(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者の呼吸を補助するために患者の呼吸器システムに接続された換気装置からの換気援助を起動するための方法において、
患者の呼吸努力を検出するために、患者の呼吸に関係する筋肉の筋電活動を、カテーテル又は管に取付けられた、列をなした電極によって検知する筋電活動検知工程と、
検知した上記筋電活動に対応して、呼吸努力の程度又は変化を表すリアルタイム筋電信号を算出する筋電信号算出工程と、
上記リアルタイム筋電信号を、（ａ）所定の閾値、及び、（ｂ）上記筋電信号の先のサンプルからなる群から選択した信号値と比較して、比較信号を生成する比較工程と、
患者の呼吸努力に対して、リアルタイムでの患者への換気援助の起動又は不起動を同期させるように、上記比較信号に関連して換気援助を起動するか又は起動しないようにする起動・不起動工程とを具備する方法。
【請求項２】
以下の外乱、すなわち運動アーティファクト、ＥＣＧ、混信、および高周波ノイズの少なくとも一つを上記リアルタイム筋電信号からフィルタリングする工程をさらに具備する請求項１に記載の方法。
【請求項３】
上記比較工程が、上記リアルタイム筋電信号と関連した振幅、積分、微分、又は、これらの組み合わせを、上記所定の閾値と比較する工程を具備し、
上記起動・不起動工程は、上記振幅、積分、微分、又は、これらの組み合わせが上記所定の閾値よりも大きいときに、換気援助を起動する工程を具備する請求項１に記載の方法。
【請求項４】
上記比較工程が上記筋電信号と関連した振幅、積分、微分、又は、これらの組み合わせの増分を検出する増分検出工程を具備し、
上記起動・不起動工程が、該増分の検出に応答して換気援助を起動する工程を具備する請求項１に記載の方法。
【請求項５】
上記増分検出工程が、上記筋電信号の現在のサンプルに予め定められた定数を乗算して乗算サンプルを生成する工程と、
該乗算サンプルを筋電信号の先のサンプルと比較する工程と、
上記乗算サンプルに関連した振幅、積分、微分、又は、これらの組み合わせが、上記先のサンプルに関連した振幅、積分、微分、又は、これらの組み合わせよりも大きいときに上記増分を検出する工程とを具備する請求項４に記載の方法。
【請求項６】
上記比較工程が、上記リアルタイム筋電信号と関連した振幅、積分、微分、又は、これらの組み合わせを、上記所定の閾値と比較する工程を具備し、
上記起動・不起動工程は、上記振幅、積分、微分、又は、これらの組み合わせが上記所定の閾値よりも小さいときに、換気援助を起動しない工程を具備する請求項１に記載の方法。
【請求項７】
上記比較工程が、上記筋電信号と関連した振幅、積分、微分、又は、これらの組み合わせの減分を検出する減分検出工程を具備し、
上記起動・不起動工程は、該減分に応答して換気援助を起動しない工程を具備する請求項１に記載の方法。
【請求項８】
上記減分検出工程が、筋電信号の現在のサンプルに予め定められた定数を乗算して乗算サンプルを生成する工程と、
該乗算サンプルを筋電信号の先のサンプルと比較する工程と、
乗算サンプルに関連した振幅、積分、微分、又は、これらの組み合わせが、先のサンプルに関連した振幅、積分、微分、又は、これらの組み合わせよりも小さいときに上記減分を検出する工程とを具備する請求項７に記載の方法。
【請求項９】
筋電信号のノイズレベルを検出する工程と、
患者の呼吸に関係する筋肉が、検出されたノイズレベルに関連して活動的であるか否かを決定する工程とをさらに具備する請求項１に記載の方法。
【請求項１０】
上記筋電活動検知工程が、呼吸に関係する筋肉の減極領域の中心の両方の２つの側において呼吸に関係する筋肉の筋電活動を検知する工程を具備し、
上記筋電信号算出工程が、減極領域の中心の両方の２つの側における呼吸に関係する筋肉の筋電活動の検知に応答して極性が逆になっている２つの筋電信号成分を発生する工程と、
２つの筋電信号成分の一方から他方を減算して減算信号を生成する工程と、
２つの筋電信号成分を加算して加算信号を生成する工程と、
上記加算信号と上記減算信号との間で一方の信号を選択するようにするために、上記加算信号を上記減算信号と比較する工程と
選択された上記信号を上記リアルタイム筋電信号として受理する工程を具備する請求項１に記載の方法。
【請求項１１】
上記減算信号、加算信号、乗算信号、および筋電信号がＲＭＳ（Root Mean Square）信号である請求項１０に記載の方法。
【請求項１２】
上記加算信号を上記減算信号と比較する上記工程が、上記加算信号に予め定められた定数を乗算して乗算加算信号を生成する工程と、
上記乗算加算信号を上記減算信号と比較する工程を具備し、
上記受理する工程は、上記減算信号が、上記乗算加算信号に関連した振幅、積分、微分、又は、これらの組み合わせよりも大きい、振幅、積分、微分、又は、これらの組み合わせを有するときに、上記リアルタイム筋電信号として上記減算信号を受理する工程を具備する請求項１１に記載の方法。
【請求項１３】
患者の呼吸を補助するために患者の呼吸器システムに接続された換気装置からの換気援助を起動するための装置において、
患者の呼吸努力を検出するために、患者の呼吸に関係する筋肉の筋電活動を検知するためのセンサ手段と、
検知した上記筋電活動に対応して、呼吸努力の程度又は変化を表すリアルタイム筋電信号を算出する筋電信号算出手段と、
上記リアルタイム筋電信号を、（ａ）所定の閾値、及び、（ｂ）上記筋電信号の先のサンプルからなる群から選択した信号値と比較して、比較信号を生成する比較手段と、
患者の呼吸努力に対して、リアルタイムでの患者への換気援助の起動又は不起動を同期させるように、上記比較信号に関連して換気援助を起動するか又は起動しないようにする起動・不起動手段とを具備する換気援助起動装置。
【請求項１４】
以下の外乱、すなわち運動アーティファクト、ＥＣＧ、電気干渉、および高周波ノイズの少なくとも一つを筋電信号からフィルタリングするための手段をさらに具備する請求項１３に記載の換気援助起動装置。
【請求項１５】
上記比較手段が、上記リアルタイム筋電信号と関連した振幅、積分、微分、又は、これらの組み合わせを、上記所定の閾値と比較する手段を具備し、
上記起動・不起動手段は、上記振幅、積分、微分、又は、これらの組み合わせが上記所定の閾値よりも大きいときに、換気援助を起動する手段を具備する請求項１３に記載の換気援助起動装置。
