JPH04500766A

JPH04500766A - 脳波神経フィードバック装置及びその方法

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Publication number: JPH04500766A
Application number: JP2507095A
Authority: JP
Inventors: エアス，マーガレット・イー
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1989-06-14
Filing date: 1990-04-23
Publication date: 1992-02-13
Also published as: GB9101452D0; JPH081434U; DE4091020C2; US4919143A; AU5562090A; GB2241786B; GB2241786A; WO1990015571A1; JP2570970Y2

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】本発明は、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、本発明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方法及び装置に係る。

背景技術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。焼入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。

１９６０年に、マリナシ−（Ａ、Ａ、Ｍａｒｉｎａｃｃｌ）及びホランドＣＭ、）ｌｏｒａｎｄｅ）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　ｏｆ　ｔｈｅ　Ｌｏｓ　Ａｎｇｅｌｅｓ　Ｎｅｕｒｏｌｏｇｉｃ　５ｏｃｉｅｔｙ、２５：５７−７１．１９６０）　Ｊ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。

１９６４年に、アンドリュー　（Ｊ、Ｍ、Ａｎｄｒｅｖ）が、「筋電計による半身不随の神経筋の再教育（−ＮｅｕｒｏｓｕｓｃｕｌａｒＲｅ−ｅｄｕｃａｔｉｏｎ　ｏｒ　ｔｈｅ　Ｈｅｗｌｐｌｅｇｉｃ　ｗｉｔｈ　ｔｈｅ　Ａｄｄ　ｏｆ　ｔｈｅ　Ｅｌｅｃｔ不随になった二頭筋に筋電図（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。

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−Ｈｅｍｉｐｌｅｇａ　ｂｙ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。

１９７４年にはプラトニー（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、プラトニー（Ｂｒｕｄｎｙ、Ｊ、）、コレイン（ＫｏｒｅｉｎＪ、）、レヴイド−（Ｌｅｖｉｄｏｖ、Ｌ、）　％グリンバム（Ｇｒｙｎｂａｕｓ、Ｂ、Ｂ、）、レイバーマン（Ｌｉｅｂｅｒｍａｎ、Ａ、）及びフリートマン（Ｐｒｉｅｄｍａｎ、ＬＪ、）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（−８ｅｎｓｏｒｙ　Ｆｅｅｄｂａｃｋ　Ｔｈｅｒａｐｙ　ａｓ　ａ　Ｍｏｄａｌｌｔｙ　ｏｆＴｒｅａｔｓｅｎｔ　ｉｎ　Ｃｅｎｔｒａｌ　Ｎｅｒｖｏｕｓ　Ｄｉｓｏｒｄｅｒｓ　ｏｒ　Ｖｏｌｕｎｔａｒｙ　Ｍｏｖｅｍｅｎｔｓ −、Ｎｅｕｒｏｌｏｇｙ、２４：９２５−９３２．１９７４）　Ｊ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、筋肉の痙章が軽減された。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。

また、１９７４年には、ズワーン（Ｄ、Ｓｗａａｎ）、パン・ウニリンガ−（Ｐ、Ｃ，ＷＪａｎ　Ｖｉｅｒｉｎｇｅｒ）及びフｔ　ツケｖ　（Ｓ、Ｄ。

Ｆｏｋｋｅｓａ）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　Ｅｌｅｃｔｒｏｗｙｏｇｒａｐｈｉｃ　Ｆｅｅｄｂａｃｋ　Ｔｈｅｒａｐｙ　ｔ。

１ｎｈｉｖｉｔ　Ｕｎｄｅｓｌｒｅｄ　Ｍｏｔｏｒ　Ａｃｔｉｖｉｔｙ”、Ａｃｈｌｅｖｅｓ　ｏｒ　Ｐｈｙｓｉｃａｌ　Ｍｅｄｌｃｉｎｅ　ａｎｄ　Ｒｅｈａｂｌｌｉｔａｔｌｏｎ、５７：９−１１．１９７４　）　Ｊに記載されている。

