-
Die
vorliegende Erfindung betrifft ein Anästhetikum-Kontrollsystem und
ein Verfahren zum Berechnen eines die Narkosetiefe repräsentierenden Indexes.
Die Erfindung ist insbesondere, jedoch nicht ausschließlich, für ein System
und ein Verfahren zum Bereitstellen eines geschlossenen Anästhetikum-Kontroll-Regelkreises geeignet,
so daß ein
Patient zuverlässig,
ohne menschliche Intervention benötigend, in einen Zustand der
Bewußtlosigkeit
gehalten wird.
-
Konventionelle
Anästhetikum-Systeme
benötigen
einen Anästhesisten
zur manuellen Kontrolle der Anästhetikum-Dosis,
welche in Abhängigkeit
von den dargestellten Vitalfunktionen, zum Beispiel der Herzfrequenz
und dem Blutdruck, und den visuell überwachbaren Reaktionen des
Patienten dem Patienten gegeben wird. Allerdings sind diese Vitalfunktionen
als Indikatoren der Narkosetiefe nicht vollständig vertrauenswürdig, wenn
ein Patient gelähmt
und beatmet wird, und es gibt Berichte von Patienten, die während der
Operation erwachen, obwohl deren Vitalsignale innerhalb normaler
Grenzen liegen.
-
In
dem Bestreben, die Möglichkeiten
für Fehler
in der Dosierung eines Anästhetikums
zu eliminieren oder zu reduzieren, wurde Forschungsarbeit durchgeführt, um
eine vertrauensvollere Indikation der Narkosetiefe und vor allem einen
direkteren Index der Narkosetiefe bereitzustellen. Fast alle Ansätze basieren
auf der Analyse von zerebraler elektrischer Aktivität und vor
allem von aufgezeichneten elektroenzephalografischen (EEG) Signalen.
-
Der
zerebrale Funktionsanalyse-Monitor (CFAM) [siehe Sebel PS, Maynard
DE, Major E, Frank M, „The
Cebrel Function Analysis Monitor (CFAM): A New Microprocessor-based
Device for the On-line Analysis of the EEG and Evoked Potentials", BR J Anaesth 1983;
55: 1265–1270]
ist ein kommerziell erwerbbares System, welches eine quantitative Indikation
der Narkosetiefe bereitstellt. Das CFAM-System funktioniert mittels
des Analysierens des Spektrums von aufgezeichneten EEG-Signalen.
-
In
dem Bestreben, ein zuverlässigeres
Verfahren zum Messen der Narkosetiefe zu etablieren, haben Forscher
in letzter Zeit die Änderung
in der niedrigen ösophagealen
Kontraktilität
in Verbindung mit einem Anästhetikum
untersucht. Es hat sich gezeigt, dass diese Kontraktilität in Beziehung
zur endtidalen Konzentration von volatilen Anästhetika steht. Jedoch wurde
festgestellt, dass dieses Verfahren den Übergang zwischen Bewußtsein und
Bewußtlosigkeit
zu mangelhaft unterscheidet, um als Überwachung der Narkosetiefe
zu dienen.
-
Trotz
der beachtlichen Menge von durchgeführter Forschungsarbeit in diesem
Bereich bleiben die durch die Wissenschaftler entwickelten Anästhetika-Indizes
unzuverlässig
und es existiert eine beachtliche Abneigung, eine umfassende Einführung von
geschlossenen Anästhetikum-Kontroll-Regelkreissystemen
zu erlauben.
WO 93/07804 beschreibt ein
System, in welchem eine quantitative Maßeinheit der Narkosetiefe wieder
durch die Analyse des Frequenzspektrums der aufgezeichneten Signale
erhalten wird. Ein System, welches diesen Ansatz implementiert,
ist der A1000
TM-Monitor, beziehbar von Aspect
Medical Systems, Inc. Massachusettes, USA.
-
In
der
US 6067467 , offenbart
John et al ein Verfahren zum Messen der Tiefe der Narkose, welches
auf einer Kombination von verschiedenen physiologischen Parametern,
inklusive audioevozierter Potentiale (AEP), basiert. Jeder Parameter
wird mit einem Referenzwert verglichen, der gemessen wurde, als
der Patient in ein bestimmtes Narkoseniveau gebracht wurde und der
Satz verschiedener Parameter ist einem statistischen Gewichtungsprozess
unterworfen, in dem Bestreben zu bestimmen, wann der Patient von
dem gewünschten
Narkoseniveau abweicht.
