EP2830493A1 - Vorrichtung und verfahren zur messung elektrischer potentiale eines lebewesens - Google Patents

Vorrichtung und verfahren zur messung elektrischer potentiale eines lebewesens

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Publication number
EP2830493A1
EP2830493A1 EP13715638.6A EP13715638A EP2830493A1 EP 2830493 A1 EP2830493 A1 EP 2830493A1 EP 13715638 A EP13715638 A EP 13715638A EP 2830493 A1 EP2830493 A1 EP 2830493A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
signal
frequency
electrodes
bandpass filter
signal output
Prior art date
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Withdrawn
Application number
EP13715638.6A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Rudolf Mauser
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Gross Juergen
Original Assignee
Gross Juergen
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Gross Juergen filed Critical Gross Juergen
Publication of EP2830493A1 publication Critical patent/EP2830493A1/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/30—Input circuits therefor
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    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
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    • A61B5/16—Devices for psychotechnics; Testing reaction times ; Devices for evaluating the psychological state
    • A61B5/18—Devices for psychotechnics; Testing reaction times ; Devices for evaluating the psychological state for vehicle drivers or machine operators
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    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/369—Electroencephalography [EEG]
    • A61B5/372—Analysis of electroencephalograms
    • A61B5/374—Detecting the frequency distribution of signals, e.g. detecting delta, theta, alpha, beta or gamma waves
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    • A61B5/389—Electromyography [EMG]
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    • A61B5/4809—Sleep detection, i.e. determining whether a subject is asleep or not
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    • A61B5/48—Other medical applications
    • A61B5/4821—Determining level or depth of anaesthesia
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    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/74—Details of notification to user or communication with user or patient ; user input means
    • A61B5/746—Alarms related to a physiological condition, e.g. details of setting alarm thresholds or avoiding false alarms

Definitions

  • the present invention relates to a device for measuring electrical potentials of a living with at least two electrodes suitable for the derivation of electrical potentials of a living organism, an electrically connected to the electrodes isolation amplifier and an electrically connected to the isolation amplifier signal output, the isolation amplifier and the signal output set up are that in operation of the device of the isolation amplifier amplifies the signal coming from the electrodes and the amplified signal can be tapped at the signal output.
  • the present invention further relates to a method for measuring electrical potentials of a living being.
  • the present invention further relates to an apparatus and method for the early detection of imminent microsurft attacks, and to an apparatus and method for monitoring anesthetized patients, both of which may have the aforementioned features of the apparatus.
  • Electroencephalographic signals are used to visualize brain waves and reflect the state of excitement of brain cells.
  • electroencephalographic signals up to 256 electrodes, usually up to 128 electrodes, are arranged at predetermined positions on the skull surface. Through the skullcap, only those potentials can be detected that reach sufficient size and size as a result of the synchronous activity of numerous nerve cells on the surface of the brain.
  • a finite electrical resistance of the biological structures involved weakenings and distortions of the potentials on the skull occur.
  • a contact agent for example sodium chloride, can be applied to the contact surface of the electrodes.
  • the quasi-periodic signal thus derived contains a plurality of frequencies which are superimposed.
  • the amplitudes of the derived signals can reach up to several 10 ⁇ .
  • EEG electroencephalography
  • the EEG signals are subjected to a fast Fourier transformation in a defined period of time for the calculation of an EEG power spectrum.
  • a fast Fourier transform breaks the electroencephalographic signals into the individual frequency components that overlap the signal. The relative shares of the original signal are calculated. The squared amplitudes of the individual frequency components form the EEG power spectrum.
  • all frequencies occurring in the time domain signal are readable.
  • the use of a fast Fourier transformation has the disadvantage that due to the finite measurement signal, only individual finite signal sections can be analyzed by means of the fast Fourier transformation. A real-time assessment of the measured brain waves is therefore not possible. In addition, it is very costly to place the large number of required electrodes on the skull or the brain surface exactly.
  • the electrodes arranged on the skullcap or brain surface also limit the freedom of movement of the patients as well as of the care staff and thus also the possible fields of application.
  • the number of necessary electrodes should be reduced.
  • a real-time evaluation is also an attainable goal.
  • the term living organism is understood to mean a warm-blooded animal, preferably a humanoid, but at least a primate.
  • At least one of the aforementioned objects is achieved by a device with the aforementioned features, wherein according to the invention at least one bandpass filter and at least one integrator are connected between the isolation amplifier and the signal output, wherein the bandpass filter and the integrator are set up in such a way that during operation Device the bandpass filter passes a predetermined frequency range of the signal and the integrator integrates the filtered signal, wherein the integrated signal can be tapped at the signal output.
  • the bandpass filter, the integrator and the signal output together form a frequency channel.
  • the device and method according to the present invention are particularly useful for the derivation of electroencephalographic signals, i. the electrical potentials of the brain, are provided and will be described in the text below mainly with regard to this application.
  • the device and the method are basically also suitable for detecting electrical potentials of other parts of the body, for example electromyographic potentials (EMG) due to muscle activities.
  • EMG electromyographic potentials
  • the derived signal usually contains several overlapping frequency components which are divided into several frequency bands. In this case, the consideration of the signal components of each individual frequency band can provide information about different brain activities.
  • the electroencephalographic signal is derived from the at least two electrodes and amplified with an isolation amplifier electrically connected to the electrodes.
  • the isolation amplifier also causes the electrodes to be galvanically isolated from the supply voltage such that during operation of the device there is no danger to the subject connected to the electrodes.
  • At least one bandpass filter which filters the electroencephalographic signal, is electrically connected to the isolation amplifier.
  • the filtering a predetermined frequency range of the signal is transmitted during operation of the device, which then passes into the integrating element which is electrically connected to the bandpass filter, where the filtered signal is imprinted.
  • the signal amplitudes of the selected frequency band are added up within a predetermined integration interval, so that a temporal sequence of integral frequencies is added.
  • the temporal sequence of integration values can be tapped in the operation of the device as an output signal at the signal output of the device. On the basis of the output signal, the respective excitation state of the detected brain areas can be detected in real time during operation of the device.
  • the bandpass filter, the integrator and the signal output together form a frequency channel with a passband defined by the bandpass filter and a defined bandwidth.
  • the bandpass filter comprises two low-pass filters and two high-pass filters. These are preferably connected in succession in the order of the first low-pass filter, the second low-pass filter, the first high-pass filter, the second high-pass filter, and their parameters are expediently adjustable.
  • the low and high pass filters used for the bandpass filter have an attenuation of -36 dB / octave each. If several low-pass and high-pass filters are connected in series, it is advantageously possible to provide filters of a higher order in order to improve the slope and quality of the band-pass filtering.
  • the ⁇ -frequency band has an average frequency of 10 Hz
  • the ⁇ -frequency band has an average frequency of 20 Hz
  • the ⁇ -frequency band has an average frequency of 3 Hz
  • the ⁇ -frequency band has an average frequency of 6 Hz
  • Signals in these four frequency bands can be attributed to the excitation states of the brain waves of psychological and / or physiological causes, such as an eyelid movement, excitement, fatigue or concentration.
  • a fifth frequency channel is provided for providing a fifth frequency band 5 SUb , wherein preferably the 5 SUb frequency band comprises the frequency range from 0.05 Hz to 2 Hz, preferably the frequency range from 0.05 Hz to 0.5 Hz having.
  • the device has exactly five frequency channels with the frequency bands a, ß, ⁇ , ⁇ , 5 sub .
  • Each of the frequency channels comprises at least one bandpass filter, an integrator and a signal output, on which the filtered and integrated signal can be tapped off.
  • each of the frequency channels next to the bandpass filter, the integrator and the signal output have further electrical components.
  • the integrated signal it is expedient for the integrated signal to be able to be tapped at the signal output of the device in such a way that it can be further processed by any signal processing device and / or can be displayed visually and / or acoustically with the aid of a suitable display device.
  • a screen and / or a printer can be connected to the signal output for this purpose.
  • electrically connected in the sense of the present invention is to be understood as meaning that both a direct electrical connection of two electrical components and an indirect connection of two electrical components are included.
  • the integration interval indicates the period of time over which the amplitude of the signal fed into the integrator is added up.
  • the integrated signal is forwarded to the signal output as a time-dependent signal.
  • the integration interval the greater the temporal resolution of the signal and the more the integrated signal approaches a representation of the unintegrated raw signal.
  • the integration interval can not be chosen to be arbitrarily small. Also, if the integration interval is too small, the influence of possible noise components in the signal comes to the fore.
  • each frequency channel comprises a rectifier, preferably a full-wave rectifier, which is arranged in front of the interposer, preferably between the bandpass filter and the integrator.
  • the signal derived from the electrodes is an AC voltage signal.
  • the rectifier now ensures that the positive and negative contributions of the AC signal during integration are not compensated.
  • the frequencies of interest of the brain waves are application specific in a range of 0.05 Hz to 200 Hz, so that in one embodiment of the invention, another bandpass filter is provided before the frequency channel or the plurality of frequency channels.
  • This bandpass filter limits the voltage applied between the isolation amplifier and the signal output electroencephalographic signal to a frequency range of 0.05 Hz to 200 Hz, preferably 0.05 Hz to 100 Hz and more preferably from 0.5 Hz to 42 Hz
  • Another embodiment may be advantageous if the filter is a bandpass filter, the passband is adjustable.
  • the device it is expedient for the device to have a notch filter with a blocking frequency at the mains frequency of the low-voltage power supply network, preferably at 50 Hz (Europe) or 60 Hz (North America) in front of the one frequency channel or the plurality of frequency channels, in order to filter out the network frequency.
  • a comparator is provided which determines the input resistance of the electrodes and which, when the electrical resistance of one of the electrodes is more than 1 k ⁇ , outputs a signal which indicates a malfunction of the electrode.
  • the comparator is preferably present the frequency channel or the plurality of frequency channels arranged. Inaccurate measurements due to poor contact with the electrodes can be avoided.
  • the order of amplification and frequency-selective filtering can be reversed without departing from the essential idea of the invention.
  • the same applies if several amplifiers are combined to form an amplifier with a correspondingly adapted amplification factor or if a single amplifier is divided among a plurality of amplifiers.
  • a bandpass filter having two low-pass and high-pass filters connected in series, their order can be reversed without departing from the essential concept of the invention.
  • two or more low-pass filters may be combined into a first filter and two or more high-pass filters combined into a second filter. Accordingly, individual filters can also be replaced by a plurality of filters.
  • the device can also be used to measure other cell potentials, so the device can be used in particular for the preparation of an electrocardiogram or electromyogram. For this, if necessary, only the number of electrodes and their placement must be adjusted.
  • the parameters used for filtering the signals can also be set to the frequencies to be expected for such an application.
  • the device for measuring electroencephalographic signals has at least two electrodes suitable for measuring electroencephalographic signals and at least two electrodes suitable for measuring electromyographic signals.
  • the electrodes suitable for the measurement of electromyographic signals are connected at least to a frequency channel whose structure corresponds to that of a frequency channel, as previously described in detail for the electroencephalographic signal. It is understood that electroencephalographic and electromyographic signals may differ in amplitude and frequency, so that the parameters of the electronic components of the at least one intended for electromyographic signals frequency channel are adjusted accordingly.
  • the device has an intermediate tap, which is arranged in front of the at least one frequency channel and at which the unfiltered and non-integrated raw signal can be tapped.
  • the raw signal can thus be directed to further devices for further processing and / or evaluation.
  • an intermediate tap is provided which makes it possible to tap and display the filtered but not yet integrated signal in a frequency channel.
  • At least one of the above-mentioned objects is also achieved by a method for measuring electrical potentials of a living being with the steps of deriving electrical potentials of a living being with at least two electrodes and providing a measurement signal, amplifying the measurement signal with an isolation amplifier, filtering out a frequency band of interest Measuring signal with a bandpass filter, integrating the filtered signal with an integrator and providing the integrated signal at a signal output.
  • a device for the early detection of microsleep attacks, a device is provided according to the invention which, in addition to the previously described necessary and optional features of the device for measuring electrical potentials of a living being, has a signal generator which generates a provocation signal perceptible to the subject. Such a signal that can be perceived by the subject may be perceptible in particular visually, acoustically and / or haptically.
  • the device for the early detection of microsatisfaction attacks works particularly advantageously with a device for measuring electrical potentials of a living being, as described above, i. with an integration of the frequency-filtered derivative signal
  • the device for early detection of microsleep attacks can also be implemented with other and in particular with conventional embodiments of EEG devices.
  • a device for measuring electrical potentials of a living being with at least two electrodes for the derivation of electrical potentials of the living being, wherein the electrodes are connected to an EEG device and wherein the device has a signal generator which generates a provocation signal perceptible for the subject.
  • the EEG device has no frequency channel with a bandpass filter and an integrator in the frequency channel.
  • a Fourier transformer may be provided which divides the signal into its frequency components, so as to correlate the phase and / or frequency of the derived signal to enable the provocation signal.
  • the signal generator is a visually perceptible light source, preferably a light emitting diode, which is alternately “on” and “off” in accordance with a predetermined frequency.
  • the light emitting area of the transmitter has an area greater than 75 mm 2 .
  • a light source is used as the signal generator, it is expedient in one embodiment if interference caused by ambient light is reduced by arranging a tunnel with its opening pointing in the direction of the subject around the light source. Such a tunnel shields the light source from ambient light, so that the test person perceives essentially only the provocation signal when looking into the tunnel.
  • the provocation signal provokes an excitation state such that the electroencephalographic signals derived from the involved brain areas are corresponding to the provocation signal. If, on the other hand, the provocation signal is no longer perceived by the subject due to a threatening secondary sleep attack, the derived electroencephalographic signals show no significance. The provocation signal then triggers no more arousal state. Based on the presence and / or absence of a state of excitement can thus be concluded on the state of consciousness and / or the attention of the subject.
  • a signal driver connected to the signal generator is provided which, in accordance with a predetermined and preferably adjustable switching sequence, triggers a plurality of provocation signals with different frequencies one after the other.
  • the signal driver and the signal generator are set up such that during operation of the device, provocation signals with a descending frequency of 40 Hz, 35 Hz, 30 Hz and 25 Hz are transmitted in succession from the transmitter.
  • rest periods may additionally be provided between the emission of the provocation signals with mutually different frequencies in which no provocation signal is transmitted.
  • the rest periods have a duration in the range of 10 seconds to 30 seconds.
  • the device has a correlation detector which carries out a correlation between the emitted provocation signal and the detected electroencephalographic signal.
  • the correlation detector triggers a warning signal when it exceeds or falls below a predetermined limit value in the integrated output signal, preferably in haptic, optical and / or acoustic form.
  • the integrated output signal is in correlation with the provocation signal above a predetermined threshold value, then in one embodiment the provocation is repeated at predetermined and preferably adjustable time intervals.
  • the evaluation is based on a plurality of predetermined frequency bands.
