JPH06500932A - 神経筋遮断をモニターするための方法及び装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 神経筋遮断をモニターするための方法及び装置本発明は一般的にヒトにおける神 経筋機能のモニタリング、更に詳しくは手術前の麻酔誘導時、手術自体の最中、 神経筋遮断の逆転時及び手術完了後において神経筋遮断をモニターするための装 置及び方法に関する。

神経筋遮断剤の使用に関する重大な欠点は広範なバリエーションとそれに対する 患者応答の予測可能性の欠如である。健康な患者の場合であっても感受性に大き な個人差があり、これは疾患（重症筋無力症）、低体温、酸塩基平衡障害と肝臓 及び腎ｌＩ機能変化によって更に拡大されることがある。患者応答番よその臨床 評価が多数の場合において不適当であるとわかったほど予測不能であるといえば 十分であろう。

過剰量のＭ肉弛ＨＲの最も深刻な副作用は術後呼吸不全、即ち医療コミユニティ により通常称される残留クラーレ麻酔である。麻酔が終わった後、患者は弱い呼 吸筋強度のために呼吸できないことがある。この危険性単独のせいで、弛緩が逆 転されたと仮定して筋肉弛緩剤過剰量が回避されつるように及び神経筋機能が正 確に測定された場合に自己持続呼吸できる患者だけが確認されつるように神経筋 遮断を有効に評価する手段を要求してきた。

筋肉弛緩は麻＃誘導時５手術時、神経筋遮断の逆転時及び手術完了後に通常測定 される０通常未ｇ４激筋肉動きの麻酔医による臨床観察は別として、高度に主観 的でかつ意識不明患者で事実上不可能な技術、即ち電気神経刺激が現在好ましい モニタリング技術である。このような刺激を与える１つの従来装置は米国特許第 ４．　１５７，０８７号明細書で開示されている。

神経ステイミュレータ−は麻酔誘導前に患者の運動神経に取り付けられ、患者が 睡眠した後にスイッチがいれられる６次いで電気的刺激電流が神経に加えられ、 神経伝達された筋肉は収縮する。刺激強度がある閾値を超えると筋肉ｍ維の収縮 は最大である。筋肉収縮力の漸次的増加は活性化された筋肉繊維の数によりグレ ード化されかつそれに比例する。運動神経が適正な大きさの電流により十分に刺 激されると、神経伝達された筋肉繊維のすべてが収縮し、最大収縮力が得られる 。それ以上の刺激強度増加又は過最大刺激の適用は収縮力を増加させない。基準 応答を得るためには、過最大レベルに達するまで電気刺激を徐々に増加させるこ とが望ましい、しかしながら、多くの開業医は付随する急性患者不快感のために 過最大刺激を利用しない。

より低い電気刺激レベルを利用し、麻酔が誘導される神経筋遮断の傾向を追跡す ることも開業医にとり可能である。

最大筋肉反応が参照刺激として知られると、脳神経遮断薬が注射される。はとん どの状況下において、通常９０〜９５％″彎縮”抑制と称される筋肉応答の９０ 〜９５％抑制を生じる薬物用量であれば術後遮断の拮抗作用を促進しながら十分 な筋肉弛緩を保証する上で適切である。

様々な技術が電気的神経刺激に対する患者の筋肉反応をモニターするために従来 から用いられてきた。第一に、電気刺激後における筋肉動きの視覚又は触覚ＨＷ Ｅは残留クラーレ麻酔を除外して十分正確に筋肉応答のフェードをＮ認するには 不適当であることが示された。

第二に５尺骨神経の刺激に対する筋肉応答の強度を測定する上で力変換器の使用 は患者の手及び親指が力変換器及びモニターに拘束及び接続されることを要する 。このような装置は米国特許第４，３８７．７２３号及び第４，８４８．３５９ 号明細書と″５ｅｌｆ−丁ｕｎｉｎｇ、　Ｍｉｃｒｏｐｒｏｃｅｓｓｏｒ−ｂａ ｓｅｄ　Ｃ１ｏｓｅｄ−１ｏｏｐＣｏｎｔｒｏｌ　Ａｔｒａｃｕｒｉｕａ−ｉｎ ｄｕｃｅｄ　Ｎｅｕｒｏｍｕｓｃｕｌａｒ　Ｂｌｏｃｋａｄｅ”　ｊ自己チュー ニング、マイクロプロセッサ−ベース閉ループコンドロールアドラキュリウム誘 導神経筋遮断）　ｂｙ　Ｐ、Ｃ，口ｙｓ　ｅｔ　ａｌ、。

