(57)【要約】      （修正有）【課題】患者の実際の必要に関連して呼吸補助の度合いを調整できる肺人工呼吸器制御方法および肺人工呼吸器制御装置を実現する。【解決手段】吸気装具、吸気装具に空気を供給する空気供給システム及び空気供給システムを制御する制御ユニットを備える肺人工呼吸器を制御するため、横隔膜１１に発生する筋電図信号が患者の横隔膜消極部の中心を通る電極１２のアレーによって検出され、横隔膜消極部の中心の位置が筋電図信号の筋電図成分の極性の検出によって判定される。筋電図信号が互いに減算されることで、改善された信号対雑音比を有する筋電図信号を発生する。改善された信号対雑音比の筋電図信号は肺人工呼吸器の制御ユニットへ入力として供給されて、改善された信号対雑音比と低減された電極位置誘発フィルタ効果を有する筋電図信号とに関連して空気供給システムを制御する。【選択図】図１
2006239446.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者の吸気補助を考慮した肺人工呼吸器制御方法であって、前記肺人工呼吸器が、前記患者によって着用される吸気装具と、患者の吸気を補助するために前記吸気装具に空気を供給する空気供給システムと、入力信号に関連して前記空気供給システムを制御する制御ユニットとを備える肺人工呼吸器制御方法において、
前記患者の横隔膜消極部の中心を通過する電極のアレーによって前記患者の横隔膜によって発生する筋電図信号を検出するステップであって、各電極検出筋電図信号が筋電図成分と雑音成分とを含むステップと、
前記電極検出筋電図信号の前記筋電図成分の極性の逆を検出することによって、前記患者の横隔膜消極部の前記中心の位置を判定するステップと、
前記患者の横隔膜消極部の前記中心の第１の側の前記アレーの前記電極によって検出される第１の筋電図信号を、前記患者の横隔膜消極部の前記中心の、前記第１の側と反対の、第２の側の前記アレーの前記電極によって検出される第２の筋電図信号から減算するステップであって、（ａ）前記第１の電極検出筋電図信号が第１の極性の筋電図成分を有し、（ｂ）前記第２の電極検出筋電図信号が前記第１の極性と反対の第２の極性の筋電図成分を有し、（ｃ）前記減算によって前記第１及び第２の電極検出筋電図信号の前記雑音成分が互いに引き算される一方で、前記第１及び第２の電極検出筋電図信号のそれぞれの筋電図成分が互いに加算され、前記患者の脳からの吸気要求を表す改善された信号対雑音比の筋電図信号を発生するステップと、
改善された信号対雑音比の前記筋電図信号に関連して前記空気供給システムとひいては前記吸気補助を制御するために、前記肺人工呼吸器の前記制御ユニットへの入力信号として改善された信号対雑音比の前記筋電図信号を供給するステップとを備える肺人工呼吸器制御方法。
【請求項２】
前記電極のアレーが電極の直線アレーであり連続電極の複数の対を画定し、
前記患者の横隔膜消極部の前記中心が連続電極の所与の１つの前記対の電極の間に位置し、
前記第１の筋電図信号が前記所与の対の１つの側の前記所与の対に隣接する１対の連続電極によって検出され、
前記第２の筋電図信号が前記所与の対のもう１つの側の前記所与の対に隣接する１対の連続電極によって検出される請求項１に記載の肺人工呼吸器制御方法。
【請求項３】
前記中心の位置を判定するステップが、前記電極検出筋電図信号に対する相互相関を行うステップを備える請求項１に記載の肺人工呼吸器制御方法。
【請求項４】
前記中心の位置を判定するステップが、前記相互相関を行う前に前記電極検出筋電図信号から低速傾向を除去するステップを備える請求項３に記載の肺人工呼吸器制御方法。
【請求項５】
前記減算するステップが時間領域減算ステップである請求項１に記載の肺人工呼吸器制御方法。
【請求項６】
前記減算するステップが、前記減算を実行する前に、前記第１及び第２の筋電図信号を周波数領域で変換するステップを備える請求項１に記載の肺人工呼吸器制御方法。
【請求項７】
前記筋電図信号を供給するステップが、
改善された信号対雑音比の前記筋電図信号のＲＭＳ値を計算するステップと、
前記肺人工呼吸器の前記制御ユニットへの入力信号として前記ＲＭＳ値を供給するステップとを備える請求項１に記載の肺人工呼吸器制御方法。
【請求項８】
前記筋電図信号を検出するステップが、
前記電極検出筋電図信号をアナログ−ディジタル変換するステップを備え、
前記筋電図信号を供給するステップが、
改善された信号対雑音比の前記筋電図信号のＲＭＳ値を計算するステップと、
前記ＲＭＳ値をディジタル−アナログ変換するステップと、
前記肺人工呼吸器の前記制御ユニットへの入力信号として前記アナログＲＭＳ値を供給するステップとを備える請求項１に記載の肺人工呼吸器制御方法。
【請求項９】
前記減算するステップの前に、前記電極検出筋電図信号から、（ｉ）運動アーティファクトと（ｉｉ）ＥＣＧ成分と（ｉｉｉ）電源からの外乱とをフィルタするステップをさらに備える請求項１に記載の肺人工呼吸器制御方法。
【請求項１０】
前記患者の呼吸圧力を検出し圧力表示信号を発生するステップと、
前記圧力表示信号を前記肺人工呼吸器の前記制御ユニットに供給するステップと、
前記圧力表示信号と改善された信号対雑音比の前記筋電図信号との差に関連して前記空気供給システムを、前記制御ユニットによって制御するステップとをさらに備える請求項１に記載の肺人工呼吸器制御方法。
【請求項１１】
患者の吸気補助を考慮した肺人工呼吸器制御装置であって、前記肺人工呼吸器が、前記患者によって着用される吸気装具と、患者の吸気を補助するために前記吸気装具に空気を供給する空気供給システムと、入力信号に関連して前記空気供給システムを制御する制御ユニットとを備える肺人工呼吸器制御装置において、
前記患者の横隔膜によって発生する筋電図信号を検出する電極のアレーであって、該電極のアレーが前記患者の横隔膜消極部の中心を通り、各電極検出筋電図信号が筋電図成分と雑音成分とを含む電極のアレーと、
前記電極検出筋電図信号の前記筋電図成分の極性の逆を検出することによって、前記患者の横隔膜消極部の前記中心の位置を判定する手段と、