被検者は、自らの四頭筋を収縮しなか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。

１９７５年１こはパスマジアン（Ｊ、Ｖ、Ｂａｓｍａｊｉａｎ）、ククル力（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（”Ｂｉｏｆ’ｅｅｄｂａｃｋ　Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ　ｏｒ　ａ　Ｆｏｏｔ−Ｄｒｏｐ＾ｒｔｅｒ　５ｔｒｏｋｅ　Ｃｏｍｐａｒｅ　Ｗｉｔｈ　５ｔａｎｄａｒｄ　Ｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎ　Ｔｅｃｈｎｌｃｓ：ＥｆＴｅｃｔｓ　ｏｎ　Ｖｏｌｕｎｔａｒｙ　Ｃｏｎｔｒｏｌ　ａｎｄ　Ｓｔｒｅｎｇｔｈ”、Ａｃｈｌｅｖｅｓ　ｏｒ　Ｐｈｙｓｉｃａｌ　Ｍｅｄｉｃｌｎｅ　ａｎｄ　Ｒｅｈａｂｉｌｊｔａｔｌｏｎ、５６：２３−２３８．１９７５）　Ｊ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。

１９７６年にはティラー（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（ＣＩｉｎｉｃａｌ　ＡｐｐｌｉｃａｔＩｏｎｓ　ｉｎ　Ｂｌｏｒｅｅｄｂａｃｋ　Ｔｈｅｒａｐｙ、　Ｐｓｙｃｈｏｌｏｇｙ　Ｐｌａｃｅ、Ｌｏｓ　Ａｎｇｅｌｅｓ、　Ｃ１１ｆｏｒｎｉａ、１９７６）　Ｊ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。

１９７９年にはキーフ、　（ｐ、Ｋｅｅｆ’ｅ）及びトロンブリー（Ｋ、Ｔｒｏｓｂｌｙ　）が米国生体フィードバック学界の会報（Ｔｈｅ　Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ　ｏｆ　Ｂｌｏｆｅｅｄｂａｃｋ　５ｏｃ１ｅｔｙ　ｏｒ　Ａｍｅｒｉｃａ、　Ｔｅｎｔｈ　Ａｎｎｕａｌ　Ｍｅｅｔｉｎｇ、Ｆｅｂｒｕａｒｙ、１９７９　ｉｎ　Ｓａｎ　Ｄｉｅｇｏ、　Ｃａ１ｉｆ。

ｒｎｉａ）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じ１ｓｐａｉｒｅｄ　Ｋｌｎｅｓｔｈｉｃ　５ｅｎｓａｔｉｏｎ：ＣａｎＥＭＧ　Ｆｅｅｄｂａｃｋ　）Ｉｅｌｐ？”）　Ｊ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トノくツ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（ｂａｓｅｌ　１ｎｅ）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。

１９７９年にコヘイル（ＲＪｏｈｅｉｌ、　ｅｔ　ａｔ）はオタリオ小児麻痺センターで、関節位置訓練器（Ｊｏｌｎｔ　Ｐｏ１ｔ１ｏｎ　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　Ｐｒｏｃｅｅｄｌｎｇｓ　ｏｒ　Ｂｉ。

ｆｅｅｄｂａｃｋ　５ｏｃ１ｅｔｙ　ｏｆ　Ａｓｅｒｉｃａ、Ｔｅｎｔｈ　Ａｎｎｕａｌ　ｗｅｅｔｉｎｇ、Ｆｅｂｒｕａｒｙ、１９７９　ｉｎ　Ｓａｎ　Ｄｌｅｇｏ、　Ｃａ１ｉｆｏｒｎｉａ）で表わされたコヘイル（Ｋｏｈｅｉｌ、Ｒ，）、マンデル（Ｍａｎｄｅｌ、Ａ、　）　、バー７ン（Ｈｅｒｍａｎ、Ａ、　）及びアイルス（ＩＩｅｓ、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　Ｐｏ５ｉｔ１ｏｎ　Ｔｒａｉｎｉｎｇ　Ｈｌｐｅｒ　Ｅｘｔｅｙｓｉｏｎｏｆ　ｔｈｅ　Ｋｎｅｅ　Ｉｎ５ｔｒｏｋｅ　Ｐａｔｉｅｎｔｓ：　Ｐｒｅｌｌｍｉｎａｒｙ　Ｒｅ５ｕｌｔｓ ”　）」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、尾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。

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。

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れれた。初期の研究のうちの一つが、１９６６年マルホランド（Ｔ、Ｍｕｌ　Ｉｈｏｌ　１ａｎｄ）及び工ヴアンズ（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（Ｍｕｌｌｈａｌｌａｎｄ、Ｔ、、Ｅｖａｎｓ、Ｃ，Ｒ，Ｎａｔｕｒｅ、２１１：１２７８．１９ＢＢ　）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成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。