Ｂ　ｉｔ’５ｈＪｏｕｒ　ａｌ　ｏｆ　Ａｎｅｓｔ　ｅｓｉａｌｏ　ｆ１９８８ ）、　６１．　ｐｐ、６８５−６９２及び“Ｎｅｗ　Ｄｅｖｅｌｏｐ＋＊ｅｎｔ ｓ　ｉｎ　Ｃ１１ｎｉｃａｌ　Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ　ｏｆ　Ｎｅｕｒｏｍｕｓ ｃｕｌａｒ　Ｔｒａｎｓｍｉｓｓｉｏｎ　：　Ｍｅａｓｕｒｉｎｇ　ｔｈｅ　Ｍ ｅｃｈａｎｉｃａｌＲｅｓｐｏｎｓｅ″（神経筋伝達の臨床モニタリングに関す る新しい開発：機械的応答の測定）　ｂｙ　Ｊ、Ｖｉｂｙ−１１ｏｇｅｎｓｅｎ 　ｅｔ　ａｌ、、　ｐｐ、５６−５９で開示されている。実施が厄介かつ高価で あることは別にして、その方法は親指が変換器リンケージに関して適正におかれ ないならばそれに対する必要的なきつい接続のために神経又は組織にダメージを 与えるかもしれない。

第三技術の誘発筋電図検査法、即ちＥＭＧでは末梢神経の刺激による化合物作用 電位を記録する。ＥＭＧ装置及び方法は米国特許第４，２９１，７０５号及び第 ４．５９５，０１８号明細書と”Ｃｏｍｐｕｔｅｒ−Ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ　Ｍ ｕｓｃｌｅ　Ｐａｒａｌｙｓｉｓ　ｗｉｔｈ　Ａｔｒａｃｕｒｉｕｍ　ｉｎ　ｔ ｈｅ　５ｈｅｅｐ”　Ｉヒツジにおけるアトラキュリウムでのコンピューター制 御筋肉麻酔）　ｂｙ　Ｄ、Ｇ、Ｌａ＋ｍｐａｒｄ　ｅｔ　ａｌ、、＾ｎａｅｓｔ ｈｅｓｉａ　ａｎｄ　Ｉｎｔｅｎｓｉｖｅ　Ｃａｒｅ、Ｖｏｌ、Ｉ４．　Ｎｏ、 １．　ｆ１９！１６１　ｐｐ、７−＋１：”Ｃ１１ｎｉｃａｌ　Ａｕｔｏｍａｔ ｉｃ　Ｃｏｎｔｒｏｌ　ａｆ　Ｎｅｕｒｏｍｕｓｃｕｌａｒ　Ｂｌｏｃｋａｄｅ −（神経筋遮断の臨床的自動コントロール）　ｂｙ＾、Ｊ、＾５ｂｕｒｙ　ｅｔ ａｌ、、Ａｎｅｓｔｈｅｓｉａ、　Ｖｏｌ、４１　！＋９８１１　ｐｐ、３１６ −３２０　：　”Ｃ１ｏｓｅｄ−１ｏｏｐＡｄｍｉｎｉｓｔｒａｔｉｏｎ　ｏｆ 　Ａｔｒａｃｕｒｉｕ＋ｓ”　（アトラキュリウムの閉ループ投与）　ｂｙ　Ｎ 、Ｒ，Ｗｅｂｓｔｅｒ　ｅｔ　ａｌ、、　組旺■皿農、　Ｖｏｌ、４２　［９８ ７１ｐｐ、１０８５−１０９１　：Ｍｅａｓｕｒｉｎｇ　ｔｈｅ　Ｃｏｍｐｏｕ ｎｄ　ＥＭＧ　ｂｙ　ｔｈｅ　Ｕｓｅ　ｏｆＭｕｓｃｌｅ　Ｒｅ１ａｘａｎｔｓ ”　（筋肉弛緩剤の使用により化合物ＥＭＧを測定する）　ｂｙ　Ｊ、Ｆ、Ｃｒ ｕｌ　ｅｔ　ａｌ、、ｘｃｅｒ　ｔａ　Ｍｅｄ’ｃａ　（１９８３１ｐｐ。

