JP2018512982A - Ｅｅｇモニタ - Google Patents

Abstract

ＥＥＧモニタ（１）は，ＥＥＧ信号をキャプチャするように構成される電極（１７）と，キャプチャされたＥＥＧ信号を分析しかつ分類するように構成される信号処理部（１１）を備えている。上記信号処理部（１１）は，咀嚼の過程に関する筋活動から導出される，上記電極（１７）によってキャプチャされる電気信号を識別するように構成されている。

Description

この発明はＥＥＧモニタに関する。より詳細にはこの発明はＥＥＧ信号をキャプチャ（捕捉）するように構成される電極（複数）を備え，さらにＥＥＧ電極によってキャプチャされた信号を分析（解析）しかつ分類するように構成される信号処理部を備えるＥＥＧモニタに関する。この発明はさらに人の血糖レベル（血糖値，血液中のグルコース・レベル）を調整するシステムに関する。

ＥＥＧは一般に脳波図（電気脳磁図）（Electro Encephalography）の略語として用いられるもので，一般的には人の脳活動を電気的にモニタリングする方法をいう。ＥＥＧをモニタリングするシステムは長年にわたって知られている。しかしながら一般的な技術開発では，モニタリングされるべき人物によって継続的に持ち運ばれるかまたは装着されるＥＥＧモニタリング・システムが案出されている。

個人装着可能なＥＥＧモニタの目標の一つは，メガネや最新の補聴器よりも不便を感じさせることなく持ち運ぶのに十分に小さくすることである。

このようなＥＥＧモニタは，糖尿病（diabetes）を患っている者を監視するために用いることができ，低血糖（low blood glucose）に対する脳反応をモニタリングして，低血糖レベルによって引き起こされる低血糖症発作に対して警告をする。低血糖事象は意識不明に至ったり，死に至ったりすることさえある。切迫した低血糖発作を監視するシステムは国際公開ＷＯ−Ａ−２００６／０６６５７７に開示されている。

ＥＥＧモニタは皮下埋込システムとすることができ，または皮膚表面上または外耳道内の電極を備える外部的に配置される装置とすることができる。誘導リンクを通じて接続された埋込電極部分と外部処理部分との組み合わせも，国際公開ＷＯ−Ａ−２００６／０６６５７７に記載されている。

必要以上のインシュリンが人に投与されるのを防止するために，ＥＥＧモニタをインシュリン・ポンプに関連づけて用いることもできる。

人の血糖値に影響を及ぼす可能性のある問題に関する任意の情報を，低血糖症の到来可能性についてアラームを提供することを決定するＥＥＧモニタにおけるアルゴリズムに関連づけることができる。そのような任意の情報を，インシュリン・ポンプおよび場合によっては連続グルコース・モニタ（continuous glucose monitor）（ＣＧＭ）を備えるシステムにも関連づけることができる。

課題の一つは，そのようなさらなる入力を，いずれにしても不確かさがもたらされる外部源からの入力に依存させるか，またはＥＥＧモニタを装着している人物からの入力に依存させるか，または上記入力をなんらかのセンサの存在に依存させるかである。

この課題の一つの解決策が，咀嚼の過程に関連する筋活動から導出されてＥＥＧ電極によってキャプチャされる電気信号（electrical signals captured by the EEG electrode that are derived from muscular activity related to the process of chewing）を識別するように構成される信号処理部を備えるＥＥＧモニタである。

この解決策の利点の一つは，咀嚼，多くの場合では食事をとることが，近づきつつある低血糖症の検出といった，連続ＥＥＧモニタリングの様々な関連用途に関連する，関連情報であることである。研究目的のための一般的なＥＥＧモニタリングにおいても，人が食事をしているときを自動的に登録することは重要である。