前記患者の横隔膜消極部の前記中心の第１の側の前記アレーの前記電極によって検出される第１の筋電図信号を、前記患者の横隔膜消極部の前記中心の、前記第１の側と反対の、第２の側の前記アレーの前記電極によって検出された第２の筋電図信号から減算する手段であって、（ａ）前記第１の電極検出筋電図信号が第１の極性の筋電図成分を有し、（ｂ）前記第２の電極検出信号が前記第１の極性と反対の第２の極性の筋電図成分を有し、（ｃ）前記減算によって前記第１及び第２の電極検出筋電図信号の前記雑音成分が互いに引き算される一方で、前記第１及び第２の電極検出筋電図信号のそれぞれの筋電図成分が互いに加算され、前記患者の脳からの吸気要求を表す改善された信号対雑音比の筋電図信号を発生する手段と、
改善された信号対雑音比の前記筋電図信号に関連して前記空気供給システムとひいては前記吸気補助を制御するために、前記肺人工呼吸器の前記制御ユニットへの入力信号として改善された信号対雑音比の前記筋電図信号を供給する手段とを備える肺人工呼吸器制御装置。
【請求項１２】
前記電極のアレーが直線アレーであり、連続電極の複数の対を画定し、
前記患者の横隔膜消極部の前記中心が連続電極の所与の１つの前記対の電極の間に位置し、
前記第１の筋電図信号が前記所与の対の１つの側の前記所与の対に隣接する１対の連続電極によって検出され、
前記第２の筋電図信号が前記所与の対のもう１つの側の前記所与の対に隣接する１対の連続電極によって検出される請求項１１に記載の肺人工呼吸器制御装置。
【請求項１３】
前記中心の位置を判定する手段が前記電極検出筋電図信号を相互相関する手段を備える請求項１１に記載の肺人工呼吸器制御装置。
【請求項１４】
前記中心の位置を判定する手段が、前記電極検出筋電図信号を相互相関する前に前記電極検出筋電図信号から低速傾向を除去する手段を備える請求項１３に記載の肺人工呼吸器制御装置。
【請求項１５】
前記減算する手段が時間領域減算手段である請求項１１に記載の肺人工呼吸器制御装置。
【請求項１６】
前記減算を実行する前に周波数領域で前記第１及び第２の電極検出筋電図信号を変換する手段を備える請求項１１に記載の肺人工呼吸器制御装置。
【請求項１７】
前記筋電図信号を供給する手段が、
改善された信号対雑音比の前記筋電図信号のＲＭＳ値を計算する手段と、
前記肺人工呼吸器の前記制御ユニットへの入力信号として前記ＲＭＳ値を供給する手段とを備える請求項１１に記載の肺人工呼吸器制御装置。
【請求項１８】
前記電極検出筋電図信号をアナログ−ディジタル変換する手段をさらに備え、前記筋電図信号供給手段が、
改善された信号対雑音比の前記筋電図信号のＲＭＳ値を計算する手段と、
前記ＲＭＳ値をディジタル−アナログ変換する手段と、
前記肺人工呼吸器の前記制御ユニットへの入力信号として前記アナログＲＭＳ値を供給する手段とを備える請求項１１に記載の肺人工呼吸器制御装置。
【請求項１９】
前記第１の電極検出筋電図信号の前記第２の電極検出筋電図信号からの前記減算の前に、（ｉ）運動アーティファクトと、（ｉｉ）ＥＣＧ成分と、（ｉｉｉ）電源からの外乱とをフィルタする手段をさらに備える請求項１１に記載の肺人工呼吸器制御装置。
【請求項２０】
前記患者の呼吸圧力を検出し圧力表示信号を発生する手段と、
前記圧力表示信号を前記肺人工呼吸器の前記制御ユニットに供給する手段と、
前記圧力表示信号と改善された信号対雑音比の前記筋電図信号との差に関連して前記空気供給システムを制御する前記制御ユニットとをさらに備える請求項１１に記載の肺人工呼吸器制御装置。
【請求項２１】
前記電極のアレーが、カテーテルの自由端セクションに設置された電極の直線アレーである請求項１１に記載の肺人工呼吸器制御装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、筋電図（ＥＭＧ）信号を用いた肺人工呼吸器の制御に関するが、ＥＭＧ信号は、横隔膜消極部（diaphragm depolarizing region)の中心の向かい合う両側で逆極性のＥＭＧｄｉ信号を検出し、このＥＭＧｄｉ信号を減算して信号対雑音比を改善し電極位置誘発フィルタ効果を低減することによって生成される。
【背景技術】
【０００２】
これは、「横隔膜筋電図分析の方法とシステム」と題された発明に対して１９９５年３月３１日付けでＣｈｒｉｓｔｅｒ  ＳＩＮＤＥＲＢＹ他によって出願された米国特許出願第０８／４１４，４９４号の一部継続出願である。
【０００３】
筋肉が収縮する際に筋電気作用が発生する生理学的機構は長年にわたって周知であり理解されていた。特に、筋肉からの信号を記録する方法は、生理学において最も広範かつ理論的に説明された主題の１つである。理論的理解は印象的であるが、この理論の生物学的・生理学的応用は、実際にはまだ不十分である。一例として、いくつかの異なった運動単位の活動によって発生する信号、いわゆる干渉波パターンを記録する標準化された分析手順は開発されていない。干渉波パターン信号（ＥＭＧ信号）は所与の神経筋機能に関する膨大な量の生物学的・生理学的情報を含んでいる。しかし、このＥＭＧ信号の振幅は非常に小さいので、非常に多くのアーティファクトの影響を受けやすい。こうしたアーティファクトの影響は、記録電極、信号のディジタル化率及び記録技術の種類に関連して変化する。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
干渉波パターン信号の先行技術の分析は普通、時間領域の信号の目視検査による、信号品質の時間のかかる退屈な手動判定を含んでいる。この判定は「主観的」な検査員によって行われる。先行技術の参考文献は比較推定値の計算方法を記述しているが、信号品質についてごくわずかしか言及していないものが大部分である。従って、この技術分野では、同じ問題を評価した別の研究が、異なった、あるいは矛盾しさえする結果に至ることを発見しても、驚くにはあたらない。
【０００５】
また、先行技術では、患者の吸気の流れと量を使用して、吸気比例圧力補助呼吸（inspiratory proportional pressure assist ventilation) を制御してきた。吸気している間の流れと量のサポートの相対的貢献を適切に調整するには、患者の呼吸器系の弾性及び粘性特性を知る必要である。弾性及び粘性特性は変化するので、一定の間隔でこれらの測定を繰り返す必要がある。集中治療室ではエラスタンス及び抵抗の正しく反復される測定を設定することは困難である。さらに、固有の終末呼気陽圧（intrinsic positive end-expiratory pressure) が存在する場合、流れの量によって制御される比例補助呼吸は呼吸全体の間で作動できないことがあり、少なくとも流れ開始前の吸気の初期部分では決定的に作動できない。閉塞性肺疾患の患者の場合、この期間は３００ｍｓまで続くことがある。ついには、システム中の漏れが流れ制御比例補助呼吸の動作に影響を与え、それを妨害することがある。