  • At least one of the aforementioned objects is also achieved by a method for the early detection of microsatisfaction attacks with the steps of providing a provocation signal perceptible to the subject and emitting the provocation signal with a transmitter, deriving electrical potentials of the subject with at least two electrodes, providing a measurement signal, Amplifying the measurement signal with an isolation amplifier, filtering out at least one frequency band of interest from the measurement signal, comparing the measurement signal with at least one predetermined limit value and outputting a warning signal if the measurement signal deviates from the predetermined limit value by a predetermined value.
  • the frequency band of interest is filtered out using a bandpass filter, and the filtered signal is integrated with an integrator.
  • An embodiment of the method for the early detection of microsleep attacks further comprises the steps of providing a plurality of provocative measures perceptible to the subject. ondsignalen with decreasing frequency, wherein if the comparison of the integrated signal with at least one predetermined limit value does not detect a deviation by a predetermined value, the perceptible for the subject provocation signal of the next lower frequency is transmitted with a transmitter.
  • Both the device for the early detection of microsatisfies and the method for the guidance detection of microsleep attacks are advantageously suitable for aiding a vehicle and / or machine operator in order to avoid accidents or the like due to microsleep attacks and / or attention deficits.
  • the excitation state of the brain areas of interest is measured independently of a provocation signal with the device for measuring electrical potentials and compared with predetermined limit values.
  • a device for monitoring anesthetized patients, which, in addition to the previously described necessary and optional features of the device for measuring electrical potentials of a living being, has a device for measuring its terminal blood flow velocity.
  • the velocity of the blood in the terminal blood vessels i. the blood vessels close to the body surface in the periphery of the body understood.
  • a device can be used to determine the blood flow velocity of terminal blood vessels of extremities, the so-called "acres".
  • the actual blood flow rate may be determined by means of high-frequency ultrasound, i. Ultrasound with frequencies in the MHz range, preferably in the range of 10 MHz to 16 MHz, in certain cases also above, or laser Dopplerflowmetrie, each be determined by utilizing the Doppler effect.
  • electromagnetic waves having a wavelength in the range from 600 nm to 900 nm, preferably at wavelengths of 633 nm, 520 nm and / or 805 nm.
  • the Doppler effect, laser and / or ultrasound-determined frequency shift ⁇ is a measure of blood flow velocity, with changes in blood flow velocity indicative of the patient's depth of anesthesia, thus helping to monitor the anaesthetized patient. As the depth of anesthesia decreases, so does the determined frequency shift ⁇ .
  • the determined frequency shift ⁇ is preferably in a range from 0.1 Hz to 2000 Hz and can be converted into a speed value with the device for measuring the terminal blood flow velocity.
  • the converted velocity value corresponds to the average erythrocyte velocity in the respective terminal blood vessel, wherein the velocity value can preferably be tapped off as an amplitude-normalized voltage signal with respect to time at an output of the device for measuring the terminal blood flow velocity.
  • a change in the voltage signal of 1 mV corresponds to a change of 1 Hz in the frequency domain.
  • the isolation amplifier and the signal output exactly four, preferably exactly five, frequency channels for providing the integrated signals corresponding to the ⁇ -, ß-, ⁇ -, ⁇ - frequency bands, and at five frequency channels corresponding to the ⁇ -, ß, ⁇ -, ⁇ -, 5 S UB frequency bands, are connected, wherein for amplifying said integrated signals the output of each frequency channel, each with an amplifier, and for adding said integrated and amplified signals, each amplifier electrically connected to a summing amplifier. are so that in operation of the device at an output of the summing a sum signal of the four, preferably the five, integrated and amplified signals can be tapped.
  • a signal processing device and / or a display device for processing and / or displaying both the sum signal and the time course of the blood flow velocity.
  • both the time course of the sum signal and the time course of the blood flow velocity can be compared graphically on a screen.
  • the sum signal and the signal of the blood flow velocity can be compared with a comparator which is electrically connected to the device, wherein the comparator, in operation, determines a difference between the sum signal and the blood flow velocity which exceeds a predetermined limit value. and / or falls below an alarm signal.
  • the comparator is electrically connected thereto with an alarm.
  • a limit value a plurality of limit values, for example a lower and an upper limit value can be used if required.
  • a first display is provided for displaying, preferably for separate presentation, the voltage signals from the ⁇ , ⁇ , ⁇ frequency bands applied to the signal output and a second display for displaying, preferably separate, the sum signal and the blood flow rate.
  • the first display may be a first monitor and the second display may be a second monitor.
  • the first display may be a first Graphical User Interface (GUI) and the second display may be a second graphical window (GUI) of a common monitor.
  • GUI Graphical User Interface
  • GUI second graphical window
  • the voltage signal of the ⁇ and / or 5 SUb frequency band applied to the signal output can additionally be represented in the first display.
  • the described embodiments may be implemented with one or more of the above-described features of the device for measuring electrical potentials of a Living and / or the device for monitoring anesthetized patients can be supplemented. Where necessary, the respective signals for display and / or further processing can be inverted to compensate for any circuit-related sign changes.
  • the device for monitoring anesthetized patients is particularly advantageous with a device for measuring electrical potentials of a living being, as described above, ie with an integration of the frequency-filtered derivative signal, the device for monitoring anesthetized patients with other embodiments of EEG devices be realized, which preferably dispense with a bandpass filter and an integrator in the frequency channel.
  • a Fourier transformer for example, can be provided for evaluating the derived electroencephalographic signal, which divides the signal into its frequency components so as to enable evaluation of the phase and / or frequency of the derived signal for monitoring anesthetized patients.
  • a device for measuring electrical potentials of a living being with at least two electrodes for the derivation of electrical potentials of the living being, wherein the electrodes are connected to an EEG device and wherein the device has a device for measuring the terminal blood flow velocity.
  • a device for measuring electroencephalographic potentials with only a single frequency channel is used.
  • the bandpass filter is set up in particular such that frequencies in the range from 0.05 Hz to 2 Hz, preferably frequencies in the range from 0.05 Hz to 0.5 Hz, can be picked up at the signal output.
  • These frequencies referred to as the 5- SUb frequency band, can be used in the operation of the device as an indicator of the oxygen supply to the brain, with a decrease in the amplitude and / or frequency of the SUb signal starting from a decrease in the oxygen supply of the brain.
  • the device for monitoring anesthetized patients additionally has an electromyograph which records an electromyogram of the facial musculature and / or the forearm musculature. Muscle activities that may indicate insufficient depth of anesthesia can be determined using the electromyogram.
  • the device for monitoring anesthetized patients has an evaluation unit, which with the integrator or the EEG device of the device for measuring the electroencephalographic potentials, the means for measuring the blood flow velocity and optionally the electromyographies is electrically connected and is set up so that during operation of the device, the voltage applied to the signal output electroencephalographic signal, the Blutströmungsgeschwindig- keitssignal and optionally the Elektromyographiesignal with each is comparable to a predetermined limit and an alarm signal is triggered at a predetermined deviations of all three signals from their respective limit. If all three signals deviate by a predetermined value from their respectively predetermined limit value, this is an indication of a non-optimal anesthetic guide.
  • Non-optimized anesthesia may indicate too high as well as too low a dose medication in the pre- and / or intraoperative phase.
  • the risk of overdose or underdose of the specific anesthetics is shown, among other things, by atypical characteristics (signal forms) in the corresponding measured values.
  • At least one of the above objects is also achieved by a method for monitoring anesthetized patients with the steps of deriving electrical potentials of a patient with at least two electrodes and providing a measurement signal, amplifying the measurement signal with an isolation amplifier, filtering out a frequency band of interest from the measurement signal providing the signal at a signal output, measuring the blood flow velocity of terminal blood vessels of extremities of the patient, and providing the blood flow velocity measurement signal at a signal output.
  • the frequency band of interest is filtered out using a bandpass filter, and the filtered signal is integrated with an integrator.
  • An embodiment of the method for monitoring anesthetized patients also has the steps of measuring an electromyogram of the facial muscles and / or forearm muscles of the patient and providing the electromyogram at a signal output.
  • a further embodiment of the method for monitoring anesthetized patients further comprises the steps of: comparing the integrated signal, the blood flow velocity signal and the electromyogram signals with limit values respectively predetermined for the individual signals and outputting a warning signal when each of the three signals deviates from its predetermined limit by a predetermined value.
  • the method of monitoring anesthetized patients may be performed in combination with the previously described apparatus for measuring electrical potentials of a living being.
  • the method can be used for Monitoring anesthetized patients but also in combination with conventional EEG devices.
  • FIG. 1 shows a schematic representation of a device for measuring electroencephalographic signals according to an embodiment of the present invention
  • Figure 2 is a schematic representation of another embodiment of the invention of a device for measuring electroencephalographic signals
  • FIG. 3 shows equivalent circuit diagrams of a frequency channel according to an embodiment of the invention with two low-pass filters connected in series (FIG. 3a), two high-pass filters connected in series (FIG. 3b) and with an amplifier, full-wave rectifier and integrator (FIG. 3c) electrically connected to one another;
  • FIG. 4 shows a representation of signals which could be tapped off at the signal output of a device according to FIG. 2;
  • FIG. 5 shows a schematic representation of an apparatus for the early detection of secondary sleep attacks in accordance with an embodiment of the present invention
  • Figure 6 is a schematic representation of a device for monitoring anesthetized
  • the device 1 for measuring electroencephalographic signals has at least two electrodes 2, wherein the individual representation has been dispensed with.
  • the electrodes 2 are connected, for example, with the skull of a subject. Between the electrodes 2 there is a voltage signal whose origins are predominantly in specific see areas of the brain lie in the sphere of influence, the electrodes 2 are arranged in the operation of the device 1.
  • the signal detected by the electrodes 2 is forwarded to an isolation amplifier 3, which is electrically connected to the electrodes 2.
  • a bandpass filter 4 is electrically connected, which filters the coming of the isolation amplifier 3 signal.
  • the band-pass filter 4 of this embodiment is selected to pass only the frequency components of the signal which are in a range of 0.5 Hz and 42 Hz.
  • the filtered signal then passes into an integrator 5, which is electrically connected to the bandpass filter 4.
  • the integrated signal wherein the integration values of successive integration intervals are present in the form of a time-varying signal, can be tapped off. Not shown is a connected to the signal output 6 display device for graphical representation of the output signal.
  • the bandpass filter 4, the integrator 5 and the signal output 6 form a first and only frequency channel 10 of the device 1.
  • FIG. 1 A development of the device 1 according to FIG. 1 is shown in a schematic view in FIG. In contrast to the device 1 from FIG. 2, the device V has four frequency channels 10a to 10d.
  • the device V for measuring electroencephalographic signals has three suitable electrodes for the derivation of electroencephalographic signals 2 and an electrically connected to the electrodes 2 isolation amplifier 3.
  • the signal at the output of the isolation amplifier 3 via a further filter 7, an amplifier 8 and a comparator 9 given the four frequency channels 10a to 10d, each having a signal output 6a to 6d.
  • Each of the four channels 10a to 10d has a bandpass filter 4 and an integrator 5 so that each channel 10a to 10d forms an independent electrical unit.
  • each of the four bandpass filters 4 comprises a series of filters 11, 12, 13, 14, a first low-pass filter 11, a second low-pass filter 12, a first high-pass filter 13 and a second high-pass filter 14 in this order electrically connected to each other.
  • the two low-pass filters 1 1, 12 connected in series and the two high-pass filters 13, 14 connected in series form in each case a third filter Order, which has an optimized slope and adjusted quality.
  • Each of the filters 1 1, 12, 13, 14 has an attenuation of -36 dB / octave.
  • the frequency channels 10a to 10d shown in FIG. 2 are largely identical in their basic functionality and their technical function, so that identical reference symbols are used for the components integrated therein. Nevertheless, the band pass filters 4 of the respective channels 10 on closer inspection differ in that the low and high pass filters 1 1, 12, 13, 14 of each channel 10a to 10d have individual parameters and thus a matched pass band compared to the other channels.
  • each bandpass filter 4 is chosen such that it passes a specific frequency range of the measured electroencephalographic signal.
  • Each bandpass filter 4 thus provides a specific frequency band.
  • the channel 10a in this embodiment is arranged to pass an a frequency band having frequencies in the range of 8 Hz to 13 Hz, while the second channel 10b transmits a ⁇ frequency band having frequencies in the range of 14 Hz to 30 Hz.
  • the parameters of the filters 11, 12, 13, 14 are selected in such a way that they provide a ⁇ frequency band with frequencies in the range from 0.5 Hz to 3.5 Hz.
  • the parameters of the filters 11, 12, 13, 14 of the fourth channel 10d are designed to provide a ⁇ frequency band with frequencies in the range of 4 Hz to 7 Hz.
  • a full-wave rectifier 16 is further electrically connected, which rectifies the respective amplified and bandpass filtered signal so that positive and negative signal amplitudes do not cancel out in the subsequent integration.
  • each one integrator 5 For the actual integration behind each full-wave rectifier 16 each one integrator 5 is connected, which integrates the corresponding signals over a predetermined integration interval t int and forwards to the respective signal output 6a to 6d.
  • the integration interval t int of each integrator 5 is selected to be 250 ms in the illustrated embodiment.
  • the embodiment of FIG. 2 also has a first filter 7, an amplifier 8 and a comparator 9, which are included in this order. electrically connected and arranged between the isolation amplifier 3 and the channels 10a to 10d.
  • the first filter 7 is set up such that, during operation of the device, the signal for noise suppression coming from the insulation amplifier 3 is limited to a frequency range from 0.05 Hz to 100 Hz.
  • the filter 7 has a Bessel high-pass filter with a cutoff frequency of 0.05 Hz and an attenuation of -18 dB / octave and a low-pass filter with a cutoff frequency of 100 Hz and an attenuation of -18 dB / octave.
  • a 50 Hz notch filter is provided in the filter 7 at -36 dB / octave for the separation of remaining AC components in the DC supply voltage.
  • the comparator 9 checks whether the electrical resistances between the electrodes 2 are possibly greater than 1 k ⁇ and thus detects whether the electrodes 2 may not be contacted correctly. In the event that one or more electrodes 2 are not properly connected, the electrical resistance is greater than 1k ⁇ and the comparator 9 outputs a constant signal in the form of a -6V voltage signal to the signal output 31, where the signal is for evaluation Available.
  • a first tap is provided between the isolation amplifier 3 and the first filter 7, which conducts the raw signal coming from the isolation amplifier 3 to the signal output 32.
  • a tap is provided in each of the four channels 10a to 10d between the amplifier 15 and the full-wave rectifier 16, so that the band-pass filtered and amplified, but not integrated signal of each channel 10a to 10d at a signal output 30a to 30d can also be tapped.
  • the signal outputs 6a to 6d, 30a to 30d and 32 there are thus signals in various stages of processing, all of which can be used for evaluation and / or for further processing.