ＥＥＧモニタの一実施態様では，信号処理部は近づきつつある低血糖症を識別し，近づきつつある低血糖症が識別されたときにアラーム（警告，警報）を提供するように構成される。咀嚼を検出することができ，かつ近づきつつある低血糖症を検出することができるモニタは，糖尿病を患う患者の使用に非常に適している。ＥＥＧモニタの警告または通知を，咀嚼が識別されたか否かに依存させてもよく，すなわち咀嚼が検出されたときにアラームまたは通知を異ならせてもよく，これは上記アラームを鳴らしている者が低血糖のリスクを減少させる過程中にすでにあるかもしれないからである。

さらなる実施態様では，ＥＥＧモニタが，モニタされるべき人物の耳領域に配置されるように構成されている。上記ＥＥＧモニタはＥＥＧ電極を有するＥＥＧ検知部を備えている。上記ＥＥＧ検知部は頭皮に皮下的に，または外耳道内に配置することができる。このような配置を用いることによって，信頼性のあるＥＥＧ信号を検出することができ，ＥＥＧモニタを比較的離散的に（more relatively discrete）配置することができる。

さらなる実施態様では，上記ＥＥＧモニタ信号処理部が特徴抽出部および分類部を備え，これらの両方が咀嚼の過程に関する電気信号を検出するように構成されている。咀嚼信号中に存在する周波数および振幅に基づくことで，咀嚼の確実な（信頼性のある）識別が提供されることが見出されたものである。

さらなる実施態様において，上記特徴抽出部および分類部の少なくとも一方が，上記ＥＥＧモニタの使用が想定される特定人物についての咀嚼信号を検出するために較正されるように構成されている。

さらなる実施態様では，上記ＥＥＧモニタが音響音（acoustic sound）を記録し，咀嚼から導出される信号の分類におけるさらなるパラメータとしてそのような記録を適用するように構成される。咀嚼の音は多くの者にとって特徴的な音であるので，上記ＥＥＧモニタによる音の記録を，信号処理においてより正確な咀嚼の識別に用いることができる。上記音記録を上記特徴抽出に対するさらなる入力とすることができる。

第２の観点において，この発明は人の血糖レベルを調整するシステムに関する。このシステムは，上述したＥＥＧモニタと，上記人物の身体内にインシュリンを放出するように構成されるインシュリン投与装置を備えている。咀嚼の検出は糖尿病患者にインシュリンを投与するシステムにおいて非常に重要である。

このシステムの一実施態様では，上記ＥＥＧモニタは，咀嚼が識別されたときに上記インシュリン投与装置またはインシュリン・ポンプにメッセージを送信するように構成されている。人の糖尿病に依存して，この情報を様々なやり方で用いるように上記インシュリン・ポンプをあらかじめプログラムすることができる。

上記システムのさらなる実施態様では，上記ＥＥＧモニタが近づきつつある低血糖症を識別するように構成されており，低血糖症が近づきつつあることが識別されたときに，上記インシュリン投与装置またはインシュリン・ポンプに警告信号を送信するように構成されている。この警告メッセージによって，インシュリン投与装置またはインシュリン・ポンプは，所定の期間インシュリン投与を制限する。これは低血糖症を避けることを目的とする。さらに，インシュリン投与の制限を咀嚼が識別されたか否かに依存して行うことができるので，咀嚼が識別されなかった場合に比べて，咀嚼が識別されたときにインシュリン投与の減少が比較的小さくされる。これは，上記システムを装着している者がすでに血糖値を上昇させる処置を取っている可能性があるので，血糖値の不必要な高上昇を避けることを目的とする。

以下，図面を参照してこの発明の実施態様をより詳細に説明する。

ＥＥＧモニタを示す。 ＥＥＧ検知部およびＥＥＧ信号処理部を有するＥＥＧモニタを示す。 ＥＥＧ検知部の一例を示す。 咀嚼からの信号のグラフを，ＥＥＧ信号と比較して示す。 咀嚼を識別するための特徴抽出および分類の一例を示す。 ＥＥＧモニタ，インシュリン・ポンプおよびグルコース・モニタを備えるシステムを示す。 図６のＥＥＧモニタを備えるシステムにおいて咀嚼情報を用いる方法のフローチャートである。

