(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
時間に応じて、呼吸プロセスを表す脳波信号(s(t))を測定することが可能な脳波計(27)と、
呼吸開始時間(t0)を示すことが可能な、前記脳波信号(s(t))とは異なる呼吸開始信号を受信するための入力部とを含む、哺乳動物に対して使用される換気補助装置(6)の不適正な調整を脳波により検出するためのシステム(9)において、前記検出システム(9)が、
5から10Hzの間に含まれる幅を有する、15から30Hzの間に含まれるベータ周波数帯域を指定するための手段(42)と、
単一の指定されたベータ周波数帯域において、測定された脳波信号を、それが取得されているときに処理するために構成された、前記測定された脳波信号を処理するための手段(48)と、
呼吸周期ごとに、前記単一のベータ周波数帯域において処理された前記脳波信号から、前記換気補助装置(6)の不適正な調整を識別するための手段(51)とをさらに含むことを特徴とするシステム(9)。
【請求項２】
不適正な調整を識別するための前記手段(51)が、呼吸周期ごとに、前記指定されたベータ周波数帯域における前記脳波信号の起こりうる脱同期を識別するために構成されており、前記脱同期は、前記呼吸開始時間(t0)よりも前に来ることを特徴とする、請求項1に記載の脳波による検出システム(9)。
【請求項３】
前記処理手段(48)が、前記単一のベータ周波数帯域における前記脳波信号の瞬時電力(P(t))を計算するために構成された計算手段(57)、ならびに、計算された瞬時電力(P(t))を記憶することが可能な記憶手段(60)をさらに含むことを特徴とする、請求項1または2に記載の脳波による検出システム(9)。
【請求項４】
前記計算手段(57)が、呼吸周期ごとに、前記瞬時電力(P(t))から、第1の間隔(IR)にわたって前記単一のベータ周波数帯域における前記脳波信号の平均電力(PmR)を計算することが可能であること、前記識別手段(51)が、前記呼吸開始時間(t0)よりも前に延びている第2の間隔(ID)において計算された前記瞬時電力(P(t))を、前記第2の間隔(ID)よりも前に延びている前記第1の間隔(IR)にわたって計算された前記平均電力(PmR)と比較するための手段(63)を含むこと、および、前記識別手段(51)がさらに、呼吸周期ごとに、前記第1の間隔(IR)において計算された前記平均電力(PmR)と前記第2の間隔(ID)において計算された前記瞬時電力(P(t))との偏差を検出することが可能な検出手段(66)を含むことを特徴とする、請求項3に記載の脳波による検出システム(9)。
【請求項５】
前記識別手段(51)が、所定の数の連続する呼吸周期の間に偏差が検出された場合に、インジケータ(75)をトリガすることが可能な、インジケータをトリガするための手段(72)を含むことを特徴とする、請求項4に記載の脳波による検出システム(9)。
【請求項６】
前記ベータ周波数帯域を指定するための前記手段(42)の入力部において、前記ベータ周波数帯域を特定するための手段(45)をさらに含むことを特徴とする脳波による検出システム(9)において、
前記ベータ周波数帯域を特定するための前記手段(45)が、
前記脳波計(27)によって測定された前記脳波信号の時間周波数マップを確立するための手段(90)であって、前記時間周波数マップが、時間および前記信号の前記周波数に応じて前記脳波信号の電力スペクトル密度における変化を示すことが可能である、確立するための手段(90)と、
前記脳波信号の前記電力スペクトル密度が所定の閾値を超える値の分だけ変化する周波数帯域を検出するための手段(93)であって、この周波数帯域が、前記指定手段(42)によって指定された前記ベータ周波数帯域に対応する、検出するための手段(93)とを含む、請求項1から5のいずれかに記載の脳波による検出システム(9)。
【請求項７】
前記ベータ周波数帯域を特定するための前記手段(45)がさらに、連続した呼吸開始時間(t0)にそれぞれ設定されるいくつかの同一の時間間隔にわたって、前記脳波信号を一つ一つ逆行性加算平均するための手段(87)を含み、それぞれの間隔が一部、前記呼吸開始時間(t0)よりも前に延びていること、および、前記時間周波数マップが加算平均された脳波信号から得られることを特徴とする、請求項6に記載の脳波による検出システム(9)。
【請求項８】
換気補助装置(6)と、
請求項1から7のいずれかに記載の、不適正な調整を脳波により検出するためのシステム(9)とを含むことを特徴とする換気補助設備(3)。
【請求項９】
不適正な調整を脳波により検出するための前記システム(9)によって実行された測定に従って、前記換気補助装置(6)の前記調整を修正することが可能なフィードバック制御ループ(78)をさらに含むことを特徴とする請求項8に記載の換気補助設備(3)。
【請求項１０】
哺乳動物に対して使用される換気補助装置(6)の不適正な調整を検出するための方法であって、前記方法はコンピュータによって実行され、前記方法において、
コンピュータを使用して、時間に応じた脳波信号の測定を受信するステップと、
コンピュータを使用して、呼吸周期ごとに、呼吸開始時間(t0)を特定するステップと、
コンピュータを使用して、5から10Hzの間に含まれる幅を有する、15から30Hzの間に含まれるベータ周波数帯域を指定するステップと、