-
Webb
et al schlägt
in „Closed-loop
control of depth of anaesthesia" measurement
and control 29 (1996), 211–215,
eine Messung der Narkosetiefe, basierend auf der Latenz Nb des auditorisch
evozierten Potentials (AEP) im menschlichen Gehirn, vor. Ihr Ansatz
ist es, ein neurales Netzwerk zu benutzen, um Muster im AEP-Signal
zu erkennen und die Latenzen bezüglich
vorher bestimmter Kategorien für
eine Fuzzy-Kontrolle
der Narkose zu kategorisieren. Die Autoren merken an, dass ihr System
eine Verbesserung benötigt
und nicht für
Signale geringer Qualität und
geringer Amplitude getestet wurde.
-
Ein
weiterer Artikel von de Beer et al „Haemodynamic responses to
incision and sternotomy in relation to the auditory evoked potential
and spontaneous EEG",
British Journal of Anaesthesia, 1996; 76: 685–693 beschreibt Ansätze, um
bestimmte Amplituden und Latenz-Parameter des AEP und einige weitere
Messwerte in einer statistischen Kombination zu nutzen, um die haemodynamische
Antwort von Patienten vorherzusagen. Dies sind unwillkürliche Reaktionen
auf Schmerzreize, welche in der Herzchirurgie unangenehm sein können, aber
nicht dem Bewusstsein entsprechen. Es wird zunächst behauptet, daß „AEP bei
der Vorhersage einer inadäquaten
Narkose helfen kann",
aber die Autoren kommen zu dem Schluss, dass „eine akkurate Vorhersage
der Präsenz
oder Abwesenheit einer haemodynamischen Antwort unter Verwendung
einer Kombination von AEP und haemodynamischen Variablen nicht möglich war".
-
Eine
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein System und ein Verfahren
zum Generieren eines vertrauenswürdigen
quantitativen Maßes
der Narkosetiefe zur Verfügung
zu stellen.
-
Ferner
ist es die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, einen Narkoseindex
anzugeben, welcher ein Maß der
Narkosetiefe ist und welcher in einem geschlossenen Narkose-Kontroll-Regelkreissystem verwendet
werden kann.
-
Bezüglich des
ersten Aspektes der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zum
Berechnen eines die Narkosetiefe indizierenden Indexes angegeben,
das beinhaltet das Aussetzen eines Patienten einem sich wiederholenden
Hörreiz, Überwachen
eines vom Patienten erzeugten auditorisch evozierten Potentials
(AEP) zum Erzeugen eines AEP Signals, sowie Bereitstellen eines
zur Rauhigkeit des AEP Signals korrespondierenden Rauhigkeitssignals
zur Verwendung als der die Narkosetiefe indizierende Index, wobei
sich das Rauhigkeitssinal als ein einziges kombiniertes Maß ergibt,
welches sich als Funktion des Ansteigens und Abfallens sowohl der
Amplitude als auch der Frequenz des AEP Signals ändert.
-
Es
wurde herausgefunden, dass die Rauhigkeit des AEP Signals eine gute
Indikation der Narkosetiefe bereitstellt, wobei festgestellt wurde,
dass die Rauhigkeit des Signals abfällt, wenn die Tiefe der Narkose
ansteigt.
-
Der
Begriff „Rauhigkeit" wird hier in der
Bedeutung eines einzigen kombinierten Maßes von sowohl der Amplitude
als auch der Frequenz des überwachten
AEP-Signals, beispielsweise
ein Maß der Krümmung des
Signals, verwendet. Typischerweise ist eine hohe Rauhigkeit mit
einem Signal mit einer großen
Amplitude und einer hohen Frequenz gleichzusetzen, während eine
geringe Rauhigkeit mit einem Signal mit einer geringen Amplitude
und einer niedrigen Frequenz gleichzusetzen ist. Eine mittlere Rauhigkeit
kann eine geringe Amplitude/hohe Frequenz oder eine hohe Amplitude/niedrige
Frequenz sein. Es wird anerkannt, dass es schwierig ist, eine absolute
Spezifikation oder Definition der Rauhigkeit anzugeben; die Rauhigkeit
ist ein relatives Maß eines zeitlich
variierenden Signals, welches in der Amplitude und in der Frequenz
variiert. Der Begriff Rauhigkeit wird verwendet, um einen Parameter
zu definieren, welcher bereit ist, in der praktischen Anwendung des
Verfahrens und der Vorrichtung in der klinischen Umgebung genutzt
zu werden.