  • FIGS. 3a to 3c show a circuit diagram of one of the four channels 10a to 10d according to the embodiment of FIG. 2, the arrangement of the components of the individual ones being as already mentioned Channels 10a to 10d are basically identical. Accordingly, FIG. 3a shows the two series-connected low-pass filters 11, 12, while FIG. 3b shows the two high-pass filters 13, 14 connected in series, and FIG. 3c shows the amplifier 15, the full-wave rectifier 16 and the integrator 5 connected in this order are connected.
  • the first low-pass filter 1 1 has the electrical resistors R 1 to R 5, the capacitors C 1 to C 3 and the operational amplifier I which are interconnected to realize an active third-order low-pass filter.
  • the gain of the operational amplifier is set by the choice of the electrical resistance R5.
  • the second low-pass filter 12 is connected, which has the resistors R6 to R10, the capacitors C4 to C6 and the operational amplifier II.
  • the arrangement of the individual components corresponds to that of the first low-pass filter 11, so that the second low-pass filter 12 is also an active third-order filter.
  • the two low-pass filters 1 1, 12 connected in series thus act as the sixth-order active low-pass filter.
  • the sixth-order low-pass filter such that the signal output by the comparator 9 can be tapped off the electrical ground resistor R1 of the first low-pass filter 11 relative to the ground GND.
  • the double arrow in FIG. 3a indicates the connection to the pin IN of FIG. 3b, which serves as the input of the circuit from FIG. 3b, so that the signal filtered with the low-pass filter is applied between the pin IN and the ground GND.
  • the high-pass filter 13 shown in FIG. 3b has the resistors R1 1 to R14, the capacitors C7 to C9 and the operational amplifier III. on.
  • the high-pass filter 14 connected behind the high-pass filter 13 has the resistors R15 to R18, the capacitors C10 to C12 and the operational amplifier IV.
  • Both the high-pass filter 13 and the high-pass filter 14 are third-order active high-pass filters, so that an active high-pass filter of the sixth order is implemented by the series connection shown.
  • the resistors R14 and R18 serve to adjust the gain of the respective operational amplifier III. and IV. Behind the sixth-order high-pass filter, which forms the band-pass filter 4 together with the sixth-order low-pass filter, the amplifier 15 is connected. The connection of the bandpass filter 4 to the amplifier 15 is indicated in the transition from Figure 3b to Figure 3c with a dashed line extending from the double arrow OUT of Figure 3b to the pin IN of Figure 3c.
  • the amplifier 15 has the resistors R19 to R21 and the operational amplifier V.
  • the electrical resistance R19 is designed as a potentiometer with which the amplification factor G 3 can be set.
  • the full-wave rectifier 16 is connected, the resistors R22 to R25, the capacitors C13, C14, the diodes D1, D2 and the operational amplifier VI. having.
  • the resistor R23 serves to adjust the gain of the operational amplifier.
  • the capacitors C13, C14 With the capacitors C13, C14, the applied AC voltage signal can be transmitted substantially loss-free to the full-wave rectifier, which rectifies the signal.
  • the rectified signal is then integrated with the integrator 5, which is connected to the full-wave rectifier 16, in dependence on the predetermined integration interval t int . As can be seen in FIG.
  • the integrator 5 has the resistors R26 to R29, the capacitor C15 and the operational amplifier VII. Between the pin OUT and ground GND of Figure 3c is accordingly the bandpassgefilter- te, amplified, rectified and integrated signal of the respective channel 10, which can also be tapped off at the associated signal output 6.
  • FIG. 1 A comparison of electroencephalographic signals, as can be measured with an embodiment according to FIGS. 2 and 3, is shown in FIG.
  • the curves 1 and 2 show the a-frequency band with a frequency range of 8 Hz to 13 Hz
  • the curves 3 and 4 the ⁇ -frequency band with a frequency range of 4 Hz to 7 Hz
  • the curves 5 and FIG. 6 shows the ⁇ frequency band with a frequency range from 0.5 Hz to 3.5 Hz
  • the curves 7 and 8 the ⁇ frequency band with a frequency range from 14 Hz to 30 Hz.
  • FIG the signal amplitudes are plotted in volts versus time in seconds.
  • Curves 1, 3, 5, and 7 show the non-integrated signal of a channel 10a-10d after bandpass filtering and subsequent amplification, as applied to the signal outputs 6a-6d.
  • the associated curves 2, 4, 6 and 8, however, show the integrated signal of each channel 10a to 10d, as it rests behind the integrator 5 of each channel and can be tapped at the respective signal output 6a to 6d. While the degree of excitation from curves 1, 3, 5 and 7 is not readily apparent, this is easily possible for the integrated signals of curves 2, 4, 6 and 8.
  • FIG. 5 shows a development of the embodiment according to FIG. 1, namely a device 21 for the early detection of microsatricidal attacks, in a schematic view.
  • the device 21 for the early detection of microsatisfactor attacks has three electrodes 2 suitable for the discharge of electroencephalographic signals, an isolation amplifier 3 electrically connected to the electrodes 2 and a signal output 6 electrically connected to the isolation amplifier 3. Between the isolation amplifier 3 and the signal output 6, a bandpass filter 4 and an integrator 5 are connected.
  • a signal generator 18 which emits light as a provocation signal with a predetermined and adjustable frequency. The light is visually perceptible by a subject during operation of the device.
  • the signal generator 18 is formed as a light-emitting diode having a circular, light-emitting surface with a radius of 5 mm and emitting light of a wavelength in the range of 600 nm to 630 nm.
  • the signal generator is controlled by a controller 17 with a predetermined switching sequence, so that the signal generator is alternately switched on and off.
  • the device 21 has a correlation detector 19, which is electrically connected both to the signal output 6 and to the controller 17 and an alarm transmitter 20.
  • the controller 17 provides the correlation detector 19 with a reference signal which reflects the switching state of the light-emitting diode 18.
  • the provocation signal is perceived by the subject as a result of light pulses, this is reflected in an excitation of brain waves which can be detected with the aid of the device according to the invention.
  • the correlation detector 19 detects a correlation between the provocation signal and the signal present at the signal output 6, it outputs a corresponding control signal to the controller 17.
  • the controller 17 in turn reduces the frequency at which the LED 20 is turned on and off. In this case, a rest phase of 30 seconds is provided between the emission of two provocation signals with different frequencies.
  • the frequency of the provocation signal is reduced in four stages, namely at 40 Hz, 35 Hz, 30 Hz and 25 Hz.
  • the correlation detector 19 can not detect a correlation between the brain currents applied to the signal output 6 and the provocation signal, ie the emission of a light Signal having a switching frequency in accordance with the provocation signal results in no measurable excitation of the brain waves, so the correlation detector 19 generates an alarm signal, which is forwarded to the alarm generator 20.
  • the alarm generator 20 generates an audible alarm signal and thus indicates that the subject's attention has fallen below a predetermined limit and thus threatens a second sleep attack.
  • FIG. 6 shows a schematic view of an apparatus 22 for the monitoring of anesthetized patients, which uses the device 1 for measuring electroencephalographic signals from FIG.
  • the device 22 for monitoring anesthetized patients has three electrodes 2, which are suitable for the derivation of electroencephalographic signals and which are electrically connected to an isolation amplifier 3.
  • the isolation amplifier 3 is in turn electrically connected to a signal output 6.
  • a bandpass filter 4 and an integrator 5 are connected between the isolation amplifier 3 and the signal output 6, a bandpass filter 4 and an integrator 5 are connected.
  • the bandpass filter 4 has a passband of 0.05 Hz to 0.5 Hz.
  • the device 22 has a device for measuring the terminal blood flow velocity, namely a laser Doppler flow meter 23, which determines the blood flow velocity of the subject with the aid of laser radiation having a wavelength of 805 nm and taking advantage of the Doppler effect.
  • the device 22 also includes an electromyograph 24 which senses the activity of the facial muscles, preferably those of the facial nerve, and / or the activity of the forearm muscles of the patient.
  • the output signals of the device 1 for measuring electroencephalographic signals, the laser Doppler flow meter 23 and the electromyograph 24 are fed into the evaluation unit 25.
  • the evaluation unit 25 analyzes the state of anesthesia on the basis of the derived brain waves, the blood flow velocity and the muscle activity of the subject. For this purpose, all three signals are compared with a threshold value. If all signals simultaneously have a predetermined deviation from the respective threshold value, the evaluation unit 25 triggers an alarm if it must be assumed that the patient is at least not absolutely free from pain.

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Abstract

Beschrieben wird eine Vorrichtung zur Messung elektrischer Potentiale eines Lebewesens mit mindestens zwei Elektroden zur Ableitung elektrischer Potentiale, einem elektrisch mit den Elektroden verbundenen Isolationsverstärker und einem elektrisch mit dem Isolationsverstärker verbundenen Signalausgang, wobei der Isolationsverstärker und der Signalausgang derart eingerichtet sind, dass der Isolationsverstärker das von den Elektroden kommende Signal verstärkt und das verstärkte Signal an dem Signalausgang abgreifbar ist. Zwischen den Isolationsverstärker und den Signalausgang sind mindestens ein Bandpassfilter und mindestens ein Integrierglied geschaltet, wobei das Bandpassfilter und das Integrierglied derart eingerichtet sind, dass im Betrieb der Vorrichtung das Bandpassfilter einen vorbestimmten Frequenzbereich des Signals durchlässt und das Integrierglied das gefilterte Signal integriert, wobei das aufintegrierte Signal an dem Signalausgang abgreifbar ist, und wobei das Bandpassfilter, das Integrierglied und der Signalausgang zusammen einen Frequenzkanal bilden.

Description

Vorrichtung und Verfahren zur Messung elektrischer Potentiale eines Lebewesens
Die vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Messung elektrischer Potentiale eines Lebewesens mit mindestens zwei zur Ableitung elektrischer Potentiale eines Lebewesens geeigne- ten Elektroden, einem elektrisch mit den Elektroden verbundenen Isolationsverstärker und einem elektrisch mit dem Isolationsverstärker verbundenen Signalausgang, wobei der Isolationsverstärker und der Signalausgang derart eingerichtet sind, dass im Betrieb der Vorrichtung der Isolationsverstärker das von den Elektroden kommende Signal verstärkt und das verstärkte Signal an dem Signalausgang abgreifbar ist.
Die vorliegende Erfindung betrifft weiterhin ein Verfahren zur Messung elektrischer Potentiale eines Lebewesens.
Die vorliegende Erfindung betrifft darüber hinaus eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Früher- kennung von bevorstehenden Sekundenschlafattacken sowie eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Überwachung narkotisierter Patienten, die beide die zuvor genannten Merkmale der Vorrichtung aufweisen können.
Elektroenzephalographische Signale dienen der Darstellung von Gehirnströmen und spiegeln den Erregungszustand von Gehirnzellen wider. Für die Messung elektroenzephalographischer Signale werden an vorbestimmten Positionen auf der Schädeloberfläche bis zu 256 Elektroden, in der Regel bis zu 128 Elektroden, angeordnet. Dabei lassen sich durch die Schädeldecke hindurch nur solche Potentiale nachweisen, die in Folge etwa synchroner Tätigkeit zahlreicher Nervenzellen an der Oberfläche des Gehirns genügend Ausdehnung und Größe erreichen. Infolge eines endlichen elektrischen Widerstandes der beteiligten biologischen Strukturen treten Schwächungen und Verzerrungen der Potentiale auf der Schädeldecke auf. In einigen Anwendungen kann es daher hilfreich sein, die Elektroden nach Öffnung der Schädeldecke auf der Gehirnoberfläche zu applizieren. Zur Verbesserung der Kontaktsicherheit und zur Herabsetzung des elektrischen Übergangwiderstandes, kann darüber hinaus auf die Kontaktfläche der Elektroden ein Kontaktmittel, z.B. Natriumchlorid, aufgetragen werden. Im Betrieb einer Vorrichtung zur Messung elektroenzephalographischer Signale kann so zwischen zwei Elektroden eine Folge variierender elektrischer Potentialdifferenzen abgeleitet werden. Dabei enthält das so abgeleitete quasi-periodische Signal eine Mehrzahl von sich überla- gernden Frequenzen. Die Amplituden der abgeleiten Signale können dabei bis zu mehreren 10 μν erreichen.
Die Ableitung und Aufzeichnung von Gehirnströmen mittels Elektroden wird im Stand der Technik als Elektroenzephalographie (kurz: EEG) bezeichnet. Gemäß der Deutschen Gesellschaft für Elektroenzephalographie sind 21 Elektroden und mindestens 16 Kanäle für die Durchführung von EEG-Ableitungen in Klinik und Praxis bei Erwachsenen notwendig. Die von den mindestens 21 Elektroden abgeleiteten Signale sind jedoch schwierig zu interpretieren und es werden daher bei den vorbekannten EEG-Aufzeichnungsgeräten verschiedene mathematische Verfahren angewandt, um das komplexe Signalmuster des EEG in einfacher zu beurteilende Parameter umzu- wandeln.
Hierbei werden zumeist für die Berechnung eines EEG-Leistungsspektrums die EEG-Signale in einem definierten Zeitabschnitt einer schnellen Fourier-Transformation unterzogen. Eine schnelle Fourier-Transformation zerlegt die elektroenzephalographischen Signale in die einzelnen, sich zum Signal überlagernden Frequenzanteile. Dabei werden deren relative Anteile an dem Ursprungssignal berechnet. Die quadrierten Amplituden der einzelnen Frequenzkomponenten bilden das EEG-Leistungsspektrum. Im EEG-Leistungsspektrum sind alle im Zeitbereichssignal auftretenden Frequenzen ablesbar. Die Verwendung einer schnellen Fourier-Transformation weist jedoch den Nachteil auf, dass aufgrund des endlichen Messsignals lediglich einzelne endliche Signalabschnitte mit Hilfe der schnellen Fourier-Transformation analysiert werden können. Eine Echtzeitbeurteilung der gemessenen Gehirnströme ist somit nicht möglich. Zudem ist es sehr aufwändig, die große Anzahl von erforderlichen Elektroden auf der Schädeldecke oder der Gehirnoberfläche exakt zu platzieren. Auch schränken die auf der Schädeldecke oder Gehirnoberfläche angeordneten Elektroden die Bewegungsfreiheit der Patienten sowie des Betreuungspersonals und damit auch die möglichen Anwendungsgebiete ein. Demgegenüber ist es Aufgabe der vorliegenden Erfindung eine einfache Vorrichtung für die Messung elektrischer Potentiale eines Lebewesens bereitzustellen, die kostengünstig herzustellen ist. Zudem soll die Anzahl der notwendigen Elektroden reduziert werden. Eine Auswertung in Echtzeit ist darüber hinaus ein zu erreichendes Ziel. Unter dem Begriff Lebewesen wird im Sinne der vorliegenden Erfindung ein Warmblütler, vorzugsweise ein Humanoid, mindestens aber ein Primat verstanden.