コンピュータを使用して、単一のベータ周波数帯域において、測定された脳波信号を、それが取得されているときに処理するステップと、
コンピュータを使用して、呼吸周期ごとに、前記単一のベータ周波数帯域において処理された前記脳波信号から、前記換気補助装置(6)の不適正な調整を識別するステップとを含むことを特徴とする方法。
【請求項１１】
脳波計(27)に関連付けられたコンピュータに適用されるときに、請求項10に記載の方法を実行する命令を含むコンピュータプログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、哺乳動物に対して使用される換気補助装置の不適正な調整を脳波により検出するためのシステムに関し、システムは、
- 時間に応じて、呼吸プロセスを表す脳波信号を測定することが可能な脳波計と、
- 呼吸開始時間を示すことが可能な、脳波信号とは異なる呼吸開始信号を受信するための入力部と
を含む。
【背景技術】
【０００２】
たとえば、肺炎、肺水腫、または慢性の呼吸器疾患の重複感染に続く、急性の呼吸器不全に苦しむ人々がいる。これらの人々にとって、機械的な換気補助が必要であると判明することがある。換気補助装置または人工呼吸器は、患者による吸気を検出するための手段と、患者が集めた空気の流れまたは圧力を増加させることによって患者の吸気を支援するための手段とを含む。人工呼吸器はまた、呼気を検出するための手段と、呼気が検出されるときに人工呼吸器の吸気活動を遮断するための手段とを含み、このことは、患者の活動と人工呼吸器の活動との同期をせいぜい可能にするものである。
【０００３】
したがって、この補助は、所定量の気体を提供すること、または気道を加圧することにある。どちらのケースにおいても、さまざまな設定により、気体流を患者の必要性に適応させることが可能になる。補助装置と患者の換気行為とを結ぶ関係が「調和する」ように、すなわち、患者が、換気補助の間にいかなる呼吸しにくさも感じず、肉体的に十分快適な状態であるように、補助装置は、患者の換気行為に適応されなければならない。たとえば、提供される空気流が強過ぎる、または逆に弱過ぎるときの不適切な調整により、患者は、不快な状態に置かれる、または呼吸困難な状態にさえ置かれる場合がある。患者が呼気段階にある間に人工呼吸器の吸気活動が続くときにも、同じことがあてはまる。そのような状況は、患者にとって有害であると思われる。
【０００４】
換気補助装置の不適正な調整から生じる、患者と換気補助装置とのそのような不調和を検出するために、さまざまな手段が使用されている。とりわけ、単に患者に尋ねることが可能である。しかしながら、これは、患者が就寝している、または昏睡状態のときには、可能ではない。
【０００５】
患者の換気活動、特に、さまざまな呼吸筋群の頻度および使用を観察することもまた可能である。
【０００６】
最後に、人工呼吸器と患者との不完全な同期を示す事象の発生を検出するための、人工呼吸器によって提供される圧力信号および流量信号を調べることが可能である。たとえば、人工呼吸器によって「与えられる」ことのない吸気努力を、患者が行う間の「無駄な訴え」など、この不完全な同期を示すさまざまな側面が存在する。
【０００７】
実際には、これらの手段は、使用に細心の注意を要し、もっぱら、患者が感じうる感覚の間接的な確認であることが判明している。
【０００８】
FR-A-2 903214は、患者と換気補助装置との不調和を検出するための方法を説明しており、方法は、呼吸周期ごとに、呼吸開始時間付近に延びている測定間隔にわたって脳波信号を測定するステップ、次いでいくつかの測定間隔にわたって測定された脳波信号を加算平均するステップ、および最後に、それにより得られた、加算平均された信号を、患者と換気補助装置との起こりうる不調和をその信号から推測するように、処理するステップからなる。
【０００９】
そのような方法は、完全なる達成を与えるわけではない。実際には、患者と人工呼吸器との不調和から生じる不快な、または呼吸困難の状態において、この不調和を検出し、患者とその人工呼吸器との間の調和を回復するために、可能な限り迅速に、不調和への処置を見つけることができることが重要である。
【００１０】
FR-A-2 903214で説明されている方法は、不調和が存在すること結論付けるのを可能にするために、少なくとも60から80の呼吸周期にわたって脳波信号を測定し、加算平均することを必要とする。これは、平均して4から5分の時間長に相当し、その間、検出される不調和は、異常な脳波信号の識別によって警告を受けた医師によって行われる補正にせよ、人工呼吸器の制御ループの作動による補正にせよ、補正を受けないことが定義される。さらに、運動前電位(pre-motor potential)と呼ばれる、加算平均プロセスによって測定される信号は、患者の動きにより、または蘇生術および集中治療環境の電磁気的汚染の特徴により、干渉をたやすく受けることがある。したがって、患者-人工呼吸器の不調和の脳波による検出の、反応性および信頼性の両方を向上させることが望ましいと思われる。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
