JPH0282941A - 局部生体電流測定装置 - 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】 ［産業上の利用分野］ この発明は生体の組織複合体の中の局部生体電流測定装
置に関する。

［従来の技術］ 生体電流により発生させられ測定された電界量又は磁界
量に基づいて電気的測定値を形成するために、生体の組
織複合体の上方に空間的に分散配置されたセンサを備え
た生体組織複合体中の局部生体電流測定装置は、アメリ
カ合衆国特許第４７３８７５１号明細書から知られてい
る。この装置は統計的基盤に基づく脳の活動をディジタ
ル計算機を用いて解析するために役立つ、このために通
常の方法ではセンサが頭蓋冠の上方に分散配置され、こ
れらのセンサの測定信号がディジタル化され記憶される
。その際検査される患者は、位置確定可能な柄部分に電
界又は磁界を誘発する一連の興奮性感覚刺激を与えられ
る。これらの電磁界はセンサにより電気信号に変換され
、それぞれの活動個所を検証するために統計的に評価さ
れ解析される。これらの自発的な現象の空間的及び時間
的な関連性に基づいて、例えば核磁気共鳴法に基づくコ
ンピュータ断層写真により作られた三次元の頭骨モデル
上に現象の発生個所とその分布とを表示することができ
る。

この方法の欠点は、喚起されたポテンシャルが雑音レベ
ルから明らかに識別可能に分離できるほど十分に大きい
ときだけ有用な結果が得られるということにある。この
ことは喚起されたボテンシャルにおいて、一般に比較的
多数の刺激及びその平均値形成に応じて適用される。し
かしこの方法は、例えばてんかん性発作の場合に現れる
ような自発的な現象の検出のために問題無く適している
わけではない。この現象は従来の知識によれば脳波図に
おいて、固有の信号パターン例えば２００ないし５００
ｍ５の持続時間を有するスパイク・波複合体により識別
される。この信号パターンは急性の発作の間（発作間隙
）でも特に患者ごとに著しく異なる頻度で検出可能であ
る。この種の信号パターンは個々の場合により秒ごとに
現れることもあり、週に一度だけ現れることもある。小
ぎい信号対雑音比のためにかかる発作間隙の信号パター
ンは脳波図ではほとんど識別困難であって経験豊かな神
経科医によってだけ識別可能であり、脳磁図では肉眼で
実際上全く識別不可能である。かかる自発的に現れる信
号パターンの出所はてんかん性病束と解釈される。てん
かん診断における脳波図又は脳磁図の評価の目標は、こ
の病巣の場所をできるだけ正確に位置確認することであ
る。更に神経科医にとって、一つの信号パターンの内部
ばかりでなく相前後する種々の信号パターンの場合の信
号を形成する電気的な興奮部位の空間的な分布について
のデータを得ることが重要である。かかるデータは従来
脳波計深部電極によってしか入手できず、従って非常に
制限を受けた０時間的に拘束されない位置確定は従来実
際上達成できなかった。なぜならば信号対雑音比が小さ
いため個々の信号現象から必要な精度をもって位置確定
することは不可能であり、信号現象の平均化のために一
般にかかる現象を十分に利用できなかったからである。

［発明が解決しようとする課題］ この発明の課題は、一つの時間間隔の中に現れる所定の
信号パターンを継続中の信号から類似のパターンを探し
出すための根拠として用いることかでさるように、電界
強度値又は磁界強度値を測定するため検査しようとする
生体の組織複合体の上方に空間的に分散配置されたセン
サから出る電気信号を処理すること、並びにこれらの信
号の時間的出現及び空間的位置づけを確定することであ
る。