【請求項１６】
上記比較手段が、上記筋電信号と関連した振幅、積分、微分、又は、これらの組み合わせの増分を検出する増分検出手段を具備し、
上記起動・不起動手段が、該増分の検出に応答して換気援助を起動する手段を具備する請求項１３に記載の換気援助起動装置。
【請求項１７】
上記増分検出手段が、上記筋電信号の現在のサンプルに予め定められた定数を乗算して乗算サンプルを生成する手段と、
該乗算サンプルを筋電信号の先のサンプルと比較する手段と、
上記乗算サンプルに関連した振幅、積分、微分、又は、これらの組み合わせが、上記先のサンプルに関連した振幅、積分、微分、又は、これらの組み合わせよりも大きいときに上記増分を検出する手段とを具備する請求項１６に記載の換気援助起動装置。
【請求項１８】
上記比較手段が、上記筋電信号と関連した振幅、積分、微分、又は、これらの組み合わせを、上記所定の閾値と比較する手段を具備し、
上記起動・不起動手段は、上記振幅、積分、微分、又は、これらの組み合わせが上記所定の閾値よりも小さいときに、換気援助を起動しない手段を具備する請求項１３に記載の換気援助起動装置。
【請求項１９】
上記比較手段が、上記筋電信号と関連した振幅、積分、微分、又は、これらの組み合わせの減分を検出する減分検出手段を具備し、
上記起動・不起動手段は、該減分の検出に応答して換気援助を起動しない手段を具備する請求項１３に記載の換気援助起動装置。
【請求項２０】
上記減分検出手段が、筋電信号の現在のサンプルに予め定められた定数を乗算して乗算サンプルを生成する手段と、
該乗算サンプルを筋電信号の先のサンプルと比較する手段と、
乗算サンプルに関連した振幅、積分、微分、又は、これらの組み合わせが、先のサンプルに関連した振幅、積分、微分、又は、これらの組み合わせよりも小さいときに上記減分を検出する手段とを具備する請求項１９に記載の換気援助起動装置。
【請求項２１】
上記筋電信号内のノイズレベルを検出するための手段と、
患者の呼吸に関係する筋肉が、上記検出されたノイズレベルに関連して活動的であるか否かを決定するための手段とをさらに具備する請求項１３から２０のいずれか１つに記載の換気援助起動装置。
【請求項２２】
上記筋電活動検知手段が、呼吸に関係する筋肉の減極領域の中心の両方の２つの側において呼吸に関係する筋肉の筋電活動を検知する手段を具備し、
上記リアルタイム筋電信号算出手段が、減極領域の中心の両方の２つの側における呼吸に関係する筋肉の筋電活動の検知に応答して極性が逆になっている２つの筋電信号成分を発生する手段と、
２つの筋電信号成分の一方から他方を減算して減算信号を生成する手段と、
２つの筋電信号成分を加算して加算信号を生成する手段と、
上記加算信号と上記減算信号との間で一方の信号を選択するようにするために、上記加算信号を上記減算信号と比較する手段と
選択された上記信号を上記筋電信号として受理する手段を具備する請求項１３から２１のいずれか１つに記載の記載の換気援助起動装置。
【請求項２３】
上記減算信号、加算信号、乗算信号、および筋電信号がＲＭＳ信号である請求項２２に記載の換気援助起動装置。
【請求項２４】
上記加算信号を上記減算信号と比較する上記手段が、上記加算信号に予め定められた定数を乗算して乗算加算信号を生成する手段と、
上記乗算加算信号を上記減算信号と比較する手段を具備し、
上記受理する手段は、上記減算信号が、上記乗算加算信号に関連した振幅、積分、微分、又は、これらの組み合わせよりも大きい、振幅、積分、微分、又は、これらの組み合わせを有するときに、上記リアルタイム筋電信号として上記減算信号を受理する手段を具備する請求項２２に記載の換気援助起動装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
発明の分野
本発明は横隔膜（またはその他の吸息に関係する筋肉）の筋電活動に応じて、または吸息流量および／または吸息圧力と組み合わせて横隔膜（またはその他の吸息に関係する筋肉）の筋電活動に応じて肺の換気を援助するための方法および装置に関する。
【０００２】
従来技術の簡単な説明
吸息流量および／または吸息圧力を使用して肺の換気の援助を行うことは吸息筋機能、すなわちどのように活性化が緊張に変換されて緊張が圧力に変換されるかということや、呼吸器系の弾性要素や抵抗要素のような呼吸機構など様々な要因の影響を受ける。
吸息流量および／または吸息圧力を基に換気の援助を行う従来のシステムの欠点は例えば患者が空気の流れにひどい制限があるときに吸息を十分に検出することができないことにある。
【０００３】
発明の目的
本発明の目的は換気援助システムと呼吸器系とのインピーダンスに起因する吸息流量および／または吸息圧力に基づいた起動に関する問題をなくすために換気援助を起動し、および／または換気援助を停止するために横隔膜またはその他の吸息に関係する筋肉の筋電活動を用いることにある。さらに本発明は空気流系の漏れに関する問題もなくす（幼児）。
【０００４】
本発明の別の目的は横隔膜またはその他の吸息に関係する筋肉の筋電活動が偶然に遅延したり欠如したりしたときに換気援助装置を適切に作動させることができるようにするために筋電活動と吸息流量および／または吸息圧力とを組み合わせ、その組み合わせに応答して換気援助を起動するための方法および装置を提供することにある。この換気援助を起動するための方法および装置では換気援助システムを作動させるために横隔膜以外の筋肉を使用して患者の体力を危険にさらすことなく吸息努力を検知する能力が向上される。
【０００５】
本発明の更なる別の目的は如何なる換気援助システムにおいても作動させることができ、且つ如何なる方式の換気援助をも起動することができる換気援助を起動するための方法および装置を提供することにある。
【０００６】
発明の要約
本発明は横隔膜（或いは呼吸しようとする努力に関連する筋肉）の筋電活動を用いて呼吸努力に応答して換気援助装置を起動するための方法および装置に関し、また横隔膜（或いは呼吸しようとする努力に関連する筋肉）の筋電活動に呼吸流量および／または呼吸圧力を組み合わせて用いて呼吸努力に応答して換気援助装置を起動するための方法および装置に関する。
【０００７】
