バイオアンプリファイア

バイオアンプは、計装アンプの一種である電気生理学的な装置で、生理学的電気活動の信号整合性を収集して向上させ、さまざまなソースに出力するために使用します。独立したユニットの場合もあれば、電極に統合されている場合もあります。

生体信号を増幅する取り組みは、心電図の開発から始まりました。1887年、英国の生理学者オーガスタス・ウォーラーは、2つのバケツに生理食塩水を入れ、犬の前足と後ろ足をそれぞれ浸し、犬の心電図を測定することに成功しました。^[1]数か月後、ウォーラーは毛細血管電位計を使用して、初めて人間の心電図を記録することに成功しました。^[1]しかし、発明当時、ウォーラーは心電図が医療で広く使用されるとは想像していませんでした。心電図は、オランダの生理学者ウィレム・アイントーフェンが弦式ガルバノメータを使用して心臓信号を増幅するという革新的な方法を考案するまで、実用的ではありませんでした。^[2]増幅技術の大幅な改善により、体の部位に簡単に取り付けられる小型の電極が使用されるようになりました。^[1] 1920年代には、真空管を使用して心臓信号を電気的に増幅する方法が導入され、機械的に信号を増幅する弦式ガルバノメータにすぐに取って代わりました。真空管はインピーダンスが大きいため、増幅がより強力でした。また、弦式ガルバノメータに比べてサイズが比較的小さいため、真空管が広く使用されるようになりました。さらに、はるかに小さな金属板電極が導入されたため、大きな金属製のバケツは不要になりました。1930年代までに、心電計デバイスを患者の自宅に持ち込んでベッドサイドで監視できるようになりました。^[3]電子増幅の出現により、さまざまな電極配置で心電図の多くの特徴が明らかになることがすぐに発見されました。^[4]

心電図（ECGまたはEKG）は、胸部の皮膚表面を通して心臓の電気的活動を記録する。信号は皮膚表面に取り付けられた電極によって検出され、体外の装置によって記録される。^[5]

ECGの振幅はQRS群では0.3～2mVの範囲で、これを用いて心拍間隔を決定し、そこから周波数を導出する。ECGで使用される増幅器の一般的な要件は以下の通りである。^[1]

• 内部ノイズが低い（<2 mV）
• 高入力インピーダンス (Z _in > 10 MΩ)
• 帯域幅は0.16～250Hz
• 帯域幅カットオフ（>18 dB/オクターブ）。
• ノッチ フィルター (国/地域に応じて 50 Hz または 60 Hz)
• コモンモード除去比（CMRR > 107 dB）
• コモンモード入力範囲（CMR ± 200 mV）
• 静電気ショック保護（>2000 V）。

筋電図（EMG）は、骨格筋によって生成される電気的活動を記録する。被験者の額に電極を当てて単純な弛緩から、脳卒中リハビリ中の複雑な神経筋フィードバックまで、さまざまな種類の筋肉信号を記録します。EMG信号は、監視する筋肉の上または近くに貼り付けた電極から取得されます。電極は、通常、高性能差動増幅器で構成される増幅ユニットに信号を送ります。対象となる信号の通常のタイプは、約25～500 Hzの帯域幅にわたって、0.1～2000 mVの振幅の範囲です。^[1]

多くの電極は依然としてワイヤーを使用してアンプに接続されていますが、アンプの中には電極に直接取り付けられるほど小さいものもあります。現代のEMGアンプの最低限の仕様には以下が含まれます。^[1]

• 低い内部ノイズ（<0.5 mV）
• 高入力インピーダンス（>100 MΩ）
• フラットな帯域幅とシャープな高周波数と低周波数のカットオフ (>18 dB/オクターブ)。
• 高い同相モード除去比（CMRR > 10 ⁷  dB）
• コモンモード入力範囲 (CMR > ±200 mV)
• 静電気ショック保護（>2000 V）
• ゲイン安定性 > ±1%

