CN110072451A - 定量神经肌肉阻滞感测系统和方法 - Google Patents

定量神经肌肉阻滞感测系统和方法 Download PDF

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Abstract

描述了神经肌肉监测，其使用新颖的导联组件和监测器，该监测器可以选择导联组件上的适当电极并校准通过导联组件施加于患者的刺激信号。监测还可以设置噪声基底值，以减少错误的四连计算的可能性。本系统可以自动感测患者的四连响应，并并且减少错误的四连指示的可能性。

Description

定量神经肌肉阻滞感测系统和方法
相关申请的交叉引用
本申请要求于2016年10月14日提交的美国临时申请No.62/408,327和于2017年3月9日提交的美国临时申请No.62/469,310的权益，其公开内容通过引用整体并入本文。
技术领域
描述了用于神经肌肉阻滞感测的系统和方法。
背景技术
现代全身麻醉的两个关键药物组分包括(1)导致失去意识的麻醉药物，和(2)引起肌肉麻痹的神经肌肉阻滞药物。患者醒来部分麻痹(残留的神经肌肉阻滞)并不罕见，这可能导致严重的患者伤害(例如呼吸能力受损)。
至少有三种方法来评估神经肌肉阻滞的程度。最简单和最不精确的方法是要求患者移动，例如将头抬离床一段给定的秒数。这个测试变化很大，更重要的是，需要患者清醒和具有应答。更希望在患者仍然无意识时可以进行测试，使得当患者醒来时，麻醉师可以确保他们将具有足够的运动功能。在麻醉(无意识)的患者中，可以电刺激神经，使得受神经支配的肌肉运动。例如刺激腕部附近的尺神经使得拇指和食指收缩。麻醉师可以观察或感受处于这种电刺激过程中的拇指，以观察拇指是否响应电刺激而移动。这种类型的监测通常称为外周神经刺激，或定性(或非定量)神经肌肉监测。第三种更复杂的方法涉及如上所述向周围神经刺激器添加运动感测元件。这些装置称为定量神经肌肉监测或定量抽动监测，因为运动不是由医生的拇指感测，而是由某种感测装置感测，例如基于加速度计或肌电图感测的装置。这些类型的装置的优点是更精确地量化运动程度，这可以使麻醉师更好地了解麻痹程度。
发明内容
描述了一种用于神经肌肉阻滞监测的神经肌肉导联组件，其可以包括支撑多个电极的基部。第一多个电极由基部机械地支撑并且配置成连接到患者以进行刺激。第二多个电极由基部支撑并与患者电连通，用于感测对刺激信号的响应。第二多个电极配置成与处理器电连通，以感测响应于来自第一多个刺激电极中的至少一个刺激电极的刺激信号的肌肉活动。第二多个感测电极配置成可选择地使得多个感测电极中的至少一个感测电极不感测患者移动。
导联组件的基部可以是非线性的，以便将第二多个感测电极定位在患者的手上的解剖学上期望的位置处，并且将第一多个刺激电极定位在患者的前臂上的解剖学上期望的位置处。
在示例实施例中，基于对感测到的信号的分析，选择第二多个感测电极中的一种电极作为最佳感测电极，其中非最佳感测电极用作从动电极。从动电极可以操作以去除共模信号，该共模信号对于连接到患者的其他电极是共有的。
在示例实施例中，基部、刺激电极和感测电极是一次性的。
在示例实施例中，基部包括用于将感测电极固定到患者以感测电活动的医疗级粘合剂。
在示例实施例中，基部包括支撑第一多个刺激电极的第一部分和支撑第二多个感测电极的第二部分。第一部分可以与第二部分分开。第一多个电导体与多个刺激电极电连通并且从第一部分延伸。第二多个电导体与多个感测电极电连通并且从第二部分延伸。在示例实施例中，第一多个电导体和第二多个电导体远离第二部分机械地连接。
在示例实施例中，基部包围第一和第二多个导体。
在示例实施例中，基部包括拇指开孔，用于将基部固定在患者的拇指周围，以将第一感测电极定位在患者的手掌上并且将第二感测电极定位在患者的手背上。
在示例实施例中，第二多个感测电极还包括从动电极。第一感测电极和第二感测电极中的一种选择为感测患者响应于刺激信号的肌肉活动，并且第一感测电极和第二感测电极中的另一种选择为从动电极。
用于神经肌肉阻滞监测的神经肌肉导联组件可以包括本体、由本体机械支撑的多个电极，加速度计、由本体支撑并且与多个电极电连通的多个导体，并且其中，所述多个导体配置成与处理器电连通以感测响应于刺激的运动。
在示例实施例中，本体是非线性的，以将多个电极定位在患者的前臂和手上的解剖学上期望的位置处。
在示例实施例中，本体、电极和导体是一次性的。
在示例实施例中，本体包括用于将电极固定到患者以感测电活动的医用级粘合剂。
在示例实施例中，多个电极中的刺激电极对患者施加刺激信号。
在示例实施例中，多个电极中的感测电极用于感测患者对刺激电极施加的刺激信号的响应。
在示例实施例中，多个电极包括多于一个的感测电极，其配置成感测患者对刺激电极施加的刺激信号的响应。
在示例实施例中，本体包围多个导体。
还描述了一种校准麻痹患者的神经肌肉监测的方法，其可以包括：以第一刺激信号值开始校准；在第一刺激信号值下施加连续输入信号用于四连分析(a train of fouranalysis)；测量患者四连响应以用于T1响应和四连比率；如果四连比率是恒定的并且T1响应增加，则将刺激值增加增量值到增加的刺激值；以增加的刺激信号值施加连续输入信号并重复测量并增加刺激值步长；以及如果在增加的刺激信号值下初始患者对四连的响应不恒定(即，如果在施加连续输入信号期间四连比率发生改变)，则停止校准。另外，如果T1响应没有增加，则将校准的刺激值设置成当前刺激值。
在示例实施例中，该方法还包括将神经肌肉监测刺激值设置为通过因子增加的校准刺激值。
在示例实施例中，第一刺激值是25mA。
在示例实施例中，在连续输入信号处测量初始患者响应包括测量以十五秒间隔隔开的两个连续TOF信号的第一(T1)高度。
在示例实施例中，通过增量值增加刺激值包括检查TOF比率与先前刺激值下的TOF比率相同。
在示例实施例中，用于设置最大刺激值的因子是1.1。
在示例实施例中，测量包括测量电噪声值和使用测得的噪声来设置电流刺激值。
在示例实施例中，TOF刺激值设置为至少具有1.4或更大的信噪比。
在示例实施例中，TOF刺激值设置为至少具有2.0或更大的信噪比。
在示例实施例中，测量包括在与Ti信号相同的时间段内施加零电流刺激信号。
在示例实施例中，测量包括测量电噪声值和使用测得的噪声，以在感测的患者响应接近、等于或小于对于连接到现有系统的患者而言的噪声值时允许或停止使用对激励信号的感测响应。
附图说明
图1示出了根据示例实施例的神经肌肉监测系统的视图。
图2A示出了根据示例实施例的用于神经肌肉监测的导联系统的视图。
图2B示出了根据示例实施例的应用于患者以用于神经肌肉监测的导联系统的视图。
图3示出了根据示例实施例的用于神经肌肉监测的导联系统的视图。
图4示出了根据示例实施例的用于神经肌肉监测的导联系统的视图。
图5示出了根据示例实施例的用于神经肌肉监测系统的控制单元的示意图。
图6示出了根据示例实施例的用于神经肌肉监测系统的控制单元的示意图。
图7示出了根据示例实施例的用于神经肌肉监测系统的控制单元的示意图。
图8示出了根据示例实施例的用于神经肌肉监测系统的控制单元的示意图。
图9示出了根据示例实施例的用于神经肌肉监测系统的控制单元的示意图。
图10示出了根据示例实施例的用于神经肌肉监测系统的控制单元的示意图。
图11示出了根据示例实施例的用于神经肌肉监测系统的控制单元的示意图。
图12示出了根据示例实施例的用于神经肌肉监测系统的控制单元的示意图。
图13示出了根据示例实施例的神经肌肉监测过程的流程图。
图14示出了根据示例实施例的神经肌肉监测系统的视图。
图15示出了根据示例实施例的腿上的神经肌肉监测系统的视图。
图16示出了根据示例实施例的神经肌肉监测过程的流程图。
图17示出了根据示例实施例的神经肌肉监测过程的流程图。
图18示出了根据示例实施例的神经肌肉监测过程的流程图。
图19示出了根据示例实施例的校准过程期间的患者响应样本。
图20示出了根据示例实施例的用于神经肌肉监测系统的控制单元在处理步骤期间的示意图。
图21示出了根据示例实施例的神经肌肉监测过程的流程图。
图22-图24示出了在本文描述的根据示例实施例的方法和系统产生的四连信号的曲线图。
具体实施方式
根据需要，本文公开了本发明的详细实施例；然而，应该理解，所公开的实施例仅仅是本发明的示例，本发明可以以不同和替代的形式实施。附图不一定按比例绘制；某些特征可能被夸大或最小化以显示特定组件的细节。因此，本文公开的具体结构和功能细节不应解释为限制性的，而仅仅作为用于教导本领域技术人员以各种方式使用本发明的代表性基础。
现代全身麻醉的两个关键药物组分是(1)导致失去意识的麻醉药物，和(2)导致患者麻痹的神经肌肉阻滞药物。尽管存在新的、精细的EEG监测器来监测意识水平，然而用于监测麻痹水平(例如神经肌肉阻滞)的工具却不太精细。随着麻醉且特别是快速逆转麻醉剂的发展，越来越普遍的是患者以部分麻痹的状态醒来，例如存在残留的神经肌肉阻滞。当从大手术中醒来并且患者发现难以吞咽和/或呼吸时，患者可能会感到严重不适。目前描述的系统和方法提供了用于监测麻痹水平(例如神经肌肉阻滞)的改进工具。目前描述的系统和方法操作为刺激周围神经并测量所得的肌电图(EMG)响应。实施例可以提供噪声基底以过滤来自患者的感测电信号结果，以降低感测患者状态时出错的可能性。
图1示出了用于患者的定量抽动(twitch)监测的监测系统100。系统100可用于测量麻醉期间或者由于麻醉导致的神经肌肉阻滞的深度。监测器101设置有基部102。基部102可用于对监测器101充电或以其他方式向监测器101提供电能。监测器101制造成可在手术室的无菌环境中使用。在一个示例中，监测器是可清洁的，用于例如与其他麻醉装置一起放置在外科手术室或外科手术间中。在一些实施例中，基部102也制造成可在手术室的无菌环境中使用。基部102可以位于手术室外部，并且监测器101可以从基部102移除并带入手术室。导联组件105连接到监测器101并且可以至少提供感测功能，其中感测的信号或数据被发送到监测器101。导联组件105配置成定位在患者106上以感测响应于刺激的运动。监测器101可以向导联组件105输出刺激信号，导联组件105进而感测患者106的响应。在示例实施例中，导联组件105是在使用后丢弃的单次使用物品。
