾向を表わしている。

スクリーン８０の上端右隅には、テストの日付、その日
の時間（時、分および秒）、患者のラストネームおよび
患者の生年月日が、全て表示される。

スクリーン８０の底に沿っては、キーボード２８によっ
て選択されることができる異なる機能を指示するコード
が指示される。第５図に示されている機能コードの各々
については、“Ｆ５−ＣＩＲＣ”を除いて、既に説明し
た。これは第４Ａおよび４Ｂ図に示されている円表示モ
ードを表わす。

スペクトル分析器１０によって提供される出力のさらに
他の形式が、第６図および第７図に示されている。これ
らの例の両方には、各々のチャネルに対応する周波数帯
情報を有する頭の図形が表示されている。

第６図は、頭の図形９２と四角の図形９４Ａ〜９４Ｐを
含むスクリーン９０を示す。スクリーン９０は、周波数
帯情報が、円７２Ａ〜７２Ｐではなく、四角形９４Ａ〜
９４Ｐの形式で表示されている点を除いて、第４Ａおよ
び４Ｂ図に示されているスクリーン６８Ａおよび６８Ｂ
と同様である。

各四角形９４Ａ〜９４Ｐはデルタ、シータ、アルファお
よびベータ周波数帯を表わす部分（セグメント）を有し
ている。これらのセグメントは、第４Ａ図および４Ｂ図
に示されているパイ形状セグメントと異なり、水平の棒
の形状を呈している。水平の棒の厚さは、特定の周波数
帯に対応するそのチャネルの全振幅の相対比率の関数で
ある。第４Ａおよび４Ｂ図と同様に、ベータは青色のセ
グメントで表わされ、デルタは赤色のセグメント、アル
ファは緑色のセグメントおよびシータは黄色のセグメン
トで表わされる。

第６図において、四角形９４Ａ〜９４Ｐの各々の面積
は、最新の更新周期の間におけるそのチャネルに対応す
る四つの振幅値の合計を、基準値期間の間の、そのチャ
ネルに対応する四つの振幅値の合計と比較した結果の関
数である。これは、全振幅の変化分の関数として第４Ｂ
図に示されている円７２Ａ〜７２Ｂの面積の変化分と同
様である。

第７図に示されているスクリーン１００は、頭の図形１
０２と、分析された１６チャネルを表わす棒グラフ１０
４Ａ〜１０４Ｐを含んでいる。各棒グラフ１０４Ａ〜１
０４Ｐは、四つの周波数帯の各々に対応する振幅値と、
合計の振幅値を表わす五つの棒を含んでいる。赤色の棒
はデルタ周波数帯を表わし、黄色の棒はシータ周波数帯
を表わし、緑色の棒はアルファ周波数帯を表わし、青色
の棒はデルタ周波数帯を表わす。五本の棒の各グループ
の最も右側にある棒は、四つの周波数帯に対応する振幅
値の合計を表わす。

特定のチャネルに対応する四つの周波数帯の棒の高さを
比較することによって、そのチャネルにおける周波数帯
の各々の相対比を決定することができる。種々のチャネ
ルの各々における合計の振幅を表わす棒の高さを比較す
ることによって、各々のチャネルから得られる合計のＥ
ＥＧ信号の相対的な大きさを決定することができる。

第４Ａ，４Ｂ，５，６および７図に示されている出力の
特定の形式は、スペクトル分析器１０によって提供でき
る出力の可能な形態の中の若干のみを表わしているにす
ぎない。

第１図に示されている本発明の実施例において、ビデオ
レコーダ３０は、デジタルコンピュータ２０によってデ
ィスプレイ２４に提供される出力を記録することができ
る。これは、スペクトル分析器１０によってリアルタイ
ムで表示される情報が、後の見直しや学習のために記録
されることを可能にするものである。後で使用するため
にデータをこのように記録することは、スペクトル分析
器１０が研究の道具として用いられる時、およびスペク
トル分析器１０が監視機能として用いられる時に、特に
価値がある。

（発明の効果） 結論として、本発明のスペクトル分析器は、データを理
解し分析する使用者の能力を増強するＥＥＧデータの直
観的な表示を提供する。リアルタイムで表示を更新する
ことは、従来のＥＥＧ装置では不可能であるか、又は非
常に不便であった、数々の重要な用途に、本発明を応用
することを可能にする。これらの応用は、外科手術の
間、手術室の中で監視すること、集中治療部の中で大脳
の活動に対するオンライン分析を監視すること、意識が
変化している間および心理学の実験又は評価の間に、患
者又は被術者を監視すること、回復室および集中治療病
棟の中で監視すること、および生物フィードバック訓練
を助けることを含んでいる。