脳波記録（EEG）装置は、患者の皮膚、特に頭皮に多数の表面電極を配置するという点でEMG装置に似ています。EMGは皮膚の下の筋肉からの信号を取得しますが、EEGは患者の頭皮上の脳細胞によって生成された信号を取得しようとします。同時に、EEGは数万から数百万のニューロンの合計活動を記録します。アンプが電極と統合できるほど小型になったため、電極を頭皮に無期限に保持できるため、EEGは脳コンピューターインターフェースとして長期使用できるようになりました。EEGの時間的および空間的解像度と信号対雑音比は、同等の皮質内デバイスのものより常に遅れていますが、手術を必要としないという利点があります。^[6]

増幅には高性能差動増幅器が使用される。対象となる信号は10μV～100μVの範囲で、周波数範囲は1～50Hzである。EMG増幅器と同様に、^[1] EEGは集積回路の使用から恩恵を受ける。EEGの可能性も主に電極の非対称配置から生じ、ノイズやオフセットの増加につながる。^[7]現代のEEG増幅器の最小仕様には以下が含まれる: ^[1]

• 内部電圧および電流ノイズが低い(<1 mV、100 pA)
• 高入力インピーダンス（>10 ⁸ MΩ）
• 帯域幅（1～50 Hz）
• 周波数カットオフ（>18 dB/オクターブ）
• 高い同相除去比（>10 ⁷）
• コモンモード入力範囲（±200 mV 以上）。
• 静電気ショック保護（>2000 V）
• ゲイン安定性 > ±1%

皮膚電気反応は皮膚の電気伝導度を測定するもので、皮膚の湿潤度に直接影響されます。汗腺は交感神経系によって制御されているため、皮膚伝導度は心理的または生理的な覚醒度を測定する上で非常に重要です。^[8]覚醒度とエクリン汗腺の活動は臨床的に直接関係していることがわかっています。発汗による皮膚伝導度の高さは、対象者が心理的または生理的、あるいはその両方で非常に覚醒した状態にあることを予測するために使用できます。^[9]

皮膚電気反応は、皮膚抵抗活性 (SRA) と呼ばれる抵抗、または SRA の逆数である皮膚コンダクタンス活性 (SCA) として測定できます。SRA と SCA には、平均レベルと短期位相反応という 2 種類の反応が含まれます。ほとんどの最新の機器はコンダクタンスを測定しますが、回路またはソフトウェアで変換して表示することもできます。^[1]

皮質電気記録法(ECoG) は、脳の表面に直接電極シートを置き、数百から数千のニューロンの累積的な活動を記録する。手術が必要で解像度が低いことに加え、ECoG 装置は有線であるため頭皮を完全に閉じることができず、感染のリスクが増加する。しかし、ECoG を調査している研究者は、グリッドは「長期の埋め込みに適した特性を備えている」と主張している。^[6]

神経栄養電極は、経皮的に信号を送信する無線デバイスです。さらに、すべてのコンポーネントが完全に生体適合性であるため、人間の患者で4年以上の寿命が実証されています。ただし、信号を送信するために使用する電子機器（差動増幅器に基づく）は頭皮上で非常に大きなスペースを必要とするため、人間の頭蓋骨には4つしか収まらないため、提供できる情報量には限界があります。^[10]

ある実験では、ケネディ博士は神経栄養電極を改造して局所電場電位（LFP）を読み取れるようにした。彼は、この電極が補助技術機器を制御できることを実証し、より侵襲性の低い技術で閉じ込められた患者の機能を回復できることを示唆した。しかし、この研究ではLFPで可能な制御の程度については触れられておらず、LFPと単一ユニット活動との正式な比較も行われていない。^[11]

一方、ユタアレイは現在有線デバイスですが、より多くの情報を送信します。このデバイスは2年以上人間に埋め込まれており、100本の導電性シリコン針状電極で構成されているため、高解像度で多くの個々のニューロンから記録できます。^[6]

現在、生体信号の記録には主にデジタルアンプが使用されています。増幅プロセスは、アンプデバイスの性能や仕様だけでなく、被験者の体に取り付ける電極の種類にも密接に関係しています。電極材料の種類や電極の取り付け位置は、信号の取得に影響を与えます。^[12]複数の電極をアレイ状に配置したマルチ電極アレイも使用されています。