Zumindest einer der vorgenannten Aufgaben wird durch eine Vorrichtung mit den Eingangs ge- nannten Merkmalen gelöst, wobei erfindungsgemäß zwischen den Isolationsverstärker und den Signalausgang mindestens ein Bandpassfilter und mindestens ein Integrierglied geschaltet sind, wobei das Bandpassfilter und das Integrierglied derart eingerichtet sind, dass im Betrieb der Vorrichtung das Bandpassfilter einen vorbestimmten Frequenzbereich des Signals durchlässt und das Integrierglied das gefilterte Signal integriert, wobei das integrierte Signal an dem Signalaus- gang abgreifbar ist. Dabei bilden das Bandpassfilter, das Integrierglied und der Signalausgang zusammen einen Frequenzkanal.
Die Vorrichtung und das Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung sind insbesondere für die Ableitung elektroenzephalographischer Signale, d.h. der elektrischen Potentiale des Gehirns, vorgesehen und werden im weiteren Text überwiegend im Hinblick auf diese Anwendung beschrieben. Allerdings sind die Vorrichtung und das Verfahren grundsätzlich auch für die Erfassung elektrischer Potentiale anderer Körperbereiche geeignet, beispielsweise elektromyographi- scher Potentiale (EMG) aufgrund von Muskelaktivitäten. Das abgeleitete Signal enthält in der Regel mehrere sich überlagernde Frequenzbestandteile die sich auf mehrere Frequenzbänder aufteilen. Dabei kann die Betrachtung der Signalbestandteile jedes einzelnen Frequenzbandes für sich Aufschluss über unterschiedliche Gehirnaktivitäten geben. Das elektroenzephalographische Signal wird von den mindestens zwei Elektroden abgeleitet und mit einem Isolationsverstärker, der mit den Elektroden elektrisch verbunden ist, verstärkt. Der Isolationsverstärker bewirkt außerdem, dass die Elektroden von der Versorgungsspannung derart galvanisch getrennt sind, dass im Betrieb von der Vorrichtung keine Gefahr für den mit den Elektroden verbundenen Probanden ausgeht.
Mit dem Isolationsverstärker ist weiter mindestens ein Bandpassfilter elektrisch verbunden, das das elektroenzephalographische Signal filtert. Durch die Filterung wird im Betrieb der Vorrichtung ein vorbestimmter Frequenzbereich des Signals durchgelassen, der anschließend in das elektrisch mit dem Bandpassfilter verbundene Integrierglied gelangt, wo das gefilterte Signal aufinteg- riert wird.
Mit Hilfe der Integration werden die Signalamplituden des ausgewählten Frequenzbandes innerhalb eines vorbestimmten Integrationsintervalls aufaddiert, sodass eine zeitliche Folge von Integ- rationswerten entsteht, welche die Erregung der Gehirnströme sowie deren zeitliche Entwicklung widerspiegeln. Die zeitliche Folge von Integrationswerten ist im Betrieb der Vorrichtung als Ausgangssignal am Signalausgang der Vorrichtung abgreifbar. Anhand des Ausgangssignals ist im Betrieb der Vorrichtung in Echtzeit der jeweilige Erregungszustand der erfassten Gehirnareale erfassbar.
Das Bandpassfilter, das Integrierglied und der Signalausgang bilden zusammen einen Frequenzkanal mit durch das Bandpassfilter definiertem Durchlassbereich und definierter Bandbreite. Um aus dem abgeleiteten Signal ein interessierendes Frequenzband herauszufiltern ist es in einer Ausführungsform vorgesehen, dass das Bandpassfilter zwei Tief- und zwei Hochpassfilter umfasst. Diese sind vorzugsweise in der Reihenfolge erstes Tiefpassfilter, zweites Tiefpassfilter, erstes Hochpassfilter, zweites Hochpassfilter hintereinander geschaltet und ihre Parameter sind zweckmäßigerweise einstellbar.
Vorzugsweise weisen die für das Bandpassfilter verwendeten Tief- und Hochpassfilter eine Dämpfung von je -36 dB/Oktave auf. Werden mehrere Tief- und Hochpassfilter hintereinander geschaltet, so können vorteilhaft Filter höherer Ordnung bereitgestellt werden, um die Flankensteilheit und Güte der Bandpassfilterung zu verbessern.
In einer Ausführungsform sind vier, vorzugsweise genau vier, Frequenzkanäle für die Aufgliederung des elektroenzephalographischen Signals in vier Frequenzbänder α, ß, δ, Θ vorgesehen, wobei vorzugsweise das α-Frequenzband den Frequenzbereich von 8 Hz bis 13 Hz, das ß-Frequenzband den Frequenzbereich von 14 Hz bis 30 Hz, das δ-Frequenzband den Frequenz- bereich von 0,5 Hz bis 3,5 Hz und das Θ-Frequenzband den Frequenzbereich von 4 Hz bis 7 Hz aufweist. Vorzugsweise hat das α-Frequenzband eine mittlere Frequenz von 10 Hz, das ß- Frequenzband eine mittlere Frequenz von 20 Hz, das δ-Frequenzband eine mittlere Frequenz von 3 Hz und das Θ-Frequenzband eine mittlere Frequenz von 6 Hz. Durch die Aufteilung des Signals in diese vier Frequenzbänder lassen sich die Erregungszustände der Gehirnströme psy- chischen und/oder physiologischen Ursachen, wie beispielweise einer Augenlidbewegung, Aufregung, Müdigkeit oder Konzentration zuordnen.
In einer weiteren Ausführungsform ist ein fünfter Frequenzkanal zur Bereitstellung eines fünften Frequenzbandes 5SUb vorgesehen, wobei vorzugsweise das 5SUb-Frequenzband den Frequenzbe- reich von 0,05 Hz bis 2 Hz, vorzugsweise den Frequenzbereich von 0,05 Hz bis 0,5 Hz aufweist. Vorzugsweise weist die Vorrichtung genau fünf Frequenzkanäle mit den Frequenzbändern a, ß, δ, Θ, 5sub auf. Jeder der Frequenzkanäle umfasst mindestens ein Bandpassfilter, ein Integrierglied und einen Signalausgang, an welchem das gefilterte und aufintegrierte Signal abgreifbar ist. Dabei kann jeder der Frequenzkanäle neben dem Bandpassfilter, dem Integrierglied und dem Signalausgang weitere elektrische Bauteile aufweisen.
Dabei ist es zweckmäßig, wenn das aufintegrierte Signal an dem Signalausgang der Vorrichtung derart abgreifbar ist, dass es durch eine etwaige Signalverarbeitungseinrichtung weiterverarbeit- bar ist, und/oder unter Zuhilfenahme eines geeigneten Anzeigegerätes visuell und/oder akustisch darstellbar ist. Beispielsweise kann hierzu ein Bildschirm und/oder ein Drucker mit dem Signal- ausgang verbunden sein.
Der Begriff„elektrisch verbunden" ist im Sinne der vorliegenden Erfindung so zu verstehen, dass sowohl ein unmittelbares elektrisches Anschließen zweier elektrischer Bauteile als auch ein mittelbares Anschließen zweier elektrischer Bauteile umfasst ist.
In einer Ausführungsform weist das Integrierglied ein Integrationsintervall tint im Bereich von 10 ms bis 1000 ms, vorzugsweise im Bereich von 150 ms bis 500 ms auf, wobei bevorzugt tint = 250 ms ist. Das Integrationsintervall gibt dabei den Zeitabschnitt an, über den die Amplitude des in das Integrierglied geführten Signals aufaddiert wird. Das aufintegrierte Signal wird als zeit- abhängiges Signal an den Signalausgang weitergeleitet.
Dabei gilt der Zusammenhang: Je kleiner das Integrationsintervall ist, desto größer ist die zeitliche Auflösung des Signals und desto mehr nähert sich das integrierte Signal einer Darstellung des nichtintegrierten Rohsignals an. Da jedoch die Änderungen der Erregungszustände der Ge- hirnströme eine endliche Zeitspanne benötigen, kann das Integrationsintervall nicht beliebig klein gewählt werden. Auch tritt bei einem zu klein gewählten Integrationsintervall der Einfluss von möglichen Rauschkomponenten im Signal in den Vordergrund.
Es hat sich gezeigt, dass die Wahl eines Integrationsintervalls in den oben genannten Bereichen einen besonders vorteilhaften Kompromiss für die Bereitstellung eines aussagekräftigen Integrationssignals in Echtzeit darstellt. Der Begriff„Echtzeit" ist daher im Sinne der vorliegenden Erfindung nicht absolut zu betrachten, sondern deutet darauf hin, dass die zeitliche Differenz zwischen dem ursächlichen Signal und dem Ausgangssignal möglichst klein ist. Sofern im Kontext der vorliegenden Erfindung von der Ableitung eines Signals mit Hilfe von Elektroden gesprochen wird, so sind hiervon uni- und/oder bipolare Ableitungen umfasst. In einer weiteren Ausführungsform sind genau drei Elektroden für die Ableitung elektroenzephalographischer Signale vorgesehen. Mit drei Elektroden kann sowohl eine bipolare als auch eine unipolare Ablei- tung realisiert werden, wobei bei einer unipolaren Ableitung eine der drei Elektroden als Referenzelektrode dient. Beispielsweise kann die Referenzelektrode auf Masse oder ein vorbestimmtes Potential gelegt werden. In einer Ausführungsform umfasst jeder Frequenzkanal einen Gleichrichter, vorzugsweise einen Vollweggleichrichter, der vor dem Intergierglied, vorzugsweise zwischen dem Bandpassfilter und dem Integrierglied, angeordnet ist. Das von den Elektroden abgeleitete Signal ist ein Wech- selspannungs- bzw. Wechselstromsignal. Der Gleichrichter sorgt nun dafür, dass sich die positiven und negativen Beiträge des Wechselstromsignals bei der Integration nicht ausmitteln.
Darüber hinaus ist in einer Ausführungsform ein weiterer Verstärker vor dem oder der Mehrzahl von Frequenzkanälen vorgesehen, welcher das zwischen dem Isolationsverstärker und dem Signalausgang anliegende elektroenzephalographische Signal um einen, vorzugsweise einstellbaren, Verstärkungsfaktor G2 verstärkt, wobei vorzugsweise der Verstärkungsfaktor G2 = 200 ist.
In einer Ausführungsform ist ein weiterer Verstärker als Bestandteil des Frequenzkanals vorgesehen, der das zwischen dem Isolationsverstärker und dem Signalausgang anliegende elektroenzephalographische Signal um einen, vorzugsweise einstellbaren, Verstärkungsfaktor G3 verstärkt, wobei vorzugsweise der Verstärkungsfaktor G3 = 100 ist.
Die interessierenden Frequenzen der Gehirnströme, insbesondere diejenigen von Krampfpotentialen, liegen anwendungsspezifisch in einem Bereich von 0,05 Hz bis 200 Hz, sodass in einer Ausführungsform der Erfindung ein weiteres Bandpassfilter vor dem Frequenzkanal oder der Mehrzahl von Frequenzkanälen vorgesehen ist. Dieses Bandpassfilter begrenzt das zwischen dem Isolationsverstärker und dem Signalausgang anliegende elektroenzephalographische Signal auf einen Frequenzbereich von 0,05 Hz bis 200 Hz, vorzugsweise 0,05 Hz bis 100 Hz und besonders bevorzugt von 0,5 Hz bis 42 Hz. Dabei kann es in einer weiteren Ausführungsform vorteilhaft sein, wenn das Filter ein Bandpassfilter ist, dessen Durchlassbereich einstellbar ist. Darüber hinaus ist es zweckmäßig, wenn die Vorrichtung vor dem einen Frequenzkanal oder den mehreren Frequenzkanälen ein Kerbfilter mit einer Sperrfrequenz bei der Netzfrequenz des Niederspannungsversorgungsnetzes, vorzugsweise bei 50 Hz (Europa) oder 60 Hz (Nordamerika), aufweist, um die Netzfrequenz herauszufiltern. Um einen sicheren Betrieb und ein zuverlässiges Messergebnis zu gewährleisten ist in einer Ausführungsform ein Komparator vorgesehen, der den Eingangswiderstand der Elektroden bestimmt und der bei einem elektrischen Widerstand einer der Elektroden von mehr als 1 kQ ein Signal ausgibt, welches eine Fehlfunktion der Elektrode anzeigt. Der Komparator ist vorzugsweise vor dem Frequenzkanal oder der Mehrzahl von Frequenzkanälen angeordnet. Ungenaue Messungen, die auf eine mangelhafte Kontaktierung der Elektroden zurückzuführen sind, können so vermieden werden. Sofern die einzelnen Verstärker lediglich die Signalamplituden und nicht die Frequenzen des Signals beeinflussen, kann die Reihenfolge von Verstärkung und frequenzselektiver Filterung vertauscht werden ohne von dem wesentlichen Erfindungsgedanken abzuweichen. Gleiches gilt, wenn mehrere Verstärker zu einem Verstärker mit einem entsprechend angepassten Verstärkungsfaktor zusammengefasst sind oder ein einzelner Verstärker auf eine Mehrzahl von Verstär- kern aufgeteilt ist. Insbesondere bei einem Bandpassfilter, das zwei hintereinander geschaltete Tief- und Hochpassfilter aufweist, kann deren Reihenfolge vertauscht werden, ohne von dem wesentlichen Erfindungsgedanken abzuweichen. Auch können zwei oder mehr Tiefpassfilter zu einem ersten Filter und zwei oder mehr Hochpassfilter zu einem zweiten Filter zusammengefasst werden. Dementsprechend können einzelne Filter auch durch eine Mehrzahl von Filtern ersetzt werden.
Ohne von dem Erfindungsgedanken abzuweichen, kann die Vorrichtung auch zur Messung von anderen Zellpotentialen verwendet werden, so kann die Vorrichtung insbesondere auch zur Erstellung eines Elektrokardiogramms oder Elektromyogramms verwendet werden. Hierzu muss ggf. lediglich die Anzahl von Elektroden sowie deren Platzierung angepasst werden. Auch die für die Filterung der Signale verwendeten Parameter können für eine solche Anwendung auf die zu erwartenden Frequenzen eingestellt werden.
In einer weiteren Ausführungsform ist daher vorgesehen, dass die Vorrichtung zur Messung elektroenzephalographischer Signale mindestens zwei zur Messung elektroenzephalographi- scher Signale und mindestens zwei zur Messung elektromyographischer Signale geeignete Elektroden aufweist. Dabei sind die zur Messung elektromyographischer Signale geeigneten Elektroden zumindest mit einem Frequenzkanal verbunden, dessen Aufbau dem eines Frequenzkanals entspricht, so wie er zuvor für das elektroenzephalographische Signal detailliert beschrieben wurde. Es versteht sich, dass elektroenzephalographische und elektromyographische Signale sich hinsichtlich Amplitude und Frequenz unterscheiden können, sodass die Parameter der elektronischen Bauteile des zumindest einen für elektromyographische Signale vorgesehenen Frequenzkanals entsprechend anzupassen sind. Zweckmäßigerweise weist die Vorrichtung in einer Ausführungsform einen Zwischenabgriff auf, der vor dem mindestens einen Frequenzanal angeordnet ist und an dem das nicht gefilterte und nicht integrierte Rohsignal abgegriffen werden kann. Das Rohsignal kann somit für die weitere Verarbeitung und/oder Auswertung an weitere Einrichtungen geleitet werden. In einer weiteren Ausführungsform ist ein Zwischenabgriff vorgesehen, der es ermöglicht in einem Frequenzkanal das gefilterte, aber noch nicht integrierte Signal abzugreifen und darzustellen.
