JPS63500435A - 麻酔モニタ− - 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】 麻酔モニタ一 本発明は麻酔モニターに係る。

より詳細には本発明は、全身麻酔をがけな患者の意識のレベルをモニターする方 法及び装置に係る。所望の麻酔の深さ及び意識のレベルを与えるように麻酔剤の 投与を調節するために、麻酔の深さ及び意識のレベルに関する情報は、麻酔剤を 投与する人間にとってがなり重要である。

本発明は、患者の麻酔の深さ又は意識のレベルを試験する方法を提供する０本発 明方法は、所定周波数の成分を少なくとも１つ含む刺激信号を患者の感覚器官に 作用させ、該刺激信号作用中の患者の脳波（ＥＥＧ）信号を受信し、ＥＥＧ信号 を分析してＥＥＧ信号中の前記所定周波数成分の大きさ及び／又は位相を決定し 、前記成分の大きさ及び／又は位相に関して患者の麻酔の深さ又は意識を評価す るステップを含む、　好ましくは方法が、複数の所定周波数成分を含む刺激信号 を作用させ、ＥＥＧ信号を分析してＥＥＧ信号中の刺激信号と同じ周波数をもつ 成分の各々の大きさ及び／又は位相を測定するステップを含む。

更に好ましくは、方法が、選択グループの前記周波数成分を同時に作用させるス テップを含む。

更に好ましくは、刺激信号が電磁放射を含む、更に好ましくは、放射が前記複数 ・の所定周波数成分をもつようにｌ＠幅変調された可視赤色光線を含む、更に好 ましくは、周波数成分が４〜７２　Ｈ７，の範囲である。方法は、麻酔下の患者 の意識を試験するために使用されてもよく、その場合には方法が、成分の大きさ 及び／又は位相に従って麻酔剤を投与するステップを含む。

この場合、患者の好ましい処置方法によれば、麻酔以前のＥＥＣ信号中の選択成 分の大きさ及び／又は位相応答（以後正常応答と指称）を決定すべく麻酔剤の投 与以前に方法を患者に適用する。次に麻酔剤を投与し、方法は麻酔剤投与後の大 きさを正常応答に比較するステップを含む、好ましくは刺激信号の周波数の関数 として比較が行なわれ結果がディスプレイされる。

本発明はまた患者の意識を試験する装置企提供する。前記装置は少なくとも１つ の所定周波数成分をもつ刺激信号を発生する発生手段と、刺激信号を患者の感覚 器官に結合する結合手段と、患者がらＥＥＧ信号を誘導するＥＥＧ電極と、ＥＥ Ｇ信号中の前記所定周波数をもつ成分の大きさ及び／又は位相を得るための弁別 手段とを含む。

麻酔下の患者の意識を試験するために装置を使用する場合、装置がＥＥＧ信号中 の選択周波数成分の大きさ及び／又は位相に関する情報を迅速に生成し、麻酔剤 を投与する人間が結果をモニターして患者に対する麻酔剤の投与量をコントロー ルできるようにすることが重要である。

添付図面に基づいて本発明を更に詳細に以下に説明する。

第１図は本発明の麻酔モニターシステムの基本素子を示す概略説明図である。

第２図は患者に対するＥＥＧ電極と発光ダイオード（ＬＥＤ）アレイとの相対配 置を示す概略平面図である。

第３八図から第３Ｄ図はシステムの図形出力ディスプレイを示す。

第４図は刺激発生器のブロック図である。

第５図は刺激発生器の一部のより詳細な回路図である。

第６図は刺激発生器の一部の別の詳細な回路図である。

第７図はＬＥＤアレイの強度を制御する回路である。

第８図はＬＥＤアレイの概略説明図である。

第９図はシールドな備えたＬＥＤアレイの概略側面図である。

第１０図はＥＥＧアナライザのブロック図である。

第１１図はアナライザの一部の回路図である。

第１２図はＥＥＧアナライザの一部の別の回路図である。

第１３八図から第１３Ｇ図は本発明の動作の理解に有用な波形を示す。

第１４図はシステムで使用されるマイクロプロセッサのブロック図である。

第１５図はマイクロプロセッサと協働する素子の概略説明図である。

第１図に概略的に示すシステムは、例えば外科手術を受ける患者２の意識状態又 は麻酔の深さを測定するために使用される。患者からのＥＥＧ信号はＥＥＧ電極 ４，６．８及び１０の使用によって得られる。

第２図は電極を患者２の頭部に接続する方法の一例を示す、この構成では電極４ が患者の額に接続されてアースとして使用されている。電極６は後頭部中央（Ｏ Ｚ）に接続され、電極８．１０は患者の耳に接続される。電極８．１０は互いに 電気接続され後述するごとくアナライザの負の入力を形成する。