-
Entsprechend
einer bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung wird das AEP Signal in eine Serie von
Signalausschnitten einer vorgegebenen Dauer unterteilt, wobei jeder
Signalausschnitt mit dem sich wiederholenden Hörreiz synchronisiert ist. Eine
Sequenz von n Signalausschnitten wird aufgezeichnet und die Signalausschnitte werden
zur Erzeugung eines zeitlich gemittelten Signalausschnittes gemittelt.
Für den
zeitlich gemittelten Signalausschnitt wird der Narkoseindex berechnet. Jedes
Mal, wenn eine neue Serie von Signalausschnitten aufgezeichnet wird,
wird ein neuer zeitlich gemittelter Signalausschnitt über die
letzten n Signalausschnitte bestimmt und der Narkoseindex wird für diesen
zeitlich gemittelten Signalausschnitt berechnet. Auf diese Weise
wird der Narkoseindex kontinuierlich aktualisiert.
-
Dort
wo das Verfahren die Nutzung eines digitalen Computers einschließt, wird
das überwachte AEP
des Patienten in regelmäßigen Intervallen
abgetastet, um ein digitalisiertes AEP Signal zu produzieren. Ein
bevorzugtes Verfahren zum Ermitteln der Indikation der Rauhigkeit
ist ein Maß der
Differenzen zwischen benachbarten Abtastpunkten zu ermitteln. In
dem Falle, dass ein sich verschiebender zeitlich gemittelter Signalausschnitt
ermittelt wird, kann dieses Maß eine
Funktion der Summe der Quadratwurzeln der Differenzen zwischen je
zwei benachbarten Abtastpunkten des zeitlich gemittelten Signalausschnitts
sein.
-
Bezüglich eines
zweiten Aspekts der vorliegenden Erfindung wird ein System zum Berechnen eines
Indexes zur Verwendung bei der Beurteilung der Narkosetiefe angegeben,
das beinhaltet einen Signalgenerator zum Aussetzen eines Patienten
einem sich wiederholenden Hörreiz,
elektroenzephalografische (EEG) Aufzeichnungsmittel zum Anschließen an den
Patienten zum Aufzeichnen auditorisch evozierter Potential (AEP)
Signale des Patienten, und Computermittel zum Verarbeiten des AEP
Signals zum Erzeugen eines zur Rauhigkeit des AEP Signals korrespondierenden
Rauhigkeitssignals zur Verwendung als der Index, wobei das Rauhigkeitssignal
ein einziges kombiniertes Maß ist,
welches sich als Funktion des Ansteigens und Abfallens sowohl der Amplitude
als auch der Frequenz des AEP Signals ändert.
-
Bezüglich eines
dritten Aspekts der vorliegenden Erfindung wird ein Anästhetikum-Abgabekontrollsystem
angegeben, welches beinhaltet ein System zum Berechnen eines Indexes
der Narkosetiefe für
einen Patienten entsprechend des oben genannten zweiten Aspekts
der vorliegenden Erfindung und ferner ein Anästhetikum-Abgabemittel und
einen Regulator zum Empfangen des den Index anzeigenden Rauhigkeitssignals,
wobei der Regulator zum Vergleichen des Indexes mit einem vorgegebenen Narkosetiefe-Index
und zum Bereitstellen eines Steuersignals an das Anästhetikum-Abgabemittel zum
Regulieren der Abgabe des Anästhetikums
an den Patienten zum Aufrechterhalten eines vorgegebenen Niveaus
des Narkosetiefe-Indexes ausgebildet ist.
-
Die
vorliegende Erfindung ist insbesondere geeignet für Anästhetikum-Systeme,
welche flüssige Anästhetika
verwenden, wie Propofol, deren Dosierung sehr genau reguliert werden
kann.
-
Für ein besseres
Verständnis
der vorliegenden Erfindung und um zu zeigen, wie diese verwirklicht
werden kann, wird im Rahmen eines Beispiels auf die beigefügten Zeichnungen
Bezug genommen:
-
1 zeigt
eine schematische Ausführungsform
des Anästhetikum-Kontrollsystems gemäß der vorliegenden
Erfindung;
-
2 ist
ein Blockdiagramm des EEG-Verstärkers
des Systems nach 1;
-
3 zeigt
ein detailliertes Schaltkreisdiagramm für den EEG-Verstärker gemäß 2;
-
4 illustriert
schematisch die Erfassung von 256 aufeinander folgenden AEP Ausschnitten unter
Verwendung des Systems von 1;
-
5 illustriert
einen sich schematisch verschiebenden zeitlich gemittelten Ausschnitt,
welcher aus den 256 aufeinander folgenden Ausschnitten gemäß 4 ermittelt
wird;
-
6 zeigt
die allgemeine Organisation der Software, welche zur Kontrolle eines
Mikroprozessors des Systems nach 1 genutzt
wird;
-
7 ist
ein Flussdiagramm einer Hintergrundanwendung einer Software gemäß 6 und
-
8 ist
ein Flussdiagramm einer Vordergrundanwendung der Software gemäß 6.