したがって、本発明の目的は、より信頼性の高い、換気補助装置の不適正な調整を脳波により検出するためのシステム、とりわけ、リアルタイムでの不調和の検出、したがって、換気補助装置の不適正な調整の検出を可能にするシステムを提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
この意図のために、本発明の目的は、上述したタイプの不適正な調整を検出するためのシステムであって、検出システムは、
- 5から10Hzの間に含まれる幅を有する、15から30Hzの間に含まれるベータ周波数帯域を指定するための手段と、
- 単一の指定されたベータ周波数帯域において、測定された脳波信号を、それが取得されているときに処理するために構成された、測定された脳波信号を処理するための手段と、
- 呼吸周期ごとに、単一のベータ周波数帯域において処理された脳波信号から、換気補助装置の不適正な調整を識別するための手段と
をさらに含むことを特徴とする。
【００１３】
特定の実施形態に従って、本発明による不適正な調整を検出するためのシステムは、個々に、またはすべての技術的に可能な組み合わせに従って得られる、以下の特徴のうちの1つまたは複数を含む。
- 不適正な調整を識別するための手段は、呼吸周期ごとに、指定されたベータ周波数帯域における脳波信号の起こりうる脱同期を識別するために構成されており、前記脱同期は、呼吸開始時間よりも前に来る。
- 処理手段は、単一のベータ周波数帯域における脳波信号の瞬時電力を計算するために構成された計算手段、ならびに、計算された瞬時電力を記憶することが可能な記憶手段をさらに含む。
- 計算手段は、呼吸周期ごとに、瞬時電力から、第1の間隔にわたって単一のベータ周波数帯域における脳波信号の平均電力を計算することができ、識別手段は、呼吸開始時間よりも前に延びている第2の間隔において計算された瞬時電力を、第2の間隔よりも前に延びている第1の間隔にわたって計算された平均電力と比較するための手段を含み、識別手段はさらに、呼吸周期ごとに、第1の間隔において計算された平均電力と第2の間隔において計算された瞬時電力との偏差を検出することができる検出手段を含む。
- 識別手段は、所定の数の連続する呼吸周期の間に偏差が検出された場合に、インジケータをトリガすることができる、インジケータをトリガするための手段を含む。
- 検出システムは、ベータ周波数帯域を指定するための手段の入力部において、ベータ周波数帯域を特定するための手段をさらに含み、ベータ周波数帯域を特定するための前記手段は、脳波計によって測定された脳波信号の時間周波数マップを確立するための手段であって、前記時間周波数マップが、時間および前記信号の周波数に応じて脳波信号の電力スペクトル密度における変化を示すことが可能である、確立するための手段と、脳波信号の電力スペクトル密度が所定の閾値を超える値の分だけ変化する周波数帯域を検出するための手段であって、この周波数帯域が、指定手段によって指定されたベータ周波数帯域に対応する、検出するための手段とを含む。
- ベータ周波数帯域を特定するための手段はさらに、連続した呼吸開始時間にそれぞれ設定されるいくつかの同一の時間間隔にわたって、脳波信号を一つ一つ逆行性加算平均するための手段を含み、それぞれの間隔が一部、呼吸開始時間よりも前に延びており、時間周波数マップが加算平均された脳波信号から得られる。
【００１４】
本発明の目的はまた、換気補助装置と、先に説明したような不適正な調整を脳波により検出するためのシステムとを含むことを特徴とする、換気補助設備である。
【００１５】
特定の実施形態に従って、換気補助設備は、不適正な調整を脳波により検出するためのシステムによって実行された測定に従って、換気補助装置の調整を修正することが可能なフィードバック制御ループをさらに含む。
【００１６】
本発明の目的はまた、哺乳動物に対して使用される換気補助装置の不適正な調整を検出するための方法であって、方法は、
- 時間に応じた脳波信号の測定を受信するステップと、
- 呼吸周期ごとに、呼吸開始時間を特定するステップと、
- 5から10Hzの間に含まれる幅を有する、15から30Hzの間に含まれるベータ周波数帯域を指定するステップと、
- 単一のベータ周波数帯域において、測定された脳波信号を、その取得の間に段階的に処理するステップと、
- 呼吸周期ごとに、単一のベータ周波数帯域において処理された脳波信号から、換気補助装置の不適正な調整を識別するステップと
を含むことを特徴とする。
【００１７】
本発明の目的はまた、脳波計に関連付けられたコンピュータに適用されるときに、先に説明したような方法を実行する命令を含むコンピュータプログラム製品である。
【００１８】
本発明は、例としてのみ与えられ、添付の図面を参照する、以下に続く説明を読む際に、よりよく理解されるだろう。
【図面の簡単な説明】
【００１９】
【図１】患者に適用される換気補助設備の概略図である。
【図２】本発明に従って、不適正な設定について脳波により検出するためのシステムによって脳波信号を処理するためのステップを示すグラフの例である。
【図３】患者と換気補助装置との不調和がある状態において、換気補助下に置かれた患者について集められた脳波信号の脱同期比における変化を時間に応じて示す、異なる部位に置かれた電極から得られた一組のグラフの例である。
【図４】患者と換気補助装置との不調和がない状態における、図3と同様の図である。