システムは刺激発生器１４に接続されたマイクロコンピュータ１２を含み、刺激 発生器１４は一対のＬＥＤアレイ１６に接続されている。ＬＥＤアレイは使用中 に患者２の耳の近傍に配置され患者の閉じた瞼を介して感知可能な信号を発生す る。

システムはアナライザ１８を含み該アナライザは電極４，６，８゜１０から得ら れたＥＥＧ信号を分析する。アナライザの出力はマイクロコンピュータ１２に接 続されている。コンピュータ１２はアナライザの出力を汎用コンピュータ２０に おいて更に処理するように構成されており、汎用コンピュータ２０は結果を数値 又は図形としてディスプレイするためのＶＤＩＩディスプレイを含み得る。

一般的に、刺激発生器は１つ又は１群の正確な既知周波数成分を含む刺激信号を 発生する。刺激信号は一対のＬＥＤアレイの強度を変調すべく該アレイに供給さ れる。患者の脳の電気応答はＥＥＧ電極を介して感知され、アナライザ１８は刺 激発生器１４によって発生した刺激信号と同じ周波数又は周波数群をもつ成分を 極めて正確に単離する。この技術によれば患者の麻酔の深さに関して極めて有用 な情報が得られることが判明した。また、患者の麻酔の深さを確認するためには ある種の周波数が特に有効であるが、ある種の患者のピーク感度は異なる周波数 に生じることも判明した。

従って本発明の好ましい技術では一連の周波数の信号を患者に与える０時間を節 約するために、１群例えば３つの選択周波数を同時に患者に作用させ、アナライ ザ１８とマイクロコンピュータ１２とコンゼ・ユータ２０とが選択群の個々の周 波数に対する応答を別々に分析するように構成する。以下の表１は選択周波数群 の典型例を示す。

氏Ｌ グループＦｌ（）Ｉｚ）　Ｆ２　Ｈｚ＞　Ｆ３（）ｌｚ）　続、１１血型α・感 度１　４　５　６　２０秒　適度 ２　７　８　９　２０秒　適度 ３　１０　１１　１２　４０秒　極度に選択的ではない４　１３　１４　１５　 ２０秒　極度に選択的ではない５　１６　１７　１８　１０秒　十分 ６−２０　２２　２４　１０秒　十分 ７　２６　２８　３０　１０秒　十分 ８　３２　３４　３６　１０秒　十分 ９　３８　４０　４２　１．０秒　最良１０　４４　４６　４８　１０秒　最良 １１　５０　５２　５４　１０秒　最良１．２　５６　５８　６０　１０秒　最 良１３　６２　６４　６６　１０秒　最良１４　６８　７０　７２　１０秒　最 良表１は１４グループの周波数群Ｆｌ、Ｆ２．Ｆ３と該周波数群の作用持続時開 とこれら特定周波数に対する患者の代表的な５度とを示す、持続時間は、かなり 正確なＥＥＧ応答、例えば信号対雑音比３ｄＢの信号が比較的短時間で得られる ように選択される０時間が過度に長いとシステムは麻酔下の患者の麻酔の深さを モニターするための十分な速さで結果を生じることができない。グループのうち のどの周波数群を選択するかは任意であるが、最適持続時間が同様の値を６つよ うに周波数Ｆｌ、Ｆ２．Ｆ３が近い値であるのが有利である。約７２Ｈｚを上回 る信号ではＥＥＧ応答が過度に小さいことも知見された。

本発明の実施においては、患者のＥＥＧ大きさが個人毎に相当に異なっているの で、「覚醒」応答を得るために麻酔剤を投与する前に先ず患者に刺激発生器１４ から刺激信号を与える。麻酔下で患者に刺激を与えるときに正常結果がディスプ レイされるように、覚醒応答を汎用コンピュータ２０に記憶する。

第３八図は患者の典型的ＥＥＧ大きさ応答を周波数の関数として示す、実線２２ は麻酔剤を全く投与しないときの「覚醒」応答を示し、赤色光信号は前記のごと く患者の閉じた瞼を介して与えられる。グラフはまた、患者に麻酔剤を投与後の 「睡眠」応答２４を周波数の関数として示す、汎用コンピュータ２０は第３Δ図 に示すフォーマットと同様のフォーマットでグラフをディスプレイするようにプ ログラムされ得る。睡眠応答２４はアナライザ１８とマイクロコンピュータ１２ とがら得られた結果によって不断に更新される。次にオペレータは比較評価によ って、特定周波数での覚醒応答に対する睡眠応答２４の比を測定する。一般に、 睡眠応答が覚醒応答の５０％未満のときにこの値は患者が確実に麻酔されたこと の指標となる。