特に本発明によれば患者の吸息を補助するために患者の呼吸器系に接続された換気装置から換気援助を起動するための方法であって、患者の呼吸努力を検出するために患者の呼吸に関係する筋肉の筋電活動を検知する筋電活動検知工程と、該検知された筋肉の筋電活動を表す筋電信号を生成する筋電信号生成工程と、患者の呼吸努力に応答して患者の吸息を補助するために筋電信号に関連して換気援助を起動する換気援助起動工程とを具備する方法が提供される。
【０００８】
好適な実施例の換気援助起動方法は以下の外乱、すなわち運動アーティファクト、ＥＣＧ、混信、および高周波ノイズの少なくとも一つを筋電信号からフィルタリングする工程をさらに具備し、上記換気援助起動工程が筋電信号の振幅を所定の閾値と比較して筋電信号の振幅が所定の閾値よりも大きいときに換気援助を起動する工程を具備し、また上記換気援助起動工程が筋電信号の振幅の増分を検出して該増分の検出に応答して換気援助を起動するための工程を具備し、また当該換気援助起動方法が筋電信号の振幅の減分を検出する工程と、該減分に応答して換気援助を起動しないことを要求する工程とをさらに具備し、また当該換気援助起動方法が筋電信号内のノイズレベルを検出する工程と、患者の呼吸に関係する筋肉が該検出されたノイズレベルに関連して活動的であるか否かを診断する工程とを具備し、上記筋電活動検知工程が呼吸に関係する筋肉の無極領域の中心の両方の２つの側における呼吸に関係する筋肉の筋電活動を検知する工程を具備し、上記筋電信号生成工程が（ａ）無極領域の中心の両方の２つの側における呼吸に関係する筋肉の筋電活動の検知に応答して極性が逆になっている２つの筋電信号成分を発生する工程と、（ｂ）２つの筋電信号成分の一方から他方を減算して減算信号を生成する工程と、（ｃ）２つの筋電信号成分を加算して加算信号を生成する工程と、（ｄ）加算信号に予め定められた定数を乗算して乗算信号を生成する工程と、（ｅ）乗算信号を減算信号と比較する工程と、（ｆ）減算信号の振幅が乗算信号の振幅よりも大きいときに減算信号を筋電信号として受け入れる工程とを具備する。
【０００９】
また本発明は患者の吸息を補助するために患者の呼吸器系に接続された換気装置から換気援助を起動するための方法に関し、当該方法は患者の呼吸努力を検出するために患者の呼吸に関係する筋肉の筋電活動を検知して該検知された筋肉の筋電活動を表す筋電信号を生成する工程と、患者の呼吸流量を測定して呼吸流量信号を生成する工程と、患者の呼吸圧力を測定して呼吸圧力信号を生成する工程と、患者の呼吸努力に応答して患者の吸息を補助するために筋電信号、呼吸流量信号、および／または呼吸圧力信号に関連して換気援助を起動する工程とを具備する。
【００１０】
また本発明によれば患者の呼吸を補助するために患者の呼吸器系に接続された換気装置から換気援助を起動するための装置が提供され、当該装置は患者の呼吸努力を検出するために患者の呼吸に関係する筋肉の筋電活動を検知するためのセンサ手段と、該検知された筋肉の筋電活動を表す筋電信号を生成するための手段と、患者の呼吸努力に応答して患者の吸息を補助するために筋電信号に関連して換気援助を起動するための手段とを具備する。
【００１１】
本発明の別の実施例によれば患者の呼吸を補助するために患者の呼吸器系に接続された換気装置から換気援助を起動するための装置であって、患者の呼吸努力を検出するために患者の呼吸に関係する筋肉の筋電活動を検知するためのセンサと、該検知された筋肉の筋電活動を表す筋電信号を生成するための信号プロセッサと、患者の呼吸努力に応答して患者の吸息を補助するために筋電信号に関連して換気援助を起動するための起動回路とを具備する装置が提供される。
【００１２】
最後に本発明は患者の呼吸を補助するために患者の呼吸器系に接続された換気装置から換気援助を起動するための装置に関し、当該装置は患者の呼吸努力を検出するために患者の呼吸に関係する筋肉の筋電活動を検知して該検知された筋肉の筋電活動を表す筋電信号を生成するための筋電活動センサと、患者の呼吸流量を測定して呼吸流量信号を生成するための呼吸流量検出器と、患者の呼吸圧力を測定して呼吸圧力信号を生成するための呼吸圧力検出器と、患者の呼吸努力に応答して患者の吸息を補助するために筋電信号、呼吸流量信号、および／または呼吸圧力信号に関連して換気援助を起動するための理論起動回路とを具備する。
【００１３】
例えば横隔膜の筋電図（ＥＭＧ）は運動単位漸増と燃焼との割合を示すので通常は主な吸息筋である横隔膜の吸息努力を示す。吸息努力に関係のあるその他の筋肉、例えば胸骨傍の肋間筋肉、胸鎖乳突、斜角筋、鼻翼なども吸息努力の開始を判断するために有用な要素である。また吸息流量および／または吸息圧力も包括的な吸息努力、すなわち吸息に参加する全ての胸壁筋肉によりなされる吸息努力の要素を示す。なお吸息圧力を肺を横断する圧力の直接測定値、腹を横断する圧力の直接測定値、または横隔膜を横断する圧力の直接測定値に置き換えることもできる。また吸息努力を横隔膜ＥＭＧにより初めに検出し、その少し後に吸息流量と吸息圧力との両方またはいずれか一方により検出することもできる。しかしながら呼吸努力を検出するための両方の方法には患者の状態に応じて制限が生じる。横隔膜ＥＧＭを用いる方法における一つの制限は或る状態において横隔膜以外の吸息筋が吸息を開始させ、横隔膜ＥＭＧが吸息流量と吸息圧力との両方またはいずれか一方よりも遅く生じることである。また起動の吸息流量測定値と吸息圧力測定値との両方またはいずれか一方を用いる方法における制限は或る状況においてはこうした測定値からは吸息努力が表れず、したがって換気援助装置が起動されないことである。
【００１４】
換気援助装置を起動するためにＥＭＧを用いると極めて質の高いＥＭＧ信号が必要となる。筋肉に対する横隔膜の移動によるフィルタリングやアーティファクトを最小限に抑制しなければならない。横隔膜に起因しない信号アーティファクトは除去されなければならない。横隔膜に起因しない信号アーティファクトは例えばＥＣＧである。
【００１５】
本発明の目的、利点、その他の特徴は添付図面を参照して好適な実施例についての後述の非限定的な説明を読めば明らかであろう。
【００１６】
好ましい実施態様の詳細な説明
本発明の好ましい実施例を二重減算せしめられた信号により得られた横隔膜の筋電活動を表すＥＭＧｄｉ信号を使用する場合として説明するが、他のタイプのＥＭＧｄｉ信号を使用することや換気援助装置を起動するための吸息努力に関係する横隔膜以外の筋肉の筋電活動を表す信号を使用することも本発明の範囲内である。他の筋肉の例は傍胸骨肋間筋、胸鎖乳突筋、斜角筋、鼻翼などである。これら筋肉の筋電活動は結局、筋肉に直接的に埋め込まれた電極により検出可能である。