Zumindest eine der oben genannten Aufgaben wird auch durch ein Verfahren zur Messung elektrischer Potentiale eines Lebewesens gelöst mit den Schritten Ableiten elektrischer Potentiale eines Lebewesens mit mindestens zwei Elektroden und Bereitstellen eines Messsignals, Verstärken des Messsignals mit einem Isolationsverstärker, Herausfiltern eines interessierenden Fre- quenzbandes aus dem Messsignal mit einem Bandpassfilter, Integrieren des gefilterten Signals mit einem Integrierglied und Bereitstellen des aufintegrierten Signals an einem Signalausgang.
Es hat sich herausgestellt, dass sich Sekundenschlafattacken deutlich vor Eintritt des Sekundeschlafs in den abgeleiteten elektroenzephalographischen Signalen ankündigen und in einfacher Weise in der zeitlichen Entwicklung eines frequenzgefilterten und aufintegrierten elektroenzephalographischen Signals erkennbar sind.
Für die Früherkennung von Sekundenschlafattacken ist erfindungsgemäß eine Vorrichtung vorgesehen, die neben den zuvor beschriebenen notwendigen und optionalen Merkmalen der Vor- richtung zur Messung elektrischer Potentiale eines Lebewesens einen Signalgeber aufweist, der ein für den Probanden wahrnehmbares Provokationssignal erzeugt. Ein solches von dem Probanden wahrnehmbares Signal kann insbesondere visuell, akustisch und/oder haptisch wahrnehmbar sein. Obwohl die Vorrichtung zur Früherkennung von Sekundenschlafattacken besonders vorteilhaft mit einer Vorrichtung zur Messung elektrischer Potentiale eines Lebewesens arbeitet, so wie es zuvor beschrieben wurde, d.h. mit einer Integration des frequenzgefilterten Ableitungssignals, kann die Vorrichtung zur Früherkennung von Sekundenschlafattacken auch mit anderen und insbesondere mit herkömmlichen Ausführungsformen von EEG-Geräten realisiert werden.
Daher wird auch eine Vorrichtung zur Messung elektrischer Potentiale eines Lebewesens vorgeschlagen mit mindestens zwei Elektroden zur Ableitung elektrischer Potentiale des Lebewesens, wobei die Elektroden mit einem EEG-Gerät verbunden sind und wobei die Vorrichtung einen Signalgeber aufweist, der ein für den Probanden wahrnehmbares Provokationssignal erzeugt.
In einer Ausführungsform weist das EEG-Gerät keinen Frequenzkanal mit einem Bandpassfilter und einem Integrierglied in dem Frequenzkanal auf. Bei einer solchen Ausführungsform, die auf die eingangs geschilderte Vorrichtung verzichtet, kann beispielsweise zur Auswertung des abgeleiteten elektroenzephalographischen Signals ein Fourier-Transformator vorgesehen sein, der das Signal in seine Frequenzanteile aufteilt, um so die Korrelation von Phase und/oder Frequenz des abgeleiteten Signals mit dem Provokationssig- nal zu ermöglichen.
In einem geeigneten Beispiel für eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist der Signalgeber eine visuell wahrnehmbare Lichtquelle, vorzugsweise eine Leuchtdiode, die entsprechend einer vorbestimmten Frequenz im Wechsel„an" und„aus" geschaltet wird. Vorzugsweise umfasst der Licht aussendende Bereich des Senders eine Fläche, die größer als 75 mm2 ist.
Wird als Signalgeber eine Lichtquelle verwendet, so ist es in einer Ausführungsform zweckmäßig, wenn Störeinflüsse bedingt durch Umgebungslicht dadurch vermindert werden, dass um die Lichtquelle ein mit seiner Öffnung in Richtung des Probanden weisender Tunnel angeordnet ist. Ein derartiger Tunnel schirmt die Lichtquelle vor Umgebungslicht ab, sodass der Proband bei einem Blick in den Tunnel im Wesentlichen ausschließlich das Provokationssignal wahrnimmt.
Nimmt ein Proband das erzeugte Provokationssignal wahr, so zeigt sich dies im Erregungszustand der an dem Empfang des Provokationssignals beteiligten Gehirnareale. Das Provokations- Signal provoziert einen Erregungszustand, sodass die elektroenzephalographischen Signale, die von den beteiligten Gehirnarealen abgeleitet werden, zu dem Provokationssignal korrespondierend ausgebildet sind. Wird das Provokationssignal hingegen von dem Probanden durch eine drohende Sekundenschlafattacke nicht mehr wahrgenommen, so zeigen die abgeleiteten elektroenzephalographischen Signale keine Signifikanz. Das Provokationssignal löst dann keinen Erregungszustand mehr aus. Basierend auf dem Vorhandensein und/oder dem Ausbleiben eines Erregungszustandes kann somit auf den Bewusstseinszustand und/oder die Aufmerksamkeit des Probanden zurückgeschlossen werden.
Dabei hat sich herausgestellt, dass die Bestimmung des Bewusstseinszustand und/oder des Grads an Aufmerksamkeit von Probanden insbesondere durch einen Vergleich der aufintegrierten Ausgangssignale mit vorbestimmten Grenzwerten erfolgen kann.
In einer weiteren Ausführungsform ist ein mit dem Signalgeber verbundener Signaltreiber vorgesehen, der gemäß einer vorbestimmten und vorzugsweise einstellbaren Schaltfolge eine Mehr- zahl von Provokationssignalen mit unterschiedlichen Frequenzen nacheinander auslöst.
Es hat sich ferner gezeigt, dass obwohl beispielsweise Provokationssignale mit hoher Frequenz bereits nicht mehr wahrgenommen werden können, Provokationssignale mit niedrigerer Frequenz noch erfassbar sein können. Bleibt bei Unterschreiten einer vorbestimmten Frequenz des Provokationssignals eine Erregung des relevanten Gehirnareals immer noch aus, so kann zuverlässig auf eine bevorstehende Sekundenschlafattacke geschlossen werden. In einer Ausführungsform sind daher der Signaltreiber und der Signalgeber derart eingerichtet, dass im Betrieb der Vorrich- tung Provokationssignale mit absteigender Frequenz von 40 Hz, 35 Hz, 30 Hz und 25 Hz hintereinander von dem Sender ausgesendet werden. Dabei können in einer weiteren Ausführungsform zusätzlich zwischen dem Aussenden der Provokationssignale mit voneinander verschiedener Frequenz Ruhephasen vorgesehen sein, in denen kein Provokationssignal ausgesendet wird. Vorzugsweise haben die Ruhephasen eine Dauer im Bereich von 10 s bis 30 s.
Um eine automatisierte Auswertung des Bewusstseinszustandes und/oder der Aufmerksamkeit zu ermöglichen, weist die Vorrichtung in einer weiteren Ausführungsform einen Korrelationsdetektor auf, der eine Korrelation zwischen dem ausgesendeten Provokationssignal und des erfass- ten elektroenzephalographischen Signals vornimmt. In einer Ausführungsform löst der Korrelati- onsdetektor bei Über- und/oder Unterschreiten eines vorbestimmten Grenzwertes im aufintegrierten Ausgangssignal ein Warnsignal aus, vorzugsweise in haptischer, optischer und/oder akustischer Form. Liegt das aufintegrierte Ausgangssignal hingegen in Korrelation mit dem Provokationssignal über einem vorbestimmten Grenzwert, so wird in einer Ausführungsform die Provokation in vorbestimmten und vorzugweise einstellbaren Zeitabständen wiederholt.
In einer weiteren Ausführungsform erfolgt die Auswertung basierend auf mehreren vorbestimmten Frequenzbändern.
Zumindest eine der zuvor genannten Aufgaben wird auch durch ein Verfahren zur Früherken- nung von Sekundenschlafattacken gelöst mit den Schritten Bereitstellen eines für den Probanden wahrnehmbaren Provokationssignals und Aussenden des Provokationssignals mit einem Sender, Ableiten elektrischer Potentiale des Probanden mit mindestens zwei Elektroden, Bereitstellen eines Messsignals, Verstärken des Messsignals mit einem Isolationsverstärker, Herausfiltern wenigstens eines interessierenden Frequenzbandes aus dem Messsignal, Vergleichen des Messsignals mit wenigstens einem vorbestimmten Grenzwert sowie Ausgeben eines Warnsignals, wenn das Messsignal von dem vorbestimmten Grenzwert um einen vorbestimmten Wert abweicht.
Dabei erfolgt in einer Ausführungsform das Herausfiltern des interessierenden Frequenzbandes mit einem Bandpassfilter und das gefilterte Signal wird mit einem Integrierglied aufintegriert.
Eine Ausgestaltung des Verfahrens zur Früherkennung von Sekundenschlafattacken weist weiter die Schritte auf: Bereitstellen einer Mehrzahl von für den Probanden wahrnehmbaren Provokati- onssignalen mit absteigender Frequenz, wobei wenn der Vergleich des aufintegrierten Signals mit wenigstens einem vorbestimmten Grenzwert keine Abweichung um einen vorbestimmten Wert erkennen lässt, das für den Probanden wahrnehmbare Provokationssignals der nächst niedrigeren Frequenz mit einem Sender ausgesendet wird.
Eine weiteren Ausgestaltung des Verfahrens zur Früherkennung von Sekundenschlafattacken mit dem weiteren Schritt Bereitstellen von Ruhephasen zwischen dem Aussenden aufeinanderfolgender Provokationssignale in denen kein Provokationssignal ausgesendet wird. Es versteht sich, dass das beschriebene Verfahren zur Früherkennung von Sekundenschlafattacken nicht notwendigerweise, aber dennoch praktikabel, in Kombination der mit zuvor beschriebenen Vorrichtung zur Messung elektrischer Potentiale eines Lebewesens durchführbar ist. Insbesondere kann das derartige Verfahren aber auch in Kombination mit herkömmlichen EEG- Geräten durchgeführt werden, welche auf die Frequenzfilterung und Integration im Frequenzka- nal verzichten und stattdessen beilspielsweise eine Signalauswertung durch Anwenden einer Fouriertransformation bewirken.
Sowohl die Vorrichtung zur Früherkennung von Sekundenschlafattacken als auch das Verfahren zur Führerkennung von Sekundenschlafattacken sind mit Vorteil zur Unterstützung eines Fahr- zeug- und/oder Maschinenführers geeignet, um Unfälle oder ähnliches durch Sekundenschlafattacken und/oder Aufmerksamkeitsdefizite zu vermeiden.
Selbst ohne ein für den Probanden wahrnehmbares Provokationssignal können drohende Sekundeschlafattacken frühzeitig durch die Auswertung elektroenzephalograpischer Signale er- kannt werden, wobei die zuvor beschriebene Vorrichtung zur Messung elektrischer Potentiale eines Lebewesens mit Vorteil zur Bereitstellung und/oder Auswertung der elektrischen Potentiale geeignet ist. Gleiches gilt für das zuvor beschriebene Verfahren zur Früherkennung von Sekundenschlafattacken, welches auch ohne das Aussenden eines Provokationssignals durchführbar ist. Dabei wird in einer Ausführungsform der Erregungszustand der interessierenden Gehirnarea- le unabhängig von einem Provokationssignal mit der Vorrichtung zur Messung elektrischer Potentiale gemessen und mit vorbestimmten Grenzwerten verglichen.
Es zeigt sich, dass deutlich mehr Patienten unter Narkose ihre Umwelt oder Teile davon wahrnehmen, als man dies lange Zeit angenommen hat. Es hat sich gezeigt, dass der Narkosezu- stand eines Probanden in einfacher Weise aus der zeitlichen Entwicklung eines frequenzgefilterten und aufintegrierten elektroenzephalographischen Signals erkennbar ist. Für die Überwachung narkotisierter Patienten ist daher erfindungsgemäß eine Vorrichtung vorgesehen, die neben den zuvor beschriebenen notwendigen und optionalen Merkmalen der Vorrichtung zur Messung elektrischer Potentiale eines Lebewesens eine Einrichtung zur Messung dessen terminalen Blutströmungsgeschwindigkeit aufweist.
Im Sinne der vorliegenden Erfindung wird unter der terminalen Blutströmungsgeschwindigkeit die Geschwindigkeit des Blutes in den terminalen Blutgefäßen, d.h. den nahe an der Körperoberfläche in der Peripherie des Körpers liegenden Blutgefäßen, verstanden. Vorzugsweise kann mit einer derartigen Einrichtung die Blutströmungsgeschwindigkeit terminaler Blutgefäße von Extre- mitäten, den sog. Akren, bestimmt werden. Dabei kann die eigentliche Blutströmungsgeschwindigkeit mit Hilfe von hochfrequentem Ultraschall, d.h. Ultraschall mit Frequenzen im MHz-Bereich, vorzugsweise im Bereich von 10 MHz bis 16 MHz, in bestimmten Fällen auch darüber, oder La- serdopplerflowmetrie, jeweils unter Ausnutzung des Dopplereffektes bestimmt werden. Bei der Laserdopplerflowmetrie können zweckmäßigerweise elektromagnetische Wellen mit einer Wel- lenlänge im Bereich von 600 nm bis 900 nm, vorzugsweise mit Wellenlängen von 633 nm, 520 nm und/oder 805 nm verwendet werden. Die durch den Doppler-Effekt verursachte, mit Laser und/oder Ultraschall ermittelte Frequenzverschiebung Δί ist ein Maß für die Blutströmungsgeschwindigkeit, wobei Änderungen der Blutströmungsgeschwindigkeit Rückschlüsse auf die Narkosetiefe des Patienten zulassen und so helfen den narkotisierten Patienten zu überwachen. Mit abnehmender Narkosetiefe verringert sich auch die ermittelte Frequenzverschiebung Δί.
Die ermittelte Frequenzverschiebung Δί liegt vorzugsweise in einem Bereich von 0,1 Hz bis 2000 Hz und kann mit der Einrichtung zur Messung der terminalen Blutströmungsgeschwindigkeit in einen Geschwindigkeitswert umgerechnet werden. Vorzugsweise entspricht der umgerechnete Geschwindigkeitswert der mittleren Erythrozytengeschwindigkeit in dem jeweiligen terminalen Blutgefäß, wobei der Geschwindigkeitswert vorzugsweise als amplitudennormiertes Spannungssignal gegenüber der Zeit an einem Ausgang der Einrichtung zur Messung der terminalen Blutströmungsgeschwindigkeit abgreifbar ist. In einer Ausführungsform entspricht eine Änderung des Spannungssignals von 1 mV einer Änderung von 1 Hz im Frequenzbereich.