包括显示器、电路、存储器和处理器的监测器101是可重复使用的。监测器101可以包括壳体，壳体可以是注塑外壳，其中封装有可充电电池、充电电路、刺激电路、显示器(例如触摸屏LCD)、显示电路、具有一个或多个处理器的处理器板以及存储器。处理器板可以配置成感测导联组件的类型、测量皮肤电阻、生成适当的电压/电流脉冲以及传感器所需的运算放大器和模数转换器。监测器可以显示使用本文描述的方法或系统感测的TOF信号的图形，包括噪声校正方法。
导联组件105可以包括加速度计、柔性电路、多个间隔开的电极和连接到监测器的连接器。导联组件105可以配置成基于肉眼检查的感测装置、基于肌电图的感测装置或两者。当导联组件通过连接器连接到监测器时，监测器101可以感测导联组件105的类型。
监测器101通过导联组件105可以使用多个离散的刺激脉冲并且感测患者对这些刺激脉冲中的每一个刺激脉冲的响应来提供定量抽动监测。这在设置的时间段内进行，例如小于5秒、小于3秒、大约2秒等。在一个示例中，刺激脉冲可以是两秒时间跨度内的四个电脉冲(“四连”或“TOF”)。导联组件105将这些刺激信号施加到可能导致患者轻微运动或抽动的神经。导联组件105可以将刺激脉冲施加到手腕附近的尺神经。然后，导联组件105感测患者对拇指和食指处的刺激信号的响应，例如拇指和食指的抽动。TOF计数描述了遵循TOF刺激模式的可识别响应的数量。在没有神经肌肉阻滞的情况下，所有四种响应的幅度基本相等。第四响应的消失代表75-80％的神经肌肉阻滞。第三响应、第二响应和第一响应的消失分别与85％、90％以及98-100％的神经肌肉阻滞相关。通过将第四响应的幅度除以第一响应的幅度作为神经肌肉恢复的量度来获得四连比率。0.7的比率表示足够的膈膜恢复(即患者呼吸的能力)。大于0.9的比率可确保对于拔管的充分的咽部肌肉恢复。监测神经肌肉阻滞的改进可以改善患者的治疗和结果。
监测器101或可选地基部102通过网络107与服务器110连通。服务器110可以存储电子病历和来自监测器101的数据。数据可以包括感测数据、TOF数据、电噪声数据、神经肌肉阻滞数据、肌电图数据、刺激信号数据、强直后计数数据、单抽动数据、加速度计数据等。在一个示例中，基部102可以向监测器101提供无线(感测)充电。这将减少更换电池的需要，同时还保护患者免受他们可能由于监测器101直接插入墙壁中的干线而经历的电流浪涌。基部102还可以连接到医院的电子病历(EMR)，与监测器101无线连通以接收抽动监测数据，以及通过网络107无线地或经由缆线将该数据发送到EMR。
监测器101和导联组件105是便携式的并且在使用时是独立的。在将麻醉药物给予患者之前，可以将导联组件105应用于患者。导联组件105可以通过例如在麻醉后护理单元(PACU)中的回收而保留在患者身上。监测器101还可以与患者一起行进。在示例实施例中，当患者离开手术室时，第一监测器可以保留在手术室中并且从导联组件105移除(例如拔出)。第二监测器可以插入手术室外部的导联组件105中(例如在PACU处)。
监测器101可以使用阻抗测量来识别与电极的电连接以及电极本身的潜在问题。监测器还可以感测到与患者身体的不良电连接。监测器101还可以使用阻抗的测量来区分两个低信号状况。第一低信号状况可能由电极或电极连接的问题引起。当达到患者的完全麻痹时，可能发生第二低信号状况。阻抗包括装置和人体的阻抗。装置的阻抗包括监测器的内部阻抗以及导联(例如连接部、导线和电极)的阻抗。可以在制造期间确定装置的阻抗并将其存储在监测器的存储器中。人体(例如患者)的阻抗通常定义为R总＝R皮肤(内)+R内部+R皮肤(外)。当通过在两个电极之间经由身体施加信号以将监测校准到特定患者时，可以使用R总。人体阻抗包括干性皮肤的电阻，其可以在大约1,000-100,000欧姆之间。如果潮湿或灼伤/起泡，皮肤的电阻要低得多。在一些实例中，期望应用导电膏或导电凝胶以帮助在良好电导率的情况下将电极施加到患者。医用级导电凝胶可以包括具有作为导电剂的离子化盐浓度的水溶液、能够交联的天然树胶、以及为导电凝胶提供足够内部强度以保持粘合而不增强的交联材料。例如可以通过在第一电极处施加已知信号并在另一电极处感测响应来测量阻抗。监测器可以使用信号源测试每个电极，并在任何一个或多个其他电极处感测结果信号。这可以用于计算到患者的信号路径的阻抗以及经由患者到待刺激的期望神经的阻抗。
如果导联阻抗高于可以存储在监测器中的阈值，则监测器可以确定电极或电极连接存在问题。监测器可以发出信号(例如灯或其他显示器标记)以指示电连接存在问题，并且可能无法获取确定的信号。如果阻抗正常，则低信号可能是患者麻痹的结果。在两种低信号情况下，加速度计信号或EMG信号都非常低。在这两种情况下，监测器都不会计算TOF比率(在一个示例中，监测器将显示TOF计数为零)，因为低信号可能导致错误的TOF比率。例如如果感测信号非常低(例如小于原始感测信号幅度的10％或小于固定值(例如EMG幅度小于2mV))并且在所有四个抽动中大约相等，正如深度麻痹的情况，TOF比率可能被错误地显示为100％(意味着第四次抽动与第一次抽动的幅度相同)，这意味着患者未被麻痹，而实际上患者完全麻痹。
监测器101还可以包括模态选择功能，其选择在神经肌肉阻滞感测中使用的电极。在使用多个电极的情况下，监测器101从该多个电极中选择刺激电极和/或感测电极。监测器可以使用位于刺激目标神经处的任何电极来施加刺激信号。监测器可以使用位于可刺激肌肉处的任何电极来感测肌肉的刺激，无论是电刺激还是通过机械运动实现的刺激。监测器还可以从未选择的电极中选择一个电极以从感测的信号中移除共模信号。共模信号可以包括环境噪声，例如来自输电干线或者外科手术室中的存在于患者体内的其他装置的60HZ信号。监测器可以包括用于感测共模信号、将增益施加到共模信号以及从感测信号中减去共模信号(例如通过反转共模信号并将其添加到感测信号)的电路。在具有三个感测电极并且其中第一电极在手掌上、第二电极在手背上、并且第三电极在手指上的示例中，监测器101将选择用于感测的最佳电极。其他电极中的一个电极将是用于抑制共模信号的共模电极。被感测的信号是电极之间的差异。因此，应该抑制共模信号。
在一个示例中，刺激电极受激并且第一电极是感测电极。感测并保存该感测的第一值。刺激电极受激并且第二电极是感测电极。感测并保存第二感测的第二值。将第一值与第二值进行比较。第一值或第二值中的较大值确定电极的使用，分别选择第一电极或第二电极。第一电极和第二电极中的另一种是共模电极。这些情况中的每一种情况下的第三电极是用于EMG感测的负电极。这些电极还可用于感测可能是所感测的TOF信号的一部分的噪声信号。
监测器101在其模态选择中可以进一步决定肌电图感测和/或加速度计感测。监测器101可以通过人机界面接收输入，该输入在肌电图感测或加速度计感测中选择感测类型。
基部102可以集成到麻醉机中。监测器101可以是麻醉机的附件。基部102可以包括具有多个抽屉的轮式推车。可以锁定至少一个抽屉以存储某些药物。基部还可以包括网络连通连接，例如与一个或多个电子病历数据库的连接。基部还可以包括其他电连接，例如USB等。基部102还可以包括水平工作空间。在示例中，监测器101可以通过与工作空间分离的监测器支撑件处的电连接部电连接到基部。
监测器101可以包括校准例程，该校准例程逐渐升高通过导联组件105施加到患者的刺激电流，直到电流的进一步增加不会导致更大的肌肉抽动。然后将刺激电流设置为恰好超过该最大刺激电流，例如设置为超大刺激。在操作中，应在给予麻痹药物之前对患者进行校准。监测器将以间隔大约或至少一秒的一系列单脉冲的形式施加连续增加的脉冲。然而，这样的校准序列在麻痹的患者中不起作用，因为神经肌肉阻滞导致对这种靠近在一起的单个抽动的响应衰减(减少)，这使得感测最大信号幅度的能力变得混乱。在患者已经被药物麻痹的情况下，监测器101将使用其中单个脉冲进一步间隔开的一系列脉冲。在一个示例中，TOF序列中的第一个抽动与前一个TOF序列的末尾间隔至少十秒。监测器将监测TOF比率，以确保患者的麻痹水平在校准序列过程中不会发生变化，这种变化也会使数据混乱并阻止校准。示例序列包括(1)以25mA开始第一TOF校准；(2)测量以15秒间隔隔开的两个连续TOF序列的T1高度；(3)假定TOF比率是恒定的并且还检查患者是否充分“未麻痹”(例如TOF>0.4，其与50％基线的Tl相关)，以5mA的步长增加振幅，直到T1抽动高度不再进一步增加(<5％增加)；(4)取稳定水平之前的幅度(例如40mA)并将其乘以110％(例如44mA)并将其用作所有后续刺激的“超大电流”。
在使用中，监测器101和导联组件105可以操作以刺激和感测患者响应。由监测器101和导联组件105进行的定量抽动监测所提供的更精细类型的刺激的一个示例是四连(TOF)刺激序列和四连比率的计算。四连序列涉及在一个时间跨度(例如两秒)内施加四个独立的电脉冲。脉冲串是刺激信号并且由监测器中的电路产生。导联组件将刺激信号传送给患者，例如传送到手腕附近的尺神经，这使得拇指、食指或两者“抽动”，四个电脉冲中的每一个电脉冲对应一次抽动(在未麻痹的患者中)。TOF计数描述了遵循TOF刺激模式的可识别响应的数量。在没有神经肌肉阻滞的情况下，所有四种响应都具有相同的幅度。随着神经肌肉阻滞的增加，第四、第三和第二响应在幅度上开始变得更小(称为“衰落”)。通过将第四响应的幅度除以第一响应的幅度作为神经肌肉阻滞的量度来获得四连比率。比率为0.7(70％)表示适当的膈膜恢复(即呼吸能力)。比率>0.9(90％)确保对于拔管的足够的咽部肌肉恢复。本系统和方法提供定量抽动监测，以提供麻痹水平的精确表征。