６０−６５で開示されている。ＥＭＧシグナル振幅は典型的には３〜５０００ｕ ■の範囲、時間は約３〜１５ｍ５．［動数は２〜１０．０ＯＯＨｚの範囲である ０表面電極は筋肉の全電気活性を非侵襲的に記録するため好都合に用いられるが 、良好な電気的接触は皮膚／電極界面で維持することが困難であり、しかもその システムはシグナルの大きさが小さくて短時間であるため電気的干渉から隔絶す ることが困難である。

従来の更にもう１つの技術では刺激に対する患者応答を測定するため親指搭載小 型加速度計を用いる。その方法は便利であるが、但しその装置は高価で壊れ易く 、一方向のみで動きを測定する。このため、シグナルを解析する上で付随ハード ウェア及びソフトウェアと共に三輪加速度計を用いることが極端に高価であるこ とから加速度計搭載方向は重要である。米国特許第４，８１７，６２８号明細書 では顔面搭載加速度計の使用について示唆し、二又は三輪加速度計の使用が意味 のあるデータにとり必要であろうと認めている。

最後に、上記従来方法及び装置のうちいくつかの組合せは“Ａ　Ｃｏｓ＋ｐａｒ ｉｓｏｎ　ｏｆ　Ｃｏｍｐｕｔｅｒ−（：ｏｎｔｒｏｌｌｅｄ　Ｖｅｒｓｕｓ　 Ｍａｎｕａｌ＾ｄｇｉｎｉｓｔｒａｔｉｏｎ　ｏｆ　Ｖｅｃｕｒｏｎｉｕｍ　ｉ ｎ　Ｈｕｖｌａｎｓ″　（ヒトにおけるベキュロニウムのコンピューター制御対 マニュアル投与の比較）ｂｙ　Ｒ，Ｒ，Ｊａｋｌｉｔｓｃｈ　ｅむａｌ、、　Ｊ ｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　Ｃ１１ｎｉｃａｌ　ｋＡｏｎｊｔｏｒｉｎ　。

Ｖｏｌ、３．　Ｎｏ、４　ｆ１９８７１　ｐｐ、２６９−２７６で開示されるよ うに利用されてきたが、そこでは親指搭載力変換器及びＥＭＧモニタリングの双 方が用いられている。

一見主立１１一 本発明は末梢神経の電気刺激により減弱化された骨格筋の誘発応答（動き）を測 定するため患者に付着されるフィルム又は他の軟質構造で使い捨ての圧電性の又 は他のシグナル発生センサーを用いる。好ましい態様において、モニターユニッ トはコンピューターコントロール下で電気刺激を自動的に与え、得られる動きを センサーで測定した後、遮断傾向を示すため経時的に刺激に対する応答を図示す る。

従来技術とは対照的に１本発明による誘発応答の検出には患者の協力、患者四肢 のきつい拘束又は正確な向き及び／又は患者へのしっかりとした付着を要する高 価なセンサーを必要としない。更に１本発明で利用されるシグナルは筋肉動きに 応答してセンサーにより自然発生され、このため別の電源を利用するＥＭＧのよ うな干渉をうけない。Ｍ後に１本発明により検出される筋肉動きは従来の加速度 計及び力変換器により検出される体四肢及び他の体部分のマクロ的な動きよりも むしろ患者の皮膚から直接固定センサーにより検出される下層筋肉のミクロ的な 動きとして特徴付けられる。この理由から四肢の拘束は不要であり、即ち全四肢 又は他の体部分の動きはシグナルを生じないが、一方その四肢における減弱化筋 肉又は筋肉群の“筆線”は生じるからである。

図１はすべて本発明によるポータプルマイクロプロセッサ−ベースステイミュレ ータ−／モニターコントロールユニットにリードワイヤで接続された刺激電極と モニタリングセンサーを有する患者の手及び下部腕の斜視図である。