または、汎用コンピュータ２０は出力情報を時間の関数としてディスプレイする ようにプログラムされ得る。第３Ｃ図は大きさ応答を周波数の関数として示し、 汎用コンピュータ２０は選択周波数範囲即ち４０〜７２Ｈｚの範囲で覚醒応答２ ６下方の領域＾１を得るように積分し、且つ睡眠応答２８下方の領域＾２を得る ように積分すべくプレプログラムされる０次に応答比３０は、第３Ｄ図に示すよ うに時間の関数としてディスプレイされる。この形態の出力は患者の麻酔の深さ についてオペレータに極めて有効な指標を与える。応答比３０が０．５未満のと き、この値は患者が十分に麻酔されたことの指標となる。

コンピュータ２０で得ら・れる正常応答情報に従って患者に対するその後の麻酔 剤の投与が自動的にコントロールされるように構成することも勿論可能である。

しかし乍ら安全上の理由から、その後の麻酔剤の投与は経験豊かなオペレータが コンピュータ２０の出力を確認した後に手で行なうほうがよい。

別の構成によれば、患者の位相応答を検出しこれを同様に利用してもよい０例え ば、患者が覚醒しているときに刺激発生器によって発生した各周波数成分に対す るＥＥＧ信号中の選択周波数成分の位相応答を検出し、これを周波数の関数とし て記憶する。第３Ｂ図は覚醒応答３２の位相差を周波数の関数として示す。睡眠 応答３４も図示されている。刺激入力とＥＥＧ応答との間の遅延をＴとするとき 、位相応答は周波数×Ｔに比例する。患者の遅延Ｔは麻酔の深さに従って変化し 、従ってこのパラメータを麻酔の深さを評価するために使用し得ることも知見さ れた。

第４図から第１５図は刺激発生器１４とアナライザ１８とマイクロコンピュータ １２との好ましい構成をより詳細に示す。

第４図は例えば４ＭＨｚで発振する発振器３６を示す０発振器３６の出力は除算 器３８に接続され、除算器の出力は周波数乗算器４０，４２．４４に接続され、 これら乗算器の出力はそれぞれカウンタ４６，４８．５０に接続されている。カ ウンタ４６．４８．５０の出力は方形波信号を含み、該信号の周波数は正確に決 定されており前出の表１に従って患者に与えられる周波数成分Ｆｌ、Ｆ２．Ｆ３ を含む０乗算器４０，４２．４４によって生成される周波数の実効値はマイクロ コンピュータ１２からデータライン５２゜５４．５６に入るデータ入力に従って 測定される。カウンタ４６゜４８．５０の出力はＲＯＭ５８，６０．６２に与え られる。Ｒ叶５８．６０．６２の各々は３つの機能をもつ、第一に、正弦値の参 照用テーブルを記憶しライン６４，６６．６８にデジタル形出力を発生する。

該出力はＲＯＭ５８，６０．６２の各々に与えられた数の正弦である。

ＲＯＭはまたライン７０，７２．７４に余弦出力を発生するために余弦参照用テ ーブルをもつ、　ＲＯＭはまたライン７６．７８．８０に制御信号を発生し、該 制御信号はアナライザ１８に与えられる。

正弦出力ライン６４，６６．６８はデジタルアナログコンバータ８２゜８４．８ ６に接続され、これらコンバータの出力は加算回路８８で加算される。加算器８ ８からの和出力はＬＥＤ制御回路９０に与えられ、該制御回路はＬＥＤアレイ１ ６への電流を生成する。

従って、ＬＥＤアレイ１６に与えられる電流信号はマイクロコンピュータ１２に よって決定された３つの正確な既知周波数成分Ｆｌ、Ｆ２．Ｆ３をもつ。

第５図は刺激発生器１４の一部を構成する回路の概略図である。この構成で、発 振器３６は４ＭＨｚの水晶発振器であり、その出力はバッファ増幅器９２によっ てカウンタ３８の入力に接続されている。除算器３８はバッファ増幅器９２から の出力を受信する４０４０カウンタを含むのが有利である。カウンタの出力は正 確に限定された安定な周波数をもつ、この周波数としては５１２ＭＨｚｌ）＜選 択されるのが有利である。出力信号は周波数増幅器４０，４２．４４の入力に接 続される０乗算器４０の例は第６図により詳細に示されている０乗算器４０は４ ０４６フ工−ズロツクトルーブ回路９４を含み、註回路はビン１４．を介してカ ウンタ３８の出力を受信する０回路は除算回路９６を含みその出力はライン９８ を介して４０４６回路のビン３に接続されている。除算回路自体は予設定可能な ダウンカウンタ１００゜１０２を含み各ダウンカウンタは７４　ＬＳ　１９１回 路を含む。