In einer Ausführungsform sind bei der zuvor vorgeschlagenen Vorrichtung für die Überwachung narkotisierter Patienten zwischen dem Isolationsverstärker und dem Signalausgang genau vier, vorzugsweise genau fünf, Frequenzkanäle für die Bereitstellung der aufintegrierten Signale entsprechend den α-, ß-, δ-, Θ- Frequenzbändern, und bei fünf Frequenzkanälen entsprechend den α-, ß-, δ-, Θ-, 5Sub- Frequenzbändern, geschaltet, wobei zum Verstärken der integrierten Signale der Ausgang eines jeden Frequenzkanals mit je einem Verstärker und zum Addieren der integrierten und verstärkten Signale jeder Verstärker mit einem Summierverstärker elektrisch verbun- den sind, sodass im Betrieb der Vorrichtung an einem Ausgang des Summierverstärker ein Summensignal der vier, vorzugsweise der fünf, integrierten und verstärkten Signale abgreifbar ist.
Durch Vergleich der Änderungen des Summensignals mit den Änderungen der ermittelten Blut- Strömungsgeschwindigkeit kann auf die Narkosetiefe des Patienten zurückgeschlossen werden. In einer Ausführungsform ist daher eine Signalverarbeitungseinrichtung und/oder ein Anzeigegerät zur Verarbeitung und/oder Anzeige sowohl des Summensignals als auch des zeitlichen Verlaufs der Blutströmungsgeschwindigkeit vorgesehen. Beispielsweise kann sowohl der zeitliche Verlauf des Summensignals als auch der zeitliche Verlauf der Blutströmungsgeschwindigkeit auf einem Bildschirm grafisch gegenübergestellt werden. Alternativ oder zusätzlich können das Summensignal und das Signal der Blutströmungsgeschwindigkeit mit einem Komparator, der mit der Vorrichtung elektrisch verbundenen ist, verglichen werden, wobei der Komparator, wenn er im Betrieb eine Differenz zwischen dem Summensignal und der Blutströmungsgeschwindigkeit ermittelt, die einen vorbestimmten Grenzwert über- und/oder unterschreitet, ein Alarmsignal aus- gibt. Zweckmäßigerweise ist der Komparator hierfür mit einem Alarmgeber elektrisch verbunden. Anstelle eines Grenzwertes können bei Bedarf auch ein mehrere Grenzwerte, beispielsweise ein unterer und ein oberer Grenzwert, verwendet werden.
In einer Ausführungsform ist eine erste Anzeige zur Darstellung, vorzugsweise zur getrennten Darstellung, der am Signalausgang anliegenden Spannungssignale aus den α-, ß-, δ- Frequenzbändern und eine zweite Anzeige zur Darstellung, vorzugsweise der getrennten Darstellung, des Summensignals und der Blutströmungsgeschwindigkeit vorgesehen. Die erste Anzeige kann beispielsweise ein erster Monitor und die zweite Anzeige ein zweiter Monitor sein. Alternativ kann die erste Anzeige ein erstes grafisches Fenster (Graphical User Interface - GUI) und die zweite Anzeige ein zweites grafisches Fenster (GUI) eines gemeinsamen Monitors sein.
In einer weiteren Ausführungsform kann in der ersten Anzeige zusätzlich auch das am Signalausgang anliegende Spannungssignal des Θ- und/oder 5SUb-Frequenzbandes dargestellt werden. Die Verstärker sind in einer Ausführungsform nicht-invertierende Operationsverstärker, deren Verstärkungsfaktoren G4 1, G 2, G 3, G , G 5 unabhängig voneinander einstellbar sind, wobei vorzugsweise die Verstärkungsfaktoren zu Beginn einer jeden Messung zunächst auf G 1 = G 2 = G 3 = G = G 5 = 100 voreingestellt sind. Können die Verstärkungsfaktoren unabhängig voneinander eingestellt werden, so kann die Gewichtung und damit der Einfluss der einzelnen Signa- le auf das Summensignal variiert und an die jeweilige Messsituation angepasst werden.
Zweckmäßigerweise können die beschriebenen Ausführungsformen mit einem oder mehreren der zuvor beschriebenen Merkmale der Vorrichtung zur Messung elektrischer Potentiale eines Lebewesens und/oder der Vorrichtung zur Überwachung narkotisierter Patienten ergänzt werden kann. Wo erforderlich, können die jeweiligen Signale zur Darstellung und/oder Weiterverarbeitung invertiert werden, um etwaige schaltungsbedingte Vorzeichenwechsel zu kompensieren. Obwohl die Vorrichtung zur Überwachung narkotisierter Patienten besonders vorteilhaft mit einer Vorrichtung zur Messung elektrischer Potentiale eines Lebewesens arbeitet, so wie sie zuvor beschrieben wurde, d.h. mit einer Integration des frequenzgefilterten Ableitungssignals, kann die Vorrichtung zur Überwachung narkotisierter Patienten auch mit anderen Ausführungsformen von EEG-Geräten realisiert werden, die vorzugsweise auf ein Bandpassfilter und ein Integrierglied im Frequenzkanal verzichten. Bei einer solchen Ausführungsform kann beispielsweise zur Auswertung des abgeleiteten elektroenzephalographischen Signals ein Fourier-Transformator vorgesehen sein, der das Signal in seine Frequenzanteile aufteilt, um so die Auswertung von Phase und/oder Frequenz des abgeleiteten Signals zur Überwachung narkotisierter Patienten zu ermöglichen.
Daher wird auch eine Vorrichtung zur Messung elektrischer Potentiale eines Lebewesens vorgeschlagen mit mindestens zwei Elektroden zur Ableitung elektrischer Potentiale des Lebewesens, wobei die Elektroden mit einem EEG-Gerät verbunden sind und wobei die Vorrichtung eine Einrichtung zur Messung der terminalen Blutströmungsgeschwindigkeit aufweist.
In einer Ausführungsform wird eine Vorrichtung zur Messung elektroenzephalographischer Potentiale mit nur einem einzigen Frequenzkanal verwendet. Dabei ist das Bandpassfilter insbesondere derart eingerichtet, dass Frequenzen im Bereich von 0,05 Hz bis 2 Hz, vorzugsweise Fre- quenzen im Bereich von 0,05 Hz bis 0,5 Hz, am Signalausgang abgreifbar sind. Diese als 5SUb- Frequenzband bezeichneten Frequenzen können dabei im Betrieb der Vorrichtung als Indikator für die Sauerstoffversorgung des Gehirns verwendet werden, wobei bei einer Abnahme der Amplitude und/oder Frequenz des 5SUb-Signals von einer Abnahme der Sauerstoffversorgung des Gehirns auszugehen ist.
Weiter ist es in einer Ausführungsform von Vorteil, wenn die Vorrichtung zur Überwachung narkotisierter Patienten zusätzlich einen Elektromyographen aufweist, der ein Elektromyogramm der Gesichtsmuskulatur und/oder der Unterarmmuskulatur aufzeichnet. Muskelaktivitäten die ein Hinweis auf eine unzureichende Narkosetiefe sein könnten, können so mit Hilfe des Elektromy- ogramms bestimmt werden.
Zur Auswertung ist es in einer Ausführungsform vorgesehen, dass die Vorrichtung zur Überwachung narkotisierter Patienten eine Auswerteeinheit aufweist, die mit dem Integrierglied oder dem EEG-Gerät der Vorrichtung zur Messung der elektroenzephalographischen Potentiale, der Einrichtung zur Messung der Blutströmungsgeschwindigkeit und gegebenenfalls dem Elektromyographien elektrisch verbunden ist und so eingerichtet ist, dass im Betrieb der Vorrichtung das am Signalausgang anliegende elektroenzephalographischen Signal, das Blutströmungsgeschwindig- keitssignal und gegebenenfalls das Elektromyographiesignal mit je einem vorbestimmten Grenzwert vergleichbar ist und bei einer vorbestimmten Abweichungen aller drei Signale von ihrem jeweiligen Grenzwert ein Alarmsignal ausgelöst wird. Weichen alle drei Signale um einen vorbestimmten Wert von ihrem jeweils vorbestimmten Grenzwert ab, so ist dies ein Hinweis auf eine nicht optimale Narkoseführung. Eine nicht optimierte Narkose kann sowohl eine zu hohe als auch eine zu niedrig dosierte Medikation in der prä- und/oder intraoperativen Phase hindeuten. Die Gefahr einer Über- oder Unterdosierung der spezifischen Narkosemittel zeigt sich u.a. durch atypische Charakteristika (Signalformen) in den entsprechenden Messwerten.
Zumindest eine der oben genannten Aufgaben wird auch durch ein Verfahren zur Überwachung narkotisierter Patienten gelöst mit den Schritten Ableiten elektrischer Potentiale eines Patienten mit mindestens zwei Elektroden und Bereitstellen eines Messsignals, Verstärken des Messsignals mit einem Isolationsverstärker, Herausfiltern eines interessierenden Frequenzbandes aus dem Messsignal Bereitstellen des Signals an einem Signalausgang, Messen der Blutströmungsgeschwindigkeit terminaler Blutgefäße von Extremitäten des Patienten und Bereitstellen der Messsignals der Blutströmungsgeschwindigkeit an einem Signalausgang.
Dabei erfolgt in einer Ausführungsform das Herausfiltern des interessierenden Frequenzbandes mit einem Bandpassfilter und das gefilterte Signal wird mit einem Integrierglied aufintegriert. Eine Ausgestaltung des Verfahrens zur Überwachung narkotisierter Patienten weist zudem die Schritte auf: Messen eines Elektromyogramms der Gesichtsmuskulatur und/oder Unterarmmuskulatur des Patienten und Bereitstellen des Elektromyogramms an einem Signalausgang.
Eine weitere Ausgestaltung des Verfahrens zur Überwachung narkotisierter Patienten weist wei- ter die Schritte auf: Vergleichen des aufintegrierten Signals, des Signals für die Blutströmungsgeschwindigkeit und der Signale des Elektromyogramms mit jeweils für die einzelnen Signale vorbestimmten Grenzwerten sowie Ausgeben eines Warnsignals, wenn jedes der drei Signale von seinem vorbestimmten Grenzwert um jeweils einen vorbestimmten Wert abweicht. Nicht notwendigerweise, aber dennoch praktikabel, kann das Verfahren zur Überwachung narkotisierter Patienten in Kombination mit der zuvor beschriebenen Vorrichtung zur Messung elektrischer Potentiale eines Lebewesens durchgeführt werden. Insbesondere kann das Verfahren zur Überwachung narkotisierter Patienten aber auch in Kombination mit herkömmlichen EEG- Geräten durchgeführt werden.
In einigen Anwendungen, wie beispielsweise der Operation zur Organentnahme von Patienten, bei denen ein Hirntod diagnostiziert wurde, kann mit herkömmlichen Vorrichtungen und Verfahren die Narkosetiefe des Patienten bzw. die absolute Schmerzfreiheit nicht zufriedenstellend überwacht werden. In einer weiteren Ausführungsform ist es daher von Vorteil, wenn die zuvor beschriebene Vorrichtung zur Überwachung narkotisierter Patienten und das Verfahren zur Überwachung narkotisierter Patienten verwendet werden, um eine absolute Schmerzfreiheit des Patienten während einer Operation, insbesondere während einer Explantation von Organen, zu gewährleisten.
Weitere Vorteile, Merkmale und Anwendungsmöglichkeiten der vorliegenden Erfindung werden anhand der folgenden Beschreibung von bevorzugten Ausführungsformen und den dazugehörigen Figuren deutlich. Es zeigen:
Figur 1 eine schematische Darstellung einer Vorrichtung zur Messung elektroenzepha- lographischer Signale gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
Figur 2 eine schematische Darstellung einer weiteren, erfindungsgemäßen Ausführungsform einer Vorrichtung zur Messung elektroenzephalographischer Signale;
Figur 3 Ersatzschaltbilder eines Frequenzkanals gemäß einer Ausführungsform der Erfindung mit zwei hintereinander geschalteten Tiefpassfiltern (Figur 3a), zwei hintereinander geschalteten Hochpassfiltern (Figur 3b) und sowie elektrisch miteinander verbundenem Verstärker, Vollweggleichrichter und Integrierglied (Figur 3c);
Figur 4 eine Darstellung von Signalen, wie sie am Signalausgang einer Vorrichtung gemäß Figur 2 abgreifbar sein könnte;
Figur 5 eine schematische Darstellung einer Vorrichtung zur Früherkennung von Sekun- denschlafattacken gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
Figur 6 eine schematische Darstellung einer Vorrichtung zur Überwachung narkotisierter
Patienten gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
In Figur 1 ist eine schematische Darstellung einer Vorrichtung 1 zur Messung elektroenzephalographischer Signale gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung gezeigt. Demnach weist die Vorrichtung 1 zur Messung elektroenzephalographischer Signale mindestens zwei Elektroden 2 auf, wobei auf deren Einzeldarstellung verzichtet wurde.
Die Elektroden 2 sind beispielsweise mit der Schädeldecke eines Probanden verbunden. Zwischen den Elektroden 2 liegt ein Spannungssignal an, dessen Ursprünge vorwiegend in spezifi- sehen Arealen des Gehirns liegen, in deren Einflussbereich die Elektroden 2 im Betrieb der Vorrichtung 1 angeordnet sind. Das von den Elektroden 2 erfasste Signal wird an einen Isolationsverstärker 3 weitergeleitet, der mit den Elektroden 2 elektrisch verbunden ist. Dabei bewirkt der Isolationsverstärker 3 zum einen eine Verstärkung des Signals um einen ersten Verstärkungsfak- tor G = 10 und zum anderen gewährleistet der Isolationsverstärker 3 eine galvanische Trennung der Elektroden vom Rest der Vorrichtung.
Mit dem Isolationsverstärker 3 ist ein Bandpassfilter 4 elektrisch verbunden, welches das von dem Isolationsverstärker 3 kommende Signal filtert. Das Bandpassfilter 4 dieser Ausführungsform ist dabei so gewählt, dass nur die Frequenzanteile des Signals durchgelassen werden, die in einem Bereich von 0,5 Hz und 42 Hz liegen. Das gefilterte Signal gelangt anschließend in ein Integrierglied 5, welches mit dem Bandpassfilter 4 elektrisch verbunden ist. Das Integrierglied 5 ist dabei derart eingerichtet, dass es im Betrieb der Vorrichtung die Amplituden des eingehenden Signals innerhalb eines eingestellten Integrationsintervall von tint = 250 ms aufaddiert und an ei- nen mit dem Integrierglied 5 verbundenen Signalausgang 6 weiterleitet. An dem Signalausgang 6 kann das aufintegrierte Signal, wobei die Integrationswerte aufeinanderfolgender Integrationsintervalle in Form eines sich mit der Zeit ändernden Signals vorliegen, abgegriffen werden. Nicht gezeigt ist eine mit dem Signalausgang 6 verbundene Anzeigevorrichtung zur grafischen Darstellung des Ausgangssignals. Dabei bilden das Bandpassfilter 4, das Integrierglied 5 und der Sig- nalausgang 6 einen ersten und einzigen Frequenzkanal 10 der Vorrichtung 1.