导联组件105快速允许医疗专业人员将感测电极放置在至少一个(或多个)肌肉记录部位。导联组件以预定位的方式支撑其电极。监测器101使用算法基于信号分析来选择最佳感测位置。监测器可以从预先封装在导联组件中的多个电极中选择要使用的最佳电极。
监测器101可以感测和处理来自肌电图(“EMG”)电极和加速度计的信号。监测器101中的算法可以选择提供最佳信号的感测机制。监测器101可以基于例如最大信号高度、最大曲线下面积、波形分析或其他信号处理分析而从多个感测位置(例如放置在第一背骨间肌与内收肌上方的电极)中自动感测最佳感测位置。监测器101还可以例如基于阻抗测量来通知用户引线是否损坏以及哪个电极或引线有故障。
监测器101还可以绘制来自导联组件105的感测数据的时间进程。监测器可以计算患者完成恢复的时间的预测或者四连比率超过设置值的时间(例如“TOF>0.7的时间”或“TOF>0.9的时间”)的预测。该预测可以是基于针对该特定患者的先前抽动监测数据的外推的估计，因为每个患者从神经肌肉阻滞恢复的时间不同。可替换地，预测可以基于具有相似概况(例如身高、体重、年龄、性别、诊断等)的类似患者的先前病史。
当患者显著麻痹时(例如TOF＝0或<0.1)，监测器101还可以使用更敏感的算法来感测患者的状态，并且可以使用更敏感的序列(例如强直后计数(PTC))来量化深度麻痹。监测器101将感测到TOF＝0，并自动切换到PTC监测。监测器101可以在显示器上的时间曲线图上输出两者的曲线图。如果发生显著的神经肌肉恢复，则监测器101将从PTC切换回TOF。
图2A示出了导联组件105，其包括基部200和支撑在基部200上的多个电极201-205。基部200是细长的，具有远端222以及与监测器相邻的近端221。近端221可以包括用于将导联组件105电连接到监测器101的连接器212。基部200可以包括支撑多个导体(例如金属迹线、印刷导电油墨、导线等)的柔性基板，这些导体从连接器212延伸到相应的电极201-205。基部200的下侧可以包括医用级粘合剂，用于将基部的至少一些部分固定到患者。基部200可以包括围绕每个电极201-205的外围本体。结果，基部200在电极201-205处比在电极之间宽。电极201-205与患者电接触并由基部200保持就位。
第一电极201是与近端221最接近的电极。第一电极201、第二电极201和第三电极203从近端221顺序地定位，并且每个电极均可以向尺神经施加刺激信号。监测器101可以确定一个或多于一个电极201-203中的哪个最佳地对患者的尺神经施加刺激信号。电极201-203中的每一个电极或电极201-203中的选定电极接收来自监测器或其他控制单元的刺激信号。刺激信号可高达约400伏特，以在患者的尺神经或其他待刺激神经处产生50毫安信号。电极201-203中的一个电极可以连接到地，而不由刺激信号直接驱动。
电极204配置和定位成感测患者对由其他电极201-203施加的刺激信号的响应。由电极204感测到的信号通过导体反馈到监测器以用于分析和定量地确定神经肌肉阻滞的水平。电极204可以定位在拇内收肌或第一背骨间肌，以监测响应于刺激信号的其肌肉活动。
电极205位于手指(例如食指)末端附近，如图2B所示。电极205可以距近端221约14厘米。电极205可以是中性(负)端子。
加速度计可以与多个电极201-205中的任何一个一起放置或代替多个电极201-205中的任何一个放置。在一个示例中，加速度计在拇内收肌或第一背骨间肌处定位在第四电极204处，并且可以感测响应于由第一电极201、第二电极202或第三电极203中的至少一个电极施加的刺激信号的相关肌肉运动。在一个示例中，加速度计放置在患者手指上的电极处。在一个示例中，加速度计是位于手指端的单独装置。加速度计可以集成在导联组件基部200中。
可以在导联组件基部200的近端221附近显示应用标记210。在导联组件基部200适于应用于患者的任一只手的情况下，标记210可以对导联组件的左手应用和导联组件的右手应用显示适当的应用。标记是当应用于任一手时多个电极201-205中的每一个电极的位置的图形表示。导联组件基部200可在一侧具有粘合剂，以将基部200可移除地粘附到患者。导电粘合剂可以位于电极处。
电极203、204和205可以定位在患者手上的其他位置。在一个示例中，至少一个电极可以定位在患者的小指(有时称为小手指)上。如本文所述，刺激电极201、202刺激尺神经，尺神经很大且不受人体肌肉或骨骼的保护。尺神经是唯一不具有纯粹感觉功能的无保护神经。尺神经直接连接到小指以及无名指的相邻一半。因此，将感测电极放置在小指附近或小指上可以为一些患者提供改善的刺激和感测。
图3示出了导联组件300，它是导联组件105的另一个实施例。导联组件300包括支撑在基部306上的多个电极301-305。基部306可以由与图2A实施例的基部200的材料相似或相同的材料形成。基部306可在其一侧包括粘合剂，以将导联组件300可移除地固定到患者。导电粘合剂可以位于电极301-305处。
基部306是细长的并且从近端321延伸到远端322。基部306是非刚性而是柔性的，以沿着患者的解剖结构(例如手腕和手)弯曲。多个导体在基部306内延伸并将监测器电连接到电极301-305。前两个电极301、302是刺激电极，其将刺激信号(例如一系列电脉冲)施加到患者的神经(例如尺神经、胫后神经或面神经)。两个感测电极303、304定位在近端321和远端322中间。在一个示例中，感测电极303、304比近端321更靠近远端322。
电极301-305操作成通过记录来自皮肤上肌肉上方的表面的肌肉活动来提供表面肌电图读数，以评估患者的肌肉功能。电极303、304可以读取拇内收肌、背侧骨间(例如第一背侧骨间)、口轮匝肌或屈肌长肌等的活动。电极303、304是表面电极并且能够仅仅提供响应于来自刺激电极301、302的刺激信号的肌肉活动的有限评估。另一个负电极(例如患者手指处的电极305)用于确定EMG信号。尽管示出为两个电极用于感测，然而在一个示例中，可以使用多于两个电极来记录对刺激信号的肌肉响应。在一个示例中，响应可以通过一对电极或通过更复杂的多个电极阵列来记录。然而，由于EMG记录显示两个单独电极之间的电位差(例如电压差)，因此需要不止一个电极。在一个示例中，与被刺激的肌肉不相邻的电极303或304中的另一个可以是用于抑制共模信号的从动电极。电极305可用作负电极，以提供用于EMG信号的电压差。期望选择电极303、304中的哪个电极将用于感测患者响应。可以通过监测器101选择显示最佳导电性或对测试信号的最佳响应的电极作为感测电极。简单地说，可以有两种模式，第一模式包括抑制共模信号的电极303、作为正EMG感测电极的电极304、以及作为负EMG感测电极的电极305。第二模式包括作为正EMG感测电极的电极303、感测共模信号的电极304、以及作为负EMG感测电极的电极305。
电连接器设置在近端321处，以通过导电线将电极连接到监测器或控制单元101。监测器/控制单元101包括控制电路，用于处理和输出与刺激和感测患者处的电信号有关的电信号。监测器/控制单元101可以包括可充电电池，其可在未插入干线电源时为系统供电。监测器/控制单元101可以包括其中集成有触觉输入电路的显示屏。显示屏配置成输出本文描述的任何图形用户界面。显示屏可以在显示感测的EMG信号或正在进行的四连测试的时间曲线图之间切换。生成有效结果时，TOF计算值可以显示在显示屏中。
在操作中，监测器可以包括用于感测共模信号的电路。电路反转共模信号，并且然后施加增益以产生共模抑制信号。共模抑制信号被施加到非感测电极以抑制共模信号。
电极303、304位于基部306中的拇指开孔310上方的远侧。拇指开孔310由基部306的椭圆形延伸部形成，该延伸部围绕拇指开孔310并朝向近端向后延伸。在基部306的本体与基部306的悬臂弧312之间限定插入开口311。提供不同形状的拇指开口(例如圆形或多边形)将在本公开的范围内。在一个示例中，拇指开口310是闭合的，即，它没有间隙311，并且弧312的一端延伸回到基部306的中间部分。
电极305位于远端322处。电极305可以是中性电极并且位于手指(例如患者的食指)的末端。
导联组件300固定到患者，其中电极301、302位于尺神经上方的皮肤上。患者的拇指延伸穿过拇指开孔310。电极303、304位于手的相对侧上。当导联组件300定位在患者的左手中时，则电极303位于手掌侧并且电极304位于手背侧。当导联组件300安装在患者的右手上时，情况正好相反，例如电极303位于手背侧并且电极304位于手掌侧。感测电极303、304根据它们所定位的侧部来感测相邻肌肉组织的运动。电极中的另一个用作从动电极，其可以吸收或提供电流。使用从动电极可以减少共模干扰。监测器中的电路可以感测患者中的共模信号。共模信号可以而用在监测器中以从由于肌肉活动带来的感测信号中移除共模信号，或者可以施加到非感测电极以抑制共模信号。
当导联组件放置在患者身上时，医疗专业人员可以将导联组件固定在其上的手(例如通过人机界面或其他I/O装置)输入到监测器101中。这将有助于监测器101读取来自相关肌肉的响应。
基部300可以形成为不同形状，以将电极移动到患者手上的不同位置。例如当电极(例如电极305)待定位在除食指之外的手指(例如小指)上时，基部将成形为使得从拇指延伸的部分延伸越过患者的手或手掌的背部以延伸到小指。
电极201-205和301-305可以是自制电极，其在电极上具有电解物质(例如凝胶)，以改善与患者的电接触。电极还可以包括小尖齿或微针，其长度可延伸到角质层中。角质层可能干扰一些电信号，并且穿透或刮掉一些角质层可以改善电刺激或电极的感测功能。电极的微针或尖齿可以刺穿角质层直至或穿过皮肤的真皮。结果，电信号经过角质层通过或穿过电极，其中阻抗相对于角质层表面上的情况减小。
