JP5419157B2

JP5419157B2 - 脳波測定装置および脳波測定方法

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Publication number: JP5419157B2
Application number: JP2009272362A
Authority: JP
Inventors: 大名魏; 元気酒井
Original assignee: EKG TECHNOLOGY LAB, INC.
Current assignee: EKG TECHNOLOGY LAB, INC.
Priority date: 2009-11-30
Filing date: 2009-11-30
Publication date: 2014-02-19
Anticipated expiration: 2029-11-30
Also published as: JP2011110378A

Description

本発明は、複数の電極を用いて脳波を測定する脳波測定装置および脳波測定方法に関する。

生体信号移動モニタリングにおいて、脳波と心電図はしばしば同時に測定される。しかし、患者に多くの電極を付けることは不便でもあり、またデータコストや患者の負担を考慮すると、電極の数を最小限に抑えることが望ましい。もし、脳波と心電図を一つの電極で測定が可能になったとしたら、有益なことであると言える。

一般的に脳波と心電図とを一つの電極で測定しようとする場合、心電図または脳波の信号成分を除去する処理を必要とする。脳波から心電図を除去する手法として、特許文献１（特開２００２−１５３４３５号公報）記載の技術が知られている。この特許文献１によると、頭部の電極と頭部外に設置した基準電極との電位差を測定して原脳波時系列を記録し、この原脳波時系列に混入した心電図アーチフェクト波形の正規化標準波形を用いて、原脳波時系列から、心電図アーチフェクト推定時系列を作成し、この心電図アーチファクト推定時系列を原脳波時系列から差し引くことで脳波お時系列成分のみを抽出することが記載されている。

特開２００２−１５３４３５号公報

しかしながら、上述特許文献１の記載の方法では、心電図アーチファクト波形の正規化標準波形を正確に算出する必要がある。すなわち、正確な脳波を抽出するためには、心電図アーチファクト推定時系列を作成する必要があるが、これを作成するためには特許文献１の図６に記載のとおり、心電図アーチファクトから正規化標準波形を算出する必要がある。しかし、この正規化標準波形を算出することは技術的に大変困難である。
そこで、本発明では、このような心電図アーチファクト波形の正規化標準波形を算出することなく、測定した心電図に含まれている脳波を抽出することのできる脳波測定装置および脳波測定方法を提供することを目的とする。

上述の課題を解決するために、本発明の脳波測定装置は、頭部および頭部以外の人体に取り付けられた電極から入力信号を取得する信号取得手段と、前記信号取得手段により取得された入力信号に対してＲ波の検出を行い、当該Ｒ波に基づいた所定周期単位で加算平均処理を行う加算平均処理手段と、前記加算平均処理手段により算出された加算平均心電図を前記信号取得手段により取得された入力信号から減算して、心電図の残差成分を算出する残差成分算出手段と、前記残差成分算出手段により算出された心電図の残差成分に含まれている推定残差成分を算出する推定残差成分算出手段と、前記推定残差成分算出手段により算出された推定残差成分を、前記心電図の残差成分から減算することで、脳波を算出する脳波算出手段と、を備え、前記推定残差成分算出手段は、前記残差成分算出手段により算出された残差成分に対して離散ウエーブレット変換を行い、複数の周波数成分ごとの波形信号を算出する離散ウエーブレット変換手段と、前記離散ウエーブレット変換手段により算出された周波数成分ごとの波形信号に対してウエーブレットシュリンケージ処理を行い、所定の閾値との差分からなる信号成分を周波数成分ごとに算出するウエーブレットシュリンケージ手段と、前記ウエーブレットシュリンケージ手段により算出された周波数成分ごとの信号成分に対して逆離散ウエーブレット変換処理を行い、推定残差成分を算出する逆離散ウエーブレット変換手段と、から構成されている。