【図５】時間に応じて、呼吸現象を示す脳波信号の変化を示す例示的なグラフである。
【図６】時間周波数マップの形式において図5の脳波信号を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００２０】
図1は、本発明に従った、不適正な調整を脳波により検出するためのシステムを使用する換気補助設備3を示す。
【００２１】
この設備3は、機械的な換気補助装置6と、換気補助装置6の不適正な調整を検出するためのシステム9とを含む。
【００２２】
装置6は、本来知られるように、所定の流量において、かつ所与の圧力で、患者に空気流を提供することができるタービン12を含む。タービン12の出口において、タービン12によって生成された加圧空気を患者に送り込む、または送り込まないために、バルブ15が提供される。タービン12およびバルブ15は、制御ユニット18に接続されており、制御ユニット18は、患者の吸気を検出することができる減圧センサ(depression sensor)20に接続されている。
【００２３】
タービン12は、バルブ15から下流に沿ってマスク22に接続され、マスク22は、患者の上部気道に適用されてよい。減圧センサ20は、たとえば、患者のマスク22の中に取り付けられる。
【００２４】
あるいは、マスク22は、気管内プローブに置き換えられてもよい。
【００２５】
制御ユニット18は、調整ユニット24に接続されており、調整ユニット24は、装置6の動作パラメータ、とりわけ、タービン12によって加えられる流量、空気流の圧力、バルブ15のスイッチング瞬時、および当技術分野で知られるような任意の他のパラメータを修正することが可能である。さらに、制御ユニット18は、患者の吸気の開始を表す呼吸開始信号t0を提供することが可能な出力部を含む。この実施形態において、呼吸開始時間t0は、減圧センサ20を用いて、制御ユニット18によって検出される。代替形態によれば、呼吸開始時間t0は、装置6が患者に空気を提供し始めたときに、装置6が発した信号に対応する。
【００２６】
以下で、呼吸周期は、完全な吸気が後に続く呼気に対応した時間間隔を意味する。それぞれの呼吸周期は、呼吸開始時間t0付近に延びている。
【００２７】
不適正な調整を検出するためのシステム9は、脳波計27を含み、脳波計27は、呼吸を表す脳波(EEG)信号を測定することが可能であり、時間に応じてEEG信号s(t)を提供することが可能である。そのような信号s(t)が、図2のグラフ1によって示されている。
【００２８】
脳波計27は、たとえば、患者の頭蓋骨、特には補足運動野、すなわち前運動皮質に位置付けられた2から64個の電極を含む。図示した実施形態において、脳波計27は、6つの電極46A、46B、46C、46D、46E、46Fを含む。この実施形態において、電極46Eおよび46Fは、それぞれ、基準電極および接地電極である。6つの電極46A、46B、46C、46D、46E、46Fの使用は、蘇生術に使用するための典型的な構成である。電極46A、46B、46C、46D、46E、46Fは、任意の性質であってよく、特にこれらは、針電極または表面電極である。
【００２９】
本来知られるように、脳波計27は、脳波信号s(t)を集めるための手段30、測定された脳波信号s(t)を、たとえば、0.03から40Hzの間に含まれる周波数帯域においてフィルタリングすることが可能なフィルタリングおよび増幅手段33、ならびに、たとえば、256Hzのサンプリング周波数でEEG信号s(t)をデジタル化するために、サンプリング手段36を含む。脳波計27はさらに、信号のそれぞれのサンプリング瞬時に関連付けられたサンプル値を記憶するためのコンピュータ手段39を含む。
【００３０】
システム9はまた、5から10Hzの間に含まれる幅を有する、15から30Hzの間に含まれるベータ周波数帯域を指定するための手段42を含む。このベータ周波数帯域は、EEGの周波数帯域に対応し、この帯域では、皮質命令の運動遂行の間、動きの遂行が始まる瞬間より前にEEG信号の電力における減少が観察され、それに続いて、動きの遂行が始まった瞬間の後でEEG信号の電力における増加が観察される。電力におけるこの減少は、事象関連脱同期の現象に対応し、一方、電力における増加は、動き関連同期の現象に対応する。ベータ周波数帯域は、患者によって変化する。
【００３１】
指定手段42は、たとえば、ユーザによって入力されるベータ周波数帯域の下限値および上限値を受信するために構成された、コンピュータ入力インターフェースを含む。
【００３２】
あるいは、指定手段42は、以下で説明するような、ベータ周波数帯域を特定するための手段45の出力部に接続されている。
【００３３】
システム9はさらに、測定された脳波信号s(t)を処理するためのユニット48を含み、ユニット48は、脳波計27によって提供された脳波信号s(t)を受信するための、脳波計27に接続された入力部を有する。処理ユニット48は、装置6の対応する出力部に接続された、呼吸開始信号t0を受信するための入力部、ならびに、指定手段42の出力部に接続された、ベータ周波数帯域を受信するための入力部を含む。
【００３４】
処理ユニット48は、その出力部において、換気補助装置6の不適正な調整を識別するための手段51に接続されている。
【００３５】