［課題を解決するための手段］ この課題はこの発明に基づき、測定装置に設けられた信
号処理装置が、測定値から導出される個々の信号パター
ンの視覚的又は自動的識別とこの信号パターンの時間的
限定（時間の窓）と記憶とのための回路段と、空間・時
間関数とこれらの関数から導出される相関信号とを形成
するために連続測定値を時間の窓の中で記憶された信号
パターン（テンプレート）と空間的及び時間的に相関さ
せるための別の回路段と、連続測定値からしきい値を超
える信号パターンを検出するしきい値決′定回路段と、
相関信号をしきい値超過信号と比較する比較回路段と、
あらかじめ定められた類似性基準及びしきい値検出基準
に基づき選択された時間的及び空間的に同様な信号パタ
ーンの時間的平均値形成のための回路段と、平均化され
た信号パターンを信号誘発電流源に対し空間的に位置づ
けるための回路段と、コンピュータ断層撮影により発生
させられた空間的な組織構造の内部にこの電流源を空間
的に表示するための回路段とから成ることにより解決さ
れる。

［作用効果］ この発明によれば平均化された信号パターンの前記の空
間的及び時間的相関により、雑音から十分に分離され相
応に評価できる有用な信号値が示される。

請求項２に記載のこの発明の実施態様によれば、例えば
電源周波数又は周期的に現れる自発性の生体信号のよう
な、評価可能なノイズ周波数をセンサの信号チャネルか
らフィルタで除去することができる。

請求項３に記載の別の実施態様によれば、所定の数学的
関係に基づき、信号パターンの従属する時間間隔にわた
り相関関数を平均化することによる空間的な相関関数と
、従属する空間にわたり続いて平均値を形成することに
よる時間的な相関関数とが形成される。これらの関数を
続いて乗算することにより、雑音から特に明らかに分離
されるピーク信号を得ることができる。

請求項７に記載の装置により、測定データアイテムに対
して特有の類似性しきい値の決定が可能となる。

必要な計算処理はそれが通常のディジタル計算機により
実施されるときにはかなりの計算時間を特徴とする請求
項８に記載のこの発明の実施態様によれば、アレイプロ
セッサ計算機の使用により高速たたみごみのためのアル
ゴリズムに関連して計算時間の著しい短縮が達成可能で
あり、この短縮により検査の完了直後に結果を入手する
ことが可能となるので、患者を万一の再検査のために測
定装置に結合したままにすることができる。

′「バイオマグネテイズム（Ｂｉｏｍａｇｎｅｔｉｓ＋
ｗ）　Ｊ１９８７年、「生物磁気についての第６回国際
委員会議事録」１表題「自発的な脳活動の研究のための
新方法（Ｎｅｗ　Ｍｅｔｈｏｄ　ｆｏｒ　ｔｈｅ　５ｔ
ｕｄ７　ｏｆＳｐｏｎｔａｎｅｏｕｓ　Ｂｒａｉｎ　Ａ
ｃｔｉｖｉｔｙ）　Ｊから、てんかん性活動とアルファ
形活動との検出のために、ただ一つの脳波計チャネルの
中でスパイク・波腹合体を識別するために局部パターン
の相関を行うことが知られている。この方法は有意義な
現象が一つのチャネルの中で明らかに識別可能であると
きにだけ有効である。しかしながら実際に現れる信号対
雑音比の枠内で、スパイク・波腹合体の有意義な相関関
係が単純な相関関数では全く観察できず、脳磁図の空間
的及び時間的に平均化された相関関数でも非常に不完全
にしか観察できないことが判明した。この発明に基づく
信号複合体の処理により初めて、特有な信号パターンを
雑音から明瞭に分離できるようになるので、特有な信号
パターンをその後の信号処理と信号評価とのために用い
ることができる。