また、本発明の脳波測定方法は、頭部および頭部以外の人体に取り付けられた電極から入力信号を取得する信号取得ステップと、前記信号取得ステップにより取得された入力信号に対してＲ波を検出し、当該Ｒに基づいた所定周期単位で加算平均処理を行い、加算平均心電図を算出する加算平均処理ステップと、前記加算平均処理ステップにより算出された加算平均心電図を前記信号取得ステップにより取得された入力信号から減算して、心電図の残差成分を算出する残差成分算出ステップと、前記残差成分算出ステップにより算出された心電図の残差成分に含まれている推定残差成分を算出する推定残差成分算出ステップと、前記推定残差成分算出ステップにより算出された推定残差成分を、前記心電図の残差成分から減算することで、脳波を算出する脳波算出ステップと、を備え、前記推定残差成分算出ステップは、前記残差成分算出ステップにより算出された残差成分に対して離散ウエーブレット変換を行い、複数の周波数成分ごとの波形信号を算出する離散ウエーブレット変換ステップと、前記離散ウエーブレット変換ステップにより算出された周波数成分ごとの波形信号に対してウエーブレットシュリンケージ処理を行い、所定の閾値との差分からなる信号成分を周波数成分ごとに算出するウエーブレットシュリンケージステップと、前記ウエーブレットシュリンケージステップにより算出された周波数成分ごとの信号成分に対して逆離散ウエーブレット変換処理を行い、推定残差成分を算出する逆離散ウエーブレット変換ステップと、から構成されている。

この発明によれば、頭部および頭部以外の人体に取り付けられた電極から入力信号を取得して、ここで取得された入力信号に対してＲ波に基づいた所定周期単位で加算平均処理を行い、算出された加算平均心電図を入力信号から減算して、心電図の残差成分を算出する。その後、算出された心電図の残差成分に含まれている推定残差成分を算出し、算出された推定残差成分を、心電図の残差成分から減算することで、脳波を算出する。推定残差成分の算出に際して、残差成分に対して離散ウエーブレット変換を行い、複数の周波数成分ごとの波形信号を算出し、算出された周波数成分ごとの波形信号に対してウエーブレットシュリンケージ処理を行い、所定の閾値との差分からなる信号成分を周波数成分ごとに算出し、算出された周波数成分ごとの信号成分に対して逆離散ウエーブレット変換処理を行い、推定残差成分を算出する。これにより、測定した心電図に含まれている脳波を高精度で抽出することができる。

また、本発明の脳波測定装置は、前記信号取得手段により取得された入力信号に対して離散ウエーブレット変換を行う離散ウエーブレット変換手段と、前記離散ウエーブレット変換手段により変換されて得られた周波数成分ごとに、当該周波数成分の信号サンプルにおける標準偏差に基づいて所定の閾値を算出する閾値演算手段と、をさらに備え、前記ウエーブレットシュリンケージ手段は、前記閾値演算手段により算出された閾値を用いてウエーブレットシュリンケージ処理を行うことが好ましい。

この発明によれば、入力信号に対して離散ウエーブレット変換を行い、これに基づいて周波数成分の信号サンプルにおける標準偏差に基づいて所定の閾値を算出することができ、これを用いてウエーブレットシュリンケージ処理を行う。入力信号に基づいた閾値を用いることで、より精度のよい脳波測定を行うことができる。

また、本発明の脳波測定装置は、前記推定残差成分算出手段により算出された推定残差成分、および前記加算平均処理手段により算出された加算平均心電図を加算することにより心電図を算出する心電図算出手段をさらに備えることが好ましい。

この発明によれば、算出された推定残差成分、および算出された加算平均心電図を加算することにより心電図を算出する。これにより、１回の測定で脳波と心電図とを測定することができ、データコストや患者の負担を軽減することができる。

本発明によれば、測定した心電図に含まれている脳波を高精度で抽出することができる。

本実施形態の脳波測定装置１００の機能構成を示すブロック図である。電極１０１ａおよび基準電極１０１ｂの装着箇所を示す図である。脳波測定装置１００の処理内容を示すフローチャートである。各処理部で処理された得られた波形信号の具体例を示す説明図である。