処理ユニット48は、指定手段42を介して指定された単一のベータ周波数帯域において、脳波信号s(t)が脳波計27によって取得されているときに、脳波計27によって提供されるこの信号s(t)を処理することができる。
【００３６】
処理ユニット48は、フィルタリング手段54を含み、フィルタリング手段54は、ベータ周波数帯域に含まれる周波数を有するEEG信号s(t)の成分のみを保つように、指定手段42によって指定されたベータ周波数帯域において、脳波計27によって提供されたEEG信号s(t)をフィルタリングすることができる。フィルタリング手段54は、たとえば、およそ6の無限パルス応答を有するフィルタを含む。フィルタリング手段54は、その出力部において、単一のベータ周波数帯域におけるEEG信号s'(t)を提供することが可能であり、その例が、図2のグラフ2によって示されている。
【００３７】
フィルタリング手段54は、出力部において、計算手段57に接続されており、計算手段57は、単一のベータ周波数帯域におけるEEG信号s'(t)の瞬時電力P(t)を計算することが可能である。この意図のために、計算手段57は、次の式: P(t)=|s'(t)|2を適用することによって、脳波信号s'(t)の振幅の係数の二乗を計算することが可能である。図2のグラフ3は、それにより計算された瞬時電力P(t)の例を示す。
【００３８】
第1の実施形態に従って、計算手段57はさらに、呼吸開始時間t0を含む呼吸周期ごとに、呼吸開始時間t0よりも前に延びている時間長dDの間隔IDにわたって、単一のベータ周波数におけるEEG信号s'(t)の平均電力PmDを、ならびに、間隔IDよりも前に延びている時間長dRの間隔IRにわたって、この信号s'(t)の平均電力PmRを計算するために構成されている。
【００３９】
間隔IDの始まりは、2秒に満たないだけ呼吸開始時間t0よりも前に来る。間隔IRの始まりは、3.5から1秒だけ呼吸開始時間t0よりも前に来る。
【００４０】
間隔IDの時間長dDは、0.125から2秒の間に含まれる。間隔IDは、呼吸開始時間t0よりも完全に前に延びている。間隔IRの時間長dRは、0.1から0.5秒の間に含まれる。間隔IRは、間隔IDよりも前に延びており、間隔IDとは重なり合わない。
【００４１】
間隔IDにわたって信号s'(t)の平均電力PmDを計算するために、計算手段57は、たとえば、以下の式(1)をあてはめるために構成されている。
【００４２】
【数１】
0005893015.tif 000002
【００４３】
ここで、
t1は、間隔IDの始まりの瞬間に相当し、
t2=t1+dDであり、
P(t)は、計算手段57によって計算された、単一のベータ周波数帯域におけるEEG信号s'(t)の瞬時電力である。
【００４４】
間隔IRにわたって信号s'(t)の平均電力PmRを計算するために、計算手段57は、式(1)をあてはめるために構成されており、t1は、間隔IRの始まりの瞬間に相当し、t2=t1+dRである。
【００４５】
処理ユニット48はさらに、瞬時電力P(t)、ならびに計算手段57によって計算された平均電力PmDおよびPmRを記憶することが可能な記憶手段60を含む。
【００４６】
装置6の不適正な調整を識別するための手段51は、呼吸周期ごとに、指定されたベータ周波数帯域におけるEEG信号s'(t)の起こりうる脱同期を識別することが可能である。
【００４７】
識別手段51は、呼吸周期ごとに、間隔IDにわたって計算された平均電力PmDを、間隔IRにわたって計算された平均電力PmRと比較するために構成された比較手段63を含む。この意図のために、この手段は、たとえば、以下の式をあてはめることによって、呼吸周期ごとに、ベータ周波数帯域におけるEEG信号s'(t)の脱同期を表す平均脱同期比(mean desynchronization ratio)Rを計算するために構成されている。
【００４８】
【数２】
0005893015.tif 000003
【００４９】
ここで、
PmDは、間隔IDにわたる信号s'(t)の平均電力であり、
PmRは、間隔IRにわたる信号s'(t)の平均電力である。
【００５０】
識別手段51はさらに、呼吸周期ごとに、EEG信号s'(t)の脱同期が存在するかどうかを検出することが可能な検出手段66を含む。検出手段66は、呼吸周期ごとに、平均脱同期比Rを、Vで示される所定の値と比較することが可能である。所定の値Vは、たとえば、-15%に等しい。検出手段66が所定の値Vよりも少ない平均脱同期比Rを検出した場合、検出システム9のカウンタ69が増分される。
【００５１】
検出手段66が、所定の値V以上の平均脱同期比Rを検出した場合、カウンタ69はゼロにリセットされる。
【００５２】
第1の代替形態に従って、処理ユニット48の計算手段57は、上で説明したやり方で間隔IRにわたって平均電力PmRを計算することが可能であり、識別手段51の比較手段63は、以下の式をあてはめることによって、瞬時脱同期比(instantaneous desynchronization ratio)R'(t)を間隔IDにわたって計算するために構成されている。
【００５３】
【数３】
0005893015.tif 000004
【００５４】
ここで、
P(t)は、間隔IDにわたる信号s'(t)の瞬時電力であり、
PmRは、間隔IRにわたる信号s'(t)の平均電力である。
【００５５】