除算回路はライン５２を介してマイクロコンピュータ１２から７４　ＬＳ　３７ ３の８ビツトラツチ１０４に読み込まれた数を除数として除算する。従ってラッ チ１０４への入力は除算器９６が周波数乗算器４０への基準入力を除算するため の除数を決定する０乗算器４０の出力はライン１０６に生じ、該ラインはカウン タ４６の入力に接続されている。その周波数は周波数Ｆ１の１０２４倍である。

カウンタ４６は７４　ＬＳ　３９３カウンタを含み、該カウンタは入力を除数１ ０２４で除算する。従ってその出力の周波数はＦｌである。

第６図に示すごとくカウンタ４６は１０ビツト出力をもち、該出力はＲＯＭ５８ の入力に接続されている。該ＲＯＭは好ましくは３つのＲＯＭエレメント１０６ ，１０８，１１０を含み、各エレメントは８ビツト出力をもつ、エレメント１０ ６の８ビツトとエレメント１０８の２ビツトとは正弦出力テーブルに使用され、 エレメント１１０の８ビツトとエレメント１０８の２ビツトとは余弦出力テーブ ルに使用される。ＲＯＭエレメント１０８の残りの４ピツＩ〜はマイクロコンピ ュータ１２とアナライザ１８との制御信号を与えるべく制御ライン７６に接続さ れている。　ＲＯＭ５８からの１０ビット正弦出力は次にデジタルアナログコン バータ８２の入力に接続され、出力１１２は加算回路８８の１つの入力に接続さ れている。加算回路は差動増幅器１１４を含み、該増幅器の正の入力はアースさ れ、出力は加算接合１１８に接続された抵抗フィードバック素子１１６をもつ、 該接合は増幅器１１４の負の入力に接続されている。増幅器１１４はＴＬ　０７ １回路を含み得る。加算回路８８への別の入力はデジタルアナログコンバータ８ ４，８６から誘導され、該コンバータは夫々基準周波数Ｆ２　、　Ｆ３に関係す る。

増幅器１１４の出力は第７図に示すごと＜　ＬＥＤ制御回ＦＩ？１９０の入力ラ イン１２０に接続されている。入力ライン１２０はＯ調整回路網１２４を介して 増幅器１２２の入力に接続され、該回路網は回路９０の出力が所望のＤＣレベル をもつように調整される。

増幅器１２２からの出力はＬＥＤアレイ１６を励起する電流バッファ１２６の入 力に接続されている。第８図に概略的に示すように各アレイ１６は円形パターン に配置された７つのＬＥＩ）デバイス１２８を含む、１４個のＬＥＤは直列に接 続されバッファ１２６から供給される電流によって励起される。直列接続ＬＥＤ の他端は負の供給ライン１３０に接続され、該ライン１３０の電圧は直列接続さ れたＬＥＤの数に従って選択される。アレイ１６の出力の強度を調整するために 、制御ＬＥＤ１３２がバッファ１２６の出力と直列に接続されており、ホトトラ ンジスタ１３４を照射するように構成されている。該ホトトランジスタ１３４の 出力は増幅器１３６を介して増幅器１２２の入力に接続されている。アレイ１６ に使用されたものと同タイプのものから選択された制御ＬＥ０１３２の出力は、 アレイ１６の光出力強度を表示し、ＬＥＤアレイ１６が到達したピーク強度を制 御するための負のフィードバックとして使用される。従って回路９０は基準周波 数のどの選択グループがＬＥＤアレイに与えられるかにかかわりなく　ＬＥＤア レイ１６からの光出力強度の一定の平均レベルを確保する。

１つの構成によれば、５ｔａｎｌｅｙによって製造されたＥＳＢＲダイオードと して公知のＬＥＤデバイスの使用が有利であることが判明した。ダイオードを流 れる電流は典型的には２０〜３０ミリ゛アンペアであり、５０ミリアンペア未満 である。０調整回路１ｉ１１２４は、ＬＥＤデバイスがプロセスのいかなる段階 でも逆バイアスされないことを確保する。何故なら逆バイアスが生じるとその結 果として、そうでないときには純粋に正弦波形のＬＥＤデバイスに対する入力の 混乱が生じるからである。

ＬＥＤアレイ１６を第９図に示すごとく内側及び外側の遮蔽スクリーン１３８Ｊ ４０の内部に配置することが好ましいことが判明した。スクリーンはＬＥＤ１２ ８を流れる電流によって発生する電界及び磁場の効果を実質的に除去する。アレ イ１６への導線１４２もまた同じ理由によって遮蔽されている。アレイ１６がＥ ＥＧ電極に近接しておりまたバックグラウンドＥＥＧ信号に比較して信号レベル 、即ち選択周波数Ｆ１．Ｆ２．Ｆ３の信号レベルが比較的低いので、実用上の見 地から遮蔽は極めて重要である。典型的には基準周波数の信号レベルが２マイク ロボルト未満でありバックグラウンドレベルは２０ボルトであろう。