Eine Weiterbildung der Vorrichtung 1 gemäß Figur 1 ist in einer schematischen Ansicht in Figur 2 dargestellt. Im Gegensatz zu der Vorrichtung 1 aus Figur 2 weist die Vorrichtung V vier Frequenzkanäle 10a bis 10d auf.
Die Vorrichtung V zur Messung elektroenzephalographischer Signale hat drei für die Ableitung elektroenzephalographischer Signale geeignete Elektroden 2 sowie einen elektrisch mit den Elektroden 2 verbundenen Isolationsverstärker 3. Das Signal am Ausgang des Isolationsverstärkers 3 wird über ein weiteres Filter 7, einen Verstärker 8 und einen Komparator 9 auf die vier Frequenzkanäle 10a bis 10d gegeben, die jeweils einen Signalausgang 6a bis 6d aufweisen. Jeder der vier Kanäle 10a bis 10d weist ein Bandpassfilter 4 und ein Integrierglied 5 auf, sodass jeder Kanal 10a bis 10d eine unabhängige, elektrische Einheit bildet.
Wie in Figur 2 schematisch dargestellt weist jedes der vier Bandpassfilter 4 eine Folge von Filtern 1 1 , 12, 13, 14 auf, wobei ein erstes Tiefpassfilter 1 1 , ein zweites Tiefpassfilter 12, ein erstes Hochpassfilter 13 und ein zweites Hochpassfilter 14 in dieser Reihenfolge elektrisch miteinander verbunden sind. Die zwei hintereinander geschalteten Tiefpassfilter 1 1 , 12 und die zwei hintereinander geschalteten Hochpassfilter 13, 14 bilden jeweils zusammen genommen ein Filter dritter Ordnung, das eine optimierte Flankensteilheit und angepasste Güte aufweist. Jedes der Filter 1 1 , 12, 13, 14 hat eine Dämpfung von -36 dB/Oktave.
Die in der Figur 2 gezeigten Frequenzkanäle 10a bis 10d sind hinsichtlich ihrer grundlegenden Funktionsweise und ihrer technischen Funktion weitestgehend identisch aufgebaut, sodass für die darin integrierten Bauelemente identische Bezugszeichen verwendet werden. Nichtsdestotrotz unterscheiden sich die Bandpassfilter 4 der jeweiligen Kanäle 10 bei näherer Betrachtung dadurch, dass die Tief- und Hochpassfilter 1 1 , 12, 13, 14 eines jeden Kanals 10a bis 10d im Vergleich zu den anderen Kanälen individuelle Parameter und damit ein angepasstes Durchlassband aufweisen.
Im Betrieb der Vorrichtung sind die Parameter eines jeden Bandpassfilters 4 derart gewählt, dass dieser einen spezifischen Frequenzbereich des gemessenen elektroenzephalographischen Signals durchlässt. Jedes Bandpassfilter 4 stellt somit ein spezifisches Frequenzband bereit. Der Kanal 10a ist bei dieser Ausführungsform derart eingerichtet, dass er ein a-Frequenzband mit Frequenzen im Bereich von 8 Hz bis 13 Hz durchlässt, während der zweite Kanal 10b ein ß- Frequenzband mit Frequenzen im Bereich von 14 Hz bis 30 Hz durchlässt. Bei dem dritten Kanal 10c sind hingegen die Parameter der Filter 1 1 ,12,13,14 derart gewählt, dass dieser ein δ- Frequenzband mit Frequenzen im Bereich von 0,5 Hz bis 3,5 Hz bereitstellt. Schlussendlich sind die Parameter der Filter 1 1 ,12,13,14 des vierten Kanals 10d für das Bereitstellen eines Θ- Frequenzbands mit Frequenzen im Bereich von 4 Hz bis 7 Hz ausgelegt.
Hinter dem Bandpassfilter 4 ist in jedem der vier Kanäle 10a bis 10d ein dritter Verstärker 15 vorgesehen, der das bandpassgefilterte Signal eines jeden Kanals 10 um einen dritten Verstär- kungsfaktor G3 = 100 verstärkt. Damit die Amplituden der Signale eines jeden Kanals 10 untereinander vergleichbar sind, ist es zweckmäßig, dass der dritte Verstärkungsfaktor G3 für jeden Kanal 10 gleich groß ist. Mit dem dritten Verstärker 15 eines jeden Kanals 10 ist weiter ein Vollweggleichrichter 16 elektrisch verbunden, der das jeweils verstärkte und bandpassgefilterte Signal gleichrichtet, damit sich positive und negative Signalamplituden bei der nachfolgenden Integ- ration nicht ausmitteln. Für die eigentliche Integration ist hinter jeden Vollweggleichrichter 16 je ein Integrierglied 5 geschaltet, das die entsprechenden Signale über ein vorbestimmtes Integrationsintervall tint aufintegriert und an den jeweiligen Signalausgang 6a bis 6d weiterleitet. Das Integrationsintervall tint eines jeden Integriergliedes 5 ist bei der dargestellten Ausführungsform zu 250 ms gewählt.
Vör den einzelnen Frequenzkanälen 10a bis 10d weist die Ausführungsform aus Figur 2 noch ein erstes Filter 7, einen Verstärker 8 und einen Komparator 9 auf, die in dieser Reihenfolge mitein- ander elektrisch verbunden und zwischen dem Isolationsverstärker 3 und den Kanälen 10a bis 10d angeordnet sind.
Das erste Filter 7 ist dabei derart eingerichtet, dass im Betrieb der Vorrichtung das von dem Iso- lationsverstärker 3 kommende Signal zur Rauschuntererdrückung auf einen Frequenzbereich von 0,05 Hz bis 100 Hz begrenzt wird. Hierfür weist das Filter 7 ein Bessel-Hochpassfilter mit einer Grenzfrequenz von 0,05 Hz und einer Dämpfung von -18 dB/Oktave sowie ein Tiefpassfilter mit einer Grenzfrequenz von 100 Hz und einer Dämpfung von -18 dB/Oktave auf. Zur Abtrennung noch verbliebener Wechselspannungskomponenten in der Versorgungsgleichspannung ist zu- sätzlich ein 50 Hz Kerbfilter in das Filter 7 mit -36dB/Oktave vorgesehen.
Mit dem ersten Filter 7 ist weiterhin ein zweiter Verstärker 8 elektrisch verbunden, der das gefilterte Signal um einen zweiten Verstärkungsfaktor G2 = 200 verstärkt und an einen dahinter geschalteten Komparator 9 weiterleitet.
Der Komparator 9 prüft, ob die elektrischen Wderstände zwischen den Elektroden 2 ggf. größer 1 kQ sind und erkennt so, ob die Elektroden 2 möglicherweise nicht richtig kontaktiert sind. Für den Fall, dass eine oder mehrere Elektroden 2 nicht richtig verbunden sind, ist der elektrische Widerstand größer als 1 kQ und der Komparator 9 gibt ein konstantes Signal in Form eines Spannungssignals mit -6V an den Signalausgang 31 aus, wo das Signal zur Auswertung zur Verfügung steht.
Darüber hinaus sind an verschiedenen Stellen der Schaltung elektrische Verbindungen vorgesehen, die es ermöglichen, das dort anliegende (Roh-)Signal an den weiteren Elementen der Schal- tung vorbei abzugreifen.
Ein erster Abgriff ist zwischen dem Isolationsverstärker 3 und dem ersten Filter 7 vorgesehen, der das von dem Isolationsverstärker 3 kommende Rohsignal an den Signalausgang 32 leitet. Jeweils ein Abgriff ist in jedem der vier Kanäle 10a bis 10d zwischen dem Verstärker 15 und dem Vollweggleichrichter 16 vorgesehen, sodass das bandpassgefilterte und verstärkte, aber nicht integrierte Signal eines jeden Kanals 10a bis 10d an einem Signalausgang 30a bis 30d ebenfalls abgreifbar ist. An den Signalausgängen 6a bis 6d, 30a bis 30d sowie 32 liegen somit Signale in verschiedenen Verarbeitungsstadien vor, die allesamt zur Auswertung und/oder zur Weiterverar- beitung verwendet werden können.
In Figuren 3a bis 3c ist ein Schaltbild einer der vier Kanäle 10a bis 10d gemäß der Ausführungsform aus Figur 2 dargestellt, wobei wie bereits erwähnt die Anordnung der Bauteile der einzelnen Kanäle 10a bis 10d grundsätzlich identisch sind. Dementsprechend zeigt die Figur 3a die zwei hintereinander geschalteten Tiefpassfilter 1 1 , 12, während die Figur 3b die zwei hintereinander geschalteten Hochpassfilter 13, 14 darstellt und die Figur 3c den Verstärker 15, den Vollweggleichrichter 16 und das Integrierglied 5 zeigt, die in dieser Reihenfolge miteinander verbunden sind.
Lediglich durch die Parameter der verwendeten Bauteile der Filter 1 1 , 12, 13, 14 unterscheiden sich die einzelnen Kanäle 10a bis 10d voneinander, wobei die Verwendung verschiedener Parameter der Aufgliederung in die verschiedenen Frequenzbänder α, ß, δ, Θ geschuldet ist.
In Übereinstimmung mit Figur 3a weist das erste Tiefpassfilter 1 1 die elektrischen Widerstände R1 bis R5, die Kondensatoren C1 bis C3 und den Operationsverstärker I. auf, welche zur Realisierung eines aktiven Tiefpassfilter dritter Ordnung miteinander verschaltet sind. Dabei wird durch die Wahl des elektrischen Wderstandes R5 die Verstärkung des Operationsverstärkers einge- stellt.
Hinter dem ersten Tiefpassfilter 1 1 ist das zweite Tiefpassfilter 12 angeschlossen, das die Widerstände R6 bis R10, die Kondensatoren C4 bis C6 und den Operationsverstärker II. aufweist. Die Anordnung der einzelnen Bauteile entspricht dabei der des ersten Tiefpassfilters 1 1 , sodass auch das zweite Tiefpassfilter 12 ein aktives Filter dritter Ordnung ist. Die zwei in Reihe geschalteten Tiefpassfilter 1 1 , 12 wirken somit als aktives Tiefpassfilter sechster Ordnung.
Angeschlossen ist das Tiefpassfilter sechster Ordnung derart, dass das von dem Komparator 9 ausgegebene Signal vor dem elektrischen Wderstand R1 des ersten Tiefpassfilters 1 1 gegen- über der Masse GND abgegriffen werden kann.
Der Doppelpfeil in Figur 3a deutet die Verbindung mit dem Pin IN der Figur 3b an, der als Eingang der Schaltung aus Figur 3b dient, sodass zwischen dem Pin IN und der Masse GND das mit dem Tiefpass gefilterte Signal anliegt. Das in der Figur 3b abgebildete Hochpassfilter 13 weist die Widerstände R1 1 bis R14, die Kondensatoren C7 bis C9 und den Operationsverstärker III. auf. Das hinter das Hochpassfilter 13 geschaltete Hochpassfilter 14 weist die Widerstände R15 bis R18, die Kondensatoren C10 bis C12 und den Operationsverstärker IV auf. Sowohl das Hochpassfilter 13 als auch das Hochpassfilter 14 sind aktive Hochpassfilter dritter Ordnung, sodass durch die gezeigte Reihenschaltung ein aktives Hochpassfilter sechster Ordnung realisiert ist. Die Widerstände R14 und R18 dienen dabei der Einstellung der Verstärkung der jeweiligen Operationsverstärker III. und IV. Hinter dem Hochpassfilter sechster Ordnung, das zusammen mit dem Tiefpassfilter sechster Ordnung das Bandpassfilter 4 bildet, ist der Verstärker 15 angeschlossen. Der Anschluss des Bandpassfilters 4 mit dem Verstärker 15 ist im Übergang von Figur 3b zu Figur 3c mit einer gestrichelten Linie angedeutet, die sich von dem Doppelpfeil OUT der Figur 3b bis zu dem Pin IN der Figur 3c erstreckt.
Der Verstärker 15 weist die Widerstände R19 bis R21 sowie den Operationsverstärker V. auf, wobei der elektrische Widerstand R19 als Potentiometer ausgeführt ist, mit dem der Verstärkungsfaktor G3 einstellbar ist. An den Verstärker 15 ist der Vollweggleichrichter 16 angeschlos- sen, der die Widerstände R22 bis R25, die Kondensatoren C13, C14, die Dioden D1 , D2 und den Operationsverstärker VI. aufweist. Dabei dient der Widerstand R23 der Einstellung der Verstärkung des Operationsverstärkers. Mit den Kondensatoren C13, C14 kann das anliegende Wechselspannungssignal im Wesentlichen verlustfrei auf den Vollweggleichrichter übertragen werden, der das Signal gleichrichtet. Das gleichgerichtete Signal wird anschließend mit dem Integrierglied 5, welches an dem Vollweggleichrichter 16 angeschlossen ist, in Abhängigkeit des vorbestimmten Integrationsintervalls tint aufintegriert. We in der Figur 3c erkennbar, weist das Integrierglied 5 die Widerstände R26 bis R29, den Kondensator C15 und den Operationsverstärker VII auf. Zwischen dem Pin OUT und Masse GND der Figur 3c liegt dementsprechend das bandpassgefilter- te, verstärkte, gleichgerichtete und aufintegrierte Signal des jeweiligen Kanals 10 an, welches auch an dem zugehörigen Signalausgang 6 abgreifbar ist.
Eine Gegenüberstellung elektroenzephalographischer Signale wie sie mit einer Ausführungsform gemäß den Figuren 2 und 3 gemessen werden kann, ist in Figur 4 dargestellt. Entsprechend den für die Bandpassfilter 4 gewählten Parametern zeigen die Kurven 1 und 2 das a-Frequenzband mit einem Frequenzbereich von 8 Hz bis 13 Hz, die Kurven 3 und 4 das Θ-Frequenzband mit einem Frequenzbereich von 4 Hz bis 7 Hz, die Kurven 5 und 6 das δ-Frequenzband mit einem Frequenzbereich von 0,5 Hz bis 3,5 Hz sowie die Kurven 7 und 8 das ß-Frequenzband mit einem Frequenzbereich von 14 Hz bis 30 Hz. Dabei wurde für die Figur 4 eine Darstellung gewählt, bei der die Signalamplituden in Volt gegenüber der Zeit in Sekunden aufgetragen sind.