図2のグラフ4は、時間に応じた、信号s'(t)の瞬時脱同期比R'(t)における変化を示す。図3および図4のグラフの組は、脱同期がある状態における、および脱同期がない状態における、それぞれの信号s'(t)の瞬時脱同期比R'(t)における変化を示す。図3および図4のグラフは、それぞれ、上で示した処理ステップを、異なるバイパスに置かれた電極から生じる信号s(t)に適用することによって得られる。図3および図4は、異なる数の電極によって得られた。
【００５６】
この第1の代替形態に従って、検出手段66は、呼吸周期ごとに、間隔IDにおける信号s'(t)の電力P(t)と間隔IRにおける信号s'(t)の平均電力PmRとの間に、脱同期を表す偏差が存在するかどうかを判定するために、瞬時脱同期比R'(t)の値の全体に、統計的検定、たとえばWilcoxon検定を適用するために構成されている。検出手段66がWilcoxon検定を適用するために構成されているときのケースでは、第一種の危険率が1%未満である場合に、帰無仮説が棄却される、すなわち、第一種の危険率が1%未満の場合に、脱同期を表す偏差が見られる。
【００５７】
第2の代替形態に従って、処理ユニット48の計算手段57は、上で説明したやり方で間隔IRにわたって平均電力PmRを計算するために構成されており、検出手段66は、呼吸周期ごとに、間隔IDにおける信号s'(t)の電力P(t)と間隔IRにおける信号s'(t)の平均電力PmRとの間に、脱同期を表す偏差が存在するかどうかを判定するために、間隔IDにわたって計算された瞬時電力P(t)の値の全体に、統計的検定、たとえばWilcoxon検定を適用するために構成されている。検出手段66が、Wilcoxon検定を適用するために構成されているときのケースでは、第一種の危険率が1%未満である場合に、帰無仮説が棄却される、すなわち、第一種の危険率が1%未満の場合に、脱同期を表す偏差が見られる。
【００５８】
これらの第1および第2の代替形態に従って、各呼吸周期において、検出手段66が、間隔IDにおける信号s'(t)の電力P(t)と間隔IRにおける信号s'(t)の平均電力PmRとの間に、脱同期を表す偏差を検出した場合、カウンタ69が増分される。
【００５９】
検出手段66が、間隔IDにおける信号s'(t)の電力P(t)と間隔IRにおける信号s'(t)の平均電力PmRとの間に、脱同期を表すいかなる偏差も検出しない場合、カウンタ69は、ゼロにリセットされる。
【００６０】
EEG信号s(t)は、脳波計27の電極のそれぞれについて、脳波計27の出力部において得られてよい。これらの信号s(t)のうちの1つのみが、図2に示されている。本発明による検出システム9は、信号のそれぞれについての平均脱同期比Rまたは瞬時脱同期比R'(t)を得るように、脳波計27の電極のそれぞれから発生するEEG信号s(t)に、同じ処理動作を適用することが可能である。
【００６１】
実施形態に従って、特定の電極からのEEG信号s(t)のうちの1つのみが、検出手段66によって、カウンタ69を増分する、またはリセットするために考慮される。
【００６２】
代替形態に従って、いくつかの電極からのEEG信号s(t)から得られた平均脱同期比Rまたは瞬時脱同期比R'が、検出手段66によって、カウンタ69を増分する、またはリセットするために考慮される。
【００６３】
識別手段51はさらに、カウンタ69が所定の閾値を超えるとき、すなわち、脱同期が所定の数の連続する呼吸周期の間に検出されたときに、インジケータ75をトリガすることが可能な、インジケータをトリガするための手段72を含む。
【００６４】
インジケータ75は、したがって、患者と補助装置6との間に不調和があることを、医師に示すことができる。インジケータ75は、たとえば、インジケータ光、音響信号、または医師に警報を出すための任意の他の好適な手段である。
【００６５】
代替形態に従って、トリガ手段72は、カウンタ69が1より大きくなるや否や、すなわち、検出手段66が脱同期を検出したそれぞれの呼吸周期において、インジケータ75をトリガすることができる。
【００６６】
実施形態に従って、フィードバック制御ループ78は、不適正な調整を検出するためのシステム9を、補助装置6に接続する。フィードバック制御ループ78は、検出システム9が不調和を検出したとき、すなわち、とりわけインジケータ75がトリガされたときに、換気補助装置6の設定を修正することができる。この意図のために、フィードバック制御ループ78は、逐次代入によって装置6の設定を修正することが可能であり、かつシステム9が不調和を検出したときにのみ適用されることが可能である、知られているタイプのアルゴリズムを適用することができる。
【００６７】
システム9はさらに、装置6の不適正な調整を表す1つの情報を医師に提供するための手段81を含む。この情報提供手段81は、識別手段51に接続されている。たとえば、情報提供手段81は、ディスプレイスクリーンを含み、たとえば、図2に示すグラフ、とりわけ、時間に応じた瞬時脱同期比R'(t)の変化、および脳波計27によって記録されたEEG信号s(t)、ならびに、最近20回の呼吸周期の間の脱同期に関連付けられた呼吸周期の数、およびいかなる脱同期もなく経過した時間を、表示することが可能である。このケースでは、情報提供手段81はまた、脳波計27および処理ユニット48からの情報を受信することができる。