-
1 zeigt
ein Anästhetikum-Kontrollsystem,
um einen Patienten 1 in einem bewusstlosen Zustand zu halten,
während
der Patient einer Operation ausgesetzt ist. Der Patient 1 trägt ein Paar
Ohrhörer 2,
welche von einem Signalgenerator 3 angesteuert werden,
um „clicks" mit einer Dauer
von 1 ms bei einer Frequenz von 6.9 Hz an beiden Ohren des Patienten
erschallen zu lassen. Die Amplitudenhöhe der „clicks" wird bei 70 dB über dem normalen Hörniveau
gehalten. Aus dem Bereich der Neurophysiologie ist bekannt, dass
solche in den Ohren des Patienten klingende sich wiederholende „clicks" unverkennbare Potentiale,
bekannt als auditorisch evozierte Potentiale (AEP), in der elektroenzephalografischen Antwort
von den Patienten produzieren. [siehe Kenny GN, Davies FW, Mantzaridis
H. „Transition
between consciousness and unconsciousness during anesthesia". Anesthesiology
1993; 79: A330 and Kenny GN, Davies FW, Mantzaridis H, Fisher AC. "Closed-loop control
of anesthesia".
Anesthesiology 1992; 77: A328].
-
Ein
flüssiges
Anästhetikum,
beispielsweise Propofol, wird dem Patienten mittels eines Schlauches 4 von
einer Pumpe 5 intravenös
verabreicht. Die Pumpe 5 entspricht einem bekannten Typ
(beispielsweise Ohmeda 9000TM Injektionspumpe),
welche kontrolliert wird, um die an den Patienten abgegebene Anästhetikum-Dosis
sorgfältig
zu regulieren. Eine Steuerung 7 ist vorgesehen, um AEP
Signale zum Generieren eines Narkosetiefe-Indexes für die Darstellung
auf einem Steuerungsbildschirm 7a zu verarbeiten. Der Anästhesist
nutzt den dargestellten Index, um die Pumpe 5 zu kontrollieren.
-
Die
Steuerung 7 empfängt
ein analoges Eingangssignal von einem EEG-Verstärker 8, welcher in 2 genauer
dargestellt ist. Der EEG-Verstärker 8 weist
an seinem Eingang einen medizinisch geeigneten Vorverstärker 9 auf,
dessen Ausgang mit einem Hauptverstärker 10 verbunden
ist. Die EEG-Verstärkerkomponenten
werden mittels einer Energieversorgung 12 mit Energie versorgt.
Die wesentlichen Anforderungen des EEG-Verstärkers 8 sind:
- 1) Ein sehr hohes Gleichtakt-Unterdrückungsverhältnis (CMRR),
typischerweise höher
als 110 dB, selbst wenn die Elektrodenimpedanz nicht abgestimmt
ist;
- 2) eine Frequenzantwort im Bereich von 1 bis 300 Hz;
- 3) der Verstärker
sollte transportabel mit kleinen „physikalischen" Abmessungen sein;
- 4) das System sollte für
den Hörsaaleinsatz
geeignet sein, beispielsweise mit abgeschirmten oder geschützten Leitungen,
einer angemessenen Patientenisolierung, Unempfindlichkeit gegenüber Diathermie
und anderen Beeinträchtigungsquellen.
-
3 zeigt
die Schaltung des EEG-Verstärkers 8 mit
mehr Details. Der Vorverstärker 9 wird
bereitgestellt durch einen IA 297 Verstärker (Intronics, USA) medizinisch
geeigneter Isolation, welcher den Patienten vollständig vor
Kriechströmen
und Fehlströmen
des Verstärkers
schützt.
Dies betrifft sowohl den Eingangsschutz als auch die Ströme der Eingangs/Ausgangs-Isolation.
Der IA 297 ist ein sehr rauscharmer echter medizinischer Isolationsverstärker, der
bei üblichen
Eingangsspannungen von bis zu 5.000 V Gleichspannung kontinuierlich
betrieben werden kann. Das Gleichtaktunterdrückungsverhältnis (CMRR) beträgt 170 dB
mit einer abgestimmten Quellenimpedanz und 160 dB mit einem 5 KΩ Quellenungleichgewicht.