第１０図はアナライザ回路１８をより詳細に示す、該回路は電極４，６，８．１ ０からＥＥＧ信号を受信する入力増幅器１４４を含む。

増幅器の出力は例えば１〜１００）１ｚの範囲の周波数を通過させるように選択 された帯域通過フィルタ１４６に入る。フィルタ１４６の出力はデジタルアナロ グコンバータ１４８，１５０，１５２゜１５４．１５６，１５８の乗算入力に接 続されている。コンバータへの別の入力は刺激発生器１４のＲＯＭ５８．６０． ６２から与えられる。

正弦出力ライン６４，６６．６８は夫々コンバータ１４８，１５０，１５６に接 続されている。余弦出力ライン７０，７２．７４は夫々コンバータ１５０，１５ ４，１５８に接続されている。コンバータの出力は積分器１５０，１６２，１６ ４，１６６．１６８，１７０の入力に接続され、これらコンバータの出力は夫々 サンプルホールド回路１７２，１７４゜１７６．１７８，１８０，１８２に接続 されている。積分器とサンプルホールド回路とは発生器１４のＲＯＭの出力信号 によって制御されている。より詳細には、積分器１６０，１６２とサンプルホー ルド回路１７２，１７４とは制御ライン７６を介してＲＯＭ５８によって制御さ れ従って基準周波数Ｆ１での分析に使用される。積分器１６４，１．６６とサン プルホールド回路１７６．１７８とはライン７８を介してＲＯＭ６０から制御信 号を受信し、この信号は基準周波数Ｆ２に使用される。積分器１６８，１７０と 回路１８０，１８２とは制御ライン８０を介してＲＯＭ６２からの信号によって 制御され、基準周波数Ｆ３に使用される。サンプルホールド回路の出力は、マル チプレクサ１８６を介してアナログデジタルコンバータデバイス１８４に接続さ れ、該マルチプレクサはライン１８７を介してマイクロコンピュータ１２によっ て制御される。コンバータデバイス１８４は制御ライン１８７を介してマイクロ コンピュータ１２によって制御される。コンバータ１８４からのデータ出力はマ イクロコンピュータ１２に入りここで更に処理される。

一般に、第１０図の構成は、増幅器１４４によって受信されたＥＥＧ信号から基 準周波数Ｆｌ、Ｆ２．Ｆ３の成分を極めて正確になわれるので妥当な繰返し速度 でディスプレイ情報が更新されるように情報がコンピュータ１２に与えられる。

フィルタ１４６の出力信号ｆＱ）は選択周波数Ｆｌ、Ｆ２．Ｆ３の或分を含むで あろう、先ず周波数Ｆ１に関して考察すると、コンバータ１４８，１５０の出力 信号は、入力がライン６４．７０を介してＲＯＨ５８から与えられるので以下の 式で示される。

コンバータ１４８の出力＝　ｆ（ｔ）、５ｉｎ２πｆｌコンバータ１５０の出力 ＝　ｆ　（ｔ）、Ｃｏ５２πｒ。

積分器１６０，１６２は、制御ライン７６によって決定された選択周波数Ｆ１の 完全サイクルが選択回数繰り返される間にコンバータ１４８，１５０からの出力 を積分するように構成されている。従って積分器１６０，１６２の出力は以下で 示される。

フーリエ解析により、周波数Ｆ１でのＥＥＧ信号ｆ（ｔ）の成分の大きさＨｌは 以下の式で計算されることが理解されよう。

周波数Ｆ１の各周期の絡端の積分器１．６０４６２の出力値は、コンバータ１８ ４内でデジタル形に変換されるべくサンプルホールド回路１７２，１７４に保持 され、表１に示した所要数のサイクルを平均化するためにマイクロコンピュータ １２に転送される０次に回路１７２，１７４の平均出力が二乗され加算され、こ の平方根をめて値Ｈ１が決定される０例えばＦ１＝４Ｈｚで８０サイクルが存在 するとき、これら８０サイクルにわたるＭｌの値が平均化されるので比較的短時 間でかなり正確な結果が生じる。

グループの別の選択周波数Ｆ２□Ｆ３も同様に処理される。

サンプルホールド回路１７６．１７８の出力が周波数Ｆ２に該当しサンプルホー ルド回路１８０，１８２の出力が周波数Ｆ３に該当する。

マイクロコンピュータ１２の制御下でマルチプレクサ１８６を使用するのでアナ ログデジタルコンバータ１８４を１つだけ使用すればよい。従って周波数Ｆｌ、 Ｆ２．Ｆ３の周波数成分の平均値Ｍｌ、Ｍ２．Ｍ３がマイクロコンピュータ１２ で計算され記憶され得る。記憶された情報は次にコンピュータ２０に転送され、 例えば第３Δ図または第３Ｄ図に示すフォーマットの図形出力を与えるために使 用される。