図１は，モニタされるべき人物の耳領域に配置されるように構成されるＥＥＧモニタ１を示している。上記ＥＥＧモニタ１は，ＥＥＧ検知部12およびＥＥＧ信号処理部11の２つの主要部を備えている。これに加えて上記ＥＥＧモニタはアラーム（警告）またはメッセージを提供するための構成要素，たとえばスピーカ13も備えている。上記ＥＥＧモニタ１はたとえば電池の形態の電源を備えることもできる。

上記ＥＥＧ検知部12はＥＥＧ信号を検出する電極（複数）を有している。上記ＥＥＧ検知部12は，頭皮に皮下的に配置することができ，好ましくは耳の後ろから頭頂部に向かう領域に配置される。上記ＥＥＧ電極を，外耳道内に表皮電極（surface skin electrodes）として配置することもできる。上記ＥＥＧ電極は組織または皮膚に対する直接電気接続（direct electric connection）を持つタイプのものであってもよいし，または電極の導電性部分と組織または皮膚との間に誘電材料が配置される容量タイプのものであってもよい。ＥＥＧ電極を皮下または外耳道内のいずれかに有することの利点は，良好かつクリアなＥＥＧ信号を受信可能であること，およびこれらの位置の電極は頭皮上の外側位置に比べて周囲からの電磁雑音をピックアップすることからより保護されることである。

ＥＥＧ検知部12とＥＥＧ信号処理部11の間の接続３は，上記ＥＥＧ検知部が埋め込まれているときには無線とされ，上記ＥＥＧ信号部が外耳道内に配置されている場合には有線とされる。

上記ＥＥＧ電極の皮下配置または外耳道配置は美容の観点からも好ましい。皮下位置または外耳道位置は信頼性の観点からさらに好ましく，それは，これらの位置は組織または皮膚への耐久性のある安定した接触を促進する，すなわち接触不良のリスクおよびこれによってＥＥＧ信号を検出することができないことが，たとえば運動中や他の日常生活中に接触不良を生じがちな外部電極と比較して，かなり小さいからである。

上記ＥＥＧ信号処理部11は上記ＥＥＧセンサからＥＥＧ信号を受信し，上記信号を処理して上記測定ＥＥＧ信号から特定の特徴（specific features）を抽出するように構成されている。この特徴抽出を，たとえばＥＥＧ信号中の特定周波数や振幅に関連付けることができる。抽出された特徴を分類して，近づきつつある低血糖症にそれが関連するかどうかを決定することができる。本願の開示において，ＥＥＧ信号以外の他のソース（sources）の情報を関連付けることができる。そのような情報の一つは，上記ＥＥＧモニタを装着している人物が食事をしているかどうかであり，したがって血糖レベルの増加が予想されるかどうかである。

上記ＥＥＧモニタは咀嚼検出ユニット５を備えているか，または咀嚼検出ユニット５に接続されており，咀嚼検出ユニット５はＥＥＧ信号処理装置の一部であるか，またはＥＥＧ信号処理装置に接続されている。上記咀嚼検出ユニット５はＥＥＧ信号から特徴を抽出する特徴抽出器を備えるとともに，上記特徴を分類して上記ＥＥＧモニタを装着している人物が咀嚼しているか否かを適切に判断する分類器を備えている。