し実施例］ 次にこの発明に基づく局部生体電流測定装置の複数の実
施例を示す図面により、この発明の詳細な説明する。

第１図に示すように、脳波計のセンサ電極ｌ並びに多チ
ャネル脳磁針２のスクイド（ＳＱＵＩＤ　）センサが患
者の頭蓋冠３の上方に空間的に分散配首されている。こ
れらのセンサは測定される電界又は磁界に相応する電気
信号を発生させ、これらの信号は導線４、Ｓを経てＮチ
ャネルＡ−Ｄ変換器６に供給される。Ａ−Ｄ変換器６に
は心電計からのトリガ信号を導線７を経て供給でき、ま
た呼吸により制御されるトリガ信号を導線８を経て供給
できる。これらのトリガ信号は周知の方法で測定値検出
を毎分呼吸数及び／又は心機能により定められた成る時
限内に開始するために用いられる。脳波計チャネル及び
脳磁針チャネルのディジタル信号はＮチャネルのディジ
タル周波数フィルタ９へ導かれる。この周波数フィルタ
は例えば電源周波数又は脳から出るアルファ波の刺激中
枢のような周期的に現れるノイズ周波数を除去する。

周波数フィルタ９の出力端は脳波モニタ１０に結合され
る。このモニタは出力信号を評価可能な形（ディジタル
又はアナログ）で表示し、従って医師による解析を容易
にする。

変形案として脳波計モニタ１０の代わりに自由にプログ
ラム可能なパターン認識回路段１１を用いることが可能
であり、このパターン認識回路段は所定のパターンの認
識のためのプログラミングユニット１２によりプログラ
ム可能である。

認識された信号パターンは次いで時間的に定義しなけれ
ばならない、このために開始時点と終了時点とが決定さ
れる。かかる時間的に定義された信号パターンは［テン
プレート（Ｔｅ層ｐｌａｔｅ）　Ｊと呼ばれる。そのよ
うに認識され定義されたテンプレートはテンプレート記
憶回路段１３の中に記憶される。

ディジタル周波数フィルタ９の出力端で連続して測定さ
れた信号は相関回路段１４に供給され、この相関回路段
は、テンプレートを絶え間無く入って来る信号と比較す
るために、テンプレート記憶回路段１３の中に記憶され
たテンプレートを呼び出すこともできる。このためにテ
ンプレートとして定義された時間間隔が「時間の窓」と
して入力中のデータ上ヘシフトされる。各時間の窓の中
では時間的に対応する各信号パターンの相関係数が第１
の計算回路２４により、次の数学的関係 により計算され、かつすべての測定個所にわたり平均化
される。

同様に当該の窓の中の信号曲線の相関係数が第２の計算
回路２５により、次式 に基づき各測定個所で計算され、窓のすべての時点にわ
たり平均化される０時間的及び空間的相関のそのように
計算された時間関数は続いて第３の計算回路２６により
、次式 ％式％（） により乗算される。ここで、 Ｃ１・・・ＣＮ　：　任意の分散配置におけるＮ個の磁
気測定チャネル、 Ｓｃ＋　（ｔ　ｉ）　：　　時点ｔｉでのチャネルＣ１
（７）中の磁気信号。

τ０・・・τｌ・・・τＨ：　テンプレートの時間間隔
。

最初はτ０最後はで−であり１時間間隔内にサンプリン
グ値を有し、τ１はτ０≦τｉ≦τ−の時間間隔で示さ
れる時点、 Ｋｒ（ｔｉ）：　　時間的相関係数（テンプレートと測
定信号との時点ｔｉでの相関係数）、Ｋ）１（ｔｉ）：
　　空間的相関係数（テンプレートと測定信号との時点
ｔｉでの相関係数）、ＫＲＴ　（ｔ　ｉ）　　：　　空
間φ時間的相関係数である。

そのようにして得られ相関させられた空間０時間関数に
基づき形成された相関信号は比較回路段１６に供給され
、この比較回路段がこの相関信号を、しきい値決定回路
段１５の中で周波数フィルタ９の出力信号から得られる
しきい値信号と比較する。しきい値を超えた場合にはし
きい値信号は平均化回路段１７へ供給される。平均化回
路段１７は一定時間にわたりすべての測定個所で前記基
準から認識されたすべての信号パターンの平均値信号を
形成し、この平均値信号がテンプレートの連続的修正の
ために一方ではテンプレート記憶回路段１３に供給され
他方ではしきい値決定回路段１５に供給される。更に平
均化回路段１７により平均化された信号パターンが位置
確定回路段１′８に供給され、位置確定回路段が現れた
異常な電気的活性源の幾何学的場所を計算し、このデー
タが座標変換回路段１９に供給され、座標変換回路段が
脳波測定又は脳磁気測定の座標系を例えば像記憶回路段
２０の中に記憶されたコンピュータ断層写真の座標系と
重ね合わせるので、両図形をモニタ２１上に断面図又は
立体図として表示することができる。