【００１７】
また本発明の好ましい実施例を換気援助に関して説明するが本発明は呼気援助のような他のタイプの呼吸活動の補助にも適用可能である。
【００１８】
信号の取得および処理
横隔膜脚のＥＭＧ（筋電図）は食道の双極電極にほとんど垂直な線維方向を有する膜状の筋肉から記録される。活動電位が顕現する領域、横隔膜の電気活性領域（ＤＤＲ）、この領域の中心、すなわちＤＤＲ中心は随意収縮の間に食道電極に対するこれらの位置に関して変動することがある。ＥＭＧｄｉ信号はＤＤＲ中心に対する双極電極の位置に応じて様々な程度の濾波を受ける。
【００１９】
実験結果と横隔膜脚の解剖学的な説明とに基づいて双極電極で測定した横隔膜ＥＭＧの伝達関数が以下のように求られた。
垂直方向フィルタリング＝(K0(ω(h-d)/v- K0(ω(h+d)/v))2/K02( ωa/v)
ここでＫ0 （）＝変形ベッセル関数、ω＝角振動数（すなわち２πｆ（ｆは振動数））、ｈ＝信号源と観測点との間の距離、ｄ＝１／２電極間距離、ｖ＝伝導速度、ａ＝筋線維径である。
【００２０】
この伝達関数に基づいて新規の信号分析方法が開発された。この信号分析方法は（ａ）ＤＤＲの中心に電極対を位置決めすること、（ｂ）ＤＤＲ中心の上下に（極性が逆の）最も高いＳＮ比（信号対雑音比）を生じる信号を選択すること、（ｃ）これら２つの信号の一方から他方を減算すること（二重減算法）を含んでいる。二重減算法は電極列に対するＤＤＲ中心の運動がＥＭＧ出力スペクトル中心振動数および二乗平均平方根値に与える影響を減少させ、ＳＮ比を２ｄＢ増加させて信号品質指標によって許容されるＥＭＧサンプル数を５０％増加させる。以下、上述の二重減算法をさらに詳細に説明する。
【００２１】
例えば人間の患者１４の横隔膜１１のＥＭＧ活動（ＥＭＧｄｉ）を測定するために参照番号１２のような電極（図１および図２）が列をなして食道カテーテル１３の自由端部分１５に一定の電極間距離ｄ（図２）で取り付けられる。図１に示したように食道カテーテル１３は列をなす電極１２が胃と食道との接合部の高さに位置決めされるまで鼻孔の一方または口を通して患者の食道に導入される。横隔膜１１および／または食道は患者１４が呼吸するときに僅かに動き、このため列をなす電極１２も横隔膜１１付近で僅かに動く。以下で説明するようにしてこの変位に対する自動的な補償がなされる。
【００２２】
好ましい実施例によれば電極１２は食道カテーテル１３の周囲にステンレス鋼ワイヤ（図示せず）を巻き付けることにより食道カテーテル１３の自由端部分１５に取り付けられている。巻き付けられたステンレス鋼ワイヤは起伏のある表面を呈しているが、この表面は鑞により平滑化され、さらにニッケル、銅、金または銀で電気メッキされる。もちろんこれとは別の電極構造を使用することも本発明の範囲内である。また集中治療室（ＩＣＵ）の患者に日常的に導入される経鼻胃送給管（図示せず）に電極１２を付与してもよい。
【００２３】
電線（図示せず）が参照番号１〜７のような連続する電極（図２）の各対をそれぞれ一群の異なる増幅器１６の一つと相互に接続している。これら電線が各電極１２から対応する増幅器１６まで食道カテーテル１３づたいに延びていることは明らかであり、食道カテーテル１３と一体化されていることが好ましい。好ましくは電極１２の様々な対１〜７によって収集されたＥＭＧｄｉ信号を伝導する電線が外部ノイズ、特に幹電線の５０Ｈｚまたは６０Ｈｚの電流および電圧からの外乱の影響を減少させるために遮蔽される。
【００２４】
一群の異なる差動増幅器１６は各ＥＭＧｄｉ信号を増幅し（二重減算法の最初の減算ステップ）、これを帯域通過フィルタリングする。増幅器１６が非平衡増幅器またはこれと同等の構造の増幅器（単極読み取り）であるときはこの最初の減算ステップはパーソナルコンピュータ１９で実行されても良い。
【００２５】
図１および図２に示した例では食道カテーテル１３の自由端部分１５は列をなす８つの電極１２を備え、これら電極１２はそれぞれが７つの異なるＥＭＧｄｉ信号を収集する連続した電極１２の７つの対１、２、３、４、５、６、７を形成する。自由端部分１５に列をなす８つの電極１２を備えた食道カテーテル１３により横隔膜のＥＭＧ活動（ＥＭＧｄｉ）を正確に測定することができることが判っているが患者の解剖学上の構造や横隔膜の運動に応じてこれとは異なる数および／または構造の電極１２の対も考えられる。さらに電極対１〜７は連続する電極の対である必要はなく、図３は部分的に重なり合った７つの電極対１〜７を形成する列をなす９つの電極を示している。
【００２６】
ＥＭＧｄｉ信号の記録では可能な限り低く定常にノイズレベルを維持させることが主要な問題である。電極１２から差動増幅器１６にＥＭＧｄｉ信号を送信する電気ワイヤはアンテナとして作用するので上述したように電気ワイヤを遮蔽し、その結果、追加のアーティファクトノイズがＥＭＧｄｉ信号に含まれないようにすることが重要である。また差動増幅器１６を包むパッケージはできる限り小さく製作される（小型化される）ことが好ましく、電極１２と増幅器１６との間の距離ができる限り短くなるように患者の鼻に隣接して配置される。
【００２７】
増幅されたＥＭＧｄｉ信号は対応するユニット１８のアイソレーション増幅器を介してパーソナルコンピュータ１９にて検出され、一定期間の信号セグメントが形成される。ユニット１８は患者の体と絶縁させた状態で種々の差動増幅器およびアイソレーション増幅器の電子部品に電力を供給する。またユニット１８はエイリシング（フーリエ解析の結果、高周波成分が消えた状態）の影響を除去するために対応するＥＭＧｄｉ信号通路に配置される帯域フィルタを有する。次いで連続するＥＭＧｄｉ信号セグメントがアナログ・デジタル変換後にパーソナルコンピュータ１９内にてデジタル処理される。このアナログ・デジタル変換は従来通りパーソナルコンピュータ１９内で作動されるアナログ・デジタル変換器により処理される。パーソナルコンピュータ１９はモニタ４０とキーボード３１とを有する。
【００２８】
当業者はその通常の能力により適切な差動増幅器１６と、適切なアイソレーション増幅器・電源ユニット１８とを構築することができるであろう。したがって本明細書では差動増幅器１６とユニット１８とについての詳細な説明は省略する。
【００２９】