Die Kurven 1 , 3, 5, und 7 zeigen das nicht integrierte Signal eines Kanals 10a bis 10d nach der Bandpassfilterung und anschließender Verstärkung, so wie es an den Signalausgängen 6a bis 6d anliegt. Die dazugehörigen Kurven 2, 4, 6 und 8 zeigen hingegen das aufintegrierte Signal eines jeden Kanals 10a bis 10d, wie es hinter dem Integrierglied 5 eines jeden Kanals anliegt und an dem jeweiligen Signalausgang 6a bis 6d abgreifbar ist. Während der Grad der Erregung aus den Kurven 1 , 3, 5 und 7 nicht ohne weiteres ablesbar ist, ist dies für die aufintegrierten Signale der Kurven 2, 4, 6 und 8 leicht möglich. In Figur 5 ist eine Weiterbildung der Ausführungsform gemäß der Figur 1 , nämlich eine Vorrichtung 21 für die Früherkennung von Sekundenschlafattacken, in einer schematischen Ansicht dargestellt. Die Vorrichtung 21 für die Früherkennung von Sekundenschlafattacken weist drei für die Ableitung elektroenzephalographischer Signale geeignete Elektroden 2, einen elektrisch mit den Elektroden 2 verbundenen Isolationsverstärker 3 und einen elektrisch mit dem Isolationsverstärker 3 verbundenen Signalausgang 6 auf. Zwischen den Isolationsverstärker 3 und den Signalausgang 6 sind ein Bandpassfilter 4 und ein Integrierglied 5 geschaltet.
Ein Signalgeber 18 ist vorgesehen, der Licht als Provokationssignal mit einer vorbestimmten und einstellbaren Frequenz aussendet. Dabei ist das Licht im Betrieb der Vorrichtung von einem Probanden visuell wahrnehmbar. In dieser Ausführungsform ist der Signalgeber 18 als Leuchtdiode ausgebildet, die eine kreisrunde, Licht emittierende Fläche mit einem Radius von 5 mm aufweist und Licht einer Wellenlänge im Bereich von 600 nm bis 630 nm emittiert. Der Signalgeber wird von einer Steuerung 17 mit einer vorbestimmten Schaltfolge angesteuert, sodass der Signalgeber abwechselnd an und aus geschaltet wird.
Weiter weist die Vorrichtung 21 einen Korrelationsdetektor 19 auf, der sowohl mit dem Signal- ausgang 6 als auch mit der Steuerung 17 und einem Alarmgeber 20 elektrisch verbunden ist. Die Steuerung 17 stellt dem Korrelationsdetektor 19 ein Referenzsignal zur Verfügung, welches den Schaltzustand der Leuchtdiode 18 widerspiegelt.
Wird das Provokationssignal von dem Probanden als Folge von Lichtpulsen wahrgenommen, so spiegelt sich dies in einer Erregung von Gehirnströmen wieder, die mit Hilfe der erfindungsgemäßen Vorrichtung erfasst werden können.
Erfasst der Korrelationsdetektor 19 eine Korrelation zwischen dem Provokationssignal und dem am Signalausgang 6 anliegenden Signal, so gibt er ein entsprechendes Steuersignal an die Steuerung 17 aus. Die Steuerung 17 wiederum verringert die Frequenz, mit welcher die Leuchtdiode 20 an- und ausgeschaltet wird. Dabei ist zwischen dem Aussenden zweier Provokationssignale mit voneinander abweichender Frequenz eine Ruhephase von 30 Sekunden vorgesehen. In der dargestellten Ausführungsform wird jeweils nach dem Erfassen einer Korrelation zwischen dem Provokationssignal und dem Ausgangssignal am Signalausgang 6 die Frequenz des Provo- kationssignals in vier Stufen, nämlich mit 40 Hz, 35 Hz, 30 Hz und 25 Hz, verringert.
Kann der Korrelationsdetektor 19 keine Korrelation zwischen den an dem Signalausgang 6 anliegenden Gehirnströmen und dem Provokationssignal feststellen, d.h. die Aussendung eines Licht- Signals mit einer Schaltfrequenz gemäß dem Provokationssignal führt zu keiner messbaren Erregung der Gehirnströme, so erzeugt der Korrelationsdetektor 19 ein Alarmsignal, welches an den Alarmgeber 20 weitergeleitet wird. Der Alarmgeber 20 erzeugt ein akustisches Alarmsignal und zeigt damit an, dass die Aufmerksamkeit des Probanden unter einen vorbestimmten Grenzwert gefallen ist und damit eine Sekundenschlafattacke droht.
In Figur 6 ist eine schematische Ansicht einer Vorrichtung 22 für die Überwachung von narkotisierten Patienten dargestellt, welche die Vorrichtung 1 zur Messung elektroenzephalographischer Signale aus Figur 1 nutzt.
Die Vorrichtung 22 für die Überwachung narkotisierter Patienten weist drei Elektroden 2 auf, die für die Ableitung elektroenzephalographischer Signale geeignet sind und die mit einem Isolationsverstärker 3 elektrisch verbunden sind. Der Isolationsverstärker 3 ist wiederum mit einem Signalausgang 6 elektrisch verbunden. Der Isolationsverstärker 3 verstärkt die von den Elektro- den 2 kommenden Signale um einen Verstärkungsfaktor = 10. Zwischen dem Isolationsverstärker 3 und dem Signalausgang 6 ist ein Bandpassfilter 4 und ein Integrierglied 5 geschaltet. Dabei hat das Bandpassfilter 4 einen Durchlassbereich von 0,05 Hz bis 0,5 Hz. Für die Integration weist das Integrationsglied 5 ein Integrationsintervall tint = 10 s auf. Weiter weist die Vorrichtung 22 eine Einrichtung zur Messung der terminalen Blutströmungsgeschwindigkeit, nämlich ein Laserdopplerflowmeter 23 auf, das mit Hilfe von Laserstrahlung mit einer Wellenlänge von 805 nm und unter Ausnutzung des Dopplereffektes die Blutströmungsgeschwindigkeit des Probanden bestimmt. Darüber hinaus weist die Vorrichtung 22 auch einen Elektromyographen 24 auf, der die Aktivität der Gesichtsmuskulatur, vorzugsweise die des Nervus facialis, und/oder die Aktivität der Unterarmmuskulatur des Patienten erfasst.
Die Ausgangssignale der Vorrichtung 1 zur Messung elektroenzephalographischer Signale, des Laserdopplerflowmeters 23 sowie des Elektromyographen 24 werden in die Auswerteeinheit 25 eingespeist. Die Auswerteeinheit 25 analysiert anhand der abgeleiteten Hirnströme, der Blutströmungsgeschwindigkeit sowie der Muskelaktivität des Probanden dessen Narkosezustand. Dazu werden alle drei Signale mit einem Schwellenwert verglichen. Weisen alle Signale gleichzeitig eine vorbestimmte Abweichung von dem jeweiligen Schwellenwert auf, so löst die Auswerteein- heit 25 einen Alarm aus, wenn davon ausgegangen werden muss, dass der Patient zumindest nicht absolut schmerzfrei ist. Für Zwecke der ursprünglichen Offenbarung wird darauf hingewiesen, dass sämtliche Merkmale, wie sie sich aus der vorliegenden Beschreibung, den Zeichnungen und den Ansprüchen für einen Fachmann erschließen, auch wenn sie konkret nur in Zusammenhang mit bestimmten weiteren Merkmalen beschrieben wurden, sowohl einzeln als auch in beliebigen Zusammenstellungen mit anderen der hier offenbarten Merkmale oder Merkmalsgruppen kombinierbar sind, soweit dies nicht ausdrücklich ausgeschlossen wurde oder technische Gegebenheiten derartige Kombinationen unmöglich oder sinnlos machen. Auf die umfassende, explizite Darstellung sämtlicher denkbarer Merkmalskombinationen wird hier nur der Kürze und der besseren Lesbarkeit der Beschreibung wegen verzichtet.
Bezugszeichenliste:
1 , 1 ' Vorrichtung zur Messung elektroenzephalographischer Signale
2 Elektroden
3 Isolationsverstärker
4, 4a-4d Bandpassfilter
5 Integrierglied
6, 6a-6d Signalausgang
7 Filter
8 Verstärker
9 Komparator
10, 10a -1 Od Frequenzkanal
1 1 erstes Tiefpassfilter
12 zweites Tiefpassfilter
13 erstes Hochpassfilter
14 zweites Hochpassfilter
15 Verstärker
16 Vollweggleichrichter
17 Steuerung
18 Signalgeber
19 Korrelationsdetektor
20 Alarmgeber
21 Vorrichtung zur Früherkennung von Sekundenschlafattacken
22 Vorrichtung zur Überwachung narkotisierter Patienten
23 Einrichtung zur Messung der terminalen Blutströmungsgeschwindigkeit
24 Elektromyograph
25 Auswerteeinheit
30a-d Signalausgang
31 Signalausgang
32 Signalausgang

Claims

P a t e n t a n s p r ü c h e
Vorrichtung zur Messung elektrischer Potentiale eines Lebewesens (1 ) mit
mindestens zwei Elektroden (2) zur Ableitung elektrischer Potentiale eines Lebewesens, einem elektrisch mit den Elektroden (2) verbundenen Isolationsverstärker (3)
und einem elektrisch mit dem Isolationsverstärker (3) verbundenen Signalausgang (6), wobei der Isolationsverstärker (3) und der Signalausgang (6) derart eingerichtet sind, dass im Betrieb der Vorrichtung (1) der Isolationsverstärker (3) das von den Elektroden
(2) kommende Signal verstärkt und das verstärkte Signal an dem Signalausgang (6) abgreifbar ist,
dadurch gekennzeichnet, dass
zwischen den Isolationsverstärker
(3) und den Signalausgang (6) mindestens ein Bandpassfilter (4) und mindestens ein Integrierglied (5) geschaltet sind, wobei das Bandpassfilter (4) und das Integrierglied (5) derart eingerichtet sind, dass im Betrieb der Vorrichtung (1) das Bandpassfilter (4) einen vorbestimmten Frequenzbereich des Signals durchlässt und das Integrierglied (5) das gefilterte Signal integriert, wobei das aufintegrierte Signal an dem Signalausgang (6) abgreifbar ist, und wobei das Bandpassfilter, das Integrierglied und der Signalausgang zusammen einen Frequenzkanal bilden.
Vorrichtung (1) nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass das Integrierglied (5) ein Integrationsintervall tint im Bereich von 10 ms bis 1000 ms, vorzugsweise im Bereich von 150 ms bis 500 ms aufweist, wobei das Integrationsintervall tint besonders bevorzugt 250 ms beträgt ist.
Vorrichtung (1) nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass genau drei Elektroden (2) für die Ableitung elektroenzephalographischer Signale vorgesehen sind.
Vorrichtung (1 ) nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass das Bandpassfilter
(4) ein erstes und ein zweites Tiefpassfilter und ein erstes und ein zweites Hochpassfilter (1 1 , 12, 13, 14) umfasst, wobei die Filter vorzugsweise von den Elektroden betrachtet in der Reihenfolge erstes Tiefpassfilter, zweites Tiefpassfilter, erstes Hochpassfilter, zweites Hochpassfilter geschaltet sind.
5. Vorrichtung (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass in dem Frequenzkanal (10) zwischen das Bandpassfilter (4) und das Integrierglied (5) ein Vollweggleichrichter (16) geschaltet ist. Vorrichtung (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, mit einer Mehrzahl von Frequenzkanälen (10a-10d) für die Aufgliederung eines elektroenzepha- lographischen Signals in seine Frequenzbänder, wobei vorzugsweise vier Kanäle (10) für die vier Frequenzbänder α, ß, δ, Θ vorgesehen sind, wobei vorzugsweise das o Frequenzband den Frequenzbereich von 8 Hz bis 13 Hz, das ß-Frequenzband den Frequenzbereich von 14 Hz bis 30 Hz, das δ-Frequenzband den Frequenzbereich von 0,5 Hz bis 3,5 Hz und das Θ-Frequenzband den Frequenzbereich von 4 Hz bis 7 Hz umfasst.
Vorrichtung (1) nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass ein fünfter Kanal (10) zur Bereitstellung eines fünften Frequenzbandes 5SUb vorgesehen ist, wobei vorzugsweise das 5Sub-Frequenzband den Frequenzbereich von 0,05 Hz bis 2 Hz und besonders bevorzugt den Frequenzbereich von 0,05 Hz bis 0,5 Hz aufweist.
Vorrichtung (1 ) nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass ein zweiter Verstärker (8) zwischen den Isolationsverstärker (3) und das Bandpassfilter (4) geschaltet ist, der einen, vorzugsweise einstellbaren, Verstärkungsfaktor G2 aufweist, wobei der Verstärkungsfaktor bevorzugt G2 = 200 beträgt.
Vorrichtung (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass ein dritter Verstärker (15) zwischen das Bandpassfilter (4) und das Integrierglied (5) geschaltet ist, der einen, vorzugsweise einstellbaren, Verstärkungsfaktor G3 aufweist, wobei der Verstärkungsfaktor besonders bevorzugt G3 = 100 beträgt.
Vorrichtung (1 ) nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass ein weiteres Bandpassfilter (7) zwischen den Isolationsverstärker (3) und das Bandpassfilter des Frequenzkanals geschaltet ist, wobei das weitere Bandpassfilter insbesondere einen Durchlassfrequenzbereich von 0,05 Hz bis 200 Hz, vorzugsweise von 0,05 Hz bis 100 Hz und besonders bevorzugt von 0,5 Hz bis 42 Hz aufweist.
Vorrichtung (1 ) nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass ein Komparator (9) vorgesehen ist, der den Eingangswiderstand der mindestens zwei Elektroden (2) bestimmt und eine Fehlkontaktierung der Elektroden erfasst.
Vorrichtung (21) zur Früherkennung von Sekundenschlafattacken mit einer Vorrichtung (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 1 1 , dadurch gekennzeichnet, dass sie einen Signalgeber (18) aufweist, der ein für den Probanden wahrnehmbares Provokationssignal erzeugt. Vorrichtung zur Überwachung narkotisierter Patienten (22) mit einer Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 1 1 , dadurch gekennzeichnet, dass sie eine Einrichtung (23) zur Messung der terminalen Blutströmungsgeschwindigkeit aufweist.
Verfahren zur Messung elektrischer Potentiale eines Lebewesens mit den Schritten Ableiten eines elektrischen Potentials eines Lebewesens mit mindestens zwei Elektroden (2) und Bereitstellen eines Messsignals,
Verstärken des Messsignals mit einem Isolationsverstärker (3),
Herausfiltern eines interessierenden Frequenzbandes aus dem Messsignal mit einem Bandpassfilter (4),
Integrieren des gefilterten Signals mit einem Integrierglied (5) und
Bereitstellen des aufintegrierten Signals an eine Signalausgang (6).
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