図２は被包フィルムが開けられた本発明のセンサーの好ましい態様の斜視図であ る。

図３は本発明のセンサーの圧電フィルムで用いられるような極性化ポリマーの概 略図である。

図４は本発明の神経筋遮断モニタリングシステムの概略図である。

図５は図４のシステムの操作に関するシステムフローチャートである。

図６は本発明の方法のフロー図である。

図７は本発明のセンサーの第一の好ましい代替態様である：図７Ａは図７のＡ− Ａｌｌに沿う上方立面図である。

図８は本発明のセンサーの第二の好ましい代替！Ｉｓ様である。

図９は本発明のセンサーの第三の好ましい代替態様である。

図１０は本発明で使用上好ましいシグナル増幅器の概略図である。

い　−　− 図１に関して、本発明の筆線モニター１００には電池式ステイミュレータ−／モ ニターコントロールユニット１１０にすべて配線ハーネス２０８で連結された刺 激電極１０２及び１０４とモーションセンサー１０６を含む。電極はバクスター 社（Ｂａｘｔｅｒ　Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ）のＮＤＭ事業部製の銀／塩化銀刺 激電極のようにいかなる市販電極であってもよいが、一方センサー１０６は独特 であって１本発明の一部を構成する。様々なコントロールボタン１１２〜１１８ が電極１０２及びｉｏ’４から患者に様々なタイプ及び振動数の電気刺激を与え るためユニット１１０の外部に設けられ、ゲインコントロールノブ１１９が電気 刺激の大きさをコントロールするため開業医により利用され、好ましくはバック ライトＬＣＤタイプの応答ディスプレースクリーン１２１がコントロールユニッ ト１１０の前面に設けられ。

刺激に対する応答を表示する。

図２に関して、モーションセンサー１０６は圧電ポリマーフィルム１２０からな ることが好ましく、これはそのポリマーのあらゆる部分の動きに応答して電流を 発生する。背景として。

圧電気はＩＪ、　ｃ＋、　Ｃａｄｙ、旺払姐圧匹■旦旦で“結晶において機械的 歪みにより生ずる電気的分極、その分極は歪みの量に比例し、それに応じてサイ ンを変える”として記載することができる。

本発明で用いられる圧フィルムポリマー１２０は構造上結晶でないが、それは同 様の原理に従い応答する。１つの好ましいポリマー、ポリビニリデンフルオリド （ＰＶＤＦ）はポリマーを高温で配向電場におくことによりポリマーのβ相時に “極性化”される繰返し単位（ＣＨニーＣＦ２）の長鎖半結晶ポリマーである。

正しい極性化は図３で示されるようにポリマーで分子双極子の永久配向を生じ、 得られた構造は圧電結晶の場合に蔑似した配列及び活性を生じる。前記のような 圧フィルムは従来から知られ、ペンシルバニア州フオージ渓谷のペンウォルト社 （Ｐｅｎｗａｌｔ、　Ｉｎｃ、　）からキナ−（にｙｎａｒ）圧フィルムとして 市販されているが、　その更なる詳細は本発明の一部を形成するわけではないた め記載されない。

本発明のセンサー１０６において、フィルム１２０は厚さ２８マイクロメーター であってリードワイヤ１２６及び１２８との電気的接触のためその一端にパッド １２２及び１２４を有する４０Ｘ１５ミリメートルストリップからなり、各々ワ イヤ１２６及び１２８は導電性エポキシ、好ましくはマサチェーセツツ州ビレリ カのエポキシ・チク社（Ｅｐｏｘｙ丁ｅｃｈ、　Ｉｎｃ、）からＥＰＯ−ＴＥＫ ４１０Ｅ銀エポキシのような銀エポキシのビーズでパッド１２２及び１２４に固 定されることが好ましい。フィルム１２０はフィルム１２０を固定してそれを液 体から保護するためその一端に付着剤コーティングを有し、同時に筋肉管縮に応 答してフィルム１２０の動きを自由にする上で十分な柔軟性を有する２つのビニ ル層１３０及び１３２の間に被包される。

リードワイヤ１２６及び１２８はセンサー１０６の主要曲げ軸１３６からそのワ イヤを移動させ、しかもエポキシビーズとは別にセンサーにリードワイヤを機械 的に接続及び支持させるため、ビニル層１３０及び１３２の延長により形成され た脚部１３４を通ってフィルム“サンドイッチ”の偏部から送り出されることが 好ましい１次いでサンドイツチ化された圧フィルムはセンサーを患者に付着固定 するため他端にアクリル系皮膚付着剤を有する０、１６センチメードル（１／１ ６インチ）厚ポリエチレンフオームパッド】３８の一端に付着される０図１で示 されるように、好ましい付着方式は患者の手掌にであり、その場合に手車のしわ を横切るような主要曲げ軸１３６の向きが最大センサー応答にとり好ましく、圧 フィルム１２０により生じるセンサーシグナルの大きさは関連神経の刺激に応答 して誘発される筋肉動きの程度に正比例する。電極リードワイヤ１４０及び１４ ２と共に配線ハーネス１０８に束ねられたリードワイヤ１２６及び１２８は通常 の電気コネクター１４４で終わるが。