また、短い時間であるエポック毎にＥＥＧ信号をデジタ
ル化し、デジタル化波形を周波数波形に変換するように
しているので、該デジタル化信号の電圧値、あるいは該
周波数波形の周波数値をチェックすることにより、採取
されたＥＥＧ波形に人為的に生じた信号成分が含まれて
否かがわかる。このため、該人為的に生じた信号成分を
含むエポックの採取信号を除去することができ、純粋の
ＥＥＧ信号のみを用いて、平均周波数スペクトルを得る
ことができる。また、短い時間のエポック毎にＥＥＧ信
号を採取しているので、ＥＥＧ信号の最低の周波数ま
で、ディスプレイの可視表示に反映することができる。

本発明は好ましい実施例を参照して説明されたけれど、
当業者には、本発明の範囲から逸脱することなく種々の
変更を行なうことができることは理解されるべきであ
る。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明のリアルタイムＥＥＧスペクトル分析器
の一実施例の電気的ブロック図、第２図は１６チャネル
ＥＥＧ電極アレイを用いる場合の、典型的な電極位置を
示す図、第３図は、第１図のＥＥＧスペクトル分析器の
信号処理モジュールの一実施例の電気的ブロック図、第
４Ａおよび４Ｂ図は本発明のリアルタイムスペクトル分
析器によって得られるディスプレイ出力又はプリント出
力の一形式を示す図、第５図は本発明のリアルタイムス
ペクトル分析器によって得られるディスプレイ出力又は
プリント出力の他の形式を示す図、第６図は円形に代え
て四角形が用いられていることを除いて、第４Ａおよび
４Ｂ図と同様のディスプレイ出力又はプリント出力の他
の形式を示す図、第７図は本発明のＥＥＧスペクトル分
析器によって提供されたディスプレイ出力又はプリント
出力のさらに他の形式を示す図である。 １０……リアルタイムＥＥＧスペクトル分析器、１２…
…ＥＥＧ電極アレイ、１４……ＥＥＧ多チャネル増幅
器、１６……信号処理モジュール、１７……アレイプロ
セッサインタフェイス、１８……アレイプロセッサ、２
０……デジタルコンピュータ、２２……コンピュータデ
ィスク記憶装置、２４……ディスプレイ、２６……プリ
ンタ、２８……キーボード、３０……ビデオレコーダ、
３２……警報器

Claims (4)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】脳活動を示す出力を提供するために、複数
   のチャネルから得られたＥＥＧ信号を処理するためのＥ
   ＥＧスペクトル分析装置であって、 各エポック間に、各チャネルに対応する振幅のデジタル
   波形を時間の関数として提供するために、予め定められ
   た時間間隔の一連のエポックの間に複数のチャネルから
   得られたＥＥＧ信号をデジタル化する手段と、 各エポックとチャネルに対応する振幅の周波数スペクト
   ルを時間の関数として作るために、時間領域から周波数
   領域へ、各エポックおよびチャネルに対応するデジタル
   化波形を変換する手段と、 最新の更新周期の間に、各チャネルに対応する平均周波
   数スペクトルを作るために、最新の更新周期の複数のエ
   ポックから得られた各々のチャネルに対応する周波数ス
   ペクトルを平均化する手段と、 複数の周波数の各々に対応する周波数帯振幅値を、各チ
   ャネルに対応する平均周波数スペクトルに基づいて導き
   出す手段と、 各チャネルにおける周波数帯の各々において、大脳活動
   の可視表示をディスプレイ制御信号の関数としてディス
   プレイするための手段と、 各々の最新の更新周期がその最新の更新周期に対応する
   周波数帯振幅値に基づいて完了される時、ディスプレイ
   制御信号を周期的に更新する手段とからなるＥＥＧスペ
   クトル分析装置。
2. 【請求項２】周波数帯振幅値を作るために、周波数帯振
   幅値を導き出す手段が各周波数帯の中で、平均周波数ス
   ペクトルの全周波数の振幅値を合計するものであること
   を特徴とする特許請求の範囲第１項記載のＥＥＧスペク
   トル分析装置。
3. 【請求項３】可視表示が各チャネルに対応する図形から
   なり、各図形が周波数帯の各々を表すセグメントを含
   み、各セグメントが、そのセグメントに相当する周波数
   帯に対応した周波数帯振幅値の関数である相対的なサイ
   ズを有することを特徴とする特許請求の範囲第１項記載
   のＥＥＧスペクトル分析装置。
4. 【請求項４】選択された更新周期から得られた周波数帯
   振幅値を基準値周波数帯振幅値として蓄積するための手
   段と、 各々の最新の更新周期から得られた周波数帯振幅値を、
   前記蓄積された基準値周波数帯振幅値と比較するための
   手段と、 予め定められた変化分が、最新の更新周期の周波数帯振
   幅値と前記蓄積された基準値周波数帯振幅値との間で発
   生する時、警報指示を提供するための手段とをさらに具
   備したことを特徴とする特許請求の範囲第１項記載のＥ
   ＥＧスペクトル分析装置。