图4示出了导联组件400，其类似于导联组件300但具有不同的基部306A、306B。相同的元件使用与图3中使用的相同的附图标记示出，并且类似地，用相同的附图标记和后缀“A”或“B”表示。基部306(图3)分成两个单独的基部306A、306B。近端刺激基部306A支撑刺激电极301、302并将电极301、302电连接到监测器101。远端感测基部306B支撑正感测电极303、304和负电极305。感测基部306B还形成拇指开孔310。感测基部306B将电极301、302电连接到监测器101。感测电极303、304与刺激电极301、302的物理分离可以允许更容易地应用于患者。用于刺激和导联组件400与监测器101之间的感测的电路径的分离可以减少导体之间的串扰，并且可以使得来自感测电极303、304中的至少一个电极的感测信号更好。
图5示出了在作为监测器101的一部分的显示器上示出的图形用户界面500。界面500示出监测器检查其设置和与导联组件105的连接。进度图形501可以显示检查装置过程的进度。电池充电和时间可以在标题503中显示。TOF比率和计时器可以在第一显示区域505中显示。当前视图名称可以在第二显示区域507中显示。进度图形501和控制按钮508位于第三显示区域509中。控制按钮508不活动，例如显示为灰色或以其他标记显示以指示装置尚未激活。
图6示出了在作为监测器101的一部分的显示器上示出的图形用户界面600。界面600处于设置阶段，其处于相对于界面500的另一操作阶段。当前设置601显示在第三显示区域509，其中控制按钮508作为启动按钮激活。设置601中的每一个可以通过与显示器的交互(如果是触摸屏)或者通过使用连接到监测器101的输入/输出装置来选择和改变。可以调整刺激信号参数。刺激参数可以包括电流、脉冲宽度、频率和监测模式。界面600中所示的电流设置为50mA。界面600中所示的脉冲宽度设置为200微秒。界面600中所示的频率设置为10秒。界面600中所示的模式设置为四连(TOF)。
图7示出了在作为监测器101的一部分的显示器上示出的图形用户界面700。界面700处于刺激阶段，其处于相对于界面500和600的另一操作阶段。第一显示区域505示出TOF比率的读数，这里为90％。第三显示区域509将四连的结果示出为条形图701，其中每个条形是在时间T1、T2、T3和T4处的读数。提供设置图标703以允许用户将过程返回到设置阶段，如图6所示。控制按钮508现在是停顿按钮，以停止监测器101的刺激和读取结果。
图8示出了在作为监测器101的一部分的显示器上示出的图形用户界面800。界面800处于记录阶段，其处于相对于界面500、600和700的另一操作阶段。界面800示出了第三显示区域509中的数据801的曲线图而非如图7所示的条形图。图8示例中的读数具有的TOF比率为70％)。该曲线图可以是随时间的TOF比率。在时间T0(横坐标的最左侧点)，患者尚未进行麻醉或尚未经历神经肌肉阻滞。TOF比率为1.0或100％。当TOF比率开始下降时，患者经受神经肌肉阻滞。在该示例中，最低TOF比率在大约25分钟，TOF比率为大约0.4或40％。监测器可以进一步计算直到TOF比率为0.9的预测时间。这里显示为13分钟。监测器可以采用处理器，该处理器对数据应用各种规则以确定TOF比率达到0.9的预测时间。处理器可以应用曲线拟合规则等来预测随时间的TOF比率。然而，医疗专业人员还确定患者何时处于被唤醒的适当状态并且可以将预测作为与其他因素(例如神经肌肉阻滞药物的重新给药、药物变化、血液输血等)一起决定唤醒患者的一个因素。
图9-图12示出了与图5-图8的监测过程中相同的步骤，然而处在另一个显示器上，该显示器可以在另外的医疗装置(例如基部102或服务器110)上或与其连通。这将允许其他的医疗专业人员在监测器101和患者(如果可能)远处监测患者状况。
图13显示了在神经肌肉阻滞麻醉下监测患者的过程1300。在1301处，将导联组件应用于患者。至少两个激发电极位于待刺激的神经上方。两个或更多个电极定位在可以由刺激信号刺激的肌肉上。在1303处，导联组件电连接到监测器，该监测器将产生刺激信号并处理由导联组件感测的响应信号。
在1305处，监测器选择将用于感测患者中的神经肌肉阻滞的引线上的电极。监测器可以测量每个电极的阻抗值。例如参照图3和图4，测量电极303和电极305之间的阻抗。测量电极304和电极305之间的阻抗。选择落在可接受范围内的阻抗值。可以通过监测器以其他方式测量相对于感测电极303、304的阻抗。
在1307处，校准刺激信号。在一个示例中，可以在对患者给予麻痹药物之前进行校准。在另一个示例中，患者已经接受了麻痹药物。监测器可以逐步通过连续的输入信号，直到测量的患者响应不再增加。输入信号以低值开始，并将按顺序增加设置量。连续的输入信号可以在大约25mA开始并且增加5mA，直到电流的增加不再导致感测到的响应的增加为止。如果使用TOF输入信号，则第一脉冲响应(T1)用于确定患者响应的变化。TOF比率用于验证在校准期间患者的麻痹水平保持不变。如果TOF比率在连续输入信号下是恒定的，则输入值增加，直到输入信号的增加不再导致感测到的响应增加为止。该校准设置最大输入信号值(刺激电流)。在一个示例中，最大输入信号是其中患者响应稳定水平通过因子增加的输入信号值。该因子可以添加到信号中或乘以信号。增加最大输入信号有助于确保最大值不低于患者的阈值，并且当麻痹药物对患者的影响减小时将发生响应。参考图18进一步描述TOF确定的示例。
步骤1307还可以操作以确定噪声基底值。感测由患者上的传感器感测的环境噪声。在一段时间内，感测患者上的传感器处的电信号。在该基底噪声感测时间段期间，不向患者施加刺激信号。噪声基底值可以表示在患者处感测的杂散电信号。噪声基底值可以是表示由于刺激信号而来自患者的电响应的最低值。当执行与患者镇静有关的计算和患者状态输出时，可以丢弃等于或小于基底噪声值的感测值。
在1309处，随时间感测神经肌肉阻滞。连续感测允许医学专业人员看到患者的趋势、过去状态和当前状态以及药物的影响。
在1311处，监测器可以显示感测的数据、设置或计算的结果。显示器可以包括计算值(例如TOF比率或百分比)，或者数据随时间的曲线图。
在1313处，监测器可以确定作为定量值测量的患者状态是否低于阈值，监测器可以指示患者尚未从药物中恢复。例如阈值可以指示患者的膈膜恢复不足或咽部恢复不足。
图14示出了定量抽动监测系统1400，其具有与抽动传感器1401组合的导联组件105。导联组件105可以包括与上面参照图2A和图2B描述的电极相似的电极。抽动传感器1401包括手部支撑件1403，手部支撑件1403安装在患者手的靠近拇指和食指的一侧。支撑件1403包括手掌侧上的第一壁和手背侧上的第二壁，以将支撑件固定到患者。支撑件1403例如使用粘合剂固定在适当位置。抽动传感器本体1405通过可调节的张紧枢轴1409枢转地连接到支撑件1403。患者的拇指保持在抽动传感器本体1405内。加速度计集成到抽动传感器本体1405中。当患者的拇指响应于例如由尺神经上的电极202、203施加的刺激时，抽动传感器本体1405将移动并且加速度计将感测该移动并将缆线上的信号输出到监测器101。使用仅具有刺激电极202、203而不具有感测电极204、205的抽动传感器1401将在本发明的范围内。
将监测系统用在身体的不同部位(例如腿或脸上)将在本发明的范围内。图15示出了监测系统1500，其中导联组件105位于患者的前腿和足部上。刺激神经肌肉电极放置在靠近踝关节1503的小腿1501的外侧前表面上。电极的物理尺寸选自预定的一组尺寸，这些尺寸针对成人的踝关节尺寸范围进行了优化。在腓神经上方的不同部位可以存在两个刺激电极，并且这两个刺激电极向其传送刺激信号。由刺激信号产生的足部伸肌腱(EDB)肌的收缩由于感测部位和EDB肌肉之间的差异距离而在侧向和中间感测部位之间产生肌电位。可以如本文针对手部所描述的那样选择感测和刺激电极。可以使用多个刺激电极中的任何一个刺激电极来监测患者。可以使用多个感测电极中的任何一个感测电极来感测患者对刺激的反应。可以驱动未用于感测的感测电极之一来移除共模信号。监测器中的电路可以产生共模抑制信号，该信号被施加到不感测肌肉活动信号的电极。
图16示出了用于校准监测器以通过导联组件向患者施加刺激信号的方法。在1601处，监测器通过导联组件向患者施加连续的刺激信号。第一刺激信号开始于不太可能在连续信号之间引起患者的响应变化的值。响应的样本图在图19中示出。在一个示例中，校准开始于20毫安。刺激信号可以是用于四连(TOF)分析的一组信号。当使用TOF信号时，则使用连续TOF信号中的第一响应(T1)以及TOF比率来校准对特定患者的刺激。在1603处，测量患者对输入信号的响应。在1605处，确定响应于输入信号的TOF比率是否一致(例如在误差范围内)以及T1是否增加或保持不变。如果TOF比率均匀并且T1响应增加，则在1607处，输入信号的值增加。然后该过程返回到步骤1601。该增加可以是本文所述的增加，例如增加5毫安，例如20至25毫安。如果在1605处TOF比率不均匀，则该过程结束。如果在1605处TOF比率和T1响应没有增加，则该方法前进到步骤1609。使用该刺激信号的值来设置最大刺激值。将设置的增量值(例如因子或常数)应用于连续输入信号的值，例如乘以因子或常数，以设置最大刺激值。在1611处，将最大刺激值存储在监测器中。
在校准的示例实施例中，该过程将逐步通过约10-70毫安之间的多个刺激信号，并寻找导致TOF比率恒定而T1响应不增加的刺激信号。该刺激值将用于设置刺激信号，例如超大刺激信号。
可以通过以起始信号(例如单个20mA刺激)开始来设置用于激励的超大信号。激励信号的值增加一个增量值(例如5mA)，直到最大值(例如80mA)。超大信号是用于激活受刺激肌肉中最大数量纤维所需的激发信号。一旦校准序列完成，所有计算的幅度被归一化为最大响应。选择引起最大响应的至少90％的响应的最小刺激幅度，并且该电流增加大于1的值(例如110％、120％、125％)，导致超大电流设置。