【００６８】
オプションで、不適正な調整を検出するためのシステム9はさらに、ベータ周波数帯域を特定するための手段45を含む。この特定手段45は、脳波計27によって提供されたEEG信号s(t)を受信するための入力部と、補助装置6の対応する出力部に接続された、呼吸開始信号t0を受信するための入力部とを含む。
【００６９】
ベータ周波数帯域を特定するための手段45は、EEG信号s(t)を同一の連続する時間間隔I1、I2、...、Inに分割するための手段84を含む。それぞれの時間間隔I1、I2、...、Inは、呼吸開始時間t0を含む。それぞれの時間間隔I1、I2、...、Inは、時間長dを有する。時間長dは、呼吸開始時間t0よりも前に延びている時間長d1、および呼吸開始時間t0よりも遅れて延びている時間長d2からなる。時間長d、d1、およびd2は、すべての間隔I1、I2、...、Inについて同一である。
【００７０】
時間長dは、0.375から3秒の間に含まれ、時間長d1は、0.125から2秒の間に含まれ、時間長d2は、0.250から1秒の間に含まれる。
【００７１】
図5は、分割手段84によって間隔I1、I2、...、Inに分割されたEEG信号s(t)の概略図である。この図において、時間長dは、1.5秒に等しく、時間長d1は、1250ミリ秒に等しく、時間長d2は、250ミリ秒に等しい。
【００７２】
ベータ周波数帯域を特定するための手段45はさらに、n回の連続する時間間隔I1、I2、...、Inにわたる、すなわち連続する呼吸開始時間t0を含む、メモリに記憶されたEEG信号s(t)のサンプル値を逆行性加算平均するための手段87を含む。逆行性加算平均手段87は、たとえば、好適なプログラムを適用するマイクロコンピュータで形成される。より詳細には、逆行性加算平均手段87は、記録されたEEG信号のn回の連続する時間間隔I1、I2、...、Inの対応するサンプル値の間で、一つ一つ算術平均を生成することができる。時間間隔I1、I2、...、Inの数nは、20から80の間に含まれ、たとえば、約30に等しい。
【００７３】
したがって、逆行性加算平均手段87は、間隔I1、I2、...、Inにわたる信号s(t)のn個の部分から、時間間隔Imにわたる平均信号sm(t)を提供するために構成されており、時間間隔Imは、間隔I1、I2、...、Inと同じ特徴を有し、したがって、呼吸開始時間t0を含む。
【００７４】
ベータ周波数帯域を特定するための手段45はさらに、逆行性加算平均手段87の出力部において得られた平均信号sm(t)の、時間周波数マップ(さらにスペクトログラムとも呼ばれる)を確立するための手段90を含む。時間周波数マップは、平均信号sm(t)の周波数および時間に応じて、前記信号sm(t)の電力スペクトル密度における変化を示すことができる。
【００７５】
時間周波数マップを確立するための手段90は、たとえば、変換信号F(f,t)を得るために、平均信号sm(t)に、短時間フーリエ変換または離散ウェーブレット変換を適用するために、次いで、変換信号F(f,t)の電力スペクトル密度P(f,t)を計算するために構成されており、この電力スペクトル密度P(f,t)は、変換信号F(f,t)の係数の二乗に対応する。時間周波数マップを確立するための手段90はさらに、時間周波数マップ上の周波数および時間に応じて、変換信号F(f,t)の電力スペクトル密度P(f,t)を表すように構成されている。
【００７６】
図6に示す実施形態に従って、電力スペクトル密度P(f,t)を、基準電力スペクトル密度Prefと比較して、デシベルで表す。この量は、ERSP(事象関連スペクトル摂動)として示される。基準電力スペクトル密度Prefは、呼吸開始時間t0よりも前に延びている基準間隔にわたって、変換信号F(f,t)の電力スペクトル密度P(f,t)の値に対応する。基準間隔は、150から300msの間に含まれる時間長を有する。基準間隔の始まりは、0.1から0.5秒の間に含まれる時間長、たとえば約250ミリ秒だけ、呼吸開始時間よりも前に来る。基準間隔はさらに、動きの準備間隔(すなわち、吸気を準備するための)よりも前に延びており、この準備間隔とは重なり合わない。準備間隔の始まりは、0.1から0.5秒の間に含まれる時間長だけ、呼吸開始時間t0よりも前に来る。
【００７７】
最後に、特定手段45は、時間周波数マップを確立するための手段90によって確立された時間周波数マップからベータ周波数帯域を検出するための手段93を含む。
【００７８】
ベータ周波数帯域を検出するための手段93は、所定の時間長の間に、変換信号F(f,t)の電力スペクトル密度P(f,t)と、所定の値よりも大きい基準電力スペクトル密度Prefとの間に偏差が存在する、EEG信号s(t)の周波数帯域を特定することが可能である。したがって、検出手段93は、変換信号F(f,t)の電力スペクトル密度P(f,t)が、所定の値を超えた値の分だけ基準電力スペクトル密度Prefよりも少ない、周波数帯域を特定することが可能である。この所定の値は、たとえば、約15%に等しく、所定の時間長は、たとえば、100msに等しい。
【００７９】