一連の電極１２の対１〜７（図１および図２）により収集され、パーソナルコンピュータ１９に送信された７つのＥＭＧｄｉ信号成分（以下、ＥＭＧｄｉ信号）の一例を図４に示した。
【００３０】
パーソナルコンピュータ１９により実行される第一の処理（ステップ５０１）は総てのＥＭＧｄｉ信号から電極の運動に起因するアーティファクトと、ＥＣＧと、電気通信網から発生する５０Ｈｚおよび６０Ｈｚの混信と、高周波ノイズとを除去するためのフィルタリング処理である。図６ａのグラフは上記運動アーティファクトの出力密度スペクトルと、ＥＣＧの出力密度スペクトルと、ＥＭＧｄｉ信号群の出力密度スペクトルとを示している。運動アーティファクトとはまさに電極１２により誘発されるものである。さらに一般的には運動アーティファクトは電極金属と電解質との間のインターフェースの機械的な変動、すなわち電極接触面積の変化と筋肉組織が電極に作用する圧力の変化との両方、或いは一方により誘導されるＥＭＧｄｉ信号の直流レベルの低周波数変動として定義される。
【００３１】
ＥＭＧｄｉ信号におけるＥＣＧの影響は様々な方法により抑制または除去可能である。作動モードに応じて、すなわちオンライン解析かオフライン解析か、或いは時間ドメイン処理か周波数ドメイン処理かに応じて異なる最適信号調整方法を選択することができる。時間が重要である場合には最適フィルタリング法が合理的な選択と言える。図６ｂはＥＣＧを含み、バックグランドノイズや電極運動アーティファクトにより外乱を受けた合成信号から横隔膜ＥＭＧを絶縁するための最適フィルタ伝達関数を示す。図６ｂの鎖線は最適伝達関数を示し、実線は発明者が実行した伝達関数を示す。すなわち図６ｂは電極運動アーティファクトと、ＥＣＧと、幹電線から発生する５０Ｈｚまたは６０Ｈｚの外乱と、高周波ノイズとをフィルタリングするためのステップ５０１で使用されるフィルタ伝達関数の一例である。できる限り図６ｂの最適伝達関数に近づくようにパーソナルコンピュータ１９によりＥＭＧｄｉ信号を処理すれば適切なフィルタリングステップ５０１を導くことになるであろう。
【００３２】
食道・胃圧力に関するＣＯＰＤ患者からの集積されたＥＭＧｄｉ信号の一例を図１０ａおよび１０ｂに示した。
【００３３】
ＤＤＲ中心位置の決定（ステップ５０２）
横隔膜は列をなす電極１２を備えた食道カテーテル１３の長手方向の軸線に略垂直であるので電極１２の一部だけが横隔膜近くにある。このため食道において列をなす電極に対する横隔膜の位置を決定することは重要である。
【００３４】
食道カテーテル１３が通る筋肉のトンネルを形成する横隔膜脚１１の一部を『横隔膜減極領域（ＤＤＲ）』と称する。ＤＤＲの厚みは２０ｍｍ〜３０ｍｍである。ＤＤＲ内において活性筋肉線維の分布にはＥＭＧｄｉの大部分を発生させる中心、すなわち『横隔膜減極領域中心（ＤＤＲ中心）』があるという推定することができる。したがってＤＤＲ中心の両側において検出されるＥＭＧｄｉ信号においては位相シフトはないがその極性は逆転しており、すなわち列をなす電極に沿って得られるＥＭＧｄｉ信号の極性はＤＤＲ中心において逆転する。
【００３５】
ＥＭＧｄｉの出力スペクトルはＤＤＲの境界から中心に行くにつれて徐々に弱まるがその周波数に関しては増加する。出力スペクトルが最も弱くなった電極対４の何れかの側における信号極性の逆転からＥＭＧｄｉ信号を発する位置、すなわちＤＤＲ中心を確認することができる。
【００３６】
図５ａのステップ５０２では列をなす電極１２に沿ってＤＤＲ中心位置が決定される。図５を参照するとパーソナルコンピュータ１９の最初の仕事は列をなす電極１２に沿ってＤＤＲ中心位置を決定することである。ＤＤＲ中心は繰り返し更新され、予め定められた時間間隔で再決定される。
【００３７】
この目的のためにＥＭＧｄｉ信号は相互相関係数ｒを算出するためにサブステップ５０３において各信号対毎に相互相関せしめられる。当業者には公知であるように相互相関は２つの信号の間の位相関係の統計的な決定方法であり、基本的には相関係数ｒに関して２つの信号の間の類似点を算出する。負の相関係数ｒは相互相関信号の極性が逆であることを意味する。
【００３８】
図７は相関せしめられるＥＭＧｄｉ信号を発信する電極対の間の中間点に対する相関係数ｒの値の曲線を示す。本例における電極間距離は１０ｍｍである。また曲線は相関せしめられる電極対の間の距離が５ｍｍ（曲線２０）、１０ｍｍ（曲線２１）、１５ｍｍ（曲線２２）、および２０ｍｍ（曲線２３）であるものについて作成されている。図７を参照すれば電極対４の両側の各電極対からのＥＭＧｄｉ信号が相互相関せしめられた場合に負の相関係数ｒが得られることが判る。したがって極性は図４の曲線により確認される電極対４の領域において変化することが判る。このためＤＤＲ中心が電極対４を形成する電極１２の間の実質的に中間に位置すると推定することができる。
【００３９】
サブステップ５０４では相関係数がＤＤＲ中心を決定するために系統的に比較される。例えばＤＤＲ中心は次の第二の電極対からのＥＭＧｄｉ信号成分に対する各電極対からのＥＧＭｄｉ信号成分の連続的な相互相関により得られる曲線２１の３つの最も負の相関係数の二乗法に基づいた適合を使用して補間法により正確に決定せしめられる。一対の電極１２に対するＤＤＲ中心の関係はＤＤＲ内のＥＭＧｄｉ信号成分を得るための「基準位置」を提供する。
【００４０】
上述したように列をなす電極１２に沿ったＤＤＲ中心位置は連続的に更新され、すなわち予め定められた時間間隔で重複し、或いは重複しないで再算出される。サブステップ５０５においてＤＤＲ中心位置の更新は最も負の相関係数ｒNEG を定数Ｋ3 （サブステップ５０６）と比較することにより制御される。ｒNEG ＜Ｋ3 であるときにはＥＭＧｄｉ信号は横隔膜を表すと認定し、ＤＤＲ中心位置が更新され（サブステップ５０７）、ｒNEG ＞Ｋ3 であるときにはＥＭＧｄｉ信号は横隔膜を表していないと認定し、ＤＤＲ中心位置は更新されない（サブステップ５０８）。サブステップ５０５において実行される制御はＥＭＧｄｉの出力スペクトルまたは信号強度測定値におけるアーティファクトの影響を克服するためには基本的なものである。
【００４１】
成人の食道内で記録されたＥＭＧｄｉ信号はこれら信号をＤＤＲ中心の両側に５ｍｍ〜３０ｍｍの距離に配置された（５ｍｍ〜２０ｍｍの電極間距離を有する）各電極対（したがって電極対間の距離は５ｍｍ〜３０ｍｍである。）から得る限りにおいて十分であるということが実験的に立証されている。乳児の場合にはこれは変わることもある。これらの位置から得られるＥＭＧｄｉ信号は受入れ率の明確な向上をもたらすが安静呼吸の際のＳＮ比はまだ不十分に低いままである傾向がある。