【０００６】
従って本発明の目的は、先行技術の上記で説明された欠点を克服することである。
【０００７】
本発明の別の目的は、患者の実際の必要に関連して呼吸補助の度合いを調整できる、すなわち患者の能力の欠如を補償するだけに留まる方法及び装置を提供することである。
【０００８】
本発明のさらなる目的は、患者の呼吸器系の弾性及び粘性特性を知る必要がなく、固有の終末呼気陽圧の影響を受けず、かつ漏れが人工呼吸器のポンプ能力を越えない限り肺人工呼吸器の空気漏れの影響を受けない、吸気比例圧力補助呼吸を制御する方法及び装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
すなわち、本発明によれば、患者の吸気の補助を考慮して肺人工呼吸器を制御する方法が提供されるが、この肺人工呼吸器は、患者が着用する吸気装具、患者の吸気を補助するため吸気装具に空気を供給する空気供給システム及び、入力信号に関連して空気供給システムを制御する制御ユニットを備えている。この方法は、患者の横隔膜消極部の中心を通る電極のアレーによって患者の横隔膜が発生する筋電図信号を検出するステップを備え、各電極検出筋電図信号は筋電図成分と雑音成分とを含んでいる。患者の横隔膜消極部の中心の位置は、電極検出筋電図信号の筋電図成分の極性の逆を検出することによって判定される。患者の横隔膜消極部の中心の第１の側のアレーの電極によって検出される第１の筋電図信号が、患者の横隔膜消極部の中心の第１の側と反対の第２の側のアレーの電極によって検出される第２の筋電図信号から減算される。第１の電極検出筋電図信号は第１の極性の筋電図成分を有し、第２の電極検出筋電図信号は第１の極性と反対の第２の極性の筋電図成分を有するので、この減算によって第１及び第２の電極検出筋電図信号の雑音成分が互いに引き算される一方で、第１及び第２の電極検出筋電図信号のそれぞれの筋電図成分が互いに加算され、患者の脳からの吸気要求を表す改善された信号対雑音比の筋電図信号を発生する。改善された信号対雑音比の筋電図信号は、肺人工呼吸器の制御ユニットへの入力信号として供給され、改善された信号対雑音比の筋電図信号に関連して空気供給システムとひいては吸気補助を制御する。
【００１０】
患者の脳からの吸気要求を表す改善された信号対雑音比の筋電図信号を使用することで、吸気補助の度合いを、患者の実際の必要に関連して、すなわち患者の能力の欠如を補償するためにだけ調整することができる。患者は自分の能力の関数として吸気に寄与し、肺人工呼吸器のために患者の呼吸能力の欠如がさらに低下することが防止される。
【００１１】
本発明はまた、患者の吸気の補助を考慮して肺人工呼吸器を制御する装置に関するが、この肺人工呼吸器は患者が着用する人工呼吸器装具（inspiratory implement)、患者の吸気を補助するため人工呼吸器装具に空気を供給する空気供給システム及び、入力信号に関連して空気供給システムを制御する制御ユニットを備えている。本発明の装置は、
患者の横隔膜が発生する筋電図信号を検出する電極のアレーであって、この電極のアレーが患者の横隔膜消極部の中心を通り、各電極検出筋電図信号が筋電図成分及び雑音成分を含む電極のアレーと、
電極検出筋電図信号の筋電図成分の極性の逆を検出することで患者の横隔膜消極部の中心の位置を判定する手段と、
患者の横隔膜消極部の中心の第１の側のアレーの電極によって検出される第１の筋電図信号を、患者の横隔膜消極部の中心の第１の側と反対の第２の側のアレーの電極によって検出される第２の筋電図信号から減算する手段であって、（ａ）第１の電極検出筋電図信号が第１の極性の筋電図成分を有し、（ｂ）第２の電極検出筋電図信号が第１の極性と反対の第２の極性の筋電図成分を有し、（ｃ）減算によって第１及び第２の電極検出信号の雑音成分が互いに引き算される一方で第１及び第２の電極検出筋電図信号のそれぞれの筋電図成分が互いに加算され、患者の脳からの吸気要求を表す改善された信号対雑音比の筋電図信号を発生する手段と、
改善された信号対雑音比の筋電図信号に関連して空気供給システムとひいては吸気補助を制御するために、肺人工呼吸器の制御ユニットへの入力信号として改善された信号対雑音比の筋電図信号を供給する手段とを備えている。
【００１２】
好適には、電極のアレーは電極の直線アレーであって、複数の対の連続電極を画定し、患者の横隔膜消極部の中心が連続電極の所与の一対の電極の間に位置し、第１の筋電図信号が所与の対の１つの側のその所与の対に隣接する連続電極の対を通じて検出され、第２の筋電図信号が所与の対のもう一方の側のその対に隣接する連続電極の対を通じて検出される。
【００１３】
患者の横隔膜消極部の中心の位置は、電極検出筋電図信号の相互相関を通じて判定される。相互相関の前に、低速傾向が有利にも電極検出筋電図信号から除去される。
【００１４】
減算は時間領域または周波数領域内で実行される。
【００１５】
他の好適な実施例によれば、
改善された信号対雑音比の筋電図信号のＲＭＳ値が計算され、入力信号として肺人工呼吸器の制御ユニットに供給される。
【００１６】
運動アーティファクト、ＥＣＧ成分及び、電源からの外乱は、第１の電極検出筋電図信号を第２の電極検出筋電図信号から減算する前に、電極検出筋電図信号からフィルタされる。
【００１７】
患者の呼吸圧力が検出され圧力表示信号が発生するが、この圧力表示信号は肺人工呼吸器の制御ユニットに供給され、制御ユニットは圧力表示信号と改善された信号対雑音比の筋電図信号との差に関連して空気供給システムを制御する。
【００１８】
電極のアレーはカテーテルの自由端に設置された電極の直線アレーである。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１９】
本発明の目的、利点及び他の特徴は、添付の図面を参照して例示の目的でのみ与えられる好適な実施例の以下の非制限的な説明を読む際より明らかになるだろう。