Die Eingangsrauschspannung des Vorverstärkers beträgt 0,3 μV (10 Hz bis 1 KHz rms) und
das Stromstärkenrauschen
beträgt
4 pA (0.05 Hz bis 1 KHz rms). Die eingangsseitige Biasstromstärke beträgt 200 pA
und ist begrenzt auf 10 μA
im Falle einer Fehlfunktion einer beliebigen Komponente. Die Frequenzantwort
des Vorverstärkers reicht
von Gleischspannung bis 10 KHz und die Überlasterholzeit beträgt 20 ms.
Das IA 297 stellt eine Gesamtverstärkung von x10 zur Verfügung.
-
Die
Ausgabe des Vorverstärkers
U1 wird mittels eines Hochpass-Filternetzwerkes C1-R1 gefiltert,
welches einen –3
dB Trennpunkt bei 0.9 Hz aufweist. Das gefilterte Signal wird dann
mittels zweier in Reihe geschalteter identischer Verstärkungsstufen 10a, 10b verstärkt. Jede
Verstärkungsstufe 10a, 10b ist
an einem Operationsverstärker
(OP77) angeordnet, welcher eine außergewöhnliche Verstärkungslinearität mit einem
entsprechenden Eingangsrauschen von 10 nV/√Hz bietet. Die Verstärkung jeder Verstärkungsstufe 10a, 10b beträgt x94,
so dass eine Gesamtverstärkung
am Ausgang der zweiten Verstärkungsstufe
von 88360 (10×94×94) erreicht
wird.
-
Die
Ausgabe der zweiten Verstärkungsstufe 10b wird
an ein digitales Dämpfungsglied
weitergegeben, welches einen 12 bit Digital-Analog-Wandler 14 aufweist,
der auf einem IC3 basiert. Dieser ist ein DAC 1220 mit einem Linearitätsfehler
von 0.05 % über
die gesamte Skala. Dieser Fehler ist im Wesentlichen unabhängig von
der Spannungsreferenz. Die Ausgabe des Dämpfungsgliedes wird an einen
JFET Operationsverstärker
(IC4) 16 mit einer weiten Bandbreite abgegeben, welcher
eine Eingangsbiasstromstärke
von 50 pA und ein entsprechendes Eingangsrauschen von 25 nV/√Hz aufweist
und welcher als ein Trennverstärker
mit einer Verstärkung
von x1 wirkt.
-
Die
Ausgangsstufe des EEG-Verstärkers 8 besteht
aus einem weiteren x1 Verstärker 18 (IC5), der
es ermöglicht,
einen Gleichstrom-Offset zu dem verstärkten Signal hinzuzufügen. Dieser
Offset vereinfacht die Verbindung zu nachfolgenden einpoligen Analog-Digital-Wandlern.
-
An
Zwischenpunkten im EEG-Verstärker 8 wird
das Signal über
drei Tiefpassfilter erster Ordnung (C2-R3, C3-R5 und C5-R9) gefiltert,
wobei jeder einen –3
dB Trennpunkt bei 219 Hz hat.
-
Alle
Widerstände,
die im EEG-Verstärker 8 verwendet
werden, sind Präzisionsmetallfilmwiderstände mit
einer Toleranz von 0.1 % und einem Temperaturkoeffizienten von ± 15 ppm/°C. Die polarisierten
Kondensatoren des Verstärkers 8 bestehen
aus dem Feststoff Tantal und die nicht polarisierten Kondensatoren
bestehen aus einem metallisierten Polycarbonatfilm mit 5 % Toleranz
und einem Temperaturkoeffizienten von ± 50 ppm/°C. Keramische Ableitkondensatoren
werden verwendet, um Instabilitäten zu
vermindern, welche durch Einschaltstöße in den Leitungen der Energieversorgung
verursacht werden.
-
Die
Energieversorgungseinheit für
den EEG-Verstärker
zeigt ein konventionelles lineares AC/DC Design, welches eine hohe
Stabilität
sowie Ausgänge
von +15 V, ± 9
V und +5 V mit geringem Rauschen für die unterschiedlichen Stufen
des Verstärkers
aufweist. Des Weiteren bietet es eine 5000 V Isolation zwischen
seiner Primär-
und Sekundärspule.
Energieversorgungen mit diesen Eigenschaften sind beispielsweise
von „RS", „Amplicon" oder „Tandy
(alles Trademarks), kommerziell zu erwerben.