必要な場合、第３Ｂ図に示すタイプの出力ディスプレイを発生するために位相変 化を計算してもよい０位相差は以下の式によって算出し得る。

π　＾。

△φ＝　−（１−Ｓｇｎ（Ｂｎ））＋＾ｒｔａｎ−２Ｂｎ 式中Ｓｇｎ（Ｂｎ）　−＋　１　０≦ＢｎＳｇｎ（Ｂｎ）＝−Ｉ　Ｂｎ＞　Ｏ Ｎ−積分を行なうＦｌのサイクル数 係数＾。及び係数Ｂｎがサンプルホールド回路１．７２，１７４の出力に直接関 係があり従って決定とその後の処理に容易に利用できることが理解されよう。

同様に、周波数Ｆ２　、　Ｆ３に対する位相応答は夫々サンプルホールド回路１ ７６．１７８及び１８０，１８２から得られる。

第１０図の回路は特にアナログ積分器１６０−１７０が所要積分を極めて高速且 つ正確に計算し得るので本発明の構成に特に適している。しかし乍ら残りの数学 的処理はコンピュータ１２及び２ｏにおいてデジタル形で行なわれるのが有利で あり、どこで計算を行なうかは主として便利さによって選択できる。

第１１図は増幅器１４４とフィルタ１４６とをより詳細に示す。

増幅器１４４は精密操作形差動増幅器（＾ＨＰ〜０１）を含み、該増幅器の負の 入力１８８は患者の耳に接続された電極８．１０に接続されている。正の入力１ ９０は後頭部中央の電極６に接続され、アース人力１９２は患者の顎の電極４に 接続されている。

入力１８８，１９０は極めて低い周波数成分例えばＩＨｚ未満をｐ波する結合コ ンデンサ１９４を含み、従ってフィルタ１４６の一部と考えてよい、増幅器１４ ４の出力は、フィルタ１４６の残りを含む抵抗−キャパシタンス回路網に入り例 えば１００）１ｚより高い周波数を減衰させる機能を果たす、フィルタ１４６の 出力は次に一対の増幅器１９６Ｊ９８で増幅される。後者は増幅器１９８のＤＣ 出力レベルを調整するＤＣオフセット回路網２００を含む、増幅器１９８の出力 は光結合器２０４を介して別の増幅器２０２の入力に接続されている。増幅器１ ４４がＥＧＧ電極を介して患者の頭部に直接接続されているので光結合が特に重 要であり、また増幅器１４４，１９６　、１９８の電源としてバッテリーを使用 するので安全上の理由からも重要である。光結合器２０４の使用によって、これ ら素子が主電源から給電される回路の残りの部分と電気的に接続されないことが 確保される。従って、装置になんらかの故障が生じたときに過度に高い電圧また は電流が患者に与えられる危険はほとんどない。

第１２図は第１０図に示す構成を実現する回路のより詳細な説明図である。増幅 器２０２の出力は７５２０タイプの回路を含み得る乗算用デジタルアナログコン バータ１４８，１５０の基準入力に接続された入力ライン２０６に与えられる。

コンバータ１４８はライン６４を介してＲＯＭ５８から正弦信号を受信し、コン バータ１５０はライン７４を介して同じＲＯＭから余弦信号を受信する。従って コンバータ１４８，１５０は、基準周波数Ｆ１で正弦関数及び余弦関数によって 乗算されたＥＥＧ信号に比例する積をアナログ形で生成する。コンバータ１４８ の出力は入力抵抗器２０８とフィードバックコンデンサ２１０とをもつＴＬＯ７ ２増幅器を含む積分器１６０の入力に入り、従って増幅器は常用のアナログ積分 器として機能する。コンデンサ２１０はアナログスイッチ２１２によってブリッ ジされている。該スイッチは４０６６タイプであり制御ライン７６ａを介してＲ ＯＭ５８から制御信号を受信する。ライン７６ａの制御信号の波形は第１３Ｄ図 の波形２１４で示される。波形２１４はスイッチ２１２を閉鎖し、この結果第１ ３八図に波形２１６で示す基準周波数Ｆ１がＯと交差する点又はその直後にコン デンサ２１０の芯部な放電が生じる。サンプルホールド回路１７２はスイッチ２ １２の閉鎖のときに放電の直前の積分器の値を保持するように制御される。これ は第１３Ｅ図に波形２１８で示される制御ライン７６ｂ上の制御信号によって行 なわれる。第１３Ｆ図及び第１３Ｃ図は夫々、ライン７６ａ及び７６ｂの制御信 号のシーケンスを時間規模を拡大して示す、スイッチ２１２の閉鎖を生起する正 の向きのパルス２２２の直前にサンプルホールド回路１７２を励起する負の向き のパルス２２０が発生することが理解されよう。