添付図面を参照しながら本発明の実施形態を説明する。可能な場合には、同一の部分には同一の符号を付して、重複する説明を省略する。

図１は、本実施形態の脳波測定装置１００の機能構成を示すブロック図である。図１に示すとおり、この脳波測定装置１００は、電極１０１ａおよび基準電極１０１ｂと接続するものであって、測定部１０２、加算平均処理部１０３、離散ウエーブレット変換部１０４、閾値演算部１０５、逆離散ウエーブレット変換部１０６、残差成分演算部１０７、離散ウエーブレット変換部１０８、ウエーブレットシュリンケージ処理部１０９、逆離散ウエーブレット変換部１１０、脳波算出部１１１、心電図算出部１１２および表示部１１３を備えている。なお、離散ウエーブレット変換部１０８、ウエーブレットシュリンケージ処理部１０９、逆離散ウエーブレット変換部１１０は、算出された心電図の残差成分に含まれている推定残差成分ｅＲＥＣＧ（ｔ）を算出する推定残差成分算出部１２０を構成するものである。本実施形態では離散ウエーブレット変換などの処理を行うことにより推定残差成分を算出しているがこれに限定するものではなく、脳波に含まれているノイズ（心電図）を算出するものであればよい。

この脳波測定装置１００は、ＣＰＵ、ＲＡＭ、ＲＯＭ等から構成されるコンピュータシステムであり、ＲＯＭに記憶されているプログラムに従って、ＣＰＵが動作し、上述の各種機能を実行することにより脳波および心電図を測定することができる。

この脳波測定装置１００は、電極１０１ａおよび基準電極１０１ｂを用いて脳波測定する。この電極１０１ａおよび基準電極１０１ｂは、図２（ａ）に示されるように、電極１０１ａは頭部に取り付けられ、基準電極１０１ｂは、頭部以外の人体に取り付けられる。例えば、電極１０１ａは、後頭部に取り付けられ、基準電極１０１ｂは、鎖骨の部分（頭部に近い耳朶に取り付けてもよい）に取り付けられることで、脳波および心電図が測定される。また、電極１０１ａは、図２（ｂ）に示されるように後頭部に取り付けられる。

測定部１０２は、電極１０１ａおよび基準電極１０１ｂにおいて測定された電気信号を入力し、心電図などのアーチファクトおよび脳波から形成された混合波形を測定する部分である。

加算平均処理部１０３は、測定部１０２において測定された混合波形を所定周期ごとに、例えばＲ波ピークを中心にした所定時間ごとに加算し、その平均値である加算平均心電図ＳＡＥＣＧを算出する部分である。すなわち、加算平均処理部１０３は、混合波形からＲ波のピークの検出を行い、そのＲ波のピークを中心にして所定時間ごとに加算平均処理を行うものである。Ｒ波のピークの検出は、例えば、以下の文献に記載の方法により検出される。
［参考文献］
H. Park, D. Jeong, and K.Park, “Automated Detection and Elimination of Periodic ECG, Artifacts in EEGUsing the Energy Interval Histogram Method”, Biomedical Engineering, IEEE, Transactions49, 12, 2002,pp. 1526-1533

離散ウエーブレット変換部１０４は、測定部１０２において測定された入力信号Ｘ（ｔ）に対して、Daubechie3(db3)のマザーウエーブレットを用いて離散ウエーブレット変換を行う部分である。すなわち、離散ウエーブレット変換部１０４は、入力信号Ｘ（ｔ）を高い周波数成分の信号と低い周波数成分の信号に分解する処理を行い、具体的には以下の式（１）および（２）による分解処理を行う。

ここでｈ（ｔ）、ｇ（ｔ）は、それぞれハイパスフィルタ、ローパスフィルタを意味している。また、ｃＤ_ｊはスケールレベルｊのdetailといわれる高い周波数成分であり、ｃＡ_ｊはスケールレベルｊのapproximationといわれる低い周波数成分である。また、ｊ＝０のとき、ｃＡ０＝ｘ（ｔ）（原波形）である。ｃＡ_ｊはさらに分解され、本実施形態ではｊ＝５まで分解処理が行われる。