图17示出了方法1700，其可以由监测器执行以在监测轻度到中度阻滞与监测深度神经肌肉阻滞之间自动切并。如果患者显著麻痹(TOF计数＝0)，则可以使用更敏感的序列(强直后计数，PTC)来量化深度麻痹。监测器将感测TOF计数＝0，并自动切换到PTC监测。如果发生显著的神经肌肉恢复(标准TOF的TOF计数为1或更多)，监测器将切换回TOF监测并停止PTC测量。对于PTC测量，在50Hz下施加超大刺激值的刺激信号约5秒。在1701处，执行TOF分析。在1702处，如果TOF计数为1或更高，则该方法可以继续执行TOF分析，例如通过返回到步骤1701来执行。如果在1702处，TOF计数小于1，则该方法切换到1703处的强直后计数(PTC)。PTC 1703执行一次。在1704处，再次执行TOF分析。在1705处，如果TOF计数为1或更高，则该方法返回到步骤1701。如果TOF计数不是1或更高，则该方法返回到步骤1703并执行PTC。
图18示出了校准刺激信号1800的示例实施例。在1801处，通过引线的所选电极向患者施加TOF。在第一刺激信号值下执行TOF。在1803处，确定TOF比率。在1805处，如果TOF比率与先前的TOF比率不恒定，则在1807处中止校准。在1807处，重置存储在校准1800中的存储器中的TOF信号的值。在一段时间(例如几分钟或十分钟)之后，可以从头重新开始校准方法。如果TOF恒定，则校准移到步骤1809。在1809处，如果TOF中的T1响应增加，则尚未达到最大刺激信号，并且校准1800返回到步骤1801并且将刺激信号增加一个增量值，例如20％、5毫安、3毫安、2.5毫安或10毫安。当TOF中的T1响应没有增加时，则达到最大刺激信号。在1811处，记录刺激信号值，例如信号中使用的安培数。在1813处，将刺激信号值通过因子增加以确定超大刺激信号。该因子可以是常数(例如2.5毫安、3毫安、5毫安、+/-0.05毫安等)或算术因子，例如1.05、1.1、1.2、1.25。在1815处，设置超大刺激信号并将其存储在监测器中。超大刺激信号用于在医疗过程期间感测患者的状态、TOF分析和感测。
在1807处，中止校准。可以在等待时间段之后重新开始校准。等待时间段可以是两分钟、五分钟、十分钟或十五分钟。校准方法还可以限制执行校准的次数。该限制可以是步骤1807的一部分，并且一旦达到限制就停止将来的校准尝试。
图19示出了对施加于患者的刺激电流的响应的曲线图。在示例实施例中，该曲线示出了用于校准在神经肌肉阻滞监测中使用的刺激信号。校准刺激信号可以以最小值开始，例如15mA、20mA或25mA。校准信号可以增加一个增量值，例如1mA、2.5mA、5mA等。校准信号也可以以最大值结束，例如60mA、65mA、70mA、75mA、80mA、85mA或90mA。校准信号的范围使得它应该确定在大多数患者中实现准确的TOF响应所需的刺激信号。在刺激值范围内校准刺激信号允许本方法和系统解释数据中的一些异常。
图19中的y轴表示EMG幅度(使用原始EMG信号的曲线下面积计算)除以最大EMG幅度。在施加所有刺激信号(例如如图19中的示例中所示的所有刺激信号从20mA到75mA)之后确定最大EMG幅度。可以选择在1811处使用的刺激值作为超过图19中的0.9的比率(最大EMG信号的90％)的最低刺激幅度。在图19中的示例所示，该刺激值将被选择为50mA。
图20示出了图形用户界面700A，其类似于本文描述的并且在作为监测器101的一部分的显示器上示出的界面700。界面700处于刺激阶段，其处于相对于界面500和600的另一操作阶段。第一显示区域505示出TOF比率的读数，这里为90％。第三显示区域509将四连结果示出为条形图701，其中每个条形是在时间T1、T2、T3和T4处的读数。第三显示区域509示出了另一个测试结果2001，其表示噪声测试N。噪声测试N可以是在未对患者施加刺激信号时感测患者响应的结果。在一个示例中，噪声测试N的时间段与读取时间T1、T2、T3和T4中的至少一个相同。在一个示例中，噪声测试N的时间和读取时间T1、T2、T3和T4都是相同的时间长度。在操作中，本系统和方法可以从在读取时间T1、T2、T3和T4处示出的结果中减去感测到的噪声。噪声可以来自与环境(例如手术室)的电磁发射，或者来自装置本身的电路。通过感测噪声，本系统可以使用该感测值来解释噪声并且在TOF读数和结果中提供更准确的读数。提供设置图标703以允许用户将过程返回到如图6所示的设置阶段，其还可以设置噪声感测的持续时间。控制按钮508现在是停顿按钮，用于停止监测器101的刺激和读取结果。
图19中的y轴表示EMG幅度(使用原始EMG信号的曲线下面积计算)除以最大EMG幅度。在施加所有刺激信号(例如如图19中的示例中所示的所有刺激信号从20mA到75mA)之后确定最大EMG幅度。可以选择在1811处使用的刺激值作为超过图19中的0.9的比率(最大EMG信号的90％)的最低刺激幅度。在图19中的示例所示，该刺激值将被选择为50mA。
图20示出了图形用户界面700A，其类似于本文描述的并且在作为监测器101的一部分的显示器上示出的界面700。界面700处于刺激阶段，其处于相对于界面500和600的另一操作阶段。第一显示区域505示出TOF比率的读数，这里为90％。第三显示区域509将四连结果示出为条形图701，其中每个条形是在时间T1、T2、T3和T4处的读数。第三显示区域509示出了另一个测试结果2001，其表示噪声测试N。噪声测试N可以是在未对患者施加刺激信号时感测患者响应的结果。在一个示例中，噪声测试N的时间段与读取时间T1、T2、T3和T4中的至少一个相同。在一个示例中，噪声测试N的时间和读取时间T1、T2、T3和T4都是相同的时间长度。在操作中，本系统和方法可以从在读取时间T1、T2、T3和T4处示出的结果中减去感测到的噪声。噪声可以来自与环境(例如手术室)的电磁发射，或者来自装置本身的电路。通过感测噪声，本系统可以使用该感测值来解释噪声并且在TOF读数和结果中提供更准确的读数。提供设置图标703以允许用户将过程返回到如图6所示的设置阶段，其还可以设置噪声感测的持续时间。控制按钮508现在是停顿按钮，用于停止监测器101的刺激和读取结果。
图21示出了用于解释TOF信号中的可能噪声的示例实施例。在2101处，通过引线的所选电极向患者施加TOF和噪声信号。可以根据本文的任何教导或使用其他方法来确定TOF信号。可以在非刺激信号时间段期间(例如在TOF刺激信号之前或之后)确定噪声信号。噪声分量可以影响患者状态的确定，其来自四连信号响应。在2103处，设置噪声基底值。噪声基底值可以设置成大于噪声信号本身。在一个示例中，噪声基底值设置成噪声信号的两倍。在一个示例中，噪声基底值是噪声信号的倍数，例如噪声信号的X倍，其中X是实数2或更大。在一个示例中，X可以高达5或10。在2105处，确定在患者处感测的每个TOF值是否大于噪声基底值。如果TOF感测值(T1、T2、T3、T4)中的每一个都大于噪声基底值，则在2107接受TOF感测值并且过程移到步骤2111。如果TOF感测信号(T1、T2、T3或T4)中的任一个均小于或等于基底噪声信号，则在2109处，将小于或等于基底噪声信号的TOF感测信号设置成零。在示例实施例中，一个或多于一个的TOF感测信号小于噪声基底值，则将TOF感测值设置成零。然后，该过程移到2111，在那里确定最后感测到的TOF信号T4是否大于零。如果感测到的TOF信号T4大于零，则在2113处计算并存储TOF比率。TOF比率还可以显示给医学专业人员以及如本文所述使用。如果感测到的TOF信号T4小于或等于零，则在2115计算并存储TOF计数。TOF计数是感测到的TOF值大于零的数量。TOF计数也可以显示给医学专业人员以及如本文所述使用。
图22-图24显示了对施加于患者的刺激电流的TOF响应的曲线图。感测到的TOF信号的噪声部分显示在感测信号的散列部分中。可以在不在T1、T2、T3或T4的时间段内的任何时间范围感测噪声值。如图22所示，对于曲线图2200，恒定噪声值约为10，其约为最大值的10％。这里TOF比率(T4/T1)约为62.5％(50/80)。TOF感测值的值均超过该噪声。这将带来准确的TOF比率。
图23示出了在每个TOF值(T1、T2、T3或T4)处的TOF值噪声被感测。第一感测值T1为20。其他值T2、T3、T4等于噪声值。因此，T2、T3和T4中的每一个均应该为零，因为就噪声而言，作为刺激信号的结果的感测值实际上为零或可忽略不计。T1的感测值为20。T4的感测的值为10，这是在患者处感测到的噪声。使用传统TOF比率计算中的这些值结果，产生的TOF值(比率)为50％(10/20)。然而，这是错误的结果，实际值(即没有噪声的值)为零。因此，当校准噪声值时，由本系统和方法产生的校准TOF比率为零。本发明的实施例设置噪声基底值。当信号不超过噪声基底值时，则系统将不使用一个或多个感测信号计算这些值(例如TOF比率)、基于感测信号的其他镇静指示符等。
图24显示与图23相同的结果，其中噪声基底值设置为大于噪声值的量，这里大于10毫伏。这里噪声基底设置成20毫伏。在一些示例中，噪声基底可以为实际感测的噪声值或实际感测的噪声值加上添加到其中的小因子。在如图24所示的本示例中，正确的TOF比率现在被正确地计算为零。TOF计数为一。Ti值是至少处于噪声基底值或大于噪声基底值的唯一值。
尽管一些实施例在T1、T2、T3和T4处感测TOF结果之后进行噪声感测，然而本说明书不限于此。噪声感测可以在TOF感测之前(即在T1之前)发生。噪声感测可以发生在任何TOF感测中间，即，T1中间和T4之前、T1和T2中间或T3和T4中间。当感测噪声时，刺激信号(例如电流)设置为零。感测到的噪声信号可以用作本发明系统不计算TOF值的基底。当感测信号等于或小于噪声信号值时，不计算TOF值，以减少错误计算的可能性。在示例实施例中，噪声信号值是感测值加上添加到其中的安全裕度，例如添加到其中的2.5％、5％、7％、10％等。在一些示例中，不同的安全值可以用于TOF结果T1、T2、T3和T4。例如T1的安全裕度可以大于T2、T3或T4的安全裕度。