図6に示す例において、検出手段93は、ERSPからこの偏差を特定することが可能である。検出手段93は次いで、所定の時間長の間に、ERSPの値が-0.7未満である周波数帯域を特定することが可能であり、ERSPの値が-0.7未満であることは、電力スペクトル密度P(f,t)と基準電力スペクトル密度Prefとの間の15%の変化量に相当し、電力スペクトル密度P(f,t)は、基準電力スペクトル密度Prefよりも少なくとも15%だけ少ない。それにより特定された周波数帯域が、ベータ周波数帯域に相当する。ベータ周波数帯域は、図6の楕円によって具体化される。
【００８０】
上で示したように、ベータ周波数帯域は、呼吸開始時間t0によって具体化される動きの始まりよりも前に脱同期が観察可能な、脳波信号の周波数帯域に相当する。そのような脱同期は、皮質命令の遂行のケースにおいてのみ発生する。患者が装置6と調和がとれているときには、呼吸に関連した運動皮質活動はない。それゆえ、脱同期は観察されない。特定手段45によるベータ周波数帯域の特定は、したがって、n回の連続する呼吸周期の間に、患者が、自発的な呼吸の動き、または皮質命令に応答して分かる呼吸の動きを行うことを必要とする。
【００８１】
ベータ周波数帯域を特定するための手段45によって適用されるベータ周波数帯域を特定するための方法の範囲内で、そのような自発的な呼吸の動き、または皮質命令に応答して分かる呼吸の動きを発生させるための第1の方法は、特に患者が昏睡状態にある場合に、n回の呼吸周期の間に、補助装置6の設定を自発的に混乱させることからなる。この混乱は、たとえば、換気補助装置6によって提供される補助をトリガするための閾値の感度における一時的な減少にある。あるいは、患者に意識があり、患者自身で呼吸できる場合、患者は、n回の自発的な吸気を、たとえば、最大限自発的に鼻で吸い込む形で行う。
【００８２】
本発明による換気補助装置の不適正な調整を検出するための方法の実施形態に従って、ベータ周波数帯域は、ベータ周波数帯域を特定するための手段45によって一度のみ特定される。代替形態に従って、ベータ周波数帯域を特定するための手段45は、患者が人工的に呼吸を施されている間、定期的な間隔で、ベータ周波数帯域を特定する。
【００８３】
本発明による換気補助装置の不適正な調整を検出するためのシステムは、不調和を検出するために、脳波信号の加算平均をまったく必要としないという利点を有する。実際、システムは、脱同期の存在を検出することができ、したがって、患者と装置との不調和の合図である、自発的な呼吸努力、またはより一般的には、患者からの皮質命令に応答した呼吸努力を、それぞれの呼吸周期において検出することができる。
【００８４】
したがって、本発明によるシステムは、リアルタイムで不調和を検出することができ、さらに、換気補助装置の設定を、フィードバック制御ループを介して自動的に、または医師によって手動で修正することによって、不調和への処置を迅速に見つけることができる。
【００８５】
さらに、本発明によるシステムは、とりわけ信頼できるやり方で、信号を分析することができる。実際、ベータ周波数帯域における脳波信号のフィルタリングは、特定の数の脳波信号のアーチファクト、エラーのソース、および特に、患者の動き、脳波信号を集めるためのケーブル、多数の電気器具(仏国では50Hzの周波数で、米国では60Hzの周波数で動作する)の存在に関連したアーチファクト、または、低周波数、すなわち1Hzより低い周波数における信号の変化量に関与する、患者の発汗現象に関連したアーチファクトを抑制する。
【００８６】
最後に、脱同期信号、すなわち、瞬時脱同期比を表す信号(図2のグラフ4)は、高い信号対雑音比を有し、特にこれは、ベータ帯域においていかなる事前フィルタリングもせずに加算平均することによって得られる信号が使用されるときよりも高い。
【符号の説明】
【００８７】
3  換気補助設備
6  換気補助装置
9  不適正な調整を検出するためのシステム/検出システム
12  タービン
15  バルブ
18  制御ユニット
20  減圧センサ
22  マスク
24  調整ユニット
27  脳波計
30  脳波信号を集めるための手段
33  フィルタリングおよび増幅手段
36  サンプリング手段
39  コンピュータ手段
42  ベータ周波数を指定するための手段/指定手段
45  ベータ周波数を特定するための手段/特定手段
46A  電極
46B  電極
46C  電極
46D  電極
46E  基準電極
46F  接地電極
48  脳波信号s(t)を処理するためのユニット/処理ユニット
51  不適正な調整を識別するための手段/識別手段
54  フィルタリング手段
57  計算手段
60  記憶手段
63  比較手段
66  検出手段
69  カウンタ
72  インジケータをトリガするための手段/トリガ手段
75  インジケータ
78  フィードバック制御ループ
81  情報を提供するための手段/情報提供手段
84  分割するための手段/分割手段
87  逆行性加算平均するための手段/逆行性加算平均手段
90  時間周波数マップを確立するための手段
93  ベータ周波数帯域を検出するための手段/検出手段
【図１】
0005893015.tif 000005
【図２】
0005893015.tif 000006
【図３】
0005893015.tif 000007
【図４】
0005893015.tif 000008
【図５】
0005893015.tif 000009
【図６】
0005893015.tif 000010