閾値演算部１０５は、式（３）に従って、各スケールレベルの周波数成分ｃＤ_ｊ（ｊ＝１から５）の波形信号を用いて閾値λ_ｉを求める。

ここでσ_ｉは、Ｘ（ｔ）を分解して得られたｃＤ_ｊの心電図成分以外の部分、つまり脳波成分の標準偏差であり、式（４）に従って算出される。また、Ｎはサンプル数である。

上述式（４）に示される手法は、サンプルからはずれ値を除いて標準偏差を推定する方法であって、脳波より値が大きい心電図成分をはずれ値とみなし、脳波成分の標準偏差を推定するために有効である。

逆離散ウエーブレット変換部１０６は、離散ウエーブレット変換部１０４により変換されて得られた各周波数成分に対して、逆離散ウエーブレット変換を行い、入力信号Ｘ（ｔ）を算出する部分である。すなわち、閾値演算部１０５により閾値λ_ｉが演算されると、残差成分演算のため入力信号Ｘ（ｔ）に戻す処理を行う。

なお、上述の逆離散ウエーブレット変換部１０６は、ウエーブレット変換された信号から入力信号Ｘ（ｔ）に戻すための構成である。よって、この逆離散ウエーブレット変換部１０６を構成することに代えて、閾値λ_ｉを演算した後には、残差成分演算部１０７は、測定部１０２から直接入力信号Ｘ（ｔ）を得る、すなわちウエーブレット変換前の入力信号Ｘ（ｔ）を得るようにしてもよい。

残差成分演算部１０７は、逆離散ウエーブレット変換部１０６から出力される入力信号Ｘ（ｔ）から加算平均処理部１０３により算出された加算平均心電図ＳＡＥＣＧを減算処理することで、脳波の残差成分Ｘ（ｔ）’を演算する部分である。なお、この残差成分Ｘ（ｔ）’は、脳波の信号であるが、心電図の残差信号を含んだものであることから、本実施形態においては、便宜上残差成分と表現する。

離散ウエーブレット変換部１０８は、残差成分演算部１０７により算出された残差成分Ｘ（ｔ）’に対して、Daubechie3(db3) のマザーウエーブレットを用いて離散ウエーブレット変換を行う部分である。その具体的な処理動作は、離散ウエーブレット変換部１０４と同じである。

ウエーブレットシュリンケージ処理部１０９は、離散ウエーブレット変換部１０８により変換された各周波数成分の波形信号に対して、以下の参考文献２による関数を用いたWavelet Shrinkage処理を行う部分である。
［参考文献２］
S. Poornachandraand N. Kumaravel, "Subband-adaptive shrinkage fordenoising of ECG signals," EURASIP Journal on Applied Signal Processing,2006, pp. 42 - 42

このウエーブレットシュリンケージ処理部１０９は、対象となる対象信号から雑音成分を所定の閾値を用いて除去するための処理であり、具体的には、以下の処理を行う。ウエーブレットシュリンケージ処理部１０９は、閾値演算部１０５により算出された閾値λ_ｉを用いて式（５）に示される処理を行う。なお、実際には、心電図の残余成分が存在しているとみなされるＲ波ピークを中心に±４０msecの区間ごとに、式（５）による処理を行う。

この式（５）によると、入力信号ｘ（周波数成分ｃＤ_ｉまたはｃＡ_ｉに対応）の絶対値が閾値λより小さい場合、出力を零とし、入力信号ｘ（周波数成分ｃＤ_ｉまたはｃＡ_ｉに対応）の絶対値がλより大きい場合は、入力信号ｘ（周波数成分ｃＤ_ｉまたはｃＡ_ｉに対応）の正負に応じて、その差分を出力する関数を意味する。

すなわち、ウエーブレットシュリンケージ処理部１０９は、閾値λ_ｉよりその絶対値が大きい入力信号ｘ（周波数成分ｃＤ_ｉまたはｃＡ_ｉに対応）との差分値を周波数成分ごとに算出する部分である。