在示例实施例中，感测的噪声值可以用于设置刺激电流，例如用于确定刺激信号值的开始信号。感测到的噪声信号可以为5.0毫伏。因此，用于TOF过程的刺激电流设置成使得得到的EMG信号为至少10毫伏，以使得信噪比至少为2.0。
解释噪声的本方法和系统可以感测来自各种源的噪声，例如共模噪声，来自电源或来自手术室中的另一装置的60Hz共模的杂散电磁信号，该另一装置可以连接到或者没有连接到患者。噪声的感测可以认为是向四连信号方案增加第五感测周期。尽管TOF系统施加刺激信号并且在刺激信号开始之后的时间段期间感测响应，然而可以在没有刺激信号的情况下感测该第五感测时段。第五感测周期在时间上与任何刺激信号间隔开。本说明书允许在医疗过程期间实时测量噪声，并且可以对个人和单个手术室提高准确度。如果感测值落在噪声基底值或低于噪声基底值，则本系统将不计算TOF值。
在示例实施例中，可以使用因子或常数来增加刺激信号以设置信噪基底或信噪比。这种信噪比可以大于1.4并且可以高达2.5或3.0或4.0。信噪比可以设置在约1.5至4.0的范围内或1.6至3.0或4.0、+/-0.1的范围内。在一些示例中，信噪比设置成2.5。
四连监测可以是重复测试序列，在四连刺激脉冲之间具有停顿。这允许系统感测噪声值并允许患者的身体从先前的四连脉冲中恢复。在一个示例中，四连患者测量的序列每12-15秒、每20秒或每30秒发生一次。
当TOF患者监测可能不产生可靠结果时，例如当感测信号不超过噪声基底阈值时，当前描述的系统和方法可以切换到其他患者监测方案。其他患者监测的实例可以包括强直后计数、单一抽动或强直感测。如果TOF计数降至零，该系统将提示用户切换到强直后计数(PTC)以监测深度神经肌肉阻滞。如果选择，则每10分钟重复PTC，只要患者继续处于深度神经肌肉阻滞(例如定义为TOF计数为零)。如果TOF计数恢复到1或更高，系统将切换回TOF刺激。因此，本系统和方法可以提供一个或多个患者监测方案，其可以至少部分地基于TOF感测的患者响应。
本系统的PTC刺激序列用于监测深度神经肌肉阻滞，并且可以包括5秒、50赫兹强直刺激(以使肌肉更响应)，然后是3秒停顿，然后是每秒传送一次的一系列单个刺激(共计15次)。计算对单个刺激的可感测响应的数量并将其报告为强直后计数。感测到的响应越少，神经肌肉阻滞越深。为确保PTC仅用于深度神经肌肉阻滞的患者，在每个PTC刺激序列开始时进行TOF。仅当TOF计数为零(患者中没有可感测的抽动)时才传送强直刺激。在最后一次强直刺激后约2分钟内禁止额外的强直刺激。可以在刺激期间动态地显示PTC刺激序列的进展。PTC刺激可以在5分钟到90分钟之间重复。
单个抽动响应可以包括传送给患者的单个刺激脉冲，然后测量和显示EMG响应。如果系统已校准，校准抽动高度将显示在显示屏上，并且所有后续单个抽动将缩放到校准值(0-100％)。如果尚未执行校准，则响应高度将以固定比例显示(0-100)。单个抽动过程可以每十秒到六十分钟重复一次。
该系统可以传送五秒、五十赫兹的强直刺激。在强直刺激期间，EMG感测未激活。在最后一次强直刺激后两分钟内禁止额外的强直刺激。同样，在强直刺激后TOF感测被延迟。通常，本系统不设置强直刺激的重复。
本公开还包括使用最大或超大刺激信号的确定作为感测电极的确定的一部分。在该过程中，在该过程中使用每个感测电极(例如至少两个不同的电极，例如303、404)来确定超大信号。电极中的另一个可以是用于消除共模信号的从动电极。每个电极的超大确定的结果可以用于选择将使用哪个电极来感测对刺激信号的响应。在一些示例实施例中，感测的噪声可以用于设置刺激信号的最小值。
监测器中用于感测和抑制共模信号的电路可以包括右腿驱动放大器。
本说明书描述了粘附到患者皮肤的表面电极。电极可以用粘合剂(例如围绕电极导电部分的粘合剂)粘合。在一个示例中，手术带可以用于将电极固定到患者的皮肤上。在本公开的范围内还包括穿透患者皮肤的针电极。当患者在电极位置处具有厚的、干燥的皮肤(例如茧、瘢痕组织、异常厚的皮肤等)时，使用针电极可能是有用的。
本说明书使用诸如“电连通”、“连通”和类似导入的术语之类的短语。这种连通可以是无线的、有线的、或经由生物连接(例如通过人体)的。
如本文所述的定量神经肌肉阻滞监测(有时称为“抽动”监测)可以提供改善的患者护理和满意度并且可以降低呼吸并发症的发生率。
定量神经肌肉阻滞监测可以与全身麻醉剂一起使用，并且不限于局部麻醉剂。
本公开内容可以与目前由Merck提供的药物Sugammadex结合使用。Sugammadex是快速作用的药物，其可逆转神经肌肉阻滞，例如在给予非去极化神经肌肉阻滞剂(如维库溴铵或罗库溴铵)后。该药物已获准在欧盟、日本和澳大利亚使用。Sugammadex目前在美国正由FDA进行审查。尽管很受欢迎，然而Sugammadex非常昂贵且其剂量说明需要使用神经肌肉监测。
门诊手术不需要过夜住院。门诊手术的一个目的是降低医院成本，并节省患者在医院中花费的时间。由于门诊手术中心的增加和技术的改进，门诊手术越来越受欢迎并且现在约占所有外科手术的65％。门诊手术中心的一个重点是安全和快速的手术恢复时间，手术恢复时间可以在外科手术一旦完成时通过快速逆转麻醉来改善。具体而言，麻醉恢复药物(例如罗库溴铵和Sugammadex的组合)的使用可能需要对从神经肌肉阻滞的快速恢复中的神经肌肉阻滞的结果的仔细客观监测，这将降低危险的部分神经肌肉阻滞的风险以及相关的发病率和死亡率。
本公开可以建立表示噪声或环境感测信号的噪声基底值，该噪声或环境感测信号低于已经施用神经肌肉阻滞药物的患者的响应值。感测的信号必须高于该噪声基底值，以便系统使用感测的数据来计算患者的状态。四连计算将不被执行或将不从装置输出，即，不提供给医疗专业人员，其中感测的信号低于基底噪声。这将降低从提供给医疗专业人员的系统的错误输出的可能性。
本公开内容为医学专业人员(例如麻醉师)提供了用于客观地监测神经肌肉阻滞的深度的系统和方法。在过去，进行了主观测试，这可能导致在完全逆转神经肌肉阻滞之前对患者拔管。据报道，在约2％的手术中可能发生过早拔管，即患者以部分麻痹的状态醒来。
本公开还解决了其他现有方法或装置的问题。本导联组件可以包括用于帮助正确定位电极的拇指开孔。至多仅存在两个基部，并且在一个示例实施例中，存在单个单一基部，其中电极需要固定到皮肤上，与现有装置中的单独电极相反。本文描述的电极全部位于单个单一基部或两个基部上，每个基部具有至少两个电极。用于与电极电连通的缆线由基部支撑。单一的单体连接器可以将多个导体连接到监测器。这降低了缠绕多根电线或将错误的缆线连接到错误电极的风险。导体是整体式的，不会拉断电极。本发明的导联组件可以制成单次使用的装置。本发明的导联组件可以减少设置时间，减少放置误差和在正在进行的操作期间的故障，这可能是由于导线断裂或导线无意中从焊盘上脱落。
应当认识到，权利要求1-35中任一项可彼此组合。权利要求以单独从属的方式呈现，但可以以任何组合彼此组合。
尽管以上描述了示例实施例，但并不意味着这些实施例描述了本发明的所有可能形式。相反，说明书中使用的词语是描述性词语而不是限制性词语，并且应当理解，在不脱离本发明的精神和范围的情况下，可以进行各种改变。另外，可以组合各种实现实施例的特征以形成本发明的其他实施例。

Claims (37)

1.一种神经肌肉导联组件，包括：
基部；
多个刺激电极，由所述基部机械地支撑并配置成连接到患者；以及
多个感测电极，由所述基部支撑并与患者电连通，所述多个感测电极配置成与处理器电连通，以感测响应于来自所述多个刺激电极中的至少一个刺激电极的刺激的肌肉活动；
其中，所述多个感测电极配置成可选择地使得所述多个感测电极中的至少一个感测电极不感测患者的运动。
2.根据权利要求1所述的导联组件，其中，所述感测电极感测电噪声基底并且还包括电路，以用于将最小感测信号设置成大于所感测的电噪声基底并且用于在四连刺激计算中使用来自所述多个感测电极的大于所述噪声基底的感测信号。
3.根据权利要求1-2中任一项所述的导联组件，其中，所述基部是非线性的，用于将所述多个感测电极定位在患者的手上的解剖学上期望的位置，以及将所述多个刺激电极定位在患者的前臂上的解剖学上期望的位置。
4.根据权利要求1-3中任一项所述的导联组件，其中，基于对所述感测信号的分析，选择所述多个感测电极中的一个电极作为最佳感测电极，其中非最佳感测电极用作从动电极。
5.根据权利要求1-4中任一项所述的导联组件，其中，所述基部、所述刺激电极和所述感测电极是一次性的。
6.根据权利要求1-5中任一项所述的导联组件，其中，所述基部包括医疗级粘合剂，用于将所述感测电极固定到患者以用于感测电活动。
7.根据权利要求1-6中任一项所述的导联组件，其中，所述基部包括支撑所述多个刺激电极的第一部分和支撑所述多个感测电极的第二部分，其中所述第一部分与所述第二部分分离，其中第一多个电导体与所述多个刺激电极电连通并且从所述第一部分延伸，其中第二多个电导体与所述多个感测电极电连通并从所述第二部分延伸，并且其中所述第一多个电导体和所述第二多个电导体在远离所述第二部分处机械地连接。
8.根据权利要求7所述的导联组件，其中，所述基部包围所述第一多个导体和所述第二多个导体。
9.根据权利要求1-8中任一项所述的导联组件，其中，所述基部包括拇指开孔，以将所述基部固定在患者的拇指周围，以将第一感测电极定位在患者的手掌上，并将第二感测电极定位在患者的手背上。
10.根据权利要求9所述的导联组件，其中，所述多个感测电极还包括从动电极，并且其中选择所述第一感测电极和所述第二感测电极中的一个来感测患者响应于刺激的肌肉活动，并且选择所述第一感测电极和所述第二感测电极中的另一个作为从动电极。