【００２０】
人間の患者１４の横隔膜１１のＥＭＧ作用（ＥＭＧｄｉ）を測定するために、１２（図１及び図２）のような電極のアレーが、一定の電極間距離ｄ（図２）で食道カテーテル１３の自由端セクション１５に設置される。図１に示されるように、カテーテル１３は、電極１２のアレーが胃食道接合部の水準に位置するまで１つの鼻孔または口を通じて患者の食道に導入される。横隔膜１１及び／または食道は、患者１４の呼吸の際わずかに移動し、それによって電極１２のアレーも横隔膜１１に沿ってわずかに移動する。以下の説明でさらに明らかにされるように、この変位の自動補償が提供される。
【００２１】
カテーテル１３の自由端セクション１５に電極１２を設置するため、ステンレス鋼ワイヤ（図示せず）がカテーテル１３の周囲に巻き付けられる。巻き付けられたステンレス鋼ワイヤははんだによって平滑化された粗い表面を呈し、それがニッケル、銅、次いで金または銀で電気メッキされる。もちろん、他の構造の電極が実現されることもある。
【００２２】
電線（図示せず）が、１〜７（図２）のような連続電極の各対を差動増幅器１６のグループの対応する１つと相互接続する。明らかに、こうした電線はそれぞれの電極１２から対応する増幅器１６までカテーテル１３をたどり、好適にはカテーテル１３と一体である。好適には、電極１２の様々な対１〜７によって収集されたＥＭＧｄｉ信号を伝達する電線は遮蔽され、外部雑音、特に電源の５０〜６０Ｈｚの電流及び電圧からの外乱を低減する。
【００２３】
差動増幅器１６のグループは、各ＥＭＧｄｉ信号を増幅（二重減算技術の第１の減算ステップ）及び帯域通過フィルタする。増幅器１６がシングルエンドまたは同等の設計の増幅器（単極読み取り）である場合、第１の減算ステップがパーソナル・コンピュータ１９で行われることもある。
【００２４】
図１及び２に例示される例では、カテーテル１３の自由端セクション１５は、それぞれ７つの異なったＥＭＧｄｉ信号を収集する連続電極１２の７つの対１、２、３、４、５、６及び７を定義する８つの電極１２を備えている。横隔膜のＥＭＧ作用（ＥＭＧｄｉ）は自由端セクション１５に８つの電極１２のアレーを備えた食道カテーテル１３によって正確に測定できることが発見されているが、患者の解剖学的構造と横隔膜の運動によって異なった数及び／または構成の電極１２の対を検討することもできる。また、対１〜７は連続電極の対である必要はない。図３は電極の７つの重なり合う対１〜７を形成する９つの電極のアレーを例示する。
【００２５】
ＥＭＧｄｉ信号を記録する際の主要な問題は、雑音レベルをできる限り低くかつ一定に維持することである。ＥＭＧｄｉ信号を電極１２から差動増幅器１６に伝達する電線はアンテナの役目を果たすので、上記の説明で示されたように、電線を遮蔽して付加的なアーティファクト雑音からＥＭＧｄｉ信号を保護することが非常に重要である。また、差動増幅器１６を収容するパッケージは好適にはできる限り小さく（小型化）し、患者の鼻にごく近接して配置して、電極１２と増幅器１６との間の距離をできる限り短くする。
【００２６】
増幅ＥＭＧｄｉ信号はユニット１８の対応する絶縁増幅器を通じてパーソナル・コンピュータ１９に供給される。ユニット１８は差動及び絶縁増幅器の様々な電子部品に電力を供給する一方、電源からの患者の身体の十分な絶縁を保証する。ユニット１８はまた、各ＥＭＧｄｉ信号チャネルに含まれエイリアシングの影響を除去する帯域通過フィルタを組み込んでいる。次にＥＭＧｄｉ信号はアナログ−ディジタル変換の後パーソナル・コンピュータ１９でディジタル処理される。このアナログ−ディジタル変換は、パーソナル・コンピュータ１９において実現されるアナログ−ディジタル変換器によって従来の方法で実行される。パーソナル・コンピュータ１９にはモニタ４０及びキーボード３１が含まれる。
【００２７】
適切な差動増幅器１６と十分な絶縁増幅器及び電源ユニット１８とを構成することは当業者の能力の通常の範囲内であると考えられる。従って、増幅器１６及びユニット１８については本明細書ではこれ以上説明しない。
【００２８】
連続電極１２の対１〜７（図１及び図２）によって収集されコンピュータ１９に供給される７つのＥＭＧｄｉ信号の例が図４に例示される。
【００２９】
横隔膜は一般に電極１２のアレーを備えた食道カテーテル１３の長手方向に垂直であるので、横隔膜の近くに位置するのは電極１２の一部だけである。従って、食道電極アレーに対する横隔膜の位置を判定することが重要である。
【００３０】
食道カテーテル１３が通過する筋肉トンネルを形成する大腿横隔膜（crural diaphragm) １１は「横隔膜消極部」（ＤＤＲ）と呼ばれる。ＤＤＲの厚さは２０〜３０ｍｍである。ＤＤＲの中では、活動的な筋繊維の分布は、ＥＭＧｄｉ信号の大部分が発生する中心、すなわち「横隔膜消極部中心」（ＤＤＲ中心）を有する。従って、ＤＤＲ中心の向かい合う両側で検出されるＥＭＧｄｉ信号は位相シフトがなく極性が逆である。換言すれば、電極アレーに沿って得られるＥＭＧｄｉ信号はＤＤＲ中心で極性が逆になる。
【００３１】
ＤＤＲの境界から中心に移動すると、ＥＭＧｄｉの電力スペクトルは徐々に減衰し、周波数は高くなる。もっとも減衰した電力スペクトルを有する電極対４の両側の信号の極性の逆転によって、ＥＭＧｄｉ信号が発生する位置、すなわちＤＤＲ中心が確認される。
【００３２】
図５を参照すると、コンピュータ１９の最初のタスクはＤＤＲの中心を判定することである。ＤＤＲの中心は所定の時間間隔で繰り返し判定される。
【００３３】
その目的で、まず低速傾向（slow trend) が各ＥＭＧｄｉ信号から除去される（ステップ５００）。この傾向を除去するため、各ＥＭＧｄｉ信号に対してコンピュータ１９が行う処理は、約２０Ｈｚの遷移周波数で各ＥＭＧｄｉ信号を高域通過フィルタすることと同等である。すなわち、ステップ５００ではＥＭＧｄｉ信号の直流成分を除去し、コンピュータ１９がＥＭＧｄｉ信号の相対的な極性を評価できるようにする。
【００３４】
ステップ５０１では、対毎のＥＭＧｄｉ信号が相互相関される。当業者に周知のように、相互相関は２つの信号の位相関係の統計的判定であり、本質的には相関係数ｒによって２つの信号の類似度を計算する（ステップ５０２）。相関係数ｒが負であることは、相互相関信号が反対の極性であることを示す。