-
Der
EEG-Verstärker 8 wird
so dicht wie möglich
am Kopf des Patienten aufgestellt und mit drei Elektroden 20 verbunden,
welche am Kopf des Patienten befestigt sind. Eine erste Elektrode 20a wird
an der rechten Stirn platziert (+), eine zweite Elektrode 20b wird
am rechten Mastoid (–)
platziert und die dritte Elektrode 20c wird in der Mitte
der Stirn platziert (Referenz). Es wurde festgestellt, dass Standard-Wegwerf-ECG-Elektroden
(zum Beispiel M-00-S von Medicotest) akzeptable Ergebnisse tiefem,
vorausgesetzt, dass die Haut des Patienten vor dem Anbringen der
Elektroden mit einem Elektrodengel sorgfältig mit Alkoholtupfern gereinigt
wurde.
-
Es
gibt zwei sehr wichtige Gründe
um sicherzustellen, dass die Elektroden/Hautimpedanzen von den Elektroden
so niedrig wie möglich
sind. Erstens wird das thermale oder Johnson Rauschen durch den Elektroden/Hautwiderstand
erzeugt und ist proportional zur Quadratwurzel des Widerstandes.
Zweitens wird das CMRR signifikant reduziert, wenn die Elektroden
unausgeglichene Impedanzen aufweisen. Der Ausgleich der Impedanzen
ist leichter zu erreichen, wenn die Impedanzen so niedrig wie möglich sind.
-
Seit
jüngster
Zeit ist ein neuer Typ von Elektroden, bekannt als „Zipprep" TM (hergestellt
von Aspect Medical Systems), verfügbar. Diese Elektroden erreichen
sehr niedrige Impedanzen mit einer minimalen Vorbehandlung der Haut
und sind für
die Verwendung mit dem hier beschriebenen System geeignet.
-
Unter
Bezug zu 1 wird die Steuerung 7 genutzt,
um den Signalgenerator 3 anzusteuern, so dass sich wiederholende „clicks" im rechten Ohr des Patienten
ertönen.
Die Synchronisation des Signalgenerators ist wichtig, um sicherzustellen,
dass der Narkoseindex, der wie nachfolgend beschrieben berechnet
wird, so vertrauenswürdig
wie möglich
ist.
-
Der
physikalische Aufbau der auf dem Mikroprozessor basierenden Steuerung 7 wird
hier aufgrund des üblichen
Designs nicht im Detail dargelegt. Während es im Hinblick auf ein
transportableres oder kosteneffizienteres Design von Vorteil sein
kann, eine speziell angefertigte Steuerung zu designen, ist die Steuerung
tatsächlich
in einem Standardarbeitsplatz oder Notebookcomputer einsatzbereit
implementiert.
-
Bevor
die Struktur des Steuerungsprogrammes beschrieben wird, wird nun
das verwendete Verfahren beschrieben, um den Narkosetiefeindex zu berechnen.
-
Um
den Narkosetiefeindex zu berechnen, wird das aufgezeichnete EEG-Signal
mit einer Frequenz von 1.7 KHz mittels eines 12 bit Analog-Digital-Wandlers
(PCM-DASO8, Computer
Boards Inc. MA., U.S.A.) abgetastet und in Echtzeit mittels des Computers
verarbeitet. Diese Abtastungen werden als „Signalausschnitte" aus 256 Abtastungen
zwischengespeichert, so dass sich jeder Signalausschnitt über eine
Dauer von 144 ms erstreckt. Auditorisch evozierte Potentiale werden
durch die Mittelung dieser Signalausschnitte produziert. Wie in 4 dargestellt,
wird eine Speichertabelle der Steuerung 7 erzeugt, um 256
aufeinander folgende Signalausschnitte zu speichern. Wenn eine erste
Gruppe von 256 Signalausschnitten gespeichert worden ist, wird durch
Mittelung der 256 Signalausschnitte, das heißt durch Mittelung der aufgezeichneten
256 Abtastungen in jeder Spalte der Speichertabelle wie in 5 dargestellt,
ein gemittelter AEP Verlauf oder Signalausschnitt generiert.
-
Jedes
Mal, wenn ein neuer Signalausschnitt aus 256 Abtastungen aufgezeichnet
wird, wird die in den 4 und 5 gezeigte
Speichertabelle aktualisiert, indem der Signalausschnitt am Anfang
der Tabelle, das heißt
Signalausschnitt 1, gestrichen und der neue Signalausschnitt
am Ende der Tabelle, das heißt
als neuer Signalausschnitt 256, hinzugefügt wird. Sodann wird ein neuer
zeitlich gemittelter Signalausschnitt generiert, so dass über die
Zeit eine Sequenz von sich verschiebenden zeitlich gemittelten Signalausschnitten
erzeugt wird. Diese Technik erlaubt eine schnellere Rückmeldung
des Systems aufgrund von Änderungen
in den AEP Signalen.