11.根据权利要求10所述的导联组件，还包括用于将刺激信号驱动到所述从动电极并且用于感测所述多个感测电极中的至少一个感测电极的噪声的电路。
12.根据权利要求11所述的导联组件，其中，所述电路将刺激信号设置成大于基底噪声，并且所述多个感测电极感测必须大于将在所述四连计算中使用的基底噪声值的感测信号。
13.根据权利要求1-12中任一项所述的导联组件，其中，所述多个感测电极中的每一个感测电极包括用于穿透角质层的表面的微针。
14.一种神经肌肉导联组件，包括：
本体；
由本体机械支撑的多个电极；
加速度计；
由本体支撑并且分别与多个电极电连通的多个导体；以及
其中所述多个导体配置成与处理器电连通以检测响应于刺激的运动。
15.根据权利要求14所述的导联组件，其中，所述本体是非线性的，用于将所述多个电极定位在患者的前臂和手上的解剖学上期望的位置。
16.根据权利要求14-15中任一项所述的导联组件，其中，所述本体、所述电极和所述导体是一次性的。
17.根据权利要求14-16中任一项所述的导联组件，其中，所述本体包括医用级粘合剂，用于将所述电极固定到患者以感测电活动。
18.根据权利要求14-17中任一项所述的导联组件，其中，所述多个电极包括刺激电极，所述刺激电极配置成向患者施加刺激信号。
19.根据权利要求18所述的导联组件，其中，所述多个电极包括感测电极，用于感测患者对由所述刺激电极施加的所述刺激信号的响应并且感测患者处的环境电信号。
20.根据权利要求18所述的导联组件，其中，所述多个电极包括多于一个的感测电极，所述感测电极配置成感测患者对由所述刺激电极施加的所述刺激信号的响应。
21.根据权利要求14-20中任一项所述的导联组件，其中，所述本体包围所述多个导体。
22.一种在麻痹患者上校准神经肌肉监测的方法，包括：
在第一刺激信号值下开始校准；
在所述第一刺激信号值下施加连续输入信号用于四连分析；
测量患者四连响应用于T1响应和四连比率；
如果所述四连比率是恒定的并且所述T1响应增加，则将所述刺激值增加一个增量值到增加的刺激值；
在所述增加的刺激信号值下施加连续输入信号并重复测量并增加刺激值步长；
如果所述增加刺激信号值下的四连的初始患者响应不恒定，则停止校准；以及
如果T1响应没有增加，则将校准的刺激值设置成当前刺激值。
23.根据权利要求22所述的方法，其特征在于，还包括将神经肌肉监测刺激值设置为通过因子增加的校准刺激值。
24.根据权利要求22-23中任一项所述的方法，其中，所述第一刺激值为25mA。
25.根据权利要求22-24中任一项所述的方法，其中，测量连续输入信号下的初始患者响应包括测量以十五秒间隔隔开的两个连续四连信号的第一高度。
26.根据权利要求25所述的方法，其中，将所述刺激值增加所述增量值包括检查所述四连比率为与先前刺激值下的四连比率相同。
27.根据权利要求26所述的方法，其中，用于设置最大刺激值的因子为1.1。
28.根据权利要求22-25中任一项所述的方法，其中，所述测量包括测量电噪声值并使用测得的噪声来设置能够用于四连计算的最小感测值。
29.根据权利要求28所述的方法，其中，如果所感测的四连值等于或小于所述电噪声值，则不发生TOF计算。
30.根据权利要求28所述的方法，其中，所述TOF刺激值设置成具有至少为2.0或更大的信噪比。
31.根据权利要求28所述的方法，其中，所述测量包括在与T1信号相同的时间段内施加零电流刺激信号，以提供感测电噪声值的时间段。
32.一种对麻痹患者进行神经肌肉监测的方法，包括：
感测噪声值；
基于感测到的噪声值设置噪声基底值；
在刺激信号值下施加连续输入信号以进行四连(TOF)分析；
感测TOF响应；
在所有的TOF响应超过所述噪声基底值的情况下，计算TOF比率；并且在任何的TOF响应均小于所述噪声基底值的情况下，将相应的TOF响应设置为零；
在最后一个TOF响应大于零的情况下，计算所述TOF比率；以及
在所述最后一个TOF响应为零的情况下，则显示TOF计数。
33.根据权利要求32所述的方法，其中，感测所述噪声值包括在没有刺激信号的情况下感测所述噪声值。
34.根据权利要求32-33中任一项所述的方法，其中，感测所述噪声值包括在施加所述第一刺激信号之前感测所述噪声值以用于测量所述T1响应。
35.根据权利要求32-34中任一项所述的方法，其中，最后TOF计数是大于零的TOF响应的数量。
36.根据权利要求32-35中任一项所述的方法，其中，设置噪声基底值包括将所述噪声基底设置成所述噪声值的至少两倍。
37.根据权利要求32-35中任一项所述的方法，其中，设置噪声基底值包括将所述噪声基底设置成至少为所述噪声值。
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Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN115349876A (zh) * 2022-09-22 2022-11-18 北京市神经外科研究所 一种可穿戴无线面部肌电采集装置及肌电采集系统
CN117462148A (zh) * 2023-12-28 2024-01-30 慧创科仪(北京)科技有限公司 一种用于脑电检测设备的导联配置装置、方法和存储介质

Families Citing this family (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9462960B2 (en) * 2003-02-21 2016-10-11 3Dt Holdings, Llc Impedance devices and methods of using the same to obtain luminal organ measurements
CN110072451B (zh) 2016-10-14 2022-05-27 布林克设备有限责任公司 定量神经肌肉阻滞感测系统和方法
US11259746B2 (en) * 2017-07-10 2022-03-01 General Electric Company Method and system for neuromuscular transmission measurement
USD860465S1 (en) 2017-11-01 2019-09-17 Blink Device, Llc Electrode array
US11166648B2 (en) * 2018-05-24 2021-11-09 General Electric Company Method and system for estimating patient recovery time utilizing neuromuscular transmission measurements
US10870002B2 (en) * 2018-10-12 2020-12-22 DePuy Synthes Products, Inc. Neuromuscular sensing device with multi-sensor array
USD905858S1 (en) * 2019-04-03 2020-12-22 Blink Device LLC Electrode array
JPWO2021014553A1 (zh) * 2019-07-23 2021-01-28
US11813053B2 (en) * 2019-08-09 2023-11-14 GE Precision Healthcare LLC Method and system for predicting patient recovery time from neuromuscular block
WO2021069970A2 (en) * 2019-10-11 2021-04-15 Xavant Technologies (Pty) Ltd. Non-invasive diagnostic assembly and method of using same
JP7412960B2 (ja) * 2019-10-31 2024-01-15 日本光電工業株式会社 筋弛緩監視装置及びキャリブレーション処理方法
WO2022215546A1 (ja) * 2021-04-06 2022-10-13 学校法人福岡大学 筋弛緩監視装置
WO2023084513A1 (en) * 2021-11-09 2023-05-19 Ichilov Tech Ltd. Anesthesia monitoring system

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1859870A (zh) * 2003-07-28 2006-11-08 卡梅伦保健公司 用于可植入心脏治疗装置的多个电极向量
US7308317B1 (en) * 2003-04-28 2007-12-11 Sandia Corporation Micromachined electrode array
WO2008031209A1 (en) * 2006-09-16 2008-03-20 Terence Gilhuly Improved sensors and sensing for monitoring neuromuscular blockade
US20130204155A1 (en) * 2012-01-27 2013-08-08 Mayo Foundation For Medical Education And Research Anesthesia Monitoring Systems and Methods of Monitoring Anesthesia