他の脳電図（Ｅ　Ｅ　Ｇ）フィードバック装置がスバンダ（Ｓｐｕｎｄａ、　Ｊ、　）とラブイルウニイス（Ｒａｄ　１１−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　Ｓｉ膳ｐｌｅ　Ｄｅｖｉｃｅ　ｆ’ｏｒ　Ｍｅａｓｕｒｉｎｇ　ｔｈｅ　Ｉｎ５ｔａｎｅｏｕｓ　ＰｒｅＱｕｅｎｅｙ　ｏｆ　ｔｈｅ　ＤＯ＠Ｉｎａｎｔ　ＥＥＧ　Ａｃｔｌｖｌｔｙ”、ＥＩｅｃｔｒｏｅｎｃｅｐｈａｌｏｇｒａｐｈｌｃ　Ｃｌ１ｎｌｃａｌ　Ｎｅｕｒｏｐｈｙｓｌｏｌｏｇｙ、３２：４３４．１９７２）　Ｊ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。−組の波形発生器は、周波数に対応する電圧レベルとなる濾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。

もう一つのＥＥＧフィードバック装置がヒックス（ｌｉｃｋｓ、Ｒ，Ｇ、）及びアンブナ−（Ａｎｇｎｅｒ、Ｅ、）のｒＥＥＧ時間関係の装置による見積り（− Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔａｌ　Ｅｖａｌｕａｔｌｏｎ　ｏｆ’　ＥＥＧ　Ｔｉｃｅ　Ｒｅ１ａｔｉｏｎｓｈｉｐｓ’、　Ｐｓｙｃｈｏｐｈｙｓｌｏｌｏｇｙ、６：４４．１９７０）　Ｊ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。

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　Ｄｅｔｅｃｔｌｏｎ　ａｎｄ　Ｆｅｅｄｂａｃｋ　Ｃｏｎｔｒｏｌ　Ｓｙｓｔｅｍ、　Ｐｓｙｃｈｏｐｈｙｓｌｏｌｏｇｙ、９：４Ｂ７．１９７２＞Ｊ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、フエイフｙ　（Ｐｆｅｉｒｅｒ、Ｅ、＾、）及びアッセルマン（Ｕｓｓｅｌ寵ａｎｎ、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　ＡｓｐＨｔｕｄｅ　Ａｎａｌｙｚｅｒｆｏｒ　ＥＥＧ　Ｓｉｇｎａｌｓ　ｔｏ　Ｐｒｏｖｉｄｅ　Ｆｅｅｄｂａｃｋ　Ｓｔｉｍｕｌｉ　ｔｏ　ｔｈｅ　５ｕｂｊｅｃｔ”、Ｍｅｄ、　Ｂｊｏｌ、Ｅｎｇ、　８：３０９．１９７０）Ｊ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。

更に、「生体の神経回路網の制御のための装置及び方法Ｃ８ｙｓｔｅｍ　ａｎｄ　Ｍｅｔｈｏｄ　ｆｏｒ　Ｃｏｎｔｒｏｌｌｉｎｇ　ｔｈｅ　Ｎｅｒｖｏｕｓ　５ｙｓｔｅｓ　ｏｆ　ａ　Ｌｌｖｌｎｇ　Ｏｒｇａｎｉｓ＋ｓ−）　Ｊ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、特定の周波数を濾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。

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、能動帯域濾波器、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。

上記の方法はわずられしく、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。

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、−変波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。

上記の不具合は本発明により解決される。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発明の価値を直ぐに認諧するであろう。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発明から大きな利益を得ることができる。

本発明は診断のだ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。

発明の開示本発明は、方法の二つの実施例と、その各々の方法を実行する装置の二つの実施例を含んでいる。

第一の方法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方法であり、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含む。

上記の方法を実行するために用いられた装置は、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。

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。

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。

本発明の方法の第二の実施例は、上記の第一の方法の実施例を含む。更に加えられる過程は、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成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含む。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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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成る所定期間について成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フローラを用いること及び波形スフ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。

本発明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発明の原理を示したものに過ぎない。

図面の簡単な説明図１は本発明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は本発明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発明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発明の改良された装置の右上方からの斜視図である。

本・発明を実施するための最良の形態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（■ｏｒｅｎｄｏｃｉｎｏ）マイクロコンビニータ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。