【００３５】
図６は、相関されるＥＭＧｄｉ信号の発生元である電極の対の中点に対する相関係数ｒの値の曲線を示す。この例では、電極間距離は１０ｍｍである。曲線は、距離５ｍｍ（曲線２０）、１０ｍｍ（曲線２１）、１５ｍｍ（曲線２２）及び２０ｍｍ（曲線２３）の電極１２の相関される対について描かれている。図５から、負の相関係数ｒは、電極対４の両側に位置する対応する電極対からのＥＭＧｄｉ信号が相互相関される時得られることが認識される。従って、極性の変化は電極対４の部分で発生するように思われるが、それは図４の曲線によって確認される。従って、ＤＤＲの中心は対４を形成する電極１２のほぼ中間に位置すると考えられる。
【００３６】
例えば、ＤＤＲの中心は、各電極対のＥＭＧｄｉ信号を第２の次の電極対のＥＭＧｄｉ信号に連続相互相関することで得られる曲線２１の３つの最も負の相関係数の２乗法ベースフィットを使う補間によって正確に判定できる（図５のステップ５０３）。ＤＤＲの中心を電極１２の対に関連付けることによって、ＤＤＲの中でＥＭＧｄｉ信号を得る「基準位置」が提供される。この制御は、ＥＭＧｄｉ電力スペクトルに対するアーティファクトの影響を克服する際極めて重要である。
【００３７】
食道で記録されるＥＭＧｄｉ信号は、ＤＤＲ中心の両側の５〜３０ｍｍの間の距離に位置する（電極間距離が５〜２０ｍｍの）電極対（従って対の間の距離は５〜３０ｍｍとなる）から得られる限り満足できることが実験的に実証されている。こうした位置から得られたＥＭＧｄｉ信号は受け入れ率においては明瞭な改善を提供するが、静かな呼吸の際でも信号対雑音比は不満足なほど低くなりがちである。
【００３８】
例えば、図４では、ＤＤＲのそれぞれ１０ｍｍ下及び１０ｍｍ上に位置する電極対３及び５から発生するＥＭＧｄｉ信号は時間遅延ゼロで強い逆相関関係がある。逆相関関係にあるＥＭＧｄｉ信号と対照的に、電極対３及び５の雑音成分はおそらく正相関関係である。従って、図７に例示されているように、電極対３及び５からのＥＭＧｄｉ信号２４及び２５を減算することは、対応するＥＭＧｄｉ信号（図６の信号２６）の加算と、共通雑音成分の除去である減算に帰結する。この技術は「二重減算技術」（図５のステップ５０４）と呼ばれる。
【００３９】
減算ステップ５０４（二重減算技術の第２の減算ステップ）は時間領域または、信号２４及び２５の変換の後周波数領域で実行される。二重減算技術は信号の他の組合せを減算すること、例えば、電極対２のＥＭＧｄｉ信号を電極対５のＥＭＧｄｉ信号から減算すること（図４）や、電極対６の信号を電極対３の信号から減算すること及びこれらの差を加算すること等によって行われる。重要なことは、筋肉の付近で得られた反対の極性の２つの信号を減算することである。
【００４０】
二重減算技術は、ステップ５０５でこれらのＥＭＧｄｉ信号を適切にフィルタした後、ステップ５０３で特定されるＥＭＧｄｉ信号の対（例えば、図４で示される電極対３及び５からの信号）に対してステップ５０４で実行される。フィルタリングステップ５０５は各ＥＭＧｄｉ信号から運動アーティファクト、心電図（ＥＣＧ）成分及び電源からの外乱を除去する。運動アーティファクトは電極の動きによって誘発される。より一般的には、運動アーティファクトは、電解質界面に対する電極金属の機械的変動、すなわち電極接点面積の変化及び／または組織が電極に及ぼす圧力の変化によって誘発されるＥＭＧｄｉ信号の直流レベルの低周波数変動として定義される。
【００４１】
図８（ａ）のグラフは、上記で定義された運動アーティファクトのパワー密度スペクトル、ＥＣＧのパワー密度スペクトル及び、ＥＭＧｄｉ信号のパワー密度スペクトルを示す。図８（ｂ）のグラフは、電極運動アーティファクト、ＥＣＧ及び、電源からの５０または６０Ｈｚ妨害をフィルタするためにステップ５０５で使用されるフィルタの伝達関数の例（点線は最適伝達関数を示し、実線は本発明者が実現した伝達関数を示す）を示す。図８（ｂ）の最適伝達関数のできる限り近くをたどるようにコンピュータ１９によってＥＭＧｄｉ信号を処理することで十分なフィルタリングステップ５０５が行われる。
【００４２】
図５に戻ると、ステップ５０６ではステップ５０４で生成された二重減算信号のＲＭＳ（平方自乗平均）値が計算される。二重減算技術によって得られた振幅の増大は、ＲＭＳ値の２倍の増大に対応する。二重減算技術によって得られたＲＭＳ値は密接かつ線形的に原信号に関連している。ＲＭＳ信号は二重減算信号の強度の何らかの他の数値表示によって置換されることがある。
【００４３】
ステップ５０６でコンピュータ１９によって計算されたディジタルＲＭＳ値は最終的にオンライン・アナログＲＭＳ値（ステップ５０７）に変換され、このオンライン・アナログＲＭＳ値は、肺人工呼吸器５４（図１０）の制御を考慮してライン５０８上に出力される。
【００４４】
二重減算技術は、患者１４の呼吸時に横隔膜１１に対する電極１２のアレーの運動を生じる横隔膜１１（図１）及び／または食道の運動によって発生する信号強度及び周波数の変化を補償する。図９を参照すると、電極１２のアレーの中心がそれると（電極位置誘発フィルタ効果）電極対３及び５からのＥＭＧｄｉ信号の中心周波数値（曲線２７及び２８参照）の変化が発生する。二重減算技術は、信号強度の変化と共に、曲線２９によって示されるように中心周波数値のこうした変化を除去する。従って、ＥＭＧｄｉ信号周波数成分に対するＤＤＲ中心の位置の相互影響は、二重減算技術によって除去される。
【００４５】
二重減算技術は２ｄＢを越える信号対雑音比の改善を行い、電極位置誘発フィルタ効果を低減することが発見されている。また、二重減算技術は、３０％を越える受け入れ率の相対的改善を行う役目を果たしている。
【００４６】
隣接する筋肉からのクロストーク信号は電極１２のすべての対の間で、ゼロ遅延時間で強い相関関係にあり、極性が等しい。すなわち、こうしたクロストーク信号はすべての電極対について同相信号として現れるので、二重減算技術によって除去される。
【００４７】
図１０は、図５のステップ５０７で生成された二重減算信号のアナログＲＭＳ値によって制御することのできる肺人工呼吸器５４を例示する。空気の流れに基づく圧力人工呼吸器が図１０で例として示されるが、二重減算信号のアナログＲＭＳ値を使用して何らかの他の肺人工呼吸器を制御することもできるということも念頭に置かれたい。