【００４２】
例えば図４においてＤＤＲ下方１０ｍｍにある電極対３とＤＤＲ上方１０ｍｍにある電極対５とから発するＥＭＧｄｉ信号は時間遅延がゼロで強く逆相関する。逆相関せしめられたＥＭＧｄｉ信号とは逆に電極対３および５に対するノイズ成分は正で相関する傾向にある。このため図８に示したように電極対３からのＥＭＧｄｉ信号２４と電極対５からのＥＭＧｄｉ信号２５との間で減算を行えば結果として対応するＥＭＧｄｉ信号の加算（信号２６参照）と、共通のノイズ成分を除去する減算となる。この技術は「二重減算法」と呼ばれる。
【００４３】
二重減算法の第二の減算ステップは時間ドメインか、或いは信号２４および２５の周波数ドメインへの変換後に実施される。二重減算法は信号の他の組合せを減算することにより、或いは電極対の極性を変えることにより行うことができる。重要なことはＤＤＲの両側における筋肉付近で得られる互いに逆極性の２つの信号を減算し、或いはＤＤＲの両側において極性が変わった場合にはＤＤＲの両側の信号を加算することである。
【００４４】
したがって二重減算処理された信号セグメント５０９は横隔膜の下方の最適な位置にある電極対からのＥＭＧｄｉ信号セグメントから横隔膜の上方の最適な位置にある電極対からのＥＭＧｄｉ信号セグメントを減算することによりステップ５１０の出力において得られる。
【００４５】
二重減算法は横隔膜１１に対する電極１２の列の移動を引き起こす患者の呼吸の間の横隔膜１１（図１）および／または食道の移動によって生じる信号の強度および周波数の変化を補正する。図９を参照すると電極１２の列の中心からのずれ（電極位置誘導フィルタ効果）は電極対３からのＥＭＧｄｉ信号と電極対５からのＥＭＧｄｉ信号とに対する中心周波数値（曲線２７および曲線２８参照）に変化を生じさせる。二重減算法は信号強度の変化と同様に曲線２９で示したように中心周波数値のこうした変化を除去する。したがってＥＭＧｄｉ信号周波数におけるＤＤＲ中心位置の往復動の影響は二重減算法により除去される。
【００４６】
二重減算法はＳＮ比を２ｄＢ以上ほど向上し、電極位置誘導フィルタ効果を小さくするということが判明した。また二重減算法は受入れ率を５０％以上ほど相対的に増加させる原因ともなる。
【００４７】
隣接する筋肉からのクロストーク信号は時間遅延がゼロで強く相関せしめられ、その極性は電極１２の全ての対の間で等しい。このためこれらクロストーク信号は全ての電極対にとって共通のモード信号として発し、このため二重減算法により除去される。
【００４８】
ＥＭＧ信号強度の算出（ステップ５０９）
ステップ５０９ではＥＭＧｄｉ信号強度が算出される。最初のサブステップ５１０ではＤＤＲ中心上方の電極対とＤＤＲ中心下方の電極対とから得られるＥＭＧｄｉ信号（図４の信号１〜７参照）をこれら電極対毎に一方から他方を減算し、その結果として生ずる信号のＲＭＳ（二乗平均平方根）値を算出し、これをＲＭＳｓｕｂとする（サブステップ５１１）。なおＲＭＳ値以外の信号強度測定値を利用することもできる。
【００４９】
一方、サブステップ５１２ではＤＤＲ中心上方の電極対とＤＤＲ中心下方の電極対とから得られる上記ＥＭＧｄｉ信号（図４の信号１〜７参照）をこれら電極対毎に加算し、その結果として生ずる加算信号のＲＭＳ（二乗平均平方根）値を算出し、これをＲＭＳａｄｄとする（サブステップ５１３）。なおＲＭＳ値以外の信号強度測定値を利用することもできる。
【００５０】
ＲＭＳ信号振幅の増分の検出（ステップ５１４）
ステップ５１４ではＲＭＳ信号振幅ＲＭＳｓｕｂの十分な増分が検出される。詳細にはサブステップ５１５においてサブステップ５１１にて算出された最後のＥＭＧｄｉ減算信号セグメントのＲＭＳ振幅ＲＭＳｓｕｂn がサブステップ５２１において前回のルーチンにおいて受け入れられたＥＭＧｄｉ減算信号セグメントのＲＭＳｓｕｂn-1 と比較される。ここで（ＲＭＳｓｕｂn ×Ｋ1 ）＜ＲＭＳｓｕｂn-1 であるときには増分は検出されず、装置は次のＥＭＧｄｉ減算信号セグメントの分析が行われるまで待機する。逆に（ＲＭＳｓｕｂn ×Ｋ1 ）＞ＲＭＳｓｕｂn-1 であるときにはＥＭＧｄｉ信号のＲＭＳ強度の増分が検出され、共通モード影響が検出される。もちろん乗算演算（×Ｋ1 ）を項ＲＭＳｓｕｂn またはＲＭＳｓｕｂn-1 に施される他の適切な数学的演算に置き換えることもできる。
【００５１】
共通モード影響の検出（ステップ５１８）
ステップ５１８により横隔膜に起因しない信号アーティファクトを検出することができる。上述したように横隔膜により発生せしめられて横隔膜の両側に記録されたＥＭＧｄｉ信号の極性は逆であり、これらの間に時間遅延はない。したがってこれら２つのＥＭＧｄｉ信号の間の差を表す減算信号の振幅はこうしたＥＭＧｄｌ信号の合計を表す加算信号の振幅よりもさらに大きい。一方、横隔膜から離れていて横隔膜の同じ側にて発生せしめられたＥＭＧｄｉ信号の極性は全ての電極対の極性と同じであり、これらの間にも時間遅延はない。離れすぎているので電極対によっては得られない心臓からの信号の形も同様であるがここには時間遅延がある。極性が逆である信号とは異なり、極性が同じである減算信号の振幅は加算信号の振幅よりも小さい。したがって横隔膜の両側における同じ電極対から得られる信号の合計とこれら信号の差との間の比または差は信号が横隔膜またはアーティファクトを起源とするか否かを示している。
【００５２】
この目的のためにサブステップ５１９では振幅ＲＭＳｓｕｂn が定数Ｋ2 を掛けた振幅ＲＭＳａｄｄn と比較される。添字『ｎ』は直前のＥＭＧｄｉ減算信号セグメントまたはＥＭＧｄｉ加算信号セグメントを表す単語である。ＲＭＳｓｕｂn ＜（ＲＭＳａｄｄn ×Ｋ2 ）であるときにはＲＭＳ信号の振幅は拒絶され（サブステップ５２０）、２つのＥＭＧｄｉ信号はアーティファクトに起因するものとみなされる。一方、ＲＭＳｓｕｂn ＞（ＲＭＳａｄｄn ×Ｋ2 ）であるときにはＲＭＳ信号の振幅は受け入れられ（サブステップ５２１）、２つのＥＭＧｄｉ信号は横隔膜に起因するものとみなされる。なお乗算演算（×Ｋ2 ）を項ＲＭＳｓｕｂn またはＲＭＳａｄｄn に施される他の適切な数学的演算に置き換えることもできる。
【００５３】
ＥＭＧｄｉ信号の置換