非常に弱い信号パターンを見つけ出すための場合によっ
て一層良好な結果を導く変形された方法は、量合計回路
段２２を用いてすべてのチャネルの信号の合計量が形成
され、パターン認識回路段１１．１２に相当するパター
ン認識回路段２３に供給されるということにある。認識
されたパターンは比較回路段１６から来る信号の代わり
に平均化回路段１７に供給され前記の方法で処理される
。変形室として合計信号をパターン認識回路段１１．１
２へ供給しテンプレート決定のために用いることもでき
る。この種の信号処理は脳磁針サンプリングだけを介し
て信号を発生させる場合に特に適している。

第２図には脳波計電極により発生させられた信号経過の
脳波曲線列が示され、この曲線列では肉眼により神経科
医から「シャープ波」と呼ばれる三角形の信号Ｓｔない
しＳ９が目立つが、シャープ波の病理学的な意義は特に
明確ではない、その際複合波Ｓ２、Ｓ３がほかの波に比
べ際立っている。従ってこの複合波がテンプレートとし
て用いられハツチングされて示されている。

第３図には同じ脳波計チャネルの中で空間−時間的相関
に基づき得られ平均化された信号がハツチングされて示
されている。そのように平均化された信号パターンは異
常なスパイク・波腹合体の基準を非常に明白に満たすが
、しかし従来知られた脳波図の中に現れるものより複雑
な構造を示す。

前記の装置により、連続的に入って来る信号記録を記憶
された所定の信号パターン（テンプレート）と比較する
ことによって、空間会時間的ディジタル相関解析を用い
た生体電気信号又は生体磁気′信号の連続的な記録から
所定の現象を識別することが可能となる。

この比較の結果として各比較時点で相関係数に対するデ
ータアイテムの中に−１ないし＋１の値が得られる。こ
の値は各比較時点での信号パターンにより決定される時
間の窓の中の信号記録の類似性に対する尺度である。相
関係数が＋１に等しいときは一致は同じ正負記号のもと
で最大である。相関係数は０の場合に最悪の不一致に達
し、１の場合に信号の逆の正負記号のもとで最高の一致
に達する。この発明の別の実施態様では、テンプレート
と一致した信号領域だけでなく、類似性に対する特有な
尺度を有する信号領域をも信号列から見つけ出すという
目的を有する。従って当該データアイテムにとって特有
の類似性しきい値を超える信号領域を記録することを目
的とする。

第４図には典型的な分布曲線により、記録信号と比較信
号との間のすべての起こり得る類似性尺度の出現の頻度
が示されている。検査される信号領域が白色雑音だけか
ら成るときには、すべての相関係数の頻度分布は第４図
に破線の曲線Ｎとして示されているようなガウスの正規
分布である。

例えば第４図に実線の曲線Ｈで示されているように、頻
度分布すなわちヒストグラムの正規分布に対するそれぞ
れの偏差は、それぞれの相関係数の硼に応じてテンプレ
ートのあらかじめ与えられた曲線形に対して多少とも類
似性を有する信号複合体が存在するという明白な徴候で
ある。かかる偏差が正規分布曲線Ｎに重なるピークＰ１
・・・Ｐ８に現れる。かかるピークが値＋１に接近すれ
ばするほど類似性尺度は一層大きくなる。それゆえに相
関係数＋１に最も近いピークの左側（すなわち相関係数
の小さい方向）に存在する脚、ａ、が、求められた特有
の類似性しきい値を決定する。