サンプルホールド回路１７２がパルス２２０の立ち上がりを受信すると回路１７ ２は積分器の出力を追跡し、パルス２２０の立ち下がりが保持サイクルの開始を トリガする。第１３Ｂ図は積分器１６０の典型的出力波形２２４を示し、第１３ Ｃ図はサンプルホールド回路１７２の典型的出力波形２２６を示す、波形２２６ において追跡期間が基準周波数Ｆ１の０交差直前に生じることが理解されよう。

従って、基準周波数Ｆ１の各す・イクル中の回路１７２の出力波形２２６は各サ イクルの終端での積分器１６０の出力での積分の値を示す、余弦積の積分に関し てはサンプルホールド回路１７４の出力で同様の波形が得られる０回路１７２と 回路】７４との出力は前記のごとく処理されるためにライン１．７５，１７７を 夫々介してマルチプレクサ１８６に接続されている。３つの基準周波数が同時に 処理できるように基準周波数Ｆ２．Ｆ３に関しても同様の回路を配備し得る。

第１４図はマイクロコンすユータ１２の構成の一例の概略説明図である。該マイ クロコンピュータ１２は６０８２シリーズのＣＰＵ２２８と、２つの２７３２　 ＰＲＯＮ２３０，２３２と、６１１６　ＲＡＭ２３４とを含む０回路は周波数乗 算器４０，４２．４４にアドレス復号情報を与える、即ち第５図に示すラッチ１ ０４に基準周波数Ｆ１に関するデータを与えるセレクタ３３６を含む８回路は刺 激発生器１４とアナライザ１８との内部素子を交信させる３つの入／用カニニッ ト３３８，３４０，３４２を含む０回路は汎用マイクロコンピュータ２０に接続 するためのＲ５２３２インタフエースコネクタ３４４と含む。

第１５図は刺激発生器１４とアナライザ１８との動作に必要な種々のサービスリ クエストをフラグするために使用される３つのフリップフロップ３４６．３４８ ．３５０を概略的に示す、フリ・ンブフロップの出力は第１４図に示すごとくラ イン３５２，３５４を介して入／用カニニット３４０に入力される。

本明細書に開示された本発明の原理は患者の意識を評価すべく例えば耳の如き別 の怒覚器官に適用することも可能である。

本発明の要旨及び範囲内で多くの変形が可能であることは当業者に明らかであろ う。

■＋ 国際調査報告 ＵＳ　４４６２４１１　Ａυ７９２０９／８２εＰ　１３１８３　ＣＡ　１１４ ４６０５　ＪＰ　５５０９１３３７　ＵＳ　４２０１２２４ＥＰ　１８２４０２ 　ＪＰ６１Ｌ５４５３３

Claims (24)