サブステップ５２０および５２１の出力５２２はサブステップ５２５の入力５２３に接続される。ＥＭＧｄｉ信号置換ステップ５２４のサブステップ５２５が直前のＲＭＳ信号の振幅を受け入れるか否かを決定する。直前のＲＭＳ信号の振幅を受け入れるときにはＲＭＳｓｕｂn は維持される（サブステップ５２６）。一方、直前のＲＭＳ信号の振幅を受け入れないときにはＲＭＳｓｕｂn はＲＭＳｓｕｂn-1 または別の予測値に置き換えられる（サブステップ５２７）。
【００５４】
ノイズレベルの検出（ステップ５２８）
ＲＭＳｓｕｂn の振幅が増大することは横隔膜が信号源であることを必ずしも意味するものではない。このため横隔膜に起因する信号をその他のものに起因する信号から区別する必要がある。上述においては電極対１２からのＥＭＧｄｉ信号を連続して相互相関する方法を使用して最も負である相関係数ｒNEG により横隔膜の位置を決定することができると説明した。しかしながら単純な相関算出法を使用することもできる。相関係数ｒNEG の大きさは各主題毎にその特徴があるが横隔膜が活性であるときには典型的には負である。横隔膜が活性でないときには負の相関係数ｒNEG は極めて小さいか、或いは相関係数は正である。このため横隔膜の活動の開始を相関係数ｒNEG の振幅を介して検出することができる。
【００５５】
ステップ５２８に対する変更可能な実施例は吸息の開始を気道の吸息流量を検出することにより検出することである。
【００５６】
ノイズＲＭＳｓｕｂnoise の平均レベルを決定する（ステップ５２８）ためにＲＭＳｓｕｂn の平均振幅を算出する。この目的のためにｒNEG ＞Ｋ4 （Ｋ4 は定数）であるときにはこのことは横隔膜が活性でなく（サブステップ５２９）、ＲＭＳｓｕｂn 、すなわちＲＭＳｓｕｂnoise の平均レベルを算出してステップ５３２に提供することを示している。一方、ｒNEG ＜Ｋ4 であるときにはステップ５２８はアイドル状態のままである（ステップ５３１）。
【００５７】
ステップ５３２、５３３および５３４はＥＭＧｄｉ信号測定値により換気援助装置を起動させるための可能性のある起動方法である。所望の閾値レベル以上であって所望の期間を越える吸息に関連する横隔膜またはその他の筋肉のＥＭＧ記録を介して検出されたＥＭＧｄｉ信号の振幅の増大、その信号の積分または微分、またはこれらの組み合わせを使用して吸息努力の開始を示すことができる。吸息筋肉に隣接して配置されているか、対象となる筋肉の表面またはその内部に挿入または移植された機器により吸息ＥＭＧを測定することができる。振幅および期間に関して越えられるべき起動レベルを目で見ることができるフィードバックにより管理される手動調節により把握したり、或いはこうした起動レベルを上記平均ノイズレベルに比例させることにより自動的に当該起動レベルを把握することができる。さらに斯くして把握された期間のＥＭＧ信号セグメントの振幅が閾値を越えているときに換気援助装置を起動するためのアルゴリズムを使用することができる。またＥＭＧ信号の振幅が閾値レベルを越えた状態のままになる期間を使用して呼吸期間を決定することができ、例えば換気援助装置が動作開始して閾値レベルを越えるＥＭＧ活動の存在から独立して十分な呼吸を供給することができる。一方、ＥＭＧ信号の振幅が閾値レベルよりも小さくなったとき、或いは所定の大きさ（減分）を越えて振幅が小さくなることに応答してアルゴリズムを調節して換気援助を停止することもできる。
【００５８】
ＲＭＳ振幅閾値の決定（ステップ５３２）
サブステップ５３５においてＲＭＳｓｕｂn ＜Ｋ5 であるときにはＲＭＳ振幅は閾値よりも小さく、換気援助装置は起動されない（サブステップ５３６）。このため換気援助は患者には提供されない。なおＫ5 はＲＭＳｓｕｂnoise ×Ｋ7 に常に等しい。またＫ7 は別の定数である。これにより横隔膜が活性状態にない場合、すなわちｒNEG ＞Ｋ4 であるとき（サブステップ５２９）には換気援助装置の起動を禁止する。なお乗算演算（×Ｋ7 ）を項ＲＭＳｓｕｂnoise に施される他の適切な数学的演算に置き換えることもできる。
【００５９】
一方、サブステップ５３５においてＲＭＳｓｕｂn ＞Ｋ5 であるときにはＲＭＳ振幅は閾値よりも大きく、換気援助装置の起動が要求され（サブステップ５３７）、換気援助を患者に提供する。他方では換気援助は提供されない（サブステップ５３６）。
【００６０】
ＲＭＳ振幅増分の検出（ステップ５３３）
サブステップ５３８ではＲＭＳｓｕｂn-1 が（ＲＭＳｓｕｂn ×Ｋ6 ）と比較される。ここで（ＲＭＳｓｕｂn ×Ｋ6 ）＜ＲＭＳｓｕｂn-1 であるときにはステップ５３３はアイドル状態のままであり（サブステップ５３９）、患者への換気援助は要求されない。一方、（ＲＭＳｓｕｂn ×Ｋ6 ）＞ＲＭＳｓｕｂn-1 であるときにはＲＭＳｓｕｂはＲＭＳ振幅の増分を示し、換気援助装置の起動が増分カウント・積分ステップ５４１を介して要求され、患者を援助する（サブステップ５４０）。なお乗算演算（×Ｋ6 ）を項ＲＭＳｓｕｂn またはＲＭＳｓｕｂn-1 に施される他の適切な数学的演算に置き換えることもできる。
【００６１】
増分カウント・積分ステップ５４１の機能は時間・大きさの応答を決定することにある。ステップ５４１は増分信号を平均して感度を調節する。
【００６２】
ＲＭＳ振幅減分の検出（ステップ５３４）
サブステップ５４３ではＲＭＳｓｕｂn-1 が（ＲＭＳｓｕｂn ×（１／Ｋ6 ））と比較される。ここで（ＲＭＳｓｕｂn ×（１／Ｋ6 ））＞ＲＭＳｓｕｂn-1 であるときにはステップ５３４はアイドル状態のままであり（サブステップ５４４）、患者への換気援助は要求されない。一方、（ＲＭＳｓｕｂn ×（１／Ｋ6 ））＜ＲＭＳｓｕｂn-1 であるときにはＲＭＳｓｕｂn はＲＭＳ振幅の減分を示し、減分カウント・積分ステップ５４６により換気援助装置の起動は要求されない（サブステップ５４５）。なお乗算演算（×（１／Ｋ6 ））は項ＲＭＳｓｕｂn またはＲＭＳｓｕｂn-1 に施される他の適切な数学的演算に置き換えることもできる。
【００６３】
減分カウント・積分ステップ５４６の機能は時間・大きさの応答を決定することにある。ステップ５４６は増分信号を平均して感度を調節する。
【００６４】
起動選択ステップ５４２