逆離散ウエーブレット変換部１１０は、ウエーブレットシュリンケージ処理部１０９により算出された各周波数成分の差分値に対して、逆離散ウエーブレット変換を行い、推定残差成分ｅＲＥＣＧ（ｔ）を算出する部分である。

脳波算出部１１１は、残差成分Ｘ（ｔ）’から推定残差成分ｅＲＥＣＧ（ｔ）を減算することで推定脳波ｅＥＥＧ（ｔ）を算出する部分である。

心電図算出部１１２は、加算平均処理部１０３により算出された加算平均心電図ＳＡＥＣＧと逆離散ウエーブレット変換部１１０により算出された推定残差成分ｅＲＥＣＧ（ｔ）とを合算して、推定心電図を算出する部分である。

表示部１１３は、脳波算出部１１１により算出された推定脳波ｅＥＥＧ（ｔ）および心電図算出部１１２により算出された推定心電図を表示する部分である。

このように構成された脳波測定装置１００の処理について説明する。図３は、脳波測定装置１００の処理内容を示すフローチャートである。

電極１０１ａおよび基準電極１０１ｂから入力された電気信号は、測定部１０２により測定され入力信号Ｘ（ｔ）が得られる。この入力信号Ｘ（ｔ）に対して、離散ウエーブレット変換部１０４により離散ウエーブレット変換が行われる（Ｓ１０１）。そして、離散ウエーブレット変換により求められた周波数成分ｃＤ１からｃＤ５を用いて閾値λ_ｉが演算される（Ｓ１０２）。

そして、再び入力信号Ｘ（ｔ）を得るために、逆離散ウエーブレット変換部１０４により、離散ウエーブレット変換して得られた各周波数成分に対して逆離散ウエーブレット変換が行われ、入力信号Ｘ（ｔ）が得られる（Ｓ１０３）。具体的には、図４（ａ）に示すとおり、周期的にＲ波を含んだ波形信号が得られる。

そして、加算平均処理部１０３において、Ｒ波のピークが検出され（Ｓ１０４）、そのＲ波のピークが中心に来るようにして加算平均処理が行われ、加算平均心電図ＳＡＥＣＧが算出される（Ｓ１０５）。図４（ｂ）に、算出した加算平均心電図ＳＡＥＣＧの具体例な波形信号を示す。

つぎに、残差成分演算部１０７において、入力信号Ｘ（ｔ）から、Ｓ１０５において算出した加算平均心電図ＳＡＥＣＧが減算されることで、残差成分Ｘ（ｔ）’が算出される（Ｓ１０６）。そして、算出された残差成分Ｘ（ｔ）’に対して、離散ウエーブレット変換部１０８により、離散ウエーブレット変換処理（ＤＷＴ）が行われる（Ｓ１０７）。図４（ｄ）に離散ウエーブレット変換処理して得られた波形信号の具体例を示す。図４（ｄ）に示すとおり、スケールレベル１〜５の周波数成分ｃＤ１からｃＤおよびｃＡ５の波形信号が得られる。

ここで得られた各周波数成分の波形信号に対して、Ｓ１０２において演算された閾値λ_ｉを用いてウエーブレットシュリンケージ処理部１０９によりウエーブレットシュリンケージ処理Wavelet Shrinkageが行われる（Ｓ１０８）。このウエーブレットシュリンケージ処理により、図４（ｅ）に示されるように、閾値λ_ｉ以上の波形信号のみから生成された波形信号が得られる。

逆離散ウエーブレット変換部１１０により、ウエーブレットシュリンケージ処理により得られた波形信号に対して逆離散ウエーブレット変換（ＩＤＷＴ）が行われることで、推定残差成分ｅＲＥＣＧ（ｔ）が算出される（Ｓ１０９）。ここでは図４（ｆ）に示される波形信号が推定残差成分ｅＲＥＣＧ（ｔ）として得られる。