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。幾つかの信号濾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／デジタルインプツトカード２５　（ＤＡＳＨ−１６ａｎａｌｏｇ／ｄ１ｇｉｔａｌ　１ｎｐｕｔ　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（Ｍｅｔ　ｒａｂｙｔｅ　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　１１０　拡張ボードである。

ＤＡＳＨ−１６は、Ｄ、　Ｍ、　Ａ、モードに於て最大処理速度（ｔｈｒｏｕｇｈｐｕｔ　ｒａｔｅ）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（Ｈｌ−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。

アナログからデジタルへの変換は、ソフトウェアのコマンド、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ェアによって補佐される。

高入力インピーダンス幅は、単極では＋１ｖ、＋２ｖ。

＋５Ｖ及び＋１０ｖ１双極では、＋／−０．５Ｖ、＋／−ＩＶ、＋／−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。

３チヤンネルのプログラム可能な間隔計時機構（Ｉｎｔｅ１８２５４）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・デジタル変換器ヘ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ビツト２道カウンタを与える。２道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。

二つのチャンネルは１２ビツトの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一５ｖに固定された基準により動作される。選択的に外部のり、　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。

一５Ｖ　（＋／−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変換器へり、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。

デジタルＩ１０は、４ビツトのＴＴＬ／ＤＴＬに互換性のあるデジタル出力と４ビツトのデジタル入力とからなる。

独立のＩ１０ボ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、成るモー・ドに於てＡ１０　）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。

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ビ二一夕は、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。

感知された成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。

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、デジタル濾波の分野に於て通常知られている成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。

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。参考人はソフトウェ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成る振幅の範囲内にあるときに（生体電気的信号は成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。

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先箱或いは音箱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。

被検者が成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。

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へ成る信号を発し、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。

表示手段４３或いはモニタ４５は波形スフローラ表示カード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（Ｈｅｒｃｕ　Ｉｅｓ　Ｍｏｎｏｃｈｒｏｍｅ　）であるが、多くの１８Ｍ互換性のあるカードを使うことができる。波形スフローラカード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。

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、波形スフローラカード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。

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発明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。

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ェ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。

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成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。

また、図１及び図３に示されているように、本発明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からの成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ェア及びハードウェアの改良が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発明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、本発明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。

使われるソフトウェアは、下記の如きパラメータ、及び参考Ａ　（Ａｐｐｅｎｄｃｘ　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ェアと共に動作する。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。

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、くは意味を持たない。−一若しくは！− のみが比較に於ては有用となる。

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ｒａｄ　ｐｒｔＪ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（１ｎｃｒｅｓｅｎｔｅｄ）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。

また、データ濾波はほとんどの情況に於て連続的に継続される。濾波されたポインタは常に濾波器に与えられる次のデータを指し示す。ポインタは、濾波のプログラムに従って増加（１ｎｃｒｅｔｘｅｎｔｅｄ）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。

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）　ｒ　ｐｌｏｔｔｅｄＪ　次に作図されるデータを指し示す。

（２）　ｒ　ｐｌｏｔｐｔｒＪ　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。：　ｒｌｎｔ　ｒｕｎｎＪ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ｒ　ｒｕｎｎＪを与えるとポインタが適当に変化する。

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（Ｎｏｔｅ６）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。

例ｃ：／ａｄｌｎｐ／ａｄｃｏｅｆ２０　１００　生データ線路尺度と人工的な抑圧レベル２０　３０　中間部（ｍｉｄｄｌｅ）線路尺度と閾値２０　２０　底部（ｂｏｔｔｏｍ）線路尺度と閾値覚え書き（Ｎｏｔｅｓ）：患者の名前はこのファイルの第−行に現れなければならない。

ａｄｃｏｅｆは濾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材に現れなければならない。

尺度と人工的な抑制レベルは第二材になければならない。

中間部線路のだめの尺度と閾値は第四性になければならない。

底部線路のための尺度と閾値は第二材になければならない。

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ＤＯ５の指令：ｔｙｐｅ　ｐａｔｉｅｎｔにより、読むことができる。

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ＤＯ５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ｒＥＥＧＪと打ち込み、続いてＥｎｔｅｒＪキーを押す。

ハード・ディスク５５からプログラムがロードされ、ｒ　ｐａｔｌｅｎｔＪ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　ｆ’ｉｎｄ　ｐａｔｉｅｎｔ　ｆｉｌｅ）　Ｊというメツセージを出して動作を中止する。