これは市販モジュール式テレホンジャックであってもよい。

図面の図４は刺激電極１０２及び１０４．　センサー１０６とコントロールユニ ット１１０を含めた管縮モニター１００の主要コンポーネントについて概略的に 示す、コントロールユニット１１０はコントロールボタン１１２〜１１８、コン トロールノブ１１９及びＬＣＤディスプレー１２１と電極１０２及び１０４から 電気パルスを伝えるステイミュレーター回路１５０゜センサー１０６からシグナ ルを受偲して増幅させる増幅器回路１５２を含むが、次いでそのシグナルはマイ クロプロセッサ−１５６によるプロセッシングとスクリーン１２１で表示のため Ａ／Ｄコンバーター１５４でアナログからデジタルフォーマットに変換される。

ステイミュレータ−回路１５０はニューロテクノロジー社（ＮｅｕｒｏＴｅｃｈ ｎｏｌｏｇｙ、　Ｉｎｃ、）　”ジギスチムｒｒ−ＩＤｉｇｉｓｔｉｍ　ＩＩ） のような市販装置であってもよい；好ましい増幅器回路１５２はナショナル・セ ミコンダクター（ＮａｔｉｏｎａｌＳｅｓｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒｌ　Ｌ　Ｍ　３ ２４力ツド撮作増幅器チップ１５５を利用して図面の図１０で概略的に示された ような単一操作増幅器回路であってもよい；　Ａ／Ｄコンバーター１５４は市販 データ・トランスレージ３ンズ（Ｄａｔａ　丁ｒａｎｓｌａｔｉｏｎｓ）　Ｄ　 Ｔ　２８１４であってもよいが、但しＡ／Ｄコンバーター１５４はマイクロプロ セッサ−１５６に含まれ、これはカリフォルニア州すンポゼ、日立アメリカ社製 の日立Ｈ８１５３２単一チツブマイクロコンピユータ−であることが好ましい、 ８８１５３２はＡ／Ｄコンバーターだけでなく、デジタル入カ〜出方ラインとプ ログラム及び貯蔵メモリも含む。デジタル出力ラインはステイミュレータ−回路 １５０及びディスプレー１２１を駆動するために用いられ、一方デジタル入カラ インはコントロールボタン１１２〜１１８からユーザーコマンドを受けるために 用いられる。

筆線モニター１００はいくつかの刺激モードを伝えるためコントロールボタン１ １２−１１８からの久方に応答してソフトウェアコントロールされ、刺激パルス 電流は所望の刺激レベルに応じて時ｒ！ＲＩ　ｍ５ｅｃで３０ないし１００＋ｍ ＾１ｐにおいてゲインコントロールノブ１１９によりユーザーｍＭできる。

コントロールボタン１１２はｌＨｚの振動数で適用される刺激の単−筆線モード を示す。単−筆線刺激による筋肉ｒ５答は刺激の振動数及び時間の双方に依存す る。過最大又はそれより低い刺激に関するコントロール読みは開業医の裁量で患 者の麻酔前に行われ、しかる後誘発された単−筆線がコントロール応答の率とし て測定される。低レベルの麻酔の場合、単−筆線刺激は下記トレイン・才ブ・フ ォア（ｔｒａｉｎ−ｏｆ−ｆｏｕｒ）刺激はど高感度でないが、但し強い神経筋 遮断であれば単−ｗｉｇ刺激でなお検出できる。

コントロールボタン１１３は５０Ｈｚの振動数及び５　ｓｅｃの時間で過最大強 直性刺激を与える。このような＠激は強直性刺激自体が神経筋伝達、即ち関心の ある現象を変え、応答が刺激期間中に強度減少することから好ましくない；これ は“強直性フェード”と呼ばれる。強直性フェード自体は非脱分極化神経筋遮断 からの回復能力を評価するために用いられる。強直性阿激も強直後増強の現象の ために有用であり、強直性刺激後に誘発された応答（ＨＩＭ）は特に単−又はト レイン・オフ・フォア（ＴＯＦ）刺激に対する応答が存在しない場合に強直性刺 激前に誘発された管線よりも高い。