そして、脳波算出部１１１において、残差成分演算部１０７において算出された残差成分Ｘ（ｔ）’から、逆離散ウエーブレット変換部１１０により算出された推定残差成分ｅＲＥＣＧ（ｔ）が減算されることにより、推定脳波ｅＥＥＧ（ｔ）が算出される（Ｓ１１０）。図４（ｇ）に示されるように、心電図成分が除去された推定脳波ｅＥＥＧ（ｔ）が算出される。

また、逆離散ウエーブレット変換部１１０により算出された推定残差成分ｅＲＥＣＧ（ｔ）と、加算平均処理部１０３により算出された加算平均心電図ＳＡＥＣＧとが合算されることにより推定心電図が算出される（Ｓ１１１）。

このように算出された推定脳波ｅＥＥＧ（ｔ）および推定心電図は表示部１１３に表示され、オペレータにより確認される（Ｓ１１２）。

なお、本実施形態では、推定脳波ｅＥＥＧ（ｔ）および推定心電図の両方を算出し、そのそれぞれを表示するように構成しているが、これに限るものではなく、少なくとも推定脳波ｅＥＥＧ（ｔ）を算出することが本実施形態では重要である。

つぎに、本実施形態の脳波測定装置１００の作用効果について説明する。本実施形態の脳波測定装置１００において、測定部１０２は、頭部および頭部以外の人体に取り付けられた電極１０１ａおよび基準電極１０１ｂから入力信号を取得して測定し、加算平均処理部１０３は、取得された入力信号に対して加算平均処理を行い、加算平均心電図ＳＡＥＣＧを算出する。ここで、残差成分演算部１０７は、算出された加算平均心電図ＳＡＥＣＧを入力信号Ｘ（ｔ）から減算して、残差成分Ｘ（ｔ）’を算出する。その後、推定残差成分算出部１２０は、算出された残差成分Ｘ（ｔ）’に含まれている推定残差成分ｅＲＥＣＧ（ｔ）を算出し、脳波算出部１１１は、算出された推定残差成分ｅＲＥＣＧ（ｔ）を、心電図の残差成分から減算することで、推定脳波ｅＥＥＧ（ｔ）を算出する。これにより、測定した心電図に含まれている脳波を高精度で抽出することができる。

また、好ましくは、この推定残差成分算出部１２０は、離散ウエーブレット変換部１０８、ウエーブレットシュリンケージ処理部１０９、および逆離散ウエーブレット変換部１１０を含んでいる。そして、離散ウエーブレット変換部１０８は、残差成分Ｘ（ｔ）’に対して離散ウエーブレット変換を行い、複数の周波数成分ごとの波形信号を算出する。そして、ウエーブレットシュリンケージ処理部１０９は、算出された周波数成分ごとの波形信号に対してウエーブレットシュリンケージ処理を行い、所定の閾値との差分からなる信号成分を周波数成分ごとに算出する。逆離散ウエーブレット変換部１１０は、算出された周波数成分ごとの信号成分に対して逆離散ウエーブレット変換処理を行い、推定残差成分を算出する。これにより、測定した心電図に含まれている脳波を高精度で抽出することができる。

この閾値は、離散ウエーブレット変換部１０４が入力信号Ｘ（ｔ）を離散ウエーブレット変換を行って得た各周波数成分ｃＤ１からｃＤ５を用いて求められる。具体的には、この閾値は、各周波数成分の各サンプルにおける標準偏差に基づいて定められたものである。

また、脳波測定装置１００において、心電図算出部１１２は、推定残差成分算出部１２０により算出された推定残差成分ｅＲＥＣＧ、および加算平均処理部１０３により算出された加算平均心電図ＳＡＥＣＧを加算することにより心電図を算出することが好ましい。これにより、１回の測定で脳波と心電図とを測定することができ、データコストや患者の負担を軽減することができる。

１００…脳波測定装置、１０１ａ…電極、１０１ｂ…基準電極、１０２…測定部、１０３…加算平均処理部、１０４…離散ウエーブレット変換部、１０５…閾値演算部、１０６…逆離散ウエーブレット変換部、１０７…残差成分演算部、１０８…離散ウエーブレット変換部、１０９…ウエーブレットシュリンケージ処理部、１１０…逆離散ウエーブレット変換部、１１１…脳波算出部、１１２…心電図算出部、１１３…表示部、１２０…推定残差成分算出部。