従ってこの場合には求められた類似性しきい値はピーク
Ｐ８から０．４８に決定される。このしきい値をそれぞ
れ超過することにより、検査された信号の中でのテンプ
レートとの十分な類似性を有する時点が決定される。

′類似性しきい値を決定するための回路装置が第５図に
示されている。その際第１図の回路段と同じＭ＆、　７
１を有する回路段は同じ符号で示されている。

第１図に示された回路装置との差異は、測定信号が記憶
回路段２７の中に記憶され、相関回路段１４により形成
された相関信号が記憶回路段２８の中に記憶されること
にある。相関信号はヒストグラムの計算のために計算回
路段２９に供給され、また同時に比較回路段１６に供給
される。計算回路段２９の出力端に現れるヒストグラム
信号はしきい値決定回路段３０に導かれ、しきい値決定
回路段が分布曲線から特有のしきい値を決定し、同じく
比較回路段１６に供給する。比較回路段１６の中では記
憶回路段２８からの記憶された相関信号がしきい値決定
回路段３０からの特有のしきい値と比較され、しきい値
を超えた場合にこの時点に従属する信号部分が平均化回
路段１７へ供給され、この回路段から位置確定回路段１
８を経て既に述べたように評価される。この方法によれ
ば、テンプレート信号に対する特有の類似性しきい値を
超える信号もまた評価のために検出されるので、雑音振
幅が知られていない場合、又は求められる信号と雑音と
その他の特有な複合信号とから成る全信号が重なってい
る場合にも、求められる信号複合体の識別が次に続く平
均値形成により可能となる。

第６図にはモニタ２１上で認識可能な像が示されている
。この像ではコンピュータ断層写真が座標変換された脳
磁針位置確定像と重ねられる。この像から異常な電気的
活性範囲が十字により印づけられた複数の点を通る時間
的な活性経路を特徴づける線により明瞭に識別可能であ
る。

【図面の簡単な説明】

第１図はこの発明に基づく測定装置の一実施例のブロッ
ク線図、第２図は患者の脳の自発的現象による一般的な
信号パターンをグラフで示した図、第３図は第２図に示
す信号を第１図に示す装置で相関処理した後に得られる
平均化信号をグラフで示した図、第４図は記録信号と比
較信号との餌の類似性尺度（相関係数）の発生頻度分布
をグラフで示した図、第５図は類似性しきい値決定のた
めの回路装置の一実施例のブロック線図、第６図は自発
的現象の興奮軌跡を脳のコンピュータ断層写真上に表示
した像の一例を示す図である。 １．２・・・センサ ４、Ｓ・・・信号チャネル ６・・・Ａ−Ｄ変換器 ９・・・周波数フィルタ １１．２３・・・パターン認識回路段 １２・・・プログラミングユニー／　ト１３・・・テン
プレート記憶回路段 １４・・・相関回路段 １５・・・しきい値決定回路段 １６・・・比較回路段 １７・・・平均化回路段 １８・・・位置確認回路段 ２１・・・モニタ ２２・・・量合計回路段 ２４・・・第１の計算回路 ２５・・・第２の計算回路 ２６・・・第３の計算回路 ２７．２８・・・記憶回路段 ３０・・・しきい値検出回路段 ｓ２　、ｓ３・・・信号パターン ＩＧ　６ （ｆ；１１８）代理人寞−十冨村 總・へＴ