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ｍ：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、ｒａ：ｐａｔｉｅｎｔ　ｏｐｅｎｅｄＪと示されるが、このファイルをドライブＢ或いはＣ１もしくは、Ｃのサブディクトリからｉするように設定することもできる。

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。

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−人の患者のための幾つかのディクタについて、この問いに答えなければならない。

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ｒ　ｒａｗ　１ｎｐｕｔ　（主入力）」、ｒｌｏｖ−ｐａｓｓ　ｆｉｌｔｅｒｅｄ　１ｎｐｕｔ　（低域透過濾波入力）ｊを示す数値、及び三つの表示された値、ｒ　ｔｏｐＪ、「１ｄ」及びｒ　ｂｏｔＪは、もともと備わっているか、或いは、本発明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。

入力は次の様に定義することができる：ｒ　ｒａｗ　ｊｎｐｕｔＪ−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。

ｒ　ｓｊｇＪ−増幅、アナログ／デジタル変換、１６ビツトの二つの補数表示への変換及び低域透過濾波をした後の信号の値。ｒｓＩｇＪは任意の単位で表わされ、ｒ　ｓｌｇＪ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ヘルツの濾波器に与えられる。

この濾波器はここで中間部及び底部濾波器として述べたものである。

出力は以下の如く定義される：ｒ　ｔｏｐＪ　＝　ｒ　ｓｉｇＪに応答する頂部（ｔｏｐ）線路の偏向。

「１ｄ」−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濾波器の出力に応答する中間部線路の偏向。

ｒ　ｂｏｔＪ−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濾波器の出力に応答する底部線跡の偏向。

尺度付けは重要であり、以下に述べる。中間部及び底部濾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濾波器及び尺度を適用することもできるので、濾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、「ｍ１ｄＪ及びｒ　ｂｏｔＪは直接、濾波器より生成され、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。：ｒ　ｍ１ｄＪ　−ｒ　ｓｌｇＪを入力とする中間部濾波器の出力。

ｒ　ｂｏｉｌ　＝　ｒ　ｓｉｇＪを入力とする底部濾波器の出力。

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、低域透過濾波器の出力ｒ　ｓｉｇＪは、作図されマイクロボルト単位から画素で計られる線路偏向へ変換される前に直接に別に尺度付けされる。

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濾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。

詳細なシステムの構成は、画素で測定された線路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：ｒｇｒｉｄＪ−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。

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。：ｒ　１ｓｃａｌｅ　［ｔｏｐｌ　Ｊ、ｒｌｓｃａｌｅ　［ｍｉｄ］　Ｊ、ｒｉｓｃａｌｅ［ｂｏＤ　Ｊ。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。

与えられた信号に関して注意すべきことは、大きい口５ｃａｌｅＪ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上の一つの線路は、２目ｓｃａ＋ｅＪマイクロボルトの信号を表わすというものである。

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（ｒ　ｔｏｐＪ、「■ｌｄＪ及びｒ　ｂｏｔＪ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、これらは濾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ｒ　ｓｌｇＪ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）　ｒｆ’ｕｌｌｓｃａｌ　［ｔｒａｃｅｌ　Ｊと呼ばれる。それ故：５ｌｃｒｏｖｏｌｔｓ＝　ｓ１ｇ／ｒｕｌｌｓｅａｌ　［ｔｒａｃｅｌ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。

ｓｌｇ　ｇｒｉｄｔｏｐ属ｆｕｌｌｓｃａｌ［ｔｏｐｌ　１ｓｃａｌ［ｔｏｐ］頂部線跡の線路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。

ｃｏｅｆＴ　［ｔｏｐｌ　、　［＋６１−ｇｒｉｄ／（ｒｌｓｃａｌｅ　［ｔｏｐｌ　Ｊ　Ｘｆｕｌｌｓｃａｌ　［ｔｏｐｌ　）それ故作図プログラムに於て行われる乗算は：ｔｏｐ＝　ｓｌｇＸ　ｃｏｅｒｒ　［ｔｏｐｌ　［１Ｂ］となる。ここでｒ　ｓｌｇＪは任意の単位であり、［ｔｏｐｌは画素単位である。