-
Eine übliche Fehlerquelle
in AEP Signalen ergibt sich durch Artefakte, welche hauptsächlich durch
Patienten- oder Elektrodenbewegungen und durch die Verwendung einer
Diathermie während
der Operation entstehen. Jeder neu aufgezeichnete Signalausschnitt
wird daher geprüft,
um zu sehen, ob die Signalamplitude an einem beliebigen Punkt innerhalb des
Signalausschnittes einen vorgegebenen Grenzwert überschreitet. Wenn der Grenzwert überschritten
wird, wird der Signalausschnitt aussortiert und nicht der Tabelle
gemäß der 4 hinzugefügt. Typischerweise
werden mehrere aufeinander folgende Signalausschnitte (zum Beispiel
7), die einem Signalausschnitt folgen, der als ein Artefakt aufweisend
detektiert wird, aussortiert, bevor Signalausschnitte wieder der
Tabelle gemäß den 4 und 5 hinzugefügt werden.
Um die zeitlich gemittelten Signalausschnitte weiter zu verbessern,
werden diese Signalausschnitte mittels eines digitalen Tiefpassfilters mit
finitem Impulsansprechverhalten (FIR-Filter) gefiltert. Die Frequenzantwort
dieses Filters liegt im Bereich von 0–0.049 des Nyquist-Intervalls.
Der Filter ist ein 35-Punkte-Filter (18 Koeffizienten) und hat ein
erhöhtes
Kosinusfenster.
-
Der
FIR-Filter wird mittels folgender Differenzgleichung beschrieben:
-
Hierbei
ist x(n) die Eingabe an den Filter, y(n) ist die Ausgabe, M ist
die Anzahl der Koeffizienten (in diesem Falle 35), und bk sind die Koeffizienten.
-
FIR-Filter
haben eine Reihe von Vorteilen, wie ihren linearen Phasengang und
ihr hohes Maß an Stabilität, welches
aus der Abwesenheit einer Rückkopplung
resultiert.
-
Sobald
ein sich verschiebender zeitlich gemittelter und gefilterter Ausschnitt,
wie oben beschrieben, erhalten wurde, ist es möglich, einen Index der Narkosetiefe
zu berechnen. Es wurde beobachtet, dass, wenn Patienten das Bewusstsein
verlieren, die Amplituden der meisten AEP Spitzen reduziert sind
und deren Latenzen außerdem
allgemein angestiegen sind. Diese Änderungen treten zumeist gleichzeitig
und bei allen Patienten in die gleiche Richtung auf. Ein geeigneter
Index ist daher einer, der diese Änderungen widerspiegelt.
-
Ein
empirischer Algorithmus wurde zur Berechnung eines solchen Indexes
entwickelt und basiert auf der Summe der Quadratwurzeln der Differenzen
zwischen je zwei aufeinander folgenden Punkten in dem sich verschiebenden
zeitlich gemittelten Signalausschnitt. Dieser auditorisch evozierte Potentialindex
ist durch die folgende Gleichung gegeben:
-
Hierbei
sind x1 bis x256 die
Abtastpunkte des zeitlich gemittelten Ausschnittes und k ist eine
Skalierungskonstante, gegeben durch 0.25 × √V–1.
-
Der
AEP Index wird für
jeden gefilterten zeitlich gemittelten Signalausschnitt berechnet
und ein Ausdruck des Indexes gegen die Zeit kann mittels der Steuerung 7 generiert
werden, um auf dem Steuerungsbildschirm 7a dargestellt
zu werden. Wenn der Patient wach ist, liegt der Index typischerweise
in einem Bereich von 80 bis 90, dagegen liegt er während der
Narkose typischerweise in einem Bereich von 35 bis 40. Wenn der
Patient das Bewusstsein wieder erlangt, kehrt der Index üblicherweise
zu einem Wert zurück,
der geringfügig
tiefer liegt als der Wert kurz vor der Narkose ist.
-
6 zeigt
eine Organisation der Steuerungssoftware, welche den vorstehend
beschriebenen Algorithmus zum Berechnen des AEP Indexes als ein
Maß der
Narkosetiefe ausführt.
Das Programm hat eine Mehrprogramm-Organisation mit einer Vordergrundanwendung
und einer Hintergrundanwendung, welche parallel nebeneinander laufen.