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）生体電流により発生させられ測定された電界量又は
   磁界量に基づいて電気的測定値を形成するために、生体
   の組織複合体の上方に空間的に分散配置されたセンサ（
   １、２）を備えた生体組織複合体中の局部生体電流測定
   装置において、測定装置に設けられた信号処理装置が、
   測定値から導出される個々の信号パターンの視覚的又は
   自動的認識とこの信号パターンの時間的限定（時間の窓
   ）と記憶とのための回路段（１１、１２、１３）と、 空間・時間関数とこれらの関数から導出される相関信号
   とを形成するために連続測定値を時間の窓の中で記憶さ
   れた信号パターン（Ｓ＿２、Ｓ＿３）（テンプレート）
   と空間的及び時間的に相関させるための別の回路段（１
   ４）と、連続測定値からしきい値を超える信号パターン
   を検出するしきい値決定回路段（１５）と、相関信号を
   しきい値超過信号と比較する比較回路段（１６）と、あ
   らかじめ定められた類似性基準及びしきい値検出基準に
   基づき選択された時間的及び空間的に同様な信号パター
   ン（Ｓ＿２、Ｓ＿３）の時間的平均値形成のための回路
   段（１７）と、平均化された信号パターン（Ｓ＿２、Ｓ
   ＿３）を信号誘発電流源に対して空間的に位置づけるた
   めの回路段（１８）と、コンピュータ断層撮影により発
   生させられた空間的な組織構造の内部にこの電流源を空
   間的に表示するための回路段（２１）とから成ることを
   特徴とする局部生体電流測定装置。 ２）センサ（１、２）により形成された電気的な信号パ
   ターン（Ｓ＿２、Ｓ＿３）がセンサ（１、２）に後置さ
   れたＡ−Ｄ変換器（６）によりディジタル化されてディ
   ジタル周波数フィルタ（９）に供給され、この周波数フ
   ィルタが選択可能なノイズ周波数を信号チャネル（４、
   ５）から除去することを特徴とする請求項１記載の装置
   。 ３）空間的及び時間的相関のための回路段（１４）が次
   式 ＫＲ（ｔｉ）＝１／Ｎ▲数式、化学式、表等があります
   ▼ に基づき空間的相関関数を形成し従属する時間間隔にわ
   たり相関関数を平均化するための第１の計算回路（２４
   ）と、次式 Ｋ＿Ｔ（ｔｉ）＝１／ζ▲数式、化学式、表等がありま
   す▼ に基づき時間的な相関関数を形成し続いて従属する空間
   にわたり平均化するための第２の計算回路（２５）と、
   両関数の乗算のための第３の計算回路（２６）とを備え
   ることを特徴とする請求項１又は２記載の装置。 ４）空間的及び時間的相関のための回路段（１４）が単
   一の計算回路を備え、この計算回路が次式 Ｋ＿Ｒ＿Ｔ（ｔｉ）＝▲数式、化学式、表等があります
   ▼ に基づく相関を行うことを特徴とする請求項１又は２記
   載の装置。 ５）平均化回路段（１７）により形成された平均値信号
   がテンプレート記憶回路段（１３）及び／又はしきい値
   決定回路段（１５）にテンプレートの継続的な修正のた
   めに供給されることを特徴とする請求項１ないし４の一
   つに記載の装置。 ６）センサ（１、２）により形成されディジタル化され
   た測定量（Ｓ＿２、Ｓ＿３）がすべての測定量の振幅値
   の合計を形成するための回路段（２２）に供給され、合
   計値が信号パターン認識回路段（２３）を経て連続修正
   値として平均値を形成するための回路段（１７）に供給
   されることを特徴とする請求項１又は２記載の装置。 ７）相関された信号が記憶回路段（２８）の中に一時記
   憶され、また記憶され相関された信号の頻度分布（ヒス
   トグラム）の計算のための計算回路段（２８）に供給さ
   れ、そのようにして形成されたヒストグラムがしきい値
   検出回路段（３０）に到達し、このしきい値検出回路段
   がガウスの正規分布曲線からの頻度分布の決定的偏差に
   基づき検査される信号部分に対し特有の類似性しきい値
   を算出して比較回路段（１６）に送り、この比較回路段
   が一時記憶された相関信号をしきい値と比較し、超過し
   た場合に従属する信号部分を記憶回路段（２７）から平
   均化回路段（１７）に供給することを特徴とする請求項
   １ないし４の一つに記載の装置。 ８）空間的・時間的相関関数の形成のためにアレイプロ
   セッサ計算機が用いられ、相関関数が高速たたみこみの
   ためのアルゴリズムを利用して形成されることを特徴と
   する請求項１ないし７の一つに記載の装置。