コントロールボタン１１３は２ＨｚのＷｑ合で適用されるトレイン・オフ・フォ ア（ＴＯＦ）刺激を与える。ＴＯＦ刺激では４回の単−刺激及び測定行程が等間 隔で行われる；本発明において、その間隔は５００　ｍ５ｅｃであることが好ま しい。

コントロールボタン１１４はボタン１１５の位置（スロー又はファースト）に応 じて１／ｓｅｃ又は１／３０ｓｅｃの割合で単−筆線刺激の自動行程を命令する 。同様に、ボタン１１６はボタン１１５の位置に応じて１０　ｓｅｃ　ＨにＴＯ ＦＪ回又はＩ　＠ｉｎ毎にＴＯＦ１回の運転時隔において５００５ｓｅｃｉｌ激 パルス間隔で行われるＴＯＦ刺激の自動行程を命令する。ｍ後に、ボタン】１７ は筋肉弛緩剤の投与前に行われる単一の刺激及び測定サイクルからなる校正サイ クルを開始させる。得られるセンサー測定値は最大適用電気刺激に応答した刺激 筋肉の１００％動きに相当する。ボタン１１８はコントロールユニット１１Ｏと スクリーン１２１オン及びオフｍのバックライトをつける。

図５に関して筆線モニター１００の、操作でユニット１１０から電極１０２及び １０４に伝達されつる様々な刺激について図示する。

図６のフロー図はシステムをコントロールするコンピュータープログラムのルー チンを表す。工程１におけるバックグラウンド動きのサンプリングでは刺激及び 測定行程直前の基準として電気筋肉刺激に無関係なあらゆるシグナルを測定及び 記録し、その結果刺激に対応したシグナルの量が正確に記録できる。工程２の筋 肉刺激ではセンサー１０６が作動されて神経が筋肉をコントロールする間にわた り直接患者皮膚にパルス適用する。

工程３の１５ｍ５ｅｃ遅れは筋肉動きの測定前に工程２のｆＲＩ＆バルスの結果 としてセンサー１０６に容量貯蔵された電荷を放出させる。動きは工程４でセン サー１０６により測定され、シグナルは１５ｍ５ｅｃ遅れ後に１００　ｍ５ｅｃ にわたり５００／ｓｅｅの割合で行われるデジタル化サンプルの集積により調整 及び積分される。工程５において、工程１からのパックグラウンド測定値は工程 ４の測定値から減算される。工程６において、後述される人為現象拒絶後がバッ クグラウンドノイズを確認及び拒絶するために適用される。最後に、工程７にお いて垂直線がコントロール、即ち較正応答の率として筋肉応答の図示のためディ スプレースクリーン１２６に引かれる。

モニタリング目的から電気刺激をうまく適用するため、有効な人為現象拒絶方法 が用いられねばならない。　“人為現象”という用語は電気焼灼及び外科医誘導 ！！者動きに起因する測定におけるノイズを含む６人為現象読みは下記のように 各測定価をその前の測定値と関連付ける簡単な規則を用いて確認できる：規則１ 　；　Ｔ　Ｈ＞　Ｔ　２　＞　Ｔ　３　＞　Ｔ　４規則２：Ｔ、＜１００％ 規則３　：Ｔ、（ｔ）＜３ｘＴ、（ｔ−１）規則４：１７４比（ｔＪ　Ｔａ比（ ｔ−１）ｌ＜３０％規則ｌによれば５丁ＯＦ応答において４回誘発された筆線の 各々（Ｔｌ、Ｔ２．　Ｔ３．　Ｔａ）は同ＴＯＦにおいて前の筆線よりも少なく なければならない；これがそのケースでなければ、読みは捨てられる。規ＩＩＩ 　２によれば、ＴＯＦ行程における４回の個別的！縮（Ｔ１）は各々コントロー ル応答よりも弱（なければならず、このため過最大応答を超える筆線はノイズで 汚染されていると考えられ、拒絶される。規則３によれば、先の単−筆線応答よ りも３倍以上大きい単−筆線応答は神経筋遮断の逆転時であっても２０秒以内で ３００％の筆線強度増加が不可能であるため無視される。ｊｌ後に、規則４は２ ０秒で３０％以上のＴＯＦ比変化が人為現象のしるしであることを示す、４規則 に加えて、比脱分極化神経筋遮断剤の場合、丁ＯＦにおける４回目の誘発筆縮が １回目よりも常に弱く、即ちＴＯＦ比（１，Ｏ０％であり、そのためこの観察に 反するシグナルが拒絶されることも本発明者らにより確立された。