Claims

頭部および頭部以外の人体に取り付けられた電極から入力信号を取得する信号取得手段と、
前記信号取得手段により取得された入力信号に対してＲ波の検出を行い、当該Ｒ波に基づいた所定周期単位で加算平均処理を行う加算平均処理手段と、
前記加算平均処理手段により算出された加算平均心電図を前記信号取得手段により取得された入力信号から減算して、心電図の残差成分を算出する残差成分算出手段と、
前記残差成分算出手段により算出された心電図の残差成分に含まれている推定残差成分を算出する推定残差成分算出手段と、
前記推定残差成分算出手段により算出された推定残差成分を、前記心電図の残差成分から減算することで、脳波を算出する脳波算出手段と、を備え、
前記推定残差成分算出手段は、
前記残差成分算出手段により算出された残差成分に対して離散ウエーブレット変換を行い、複数の周波数成分ごとの波形信号を算出する離散ウエーブレット変換手段と、
前記離散ウエーブレット変換手段により算出された周波数成分ごとの波形信号に対してウエーブレットシュリンケージ処理を行い、所定の閾値との差分からなる信号成分を周波数成分ごとに算出するウエーブレットシュリンケージ手段と、
前記ウエーブレットシュリンケージ手段により算出された周波数成分ごとの信号成分に対して逆離散ウエーブレット変換処理を行い、推定残差成分を算出する逆離散ウエーブレット変換手段と、から構成されている、脳波測定装置。
前記信号取得手段により取得された入力信号に対して離散ウエーブレット変換を行う離散ウエーブレット変換手段と、
前記離散ウエーブレット変換手段により変換されて得られた周波数成分ごとに、当該周波数成分の信号サンプルにおける標準偏差に基づいて所定の閾値を演算する閾値演算手段と、
をさらに備え、
前記ウエーブレットシュリンケージ手段は、前記閾値演算手段により演算された閾値を用いてウエーブレットシュリンケージ処理を行うことを特徴とする請求項１に記載の脳波測定装置。
前記推定残差成分算出手段により算出された推定残差成分、および前記加算平均処理手段により算出された加算平均心電図を加算することにより心電図を算出する心電図算出手段をさらに備えることを特徴とする請求項１または２に記載の脳波測定装置。
頭部および頭部以外の人体に取り付けられた電極から入力信号を取得する信号取得ステップと、
前記信号取得ステップにより取得された入力信号に対してＲ波を検出し、当該Ｒに基づいた所定周期単位で加算平均処理を行い、加算平均心電図を算出する加算平均処理ステップと、
前記加算平均処理ステップにより算出された加算平均心電図を前記信号取得ステップにより取得された入力信号から減算して、心電図の残差成分を算出する残差成分算出ステップと、
前記残差成分算出ステップにより算出された心電図の残差成分に含まれている推定残差成分を算出する推定残差成分算出ステップと、
前記推定残差成分算出ステップにより算出された推定残差成分を、前記心電図の残差成分から減算することで、脳波を算出する脳波算出ステップと、を備え、
前記推定残差成分算出ステップは、
前記残差成分算出ステップにより算出された残差成分に対して離散ウエーブレット変換を行い、複数の周波数成分ごとの波形信号を算出する離散ウエーブレット変換ステップと、
前記離散ウエーブレット変換ステップにより算出された周波数成分ごとの波形信号に対してウエーブレットシュリンケージ処理を行い、所定の閾値との差分からなる信号成分を周波数成分ごとに算出するウエーブレットシュリンケージステップと、
前記ウエーブレットシュリンケージステップにより算出された周波数成分ごとの信号成分に対して逆離散ウエーブレット変換処理を行い、推定残差成分を算出する逆離散ウエーブレット変換ステップと、から構成されている、脳波測定方法。