Family Cites Families (28)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4387723A (en) * 1980-12-09 1983-06-14 Wisconsin Alumni Research Foundation Method and apparatus for determining the level of neuromuscular block in a patient
FI92170C (fi) 1993-02-09 1994-10-10 Valmet Paper Machinery Inc Tarttuja päätylappuihin tarttumiseksi
US7628761B2 (en) 1997-07-01 2009-12-08 Neurometrix, Inc. Apparatus and method for performing nerve conduction studies with localization of evoked responses
US5851191A (en) 1997-07-01 1998-12-22 Neurometrix, Inc. Apparatus and methods for assessment of neuromuscular function
US6224548B1 (en) 1998-05-26 2001-05-01 Ineedmd.Com, Inc. Tele-diagnostic device
US6984207B1 (en) 1999-09-14 2006-01-10 Hoana Medical, Inc. Passive physiological monitoring (P2M) system
US6389312B1 (en) * 2000-07-21 2002-05-14 General Electric Company Method and system having simplified neuromuscular transmission scoring
US6553245B1 (en) 2000-11-02 2003-04-22 Lawrence J. Grace Method and apparatus for self-diagnostic evaluation of nerve sensory latency
US6728564B2 (en) * 2001-07-03 2004-04-27 Instrumentarium Corp. Configurable sensor system for measuring biopotentials
JP4706962B2 (ja) * 2005-05-27 2011-06-22 日本光電工業株式会社 筋弛緩パラメータの表示方法および筋弛緩状態表示モニタ装置
US9155487B2 (en) * 2005-12-21 2015-10-13 Michael Linderman Method and apparatus for biometric analysis using EEG and EMG signals
US7848797B2 (en) * 2006-08-17 2010-12-07 Neurometrix, Inc. Motor unit number estimation (MUNE) for the assessment of neuromuscular function
US9980662B2 (en) * 2010-05-25 2018-05-29 Neurowave Systems Inc. Method and system for electrode impedance measurement
JP2013121369A (ja) * 2011-12-09 2013-06-20 Sony Corp 入力装置及び校正方法
MX2014009143A (es) * 2012-01-27 2015-03-06 T4 Analytics Llc Metodos y sistemas para evaluar la actividad muscular electrica en respuesta a la estimulacion de un nervio motor.
WO2013172830A1 (en) * 2012-05-16 2013-11-21 Draeger Medical Systems, Inc. Neurotransmission measurement adapter
US8755873B2 (en) * 2012-09-21 2014-06-17 Welch Allyn, Inc. Evaluation of the quality of electrode contact with a skin surface
CA2888114A1 (en) * 2012-10-12 2014-04-17 T4 Analytics Llc Neuromuscular monitoring display system
JP6351250B2 (ja) * 2012-12-14 2018-07-04 国立大学法人電気通信大学 電気刺激システム
US20140207017A1 (en) * 2013-01-23 2014-07-24 Altec, Inc. Signal quality monitor for electromyographic sensors
EP4241688A3 (en) * 2013-02-15 2023-11-22 Senzime AB (publ.) Electrode systems for use with medical monitoring systems
US9700221B2 (en) * 2013-03-06 2017-07-11 Axion Biosystems, Inc. Non-invasive segmentable three-dimensional microelectrode array patch for neurophysiological diagnostics and therapeutic stimulation
EP4241666A3 (en) * 2013-12-24 2023-10-11 RGB Medical Devices S.A. Monitoring a neuromuscular blockade status
DE102014008841A1 (de) * 2014-06-20 2015-12-24 Drägerwerk AG & Co. KGaA Signalverarbeitungseinheit eines EMG-Messsystems
JP6760736B2 (ja) * 2016-02-23 2020-09-23 日本光電工業株式会社 指標出力装置、指標出力装置の作動方法および指標出力プログラム
CN110072451B (zh) 2016-10-14 2022-05-27 布林克设备有限责任公司 定量神经肌肉阻滞感测系统和方法
US11259746B2 (en) * 2017-07-10 2022-03-01 General Electric Company Method and system for neuromuscular transmission measurement
US11559238B2 (en) * 2019-01-31 2023-01-24 Zoll Medical Corporation Ambulatory medical device including a digital front-end

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7308317B1 (en) * 2003-04-28 2007-12-11 Sandia Corporation Micromachined electrode array
CN1859870A (zh) * 2003-07-28 2006-11-08 卡梅伦保健公司 用于可植入心脏治疗装置的多个电极向量
WO2008031209A1 (en) * 2006-09-16 2008-03-20 Terence Gilhuly Improved sensors and sensing for monitoring neuromuscular blockade
US20130204155A1 (en) * 2012-01-27 2013-08-08 Mayo Foundation For Medical Education And Research Anesthesia Monitoring Systems and Methods of Monitoring Anesthesia

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN115349876A (zh) * 2022-09-22 2022-11-18 北京市神经外科研究所 一种可穿戴无线面部肌电采集装置及肌电采集系统
CN115349876B (zh) * 2022-09-22 2023-09-15 北京市神经外科研究所 一种肌电采集系统
CN117462148A (zh) * 2023-12-28 2024-01-30 慧创科仪(北京)科技有限公司 一种用于脑电检测设备的导联配置装置、方法和存储介质
CN117462148B (zh) * 2023-12-28 2024-05-14 慧创科仪(北京)科技有限公司 一种用于脑电检测设备的导联配置装置、方法和存储介质

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