中間部及び底部線跡のためのｒｆｕｌｌｓｃａｌ　［ｔｒａｃｅｌ　Ｊの値はｒ　ｓｌｇＪ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、濾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ｒｆｕｌｌｓｃａｌ　［ｔｒａｃｅｌ　Ｊと共に一つの信号の因子として纏められる。便宜上これは濾波器係数アレイの中に格納される：ｃｏｅｒｆ　［ｔｏｐｌ　［１６１ −ｇｒｉｄ／　（ｒｉｓｃａｌｅ　［ｔｒａｃｅｌ　Ｊ　Ｘｆｕｌｌｓｃａｌ　［ｔｒａｃｅｌ　）として格納される。これらの因数は、濾波器入力に於てデータ（ｒ　ｓｉｇＪの単位の）に適用され、これにより濾波器の出力は直接に画素の値となる。

閾値がシステムのために設定されなければならない。各々の線路は各々に関連した閾値を有し、該閾値は頂部線路の場合の濾波器のクランピング、中間部線路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ｒｔｈｒｅｓｈ　［ｔｏｐｌ　Ｊ、ｒｔｈｒｅｓｈ　［５１ｄｌ　Ｊ、ｒｔｈｒｅｓｈ　［ｂｏｔｌ　Ｊ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。

頂部線路に関し、実際の決定はメモリ内に格納された任意のｒ　ｓｉｇＪの単位で表わされている、信号のレベルに基いている。それ故頂部線路のマイクロボルトの閾値は：ｓ１ｇｔｈｒｅｓ −ｔｈｒｅｓｈ　［ｔｏｐｌ　Ｘｆｕｌｌｓｃａｌ　［ｔｏｐ］によってこれらの単位に変換される。

他の線路に関して、実際の決定は濾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ｔｔｈｒｅｓｈ−ｔｈｒｅｓｈ　［ｍｉｄ］　Ｘｇｒｌｄ／１ｓｃａｌｅ　［ｓｉｄ］ｂ、ｔｈｒｅｓｈ＝ｔｈｒｅｓｈ　［ｂｏｔコ　Ｘｇｒｉｄ／ｌ５ｃａｌｅ　［ｂｏｔ］によって画素に変換される。同様の変換が頂部線路閾値について、閾値をグラフィック表示する目的でなされる。

ｔｏｐｔｈｒｅｓ　−ｔｈｒｅｓｈ　［ｔｏｐ］Ｘｇｒｉｄ／１ｓｃａｌｅ　［ｔｏｐ］これらの閾値及び尺度因子の計算はモジュールｒ　ｔｈｈｏｌｄ、ｃＪの一部である関数ｒｃｈｓｃａｌｅ　ＯＪに於てなされる。

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。ｒ　ｐｈｉｌｔｒｅ、ａｓｓＪに於けるデジタル瀘波器は二つの値ｒｂｏｔｔｏｍ、１ｅｄＪ及びｒｍｊｄｄｌｅ、］ｅｄＪを生成し、これらの値は、濾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。

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ｒｓｌｄｄｌｅ、ＩｅｄＪ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。

赤の光はもし「■１ｄｄｌｅ、　ＩｃｄＪ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ｒｍｉｄｄｌｅ、１ｅｄＪは成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。

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、ｒｂｏｔｔｏｍ、ＩｅｄＪ　−−１，０と等価である。

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闘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秒間濾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。

緑色の光は、−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。

あきらかにここで記載し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。

前記記載に於て理解されるべきことは、本発明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。本発明による装置は、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濾波を用いなくてもよくなる。