特定の材料で作られた電極は、電極の表面積を増やすことで性能が向上する傾向があります。たとえば、インジウムスズ酸化物（ITO）電極は、窒化チタンなどの他の材料で作られた電極よりも表面積が小さくなります。表面積が大きくなると電極のインピーダンスが下がり、ニューロン信号がより簡単に取得されます。ITO電極は比較的表面積が小さく平らになる傾向があり、表面積を増やして信号対面積比を改善するためにプラチナで電気メッキされることがよくあります。 ^[13]

デジタルアンプやフィルターは、今日では電極と組み合わせてプリアンプとして使用できるほど小型化されています。ニューロン（または他の器官）が生成する信号が弱いことから、プリアンプの必要性は明らかです。したがって、プリアンプは、電極が隣接する信号源の近くに配置するのが望ましいです。プリアンプを信号源の近くに配置することのもう 1 つの利点は、長い配線が大きな干渉やノイズにつながることです。したがって、配線はできるだけ短くするのが最善です。^[13]

ただし、より広い帯域、たとえば非常に高い周波数 (活動電位) または低い周波数 (局所的な電場電位) が必要な場合は、デジタル化する前に第 2 段階のアナログ アンプを使用して、デジタルでフィルタリングできます。複数のアンプをカスケード接続すると、いくつかの欠点が生じる可能性があります。これは、アナログかデジタルかの種類によって異なります。ただし、一般的に、フィルタは時間遅延を引き起こし、信号を同期させるには修正が必要です。また、複雑さが増すため、コストも高くなります。デジタル アンプに関しては、研究所が行う作業の多くは、クローズド ループでリアルタイムにネットワークに信号をフィードバックすることです。その結果、デジタル アンプが増えると、信号に適用するのにより多くの時間が必要になります。1 つの解決策は、フィールド プログラマブル ゲート アレイ(FPGA) を使用することです。これは、何でも書き込める「白紙」の集積回路です。FPGA を使用すると、コンピューターを使用する必要性が減るため、フィルタリングが高速化されることがあります。カスケードフィルタのもう1つの問題は、最初のフィルタの最大出力が生の信号よりも小さく、2番目のフィルタの最大出力が最初のフィルタよりも高い場合に発生します。その場合、信号が最大出力に達したかどうかを認識することはできません。^[13]

電極と増幅器の開発における傾向は、より良い輸送性のためにサイズを小型化することと、信号を長時間記録するためにそれらを皮膚に埋め込めるようにすることである。プリアンプ、ヘッドステージ増幅器は、異なるフォームファクタを持つことを除いて同じままである。それらは軽量で、防水性があり、取り付ける部品で皮膚や頭皮を傷つけず、熱をよく放散する必要がある。余分な熱によって近くの組織の温度が上昇し、組織の生理機能に変化を引き起こす可能性があるため、熱放散は大きな問題である。熱を放散するための解決策の1つは、ペルチェ素子の使用である。^[13]ペルチェ素子は、ペルチェ効果または熱電効果を使用して、2つの異なるタイプの材料の間に熱流を生成します。ペルチェ素子は、電気エネルギーを消費しながら、デバイスの片側から反対側に熱を積極的に送ります。圧縮ガスを使用した従来の冷却は、蒸発器、コンプレッサー、凝縮器など、他の多くのデバイスを動作させる必要があるため、個々の集積回路を冷却するための現実的な選択肢ではありません。全体的に、コンプレッサーベースのシステムは大規模な冷却作業向けであり、バイオアンプのような小規模システムには適していません。ヒートシンクやファンなどの受動的な冷却は、周囲条件以上の温度上昇を制限するだけですが、ペルチェデバイスは、コンプレッサーベースの冷却システムと同様に、熱負荷から熱を積極的に引き出すことができます。また、ペルチェデバイスは8 mm四方よりはるかに小さいサイズで製造できるため、バイオアンプの可動性を損なうことなく統合できます。^[14]

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