人為現象拒絶後、測定プロセスにおける最後の工程は麻酔の誘導前に前記のよう に行われかつ神経筋遮断剤の投与前に適用されたコントロール刺激に起因する皮 膚動きの量を表す対照値と積分シグナルとの比較である。次いですべてのその後 の測定値は対照値の％として表示され、こうしてセンサー位置及び刺激レベルが モニタリング中に一定のままであるかぎりこれらとは無間係にモニターを参照す ることができる。

安全のため、システムはステイミュレータ−回路１５０が作動される毎に刺激電 流を測定する。ステイミュレータ−リード１４０及び１４２の一方又は双方にお ける電流の不存在は患者皮膚との電気的接触の断絶又は欠如を示し、ユーザーに 示される。ステイミュレータ−電流がユーザーにより変えられて新しい対照値が 記録されなかったならば、変化後に記録された値は無効とみなされ、ユーザーは ディスプレースクリーンにより告知される。　本発明の雪線モニターの作動安全 特性に加えて。

本発明はシステム故障の場合に安全性に関して本来誤りを起こす０例えば、セン サー１０６が取り除かれるか又は部分的に断絶されたならば、得られる減少した 検知皮膚動き測定値は遮断剤の投与減少又は終了のユーザ一応答と共にかなりの 筋肉弛緩の存在を示すことになる。同様の結果はｖ４激の欠如又は低バッテリー レベルのときにも起きる。

図７は本発明のセンサーの代ＩＦ！ｉ様２００について図示する。

センサー２００では付着剤コートフオームパッド２０６で患者の皮膚に付着固定 できるビニル外装２０４でｆ１！包された１以上の抵抗タイプ歪みゲージ２０２ 及び２０２°を用いる。歪みゲージはカーボンフィルムでも又は他の適切な市販 タイプであってもよい、患者の皮膚は！縮時に動くため、リードワイヤ１２６及 び１２８を介した電流の通過に対する歪みゲージの抵抗はその動きに比例して変 動し、これは好ましい態様の場合としてコントロール応答と比較される。

図８は間に配置された誘電基板２２６を有する２枚の実質上平行な薄い金属プレ ート又は薄片２２２及び２２４を用いた本発明のセンサーの第二の代替態様２２ ０について示すが、そのアセンブリーも付着剤コートフオームパッド２２８で患 者の皮膚に付着される。このためセンサー２２０はコンデンサーを含み、そのキ ャパシタンス及びひいては電圧応答は筋肉動き（１１纏）に応じて変動し、シグ ナルはリードワイヤ１２６及び１２８から取り出される。

図９はゴム袋２３４で被包されたオーブンセルフオームパッド２３２を用いた本 発明のセンサーの第三の代替態様２３０について示すが、そのアセンブリーもフ オームパッド２３６で患者に付着される。患者の！縮はそのフオームの圧縮を起 こし。

このため袋２３４内の窒素のようなガスに間する有効容量はその圧力及び密度を 上げ、その大きさが例えば袋内における小型クォーツ共振器の共振振動数の変化 により又はキャパシタンスもしくは歪みタイプ圧力センサーにより測定されて、 当業界で知られるような電気シグナルに変換される。適切なデザインのセンサー は参照番号２３８により図９で一般的に示されている。

本発明はある例示的な好ましい！！様に関して記載されてきたが、それに限定さ れるわけではなく、好ましい！！様に対する多くの付加、削除及び変更も以下で 請求されるような本発明の範囲内で行えることは当業者により容易に理解及び認 識される。

例えば、いかなるプログラムしつるマイクロコンピュータ−もシステムをコント ロールするために用いてよい；他のタイプのディスプレーも用いてよい；オーデ ィオアラームも開業医に許容できないほど高レベルの遮断を警告するために加え てよい；センサーは患者の手に適用のためグローブに組み込んでもよく。

ベルクロタブ（ｖｅｌｃｒｏ　ｔａｂ）もしくはストリップで患者に固定しても よ（又は前記方式のいずれかで患者体の原もしくは他の部分等の適切な箇所に適 用してもよい。