ステップ５４２はインタフェース５４７を介して換気援助装置（通風機）を起動するためにＥＭＧ（サブステップ５３７、５４１および５４６からの信号）、気道の吸息流量（ステップ５４８）および／または吸息圧力（ステップ５４９）に応答する。インタフェース５４７はデジタルアナログ変換器および／またはアナログデジタルインタフェース用の他の手段でもよい。
【００６５】
特にステップ５４２はＥＭＧ、気道における吸息流量および／または吸息圧力とを併用して換気援助装置を起動するための方法である。「最初に到来したものを最初に機能させる」という考え方に基づいた論理回路により起動が決定される。例えば気道の吸息流量および／または吸息圧力が吸息の開始を示す前に横隔膜のＥＭＧ（またはその他の吸息に関係する筋肉のＥＭＧ）が吸息努力を示している場合には換気援助が行われる。同様にＥＭＧ閾値が越えられる前に気道の吸息流量および／または吸息圧力に関する閾値が越えられることにより吸息努力が検出された場合には換気援助が開始される。
【００６６】
所望の閾値レベルを超えた吸息方向において吸息ラインおよび／または呼気ラインを介して検出される気道の吸息流量および／または吸息圧力における変化、積分、微分またはこれらの組み合わせを吸息の開始を示すために使用することができる。
【００６７】
図１０ａおよび図１０ｂのグラフはＣＯＰＤ患者が安静に呼吸している場合には気道の吸息流が流れ始まる前、約２００ミリ秒においてＥＭＧのＲＭＳ信号が検出されることを示している。図１１ａおよび図１１ｂのグラフはＣＯＰＤ患者が安静に呼吸している場合にもＥＭＧのＲＭＳ信号と胃の圧力および食道の圧力との間に同様な関係があることを示している。この特別な例においてＥＭＧに応答して起動することによりＥＭＧのＲＭＳ振幅信号を検出した後ちょうど２００ミリ秒で生じる吸息の開始時に肺通風機が患者を補助する。
【００６８】
本発明の方法および装置は換気援助を全ての患者（大人および幼児）に適用することができ、自発的な呼吸を得る可能性を高め、患者と通風機の相互作用を最適化する。また本発明の方法および装置は集中治療室の装置設備またはその他の病棟において使用される全ての種類の補助換気装置にも適用される。
【００６９】
なお最後に二重減算法を用いて、或いはそれを用いずに横隔膜上だけでなく他の吸息に関係する筋肉上でＥＭＧを測定することもでき、図５ａのステップ５０２および５１８は二重減算法を用いて排他的に使用され、共通モード影響検出ステップ５１８は任意のステップであり、ステップ５２８も任意のステップであり、本発明の装置の作用は信号の振幅またはこれら信号の曲線の下の面積（積分）か、または他の信号強度測定値に基づいてもよい。
【００７０】
好適な実施例を参照して以上に本発明を説明したがこれら実施例は本発明の精神および性質から逸脱することなく特許請求の範囲内において修正することもできる。
【図面の簡単な説明】
【図１】  ＥＭＧ分析システムの構成の概略図である。
【図２】  図１のＥＭＧ分析システムの電極列を備えた食道カテーテルの一部である。
【図３】  第二の実施例の電極列を備えた食道カテーテルの一部を示す。
【図４】  図２の電極列の連続する電極対により検出された横隔膜の一組のＥＭＧ信号（ＥＭＧｄｉ信号）を示すグラフである。
【図５ａ】  図５ａは例えば横隔膜のような吸息に関係する筋肉の筋電活動に応答して換気を援助するための本発明の方法および装置の好適な実施例を示すフローチャートの第一の部分である。
【図５ｂ】  図５ｂは例えば横隔膜のような吸息に関係する筋肉の筋電活動に応答して換気を援助するための本発明の方法および装置の好適な実施例を示すフローチャートの第二の部分である。
【図６ａ】  図６ａは電極運動アーティファクトの出力密度スペクトルと、ＥＣＧの出力密度スペクトルと、ＥＭＧｄｉ信号の出力密度スペクトルとを示すグラフである。
【図６ｂ】  図６ｂは電極運動アーティファクト、ＥＣＧ、幹電線からの５０Ｈｚまたは６０Ｈｚの外乱、および高周波ノイズをフィルタリングするために使用されるフィルタの伝達関数の一例を示すグラフである。
【図７】  例えば図２の電極列に沿った横隔膜のような吸息に関係する筋肉の無極領域の中心位置を決定するために算出された相関係数の分布を示すグラフである。
【図８】  ＳＮ比を向上し、電極位置誘導フィルタ効果を小さくするための時間ドメインにおける二重減算法を示す図である。
【図９】  例えば図２の電極列に沿った横隔膜のような吸息に関係する筋肉の無極領域の中心の移動における中心振動数の二重減算法による周波数ドメインにおける安定化を示す概略線図である。
【図１０ａ】  図１０ａは慢性閉塞性肺疾患（ＣＯＰＤ）患者の安静呼吸時間に対する吸息流量および呼息流量のグラフであり、ＥＭＧから吸息流までの時間遅延を示す。
【図１０ｂ】  図１０ｂは慢性閉塞性肺疾患（ＣＯＰＤ）患者の安静呼吸時間に対するＥＭＧのＲＭＳ値のグラフであり、ＥＭＧから吸息流までの時間遅延を示す。
【図１１ａ】  図１１ａは慢性閉塞性肺疾患（ＣＯＰＤ）患者の安静呼吸時間に対する食道圧力および胃圧力のグラフであり、ＥＭＧと食道圧力および胃圧力との関係を示す。
【図１１ｂ】  図１１ｂは慢性閉塞性肺疾患（ＣＯＰＤ）患者の安静呼吸時間に対するＥＭＧのＲＭＳ値のグラフであり、ＥＭＧと食道圧力および胃圧力との関係を示す。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５ａ】
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【図５ｂ】
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【図６ａ】
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【図６ｂ】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０ａ】
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【図１０ｂ】
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【図１１ａ】
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【図１１ｂ】
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