【００４８】
例としてのみ図１０に示される人工呼吸器５４は、流れ制御ユニット５３と、マスク、気管チューブ・コネクタまたは他の何らかの呼吸装具といった患者の呼吸（吸気及び呼気）装具５６と、圧力センサ５７と、加圧バルブ５８と、減圧バルブ５９とを備えている。
【００４９】
流れポンプ５５は一定の空気の流れを発生し、患者の呼吸付属装置５６へのこの空気の流れの供給は、加圧バルブ５８によって制御される。患者は呼吸付属装置５６と減圧バルブ５９とを通じて息を吐くことができる。加圧及び減圧バルブ５８及び５９は流れ制御ユニット５３によって制御される。
【００５０】
圧力センサ５７はライン６０を通じて呼吸装具５６の近くに接続されている。圧力センサ５７は対応する呼吸圧力表示信号６１を発生し、それが流れ制御ユニット５３に供給される。従って、圧力センサ５７は呼吸装具５６近くの実際の呼吸圧力のフィードバックを提供する。流れ制御ユニット５３にはまた、図５のステップ５０７によってライン５０８上に伝えられる二重減算信号のアナログＲＭＳ値６２が供給される。
【００５１】
当業者が知るように、ライン５０８上に伝えられる二重減算信号のアナログＲＭＳ値６２の振幅は脳からの呼吸要求の表示である。
【００５２】
流れ制御ユニット５３に供給されるアナログＲＭＳ値６２が圧力表示信号６１の振幅より高い場合、脳からの呼吸要求が患者が実際に呼吸する空気より高いことが示される。そこで吸気補助が要求され、流れ制御ユニット５３が加圧バルブ５８を開いて、圧力表示信号６１の振幅がアナログＲＭＳ値６２と等しくなるまで空気の流れをポンプ５５から患者の呼吸付属装置５６に供給する（減圧バルブ５９は閉じている）。流れ制御ユニット５３は、全吸気サイクル中、バルブ５８の位置を制御し続け、圧力表示信号６１の振幅をアナログＲＭＳ値６２に等しく維持する。
【００５３】
吸気サイクル中、アナログＲＭＳ値６２が圧力表示信号６１の振幅よりわずかでも低くなると、減圧バルブ５９が開いて状況を修正し、圧力表示信号６１の振幅をアナログＲＭＳ値６２に等しく維持する。
【００５４】
アナログＲＭＳ値６２がしきい値以下に低下した場合、呼気サイクルの開始が示される。すると、流れ制御ユニット５３は加圧バルブ５８を閉じ減圧バルブ５９を開いて、患者が呼吸付属装置５６と減圧バルブ５９とを通じて息を吐けるようにする。
【００５５】
圧力表示信号６１とアナログＲＭＳ値６２との正しい比例関係を得るために、例えばセンサ５７またはライン５０８に利得調整が導入され、アナログＲＭＳ値６２の関数として呼吸装具５６への圧力補助を十分に制御する。
【００５６】
よって、本発明は先行技術に対する大きな利点を提示する。実際に、吸気補助の度合いは患者の実際の必要に関連して調整される。換言すれば、補助は圧力表示信号６１とアナログＲＭＳ値６２との差に比例する。従って、吸気補助は患者の能力欠如の度合いを補償するためにだけ提供される。患者はやはり自分の能力の関数として吸気に寄与し、肺人工呼吸器によって患者の呼吸能力欠如がさらに低下するのを防止する。通例患者の呼吸努力を要求することによって、患者の回復が促進され、患者をより早く肺人工呼吸器から外せるようになる。
【００５７】
本発明は上記で好適な実施例を参照して説明されたが、これらの実施例は、添付の請求の範囲内で、本発明の精神及び性質から離れることなく自由に修正することができる。
【図面の簡単な説明】
【００５８】
【図１】ＥＭＧ分析システムの設定の概略表示である。
【図２】図１のＥＭＧ分析システムの電極のアレーを設置する食道カテーテルの断面図である。
【図３】電極のアレーの第２の実施例が設置される食道カテーテルの断面図を例示する。
【図４】図２のアレーの連続電極の対によって検出される横隔膜のＥＭＧｄｉ信号の組合せを示すグラフである。
【図５】ＥＭＧｄｉ信号の二重減算技術を行う方法を示すフローチャートである。
【図６】図２の電極のアレーに沿った横隔膜の消極部の中心の位置を判定するために計算される相関係数の分布を示すグラフである。
【図７】信号対雑音比を改善し電極位置誘発フィルタ効果を低減する二重減算技術を時間領域で例示する概略図である。
【図８】（ａ）電極運動アーティファクトのパワー密度スペクトル（power density spectram) 、ＥＣＧのパワー密度スペクトル及びＥＭＧｄｉ信号のパワー密度スペクトルを示すグラフであｒｉ，（ｂ）は、電極運動アーティファクト、ＥＣＧ及び電源からの５０または６０Ｈｚの外乱をフィルタするために使用されるフィルタの伝達関数の例を示すグラフである。
【図９】図２の電極のアレーに沿って横隔膜の消極部の中心が変位する際の中心周波数の二重減算技術による安定化を周波数領域で例示する概略図である。
【図１０】上記で言及された二重減算技術によって得られたＥＭＧ信号による吸気比例圧力補助呼吸の制御を示す肺人工呼吸器の概略構成図である。
【符号の説明】
【００５９】
３、５    電極対
１２    電極
１３    カテーテル
１５    自由端セクション
１６    差動増幅器
１８    ユニット
１９    パーソナル・コンピュータ
３１    キーボード
４０    モニタ
５３    制御ユニット
５４    肺人工呼吸器
５６    呼吸装具
５７    圧力センサ
５８    加圧バルブ
５９    減圧バルブ
【図１】
2006239446.tif 000003
【図２】
2006239446.tif 000004
【図３】
2006239446.tif 000005
【図４】
2006239446.tif 000006
【図５】
2006239446.tif 000007
【図６】
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【図７】
2006239446.tif 000009
【図８】
2006239446.tif 000010
【図９】
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【図１０】
2006239446.tif 000012
【手続補正書】