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

Claims

【特許請求の範囲】

１．人体に於けるアナログの生体電気的周波数を抑制或いは促進する改良された方法であって、（ａ）人体の選択された場所に於てアナログの生体電気的信号を検知する過程と、（ｂ）前記アナログの生体電気的信号を増幅する過程と、（ｃ）アナログの生体電気的信号をその特定の周波数を表すデジタル信号に変換する過程と、（ｄ）関心のある特定のデジタル信号を選択する過程と、（ｅ）前記特定のデジタル信号について帯域及びパワスペクトル解析による遅延及び歪みなしに振幅の閾値の電圧を設定する過程と、（ｆ）前記関心のある特定のデジタル信号が所定の期間に前記振幅の閾値内にあるときに人へ信号を送る過程と、（ｇ）前記関心のある特定のデジタル信号の強度に作用するよう人を精神的に集中させ、これによって、人体の前記選択された場所に於て発せられる対応するアナログの生体電気的周波数に作用する過程と、を含む方法。
２．請求項１による改良された方法であって、前記特定のデジタル信号について振幅を設定する前記過程に続いて、加えられる過程が、前記選択されたデジタル信号を時間について積分し、その結果の値を、前記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を決定しこれにより前記アナログの生体電気的周波数が抑制されているか或いは促進されているかを決定する前記振幅の閾値の電圧によって割算する過程を含む改良された方法。
３．請求項２による改良された方法であって、更に前記選択されたデジタル信号を連続の波形として表示し、前記閾値の電圧を前記連続の波形に関連付けた水平線として表示し、前記対応するアナログの生体電気的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決定することを容易にする過程を含む改良された方法。
４．請求項３による改良された方法であって、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上に記録する過程を含む改良された方法。
５．請求項１による改良された方法であって、更に前記関心のある特定のデジタル信号を時間について変化する波形として連続的に表示する過程を含み、前記振幅の閾値の電圧が直線として表示されている改良された方法。
６．請求項５による改良された方法であって、更に前記関心のある特定のデジタル信号の振幅を時間について積分し、その積分値を前記振幅の閾値の電圧によって割算し、これにより電圧が時間について変化しつつあるか、及び前記或る対応するアナログの生体電気的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決定することが可能となる改良された方法。
７．請求項６による改良された方法であって、更に前記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凝れた信号を抑制する過程を含む改良された方法。
８．請求項７による改良された方法であって、前記アナログの生体電気的信号を検知する過程が前記人体の選択された場所に置かれた少なくとも二つの電極を用いることによって達成され、前記増幅する過程が前記電極に結びつけられ前記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、前記変換する過程が時間についての電圧の変化を示す信号を受取り、前記電圧の変化をデジタルパルスに変換するために前記電圧の変化を変換する手段を用いることによって達成され、前記選択する過程が特定のアナログの生体電気的周波数に相当する前記デジタルパルスを受入れる前記デジタルパルスを解析する手段を用いて達成され、前記送る手段が前記電極間に識別された前記アナログの生体電気的周波数が所定期間に於て所定の幅の中にあるときに人へ刺激を表示する手段を用いることによって達成され、前記表示する過程が特定のデジタル信号を時間について連続な波として表示する波形スクローラ手段及び前記波形スクローラ手段によって作図された前記時間について連続な波形を表示するモニタ手段とを用いて達成され、前記積分する過程が積分値を計算する手段を用いて達成され、前記記録する過程が前記デジタル信号を磁気媒体へ記録する手段を用いて達成される改良された方法。
９．人体に於けるアナログの生体電気的信号の周波数を抑制し、或いは生成する改良された装置であって、（ａ）関心のあるアナログの生体電気的信号を発する場所に於て、人体に接着される受容手段と、（ｂ）増幅手段であって、前記アナログの生体電気的信号を前記増幅手段へ伝える前記受容手段から受取られた前記アナログの生体電気的信号を増幅する増幅手段と、（ｃ）前記アナログの生体電気的信号を特定のアナログ周波数を示すデジタル信号に変換するアナログからデジタルヘの変換器手段であって、増幅されている前記アナログの信号が対応するアナログの周波数を表わす離散的デジタル信号に変換されるアナログからデジタルヘの変換器手段と、（ｄ）特定のデジタル信号を選択する選択手段であって、前記離散的デジタル信号を受取り、抑制或いは強調されるべき特定のアナログの生体電気的周波数に相当する特定のデジタル信号の選択をし、パワースペクトル及び帯域解析に於ける遅延及び歪みを避ける数値解析器を含む選択手段と、（ｅ）前記特定のデジタル信号が所定の期間に於て振幅の所定の幅内に維持されているとき、人へ特定の刺激を与え、これにより前記刺激を受けたとき人によって知覚可能な前記特定のアナログの生体電気的信号の周波数を抑制或いは生成するよう人を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装置。
１０．請求項９による改良された装置であって、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、その結果の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決定し、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決定することを可能とする改良された装置。