Ｆｉｇ、　１ Ｆｉｇ、５ 国際調査報告

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．患者において神経筋遮断をモニターするための装置であって、 該患者の末梢神経に電気刺激を与えるための手段；該末梢神経の該電気刺激によ り該里者の骨格筋で誘発された応答の程度を測定するための手段からなり、当該 測定手段が； 撓みの程度に通常比例したシグナルを発生するための可撓性センサー手段； 該可撓性センサー手段を支持するための薄い可撓性バッド手段（該バッド手段は 該可撓性センサー手段に固定される一端と該患者の皮膚適用のための他端とを有 する）；及び該骨格筋との量なり関係下で該患者の皮膚に該薄い可撓性バッド手 段を固定するための手段； を含む装置。 ２．固定するための該手段が付着剤からなる、請求項１記載の装置。 ３，付着剤が該バッド手段の実質上全部の他端にわたり配置される、請求項２記 載の装置。 ４．当該可撓性センサー手段が電気シグナルを発生する圧電物質のフィルムから なる、請求項１記載の装置。 ５．当該圧電フィルムが絶縁物質で実質上被包されている、請求項４記載の装置 。 ６．当該測定手段が該圧電フィルムに伝導的に付着された第一及び第二リードワ イヤを更に含む、請求項４記載の装置。 ７．当該圧電フィルムが主要曲げ軸を含み、該第一及び第二リードワイヤがそこ から離れた箇所で該フィルムに付着される、請求項７記載の装置。 ８．当該圧電フィルム上に接触バッドを更に含み、それにより該第一及び第二リ ードワイヤがそこに伝導的に付着された、請求項６記載の装置。 ９．当該圧電フィルムが該圧電フィルムから末梢に伸びる脚部を形成する絶縁物 質で実質上被包され、該リードワイヤが該圧電フィルムから該脚部を通って該絶 縁物質に伸びる、請求項６記載の装置。 １０．電力源を更に含み、該可撓性センサー手段が可撓性歪みゲージ手段の撓み の程度に応答して該電力源からの電力に対する電気抵抗を変える該電力源と連絡 した可撓性歪みゲージ手段からなる、請求項１記載の装置。 １１．当該可撓性センサー手段が間に配置された可撓性誘電基板を有する２枚の 可撓性な実質上平行な薄い導電性部材を含む可撓性可変コンデンサーからなり、 当該装置が第一及び第二電気コンダクターを更に含み、各々が該部材の１つと通 じ合い、電力源に伸びている、請求項１記載の装置。 １２．当該可撓性センサー手段が内部に実質上圧縮しうる液を含む実質上平面的 な内部弾性的支持可撓性袋とその中における圧力又は密度変化を検出してその変 化の大きさに通常比例したシグナルを発生する該液と連絡した手段からなる、請 求項１記載の装置。 １３．患者において神経筋遮断を測定するための方法であって、 骨格筋と重なる該患者の皮膚と直接接触させて皮膚動きセンサーを固定する； 該皮膚のバックグラウンド動きを該皮膚動きセンサーで測定し、該バックグラウ ンド動きを電気的パラメーターとして定量する； 該骨格筋と関連した該患者の末梢神経を電気的に刺激して、そこから応答を誘発 させる； 該電気的神経刺激の後で該誘発筋肉応答時に該皮膚動きセンサーで該皮膚の動き を測定し、該誘発骨格筋応答時に該皮膚動きを電気的パラメーターとして定量す る；及び該皮膚の該定量バックグラウンド動きを該誘発骨格筋応答時に測定され た該定量皮膚動きから減算する；ことからなる方法。 １４．当該誘発骨格筋応答時に該皮膚動きを測定する工程の前に該皮膚動きセン サーから放出される該電気刺激に起因する電磁作用を持つ工程を更に含む、請求 項１３記載の方法。 １５．当該定量バックグラウンド皮膚動きの減算後該誘発骨格筋応答時に該定量 皮膚動きの大きさを図示することを更に含む、請求項１３記載の方法。 １６．当該バックグラウンド皮膚動きの減算後該誘発骨格筋応答時に該定量皮膚 動きにおける人為現象を確認し、該図示工程前にそこから該人為現象を除去する 工程を更に含む、請求項１５記載の方法。