Diese Anwendungen sind vollständig
unabhängig
und kommunizieren über „Semaphoren". Die Vordergrundanwendung
wirkt als eine Schnittstelle zwischen dem Nutzer und der Hintergrundanwendung
und veranlasst die Hintergrundanwendung zum Initialisieren, Starten
und Stoppen.
-
7 zeigt
die Methodik der Hintergrundanwendung mit mehr Details. Das aufgezeichnete EEG-Signal
wird mittels eines Analog-Digital-Wandlers der Steuerung (nicht
gezeigt) erhalten, welcher – für einen
aus 256 Abtastpunkten bestehenden Signalausschnitt mit einer Dauer
von 144 ms – Hardware Interrupts
mit einer Frequenz von 1.78 KHz generiert. Diese Hardware Interrupts
veranlassen die Hintergrundanwendung die gerade am Ausgang des ADC liegenden
Daten zu lesen. Innerhalb eines Durchlaufs der Hintergrundanwendung
von „Start" bis „Ende" wird ein neuer einzelner
Abtastpunkt der Speichertabelle zugefügt. Sofern ein Artefakt in
einem bestimmten Signalausschnitt detektiert wird, wird dieser Signalausschnitt
gelöscht.
Zu Beginn jedes neuen Signalausschnittes wird ein neuer „click" erzeugt, um eine
korrekte Synchronisation des nachfolgend erzeugten Signalausschnittes
mit dem „click" zu gewährleisten.
Wenn der letzte Punkt in jedem Signalausschnitt erreicht ist, wird
ein neuer sich verschiebender zeitlich gemittelter Ausschnitt berechnet.
-
8 zeigt
die allgemeine Struktur der Vordergrundanwendung, welche den Nutzer
mit der Hintergrundanwendung verbindet. Sobald die Vordergrundanwendung
initialisiert ist und diese die Hintergrundanwendung initialisiert
und gestartet hat, empfängt
diese den zuletzt erzeugten zeitlich gemittelten AEP Signalausschnitt
von der Hintergrundanwendung. Dieser AEP Signalausschnitt wird unter
Verwendung des oben beschriebenen FIR-Filters gefiltert und der
Narkosetiefeindex wird, wie beschrieben, berechnet. Der Index wird
zur Prüfung
durch den Anästhesisten
auf dem Steuerungsbildschirm 7a dargestellt.
-
Der
Durchschnittsfachmann wird erkennen, dass verschiedenste Modifikationen
an dem oben beschriebenen Ausführungsbeispiel
durchgeführt werden
können,
ohne den Bereich der Erfindung zu verlassen. Insbesondere kann das
System als ein geschlossenes Kontroll-Regelkreis-System für die Narkosetiefe
ausgestaltet werden, indem ein Kontrollausgang, entsprechend des
bestimmten Narkosetiefeindexes, von der Steuerung 7 zu
der Pumpe 5 vorgesehen wird. Dieses wird in 1 mittels
der gepunkteten Linie 6 angedeutet.
-
Das
System wurde klinisch verwendet und ist Gegenstand mehrerer Studien: „Relationship
between calculated blond concentration of propofol and electrophysiological
variables during emergence from anaesthesia: comparison of bispectral
index, spectral edge frequency, median frequency and auditory evoked
potential index":
M. Doi, R.J. Gajraj, H. Mantzaridis und G.N.C. Kenny, British Journal
of Anaesthesia, February 1997, Vol 78, No 2, p 180–184: und "Effects of Cardiopulmonary
Bypass and Hypothermia an Electroencephalographic Variables": M. Doi, R.J. Gajraj,
H. Mantzaridis, und G.N.C. Kenny, (Accepted for Publication in "Anaesthesia") [siehe * Anhang
1]; "Analysis of
the EEG bispectrum, auditory evoked potentials and the EEG power
spectrum during repeated transitions from consciousness to unconsciousness": R. J. Gajraj, M.
Doi, H. Mantzaridis und G.N.C. Kenny, (Accepted for publication
in "British Journal
of Anaesthesia")
[siehe * Anhang 2]; "Auditory
Evoked Potential Index: A Quantitative Measure of Changes in Auditory
Evoked Potentials during General Anaesthesia": H. Mantzaridis und G.N.C. Kenny, (Accepted
for publication in "Anaesthesia") [siehe * Anhang
3].
- * Die oben erwähnten
Anhänge
sind aus der zu der vorliegenden Anmeldung korrespondierenden PCT-Veröffentlichung WO 98/10701 A ersichtlich, sind
aber für
das Verständnis
der vorliegenden Erfindung nicht entscheidend. Daher werden diese
hier im Interesse der Kürze
nicht dargestellt.