【提出日】平成18年5月30日(2006.5.30)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者の吸気補助を考慮した肺人工呼吸器制御方法であって、前記肺人工呼吸器が、前記患者によって着用される吸気装具と、患者の吸気を補助するために前記吸気装具に空気を供給する空気供給システムと、入力信号に関連して前記空気供給システムを制御する制御ユニットとを備える肺人工呼吸器制御方法において、
前記患者の横隔膜消極部の中心を通過する電極のアレーによって前記患者の横隔膜によって発生する筋電図信号を検出するステップであって、各電極検出筋電図信号が筋電図成分と雑音成分とを含むステップと、
前記電極検出筋電図信号の前記筋電図成分の極性の逆を検出することによって、前記患者の横隔膜消極部の前記中心の位置を判定するステップと、
前記患者の横隔膜消極部の前記中心の第１の側の前記アレーの前記電極によって検出される第１の筋電図信号を、前記患者の横隔膜消極部の前記中心の、前記第１の側と反対の、第２の側の前記アレーの前記電極によって検出される第２の筋電図信号から減算するステップであって、（ａ）前記第１の電極検出筋電図信号が第１の極性の筋電図成分を有し、（ｂ）前記第２の電極検出筋電図信号が前記第１の極性と反対の第２の極性の筋電図成分を有し、（ｃ）前記減算によって前記第１及び第２の電極検出筋電図信号の前記雑音成分が互いに引き算される一方で、前記第１及び第２の電極検出筋電図信号のそれぞれの筋電図成分が互いに加算され、前記患者の脳からの吸気要求を表す改善された信号対雑音比の筋電図信号を発生するステップと、
改善された信号対雑音比の前記筋電図信号に関連して前記空気供給システムとひいては前記吸気補助を制御するために、前記肺人工呼吸器の前記制御ユニットへの入力信号として改善された信号対雑音比の前記筋電図信号を供給するステップとを備える肺人工呼吸器制御方法。
【請求項２】
患者の吸気補助を考慮した肺人工呼吸器制御方法であって、前記肺人工呼吸器が、前記患者によって着用される吸気装具と、患者の吸気を補助するために前記吸気装具に空気を供給する空気供給システムと、入力信号に関連して前記空気供給システムを制御する制御ユニットとを備える肺人工呼吸器制御方法において、
前記患者の横隔膜消極部の中心を通過する電極のアレーによって前記患者の横隔膜によって発生する筋電図信号を検出するステップであって、各電極検出筋電図信号が筋電図成分と雑音成分とを含むステップと、
前記電極検出筋電図信号の前記筋電図成分の極性の逆を検出することによって、前記患者の横隔膜消極部の前記中心の位置を判定するステップと、
前記患者の横隔膜消極部の前記中心の第１の側の前記アレーの前記電極によって検出される第１の筋電図信号を、前記患者の横隔膜消極部の前記中心の、前記第１の側と反対の、第２の側の前記アレーの前記電極によって検出される第２の筋電図信号から減算するステップであって、（ａ）前記第１の電極検出筋電図信号が第１の極性の筋電図成分を有し、（ｂ）前記第２の電極検出筋電図信号が前記第１の極性と反対の第２の極性の筋電図成分を有し、（ｃ）前記減算によって前記第１及び第２の電極検出筋電図信号の前記雑音成分が互いに引き算される一方で、前記第１及び第２の電極検出筋電図信号のそれぞれの筋電図成分が互いに加算され、前記患者の脳からの吸気要求を表す改善された信号対雑音比の筋電図信号を発生するステップと、
改善された信号対雑音比の前記筋電図信号に関連して前記空気供給システムとひいては前記吸気補助を制御するために、前記患者の脳からの呼吸要求に関連して、したがって前記患者の吸気の度合いに関連して、前記肺人工呼吸器の前記制御ユニットへの入力信号として改善された信号対雑音比の前記筋電図信号を供給するステップとを備える肺人工呼吸器制御方法。
【請求項３】
前記電極のアレーが電極の直線アレーであり連続電極の複数の対を画定し、
前記患者の横隔膜消極部の前記中心が連続電極の所与の１つの前記対の電極の間に位置し、
前記第１の筋電図信号が前記所与の対の１つの側の前記所与の対に隣接する１対の連続電極によって検出され、
前記第２の筋電図信号が前記所与の対のもう１つの側の前記所与の対に隣接する１対の連続電極によって検出される請求項１または２に記載の肺人工呼吸器制御方法。
【請求項４】
前記中心の位置を判定するステップが、前記電極検出筋電図信号に対する相互相関を行うステップを備える請求項１または２に記載の肺人工呼吸器制御方法。
【請求項５】
前記中心の位置を判定するステップが、前記相互相関を行う前に前記電極検出筋電図信号から低速傾向を除去するステップを備える請求項４に記載の肺人工呼吸器制御方法。
【請求項６】
前記減算するステップが時間領域減算ステップである請求項１または２に記載の肺人工呼吸器制御方法。
【請求項７】
前記減算するステップが、前記減算を実行する前に、前記第１及び第２の筋電図信号を周波数領域で変換するステップを備える請求項１または２に記載の肺人工呼吸器制御方法。
【請求項８】
前記筋電図信号を供給するステップが、
改善された信号対雑音比の前記筋電図信号のＲＭＳ値を計算するステップと、
前記肺人工呼吸器の前記制御ユニットへの入力信号として前記ＲＭＳ値を供給するステップとを備える請求項１または２に記載の肺人工呼吸器制御方法。
【請求項９】
前記筋電図信号を検出するステップが、
前記電極検出筋電図信号をアナログ−ディジタル変換するステップを備え、
前記筋電図信号を供給するステップが、
改善された信号対雑音比の前記筋電図信号のＲＭＳ値を計算するステップと、
前記ＲＭＳ値をディジタル−アナログ変換するステップと、
前記肺人工呼吸器の前記制御ユニットへの入力信号として前記アナログＲＭＳ値を供給するステップとを備える請求項１または２に記載の肺人工呼吸器制御方法。
【請求項１０】
前記減算するステップの前に、前記電極検出筋電図信号から、（ｉ）運動アーティファクトと（ｉｉ）ＥＣＧ成分と（ｉｉｉ）電源からの外乱とをフィルタするステップをさらに備える請求項１または２に記載の肺人工呼吸器制御方法。
【請求項１１】
前記患者の呼吸圧力を検出し圧力表示信号を発生するステップと、
前記圧力表示信号を前記肺人工呼吸器の前記制御ユニットに供給するステップと、
前記圧力表示信号と改善された信号対雑音比の前記筋電図信号との差に関連して前記空気供給システムを、前記制御ユニットによって制御するステップとをさらに備える請求項１または２に記載の肺人工呼吸器制御方法。
【請求項１２】