１１．請求項１０による改良された装置であって、更に前記離散的な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前記所定の振幅の範囲を表示する監視手段を含む改良された装置。
１２．請求項１１による改良された装置であって、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改良された装置。
１３．請求項１２による改良された装置であって、更に前記受容手段によって受取られた望ましくない信号を抑圧する抑圧手段であって、前記受容手段によって受取られた前記望ましくない信号が前記刺激手段を駆動することを妨げるよう選択的に設定可能な抑圧手段を含む改良された装置。
１４．請求項１３による改良された装置であって、前記受容手段が前記増幅手段に結びつけられた二つの電極を含み、前記アナログからデジタルヘ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入れるアナログ／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、該信号を処理し、時間について変化する電圧を示す数値処理カードを含む改良された装置。
１５．生体の所望の位置に於ける電気的周波数を表示する改良された装置であって、（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入れる受容手段と（ｂ）前記受容手段に結びつけられ前記受容手段によって受取られた前記アナログの生体電気的信号を増幅する増幅手段と、（ｃ）前記増幅手段に結びつけられ、増幅されたアナログの生体電気的信号を前記増幅手段から受け取り、前記アナログの生体電気的信号を対応する電気的周波数を示すデジタル信号に変換するアナログからデジタルヘの変換器手段と、（ｄ）所定の期間について前記デジタル信号のうちの一つの振幅を積分し、その結果の値を、時間についての電圧に於ける変化を決定しこれにより生体から発せられた電気的周波数を決定する電圧によって割算し、前記電圧で割算された結果の値を、パワースペクトル及び帯域解析に伴って生ずる歪み或いは遅延を避けながら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）前記対応する電気的周波数を見るために、前記書式に電圧によって割算された前記検出の値を表示する表示手段とを、含む改良された装置。
１６．請求項１５による改良された装置であって、更に、続いて見直すために前記電圧によって割算された結果の値を時間について記録する記録手段を含む改良された装置。
１７．生体に置けるアナログの生体電気的周波数を抑制し或いは促進する改良された方法であって、（ａ）生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、（ｂ）前記アナログの生体電気的信号を増幅する過程と、（ｃ）アナログの生体電気的信号を特定の周波数を表わすデジタル信号へ変換すする過程と、（ｄ）関心のある特定のデジタル信号を選択する過程と、（ｅ）前記特定のデジタル信号に関する振幅の閾値の電圧を設定する過程とを含み、前記特定のデジタル信号についての振幅を設定する前記過程に続いて加えられる過程が、前記選択されたデジタル信号の振幅を時間について積分し、結果の値を、前記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をパワースペクトル及び帯域解析に伴なう遅延及び歪みなしに決定する前記振幅の閾値の電圧によって割算する過程を含む改良された方法。
１８．請求項１７による改良された方法であって、更に、前記選択されたデジタル信号を連続な波形として表示し、前記閾値の電圧を前記連続の波形に関係つけられた水平線として表示し、前記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強められているかどうかを容易に決定する過程とを含み、更に見直し或いはデータ操作のために前記デジタル信号を磁気媒体上に記録する過程を含む改良された方法。
１９．請求項１７による改良された方法であって、更に、前記関心のある特定のデジタル信号を時間について変化する波形として連続的に表示する過程を含み、前記振幅の閾値の電圧は直線として表示されており、更に、前記関心のある特定のデジタル信号の振幅を時間について積分し前記振幅の閾値の電圧によってその積分値を割算し、これにより電圧が時間について変化するかどうか及び前記或る対応するアナログ生体電気的周波数が抑制され或いは強められているかどうかを決定することが可能となる過程とを含む改良された方法。
２０．請求項１９による改良された方法であって、更に、前記関心のあるアナログ生体電気的信号に関係のないかけ離れた信号を抑圧する過程を含み、前記アナログの生体電気的信号を検知する過程が前記生体の選択された場所に置かれた少なくとも二つの電極を用いることによって達成され、前記増幅する過程が前記電極に結びつけられ前記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、前記変換する過程が時間についての電圧の変化を示す信号を受取り前記電圧の変化をデジタルパルスに変換するために前記電圧の変化を変換する手段を用いることによって達成され、前記選択する過程が特定のアナログの生体電気的周波数に相当する前記デジタルパルスを受入れる前記デジタルパルスを解析する手段を用いて達成され、前記表示する過程が特定のデジタル信号を時間について連続な波として表示する波形スクローラ手段及び前記波形スクローラ手段によって作図された前記時間について連続な波形を表示する監視手段とを用いて達成され、前記積分する過程が積分値を計算する手段を用いて達成され、前記記録する過程が前記デジタル信号を磁気媒体へ記録する手段を用いて達成される改良された方法。