【特許請求の範囲】
1. １．所定周波数（Ｆ１，Ｆ２，Ｆ３）の成分を少なくとも１つ含む刺激信号（２ １６）を患者の感覚器官に作用させ、前記刺激信号作用中の患者の脳波記録（Ｅ ＥＧ）信号を検出し、ＥＥＧ信号を分析して前記ＥＥＧ信号中の前記所定周波数 をもつ成分の大きさ及び／又は位相を決定し、成分の前記大きさ及び／又は位相 に関して患者の麻酔の深さ又は意識を評価するステップを含む患者（２）の麻酔 の深さ又は意識の試験方法。
2. ２．内部に複数の所定周波数成分をもつ刺激信号を作用させるステップを含み、 ＥＥＧ信号中の刺激信号と同じ周波数をもつ成分の各々の大きさ及び／又は位相 を決定するためにＥＥＧ信号の分析を行なうことを特徴とする請求の範囲１に記 載の方法。
3. ３．前記周波数成分の選択グループを同時に作用させるステップを含むことを特 徴とする請求の範囲１に記載の方法。
4. ４．患者に麻酔剤を投与する以前の患者の正常脳波（ＥＥＧ）信号を検出するこ とによって患者の正常応答を得るステップを含み、前記麻酔の深さ又は意識の評 価ステップが前最初に検出したＥＥＧ信号を前記正常ＥＥＧ信号に比較するステ ップを含むことを特徴とする請求の範囲１から３のいずれかに記載の方法。
5. ５．前記ＥＥＧ信号又はその比（３０）を図形表示するステップを含むことを特 徴とする請求の範囲４に記載の方法。
6. ６．前記刺激信号が電磁放射を含むことを特徴とする請求の範囲１から５のいず れかに記載の方法。
7. ７．放射が前記複数の所定周波数の成分をもつように強度変調された可視赤色光 線であることを特徴とする請求の範囲６に記載の方法。
8. ８．所定周波数が４〜７２Ｈｚの範囲であることを特徴とする請求の範囲７に記 載の方法。
9. ９．前記赤色光線が閉じた瞼を介して患者の片目又は両目に照射されることを特 徴とする請求の範囲７又は８に記載の方法。
10. １０．麻酔の深さの評価に従って患者に麻酔剤を投与するステップを含むことを 特徴とする請求の範囲１から９のいずれかに記載の方法。
11. １１．患者のＥＥＧ信号に刺激信号の各周波数成分ｆｎの正弦及び余弦を別々に 乗算し、次に時間の関数として積分し周波数ｆｎのＥＥＧ信号の大きさＨｎを式 ▲数式、化学式、表等があります▼ によって計算することを特徴とする請求の範囲２又は３に記載の方法。
12. １２．各周波数の正弦及び余弦の乗算ステップと積分ステップとがアナログ形で 行なわれることを特徴とする請求の範囲１１に記載の方法。
13. １３．所定周波数の成分を少なくとも１つ含む刺激信号を発生する発生手段（１ ４）と、刺激信号を患者の感覚器官に結合する結合手段（１６）と、患者からＥ ＥＧ信号を誘導するＥＥＧ電極（４，６，８，１０）と、ＥＥＧ信号中の前記所 定周波数をもつ成分の大きさ及び／又は位相を検出する弁別手段（１８）とを含 むことを特徴とする患者の意識の試験装置。
14. １４．発生手段が複数の所定周波数成分（Ｆ１，Ｆ２，Ｆ３）を発生し、該周波 数成分は使用中に患者に同時に与えられ、弁別手段はＥＥＧ信号の各成分の大き さ及び／又は位相を決定することを特徴とする請求の範囲１３に記載の装置。
15. １５．弁別手段が、ＥＥＧ信号に刺激信号の各周波数成分ｆｎの正弦及び余弦を 別々に乗算する複数の乗算回路（１４８−１５８）と、乗算回路の出力を積分す る複数の積分回路（１６０−１７０）と含むことを特徴とする請求の範囲１４に 記載の装置。
16. １６．積分回路の出力が夫々のサンプルホールド回路（１７２−１８２）の入力 に接続されており、該サンプルホールド回路は刺激信号の周波数成分ｆｎの各周 期の終端で積分回路の出力値を保持することを特徴とする請求の範囲１５に記載 の装置。
17. １７．各周波数成分の正弦及び余弦の積分の平均値を得るためにサンプルホール ド回路の出力が予め選択された数のサイクルにわたって平均化され、弁別手段が 、各周波数成分ｆｎの各平均値の二乗の和の平方根の計算によって周波数ｆｎで のＥＥＧ信号の大きさＭｎを算出する演算ユニット（１２）を含むことを特徴と する請求の範囲１６に記載の装置。
18. １８．マルチプレクサ（１８６）とアナログデジタルコンバータ（１８４）とを 含み、サンプルホールド回路の出力はマルチプレクサを介してコンバータに接続 され、前記演算ユニットはデジタル形で演算を実行することを特徴とする請求の 範囲１７に記載の装置。
19. １９．結合手段が患者の閉じた瞼を介して患者の片目又は両目に強度変調された 赤外線信号を与えるＬＥＤアレイ（１６）を含むことを特徴とする請求の範囲１ ３から１８のいずれかに記載の装置。
20. ２０．発生手段がＬＥＯアレイから放出される光のピーク強度を調節する強度制 御回路（９０）を含み、前記強度制御回路が制御ＬＥＤ（１３２）を含み、該Ｌ ＥＤの出力がＬＥＤアレイヘの励起電流を制御する負のフィードバックを与える ことを特徴とする請求の範囲１９に記載の装置。
21. ２１．ＬＥＤアレイが光結合器を介して強度制御回路に結合されていることを特 徴とする請求の範囲１９又は２０に記載の装置。
22. ２２．ＬＥＤアレイが遮蔽スクリーン（１３８，１４０）内部に配置されている ことを特徴とする請求の範囲２１に記載の装置。
23. ２３．ＬＥＤアレイが、使用中に患者の各々の目に重ねられる２つの部分から成 ることを特徴とする請求の範囲１９から２２のいずれかに記載の装置。
24. ２４．前記部分がゴーグルまたは眼鏡枠に装着されることを特徴とする請求の範 囲２３に記載の装置。