患者の吸気補助を考慮した肺人工呼吸器制御装置であって、前記肺人工呼吸器が、前記患者によって着用される吸気装具と、患者の吸気を補助するために前記吸気装具に空気を供給する空気供給システムと、入力信号に関連して前記空気供給システムを制御する制御ユニットとを備える肺人工呼吸器制御装置において、
前記患者の横隔膜によって発生する筋電図信号を検出する電極のアレーであって、該電極のアレーが前記患者の横隔膜消極部の中心を通り、各電極検出筋電図信号が筋電図成分と雑音成分とを含む電極のアレーと、
前記電極検出筋電図信号の前記筋電図成分の極性の逆を検出することによって、前記患者の横隔膜消極部の前記中心の位置を判定する手段と、
前記患者の横隔膜消極部の前記中心の第１の側の前記アレーの前記電極によって検出される第１の筋電図信号を、前記患者の横隔膜消極部の前記中心の、前記第１の側と反対の、第２の側の前記アレーの前記電極によって検出された第２の筋電図信号から減算する手段であって、（ａ）前記第１の電極検出筋電図信号が第１の極性の筋電図成分を有し、（ｂ）前記第２の電極検出信号が前記第１の極性と反対の第２の極性の筋電図成分を有し、（ｃ）前記減算によって前記第１及び第２の電極検出筋電図信号の前記雑音成分が互いに引き算される一方で、前記第１及び第２の電極検出筋電図信号のそれぞれの筋電図成分が互いに加算され、前記患者の脳からの吸気要求を表す改善された信号対雑音比の筋電図信号を発生する手段と、
改善された信号対雑音比の前記筋電図信号に関連して前記空気供給システムとひいては前記吸気補助を制御するために、前記肺人工呼吸器の前記制御ユニットへの入力信号として改善された信号対雑音比の前記筋電図信号を供給する手段とを備える肺人工呼吸器制御装置。
【請求項１３】
患者の吸気補助を考慮した肺人工呼吸器制御装置であって、前記肺人工呼吸器が、前記患者によって着用される吸気装具と、患者の吸気を補助するために前記吸気装具に空気を供給する空気供給システムと、入力信号に関連して前記空気供給システムを制御する制御ユニットとを備える肺人工呼吸器制御装置において、
前記患者の横隔膜によって発生する筋電図信号を検出する電極のアレーであって、該電極のアレーが前記患者の横隔膜消極部の中心を通り、各電極検出筋電図信号が筋電図成分と雑音成分とを含む電極のアレーと、
前記電極検出筋電図信号の前記筋電図成分の極性の逆を検出することによって、前記患者の横隔膜消極部の前記中心の位置を判定する手段と、
前記患者の横隔膜消極部の前記中心の第１の側の前記アレーの前記電極によって検出される第１の筋電図信号を、前記患者の横隔膜消極部の前記中心の、前記第１の側と反対の、第２の側の前記アレーの前記電極によって検出された第２の筋電図信号から減算する手段であって、（ａ）前記第１の電極検出筋電図信号が第１の極性の筋電図成分を有し、（ｂ）前記第２の電極検出信号が前記第１の極性と反対の第２の極性の筋電図成分を有し、（ｃ）前記減算によって前記第１及び第２の電極検出筋電図信号の前記雑音成分が互いに引き算される一方で、前記第１及び第２の電極検出筋電図信号のそれぞれの筋電図成分が互いに加算され、前記患者の脳からの吸気要求を表す改善された信号対雑音比の筋電図信号を発生する手段と、
改善された信号対雑音比の前記筋電図信号に関連して前記空気供給システムとひいては前記吸気補助を制御するために、前記患者の脳からの呼吸要求に関連して、したがって前記患者の吸気の度合いに関連して、前記肺人工呼吸器の前記制御ユニットへの入力信号として改善された信号対雑音比の前記筋電図信号を供給する手段とを備える肺人工呼吸器制御装置。
【請求項１４】
前記電極のアレーが直線アレーであり、連続電極の複数の対を画定し、
前記患者の横隔膜消極部の前記中心が連続電極の所与の１つの前記対の電極の間に位置し、
前記第１の筋電図信号が前記所与の対の１つの側の前記所与の対に隣接する１対の連続電極によって検出され、
前記第２の筋電図信号が前記所与の対のもう１つの側の前記所与の対に隣接する１対の連続電極によって検出される請求項１２または１３に記載の肺人工呼吸器制御装置。
【請求項１５】
前記中心の位置を判定する手段が前記電極検出筋電図信号を相互相関する手段を備える請求項１２または１３に記載の肺人工呼吸器制御装置。
【請求項１６】
前記中心の位置を判定する手段が、前記電極検出筋電図信号を相互相関する前に前記電極検出筋電図信号から低速傾向を除去する手段を備える請求項１５に記載の肺人工呼吸器制御装置。
【請求項１７】
前記減算する手段が時間領域減算手段である請求項１２または１３に記載の肺人工呼吸器制御装置。
【請求項１８】
前記減算を実行する前に周波数領域で前記第１及び第２の電極検出筋電図信号を変換する手段を備える請求項１２または１３に記載の肺人工呼吸器制御装置。
【請求項１９】
前記筋電図信号を供給する手段が、
改善された信号対雑音比の前記筋電図信号のＲＭＳ値を計算する手段と、
前記肺人工呼吸器の前記制御ユニットへの入力信号として前記ＲＭＳ値を供給する手段とを備える請求項１２または１３に記載の肺人工呼吸器制御装置。
【請求項２０】
前記電極検出筋電図信号をアナログ−ディジタル変換する手段をさらに備え、前記筋電図信号供給手段が、
改善された信号対雑音比の前記筋電図信号のＲＭＳ値を計算する手段と、
前記ＲＭＳ値をディジタル−アナログ変換する手段と、
前記肺人工呼吸器の前記制御ユニットへの入力信号として前記アナログＲＭＳ値を供給する手段とを備える請求項１２または１３に記載の肺人工呼吸器制御装置。
【請求項２１】
前記第１の電極検出筋電図信号の前記第２の電極検出筋電図信号からの前記減算の前に、（ｉ）運動アーティファクトと、（ｉｉ）ＥＣＧ成分と、（ｉｉｉ）電源からの外乱とをフィルタする手段をさらに備える請求項１２または１３に記載の肺人工呼吸器制御装置。
【請求項２２】
前記患者の呼吸圧力を検出し圧力表示信号を発生する手段と、
前記圧力表示信号を前記肺人工呼吸器の前記制御ユニットに供給する手段と、
前記圧力表示信号と改善された信号対雑音比の前記筋電図信号との差に関連して前記空気供給システムを制御する前記制御ユニットとをさらに備える請求項１２または１３に記載の肺人工呼吸器制御装置。
【請求項２３】
前記電極のアレーが、カテーテルの自由端セクションに設置された電極の直線アレーである請求項１２または１３に記載の肺人工呼吸器制御装置。