咀嚼は人が摂食中であることの強力な指標であるので，摂食に関連する筋活動の検出を，ＥＥＧモニタを持ち運ぶ者に対してアラームを提供するときを決定するアルゴリズムに対する重要な入力とすることができる。咀嚼が検出された場合，これを，食べ物が摂取されることによって近づきつつある低血糖が回避されるかどうかを見極めるために，警告を遅らせる理由とすることができる。しかしながら，これは重要な決定であり，ＥＥＧモニタを設定するまたはプログラミングするときに安全面に注意を払わなければならない。すなわち，咀嚼が検出されたときにアラームを遅らせることができるかどうか，またはこれに代えて別のタイプのアラームもしくはメッセージを提供すべきかどうかを決定するときには，モニタを持ち運ぶ人物が実際にどの程度の速さで低血糖を発症するかについて個人特性を考慮する必要がある。

上記ＥＥＧ信号処理装置は好ましくはスピーカに接続され，上記システムのユーザに対して近づきつつある低血糖症の警告が提供される。

上記ＥＥＧモニタが，糖尿病を患っている者の血糖値を制御するためのシステム，たとえばインシュリン・ポンプないしＣＧＭを備えるシステムの一部として用いられる場合，咀嚼および想定される摂食の情報は，ボーラス投与（bolus doses）を決定する際に非常に重要なものとなる。たとえば上記人物が摂食前にボーラス投与を要求することになっているものの，上記人物がボーラス投与を要求することなく，長い時間の咀嚼が検出された場合，上記人物に通知を提供することができる。

図２はＥＥＧモニタの一例をより詳細に示している。ＥＥＧモニタ１は，外部ＥＥＧ信号処理部11と埋込み可能ＥＥＧ検知部12を備えている。上記ＥＥＧ検知部12は，人の耳の後ろに皮下的に配置されるのに適するもので，電子モジュール18に接続された皮下ＥＥＧ電極17を備えている。ＥＥＧ電極の数は少なくとも２つである。多くの場合，少なくとも３つの電極，さらには少なくとも４つの電極が好ましい。図４に詳細に示す電子モジュール18は，多くの場合，Ａ／Ｄ変換器24，通信コントローラ26，および電圧レギュレータ27を備えている。電極17は上記Ａ／Ｄ変換器に接続され，上記通信コントローラは誘導リンク19の第１のコイル20に接続されている。

上記ＥＥＧ信号処理部11は，上記誘導リンク19の第２のコイル21に接続されたコントローラ（図示略）を有する信号処理装置10を備えている。上記信号処理装置10はさらに給電のための電池（図示略），および近づきつつある低血糖症が検出された事象において音響信号，たとえばアラームを提供するスピーカ13が接続されている。上記ＥＥＧ信号処理部11はまた，たとえばデータをロギングするためのメモリ16，さらには外部ユニット（図示略）と無線通信するためのアンテナ14を備える無線機15を備え，外部ユニットを，遠隔コントロールとして，データを記憶するため，他の人物にアラームを送るため，またはデータもしくは情報をたとえばインターネット・サーバにアップロードするために用いることができる。人の血糖レベルを制御するシステムの他の構成要素と通信することもできる。たとえばインシュリン・ポンプまたはＣＧＭユニットと通信を行うことができる。

使用のとき，上記ＥＥＧ信号処理部11を，ＥＥＧ信号のモニタリングが望まれる人物の耳の後ろであって皮下的に埋込可能なＥＥＧ検知部12の近傍に配置することができ，ＥＥＧ検知部12は好ましくは皮膚の直下であってユーザの耳のすぐ後ろに埋め込まれ，このような配置によって，信頼性のある電気ＥＥＧ信号を電極17によって検知することができる。

図３により詳細に図示するように，ＥＥＧ検知部12の電極17を，電極17を統合する１本のケーブル23に配置することができ，電極17は，ケーブル長さに沿う限定領域内の組織に接触するようにして配置される。

電極17はＥＥＧ信号を電位差の変動としてピックアップし，変動する電圧を上記電子モジュール18中のＡ／Ｄ変換器24に与える。上記Ａ／Ｄ変換器24は上記変動する電圧をデジタル信号に変換し，このデジタル信号を電子モジュール18の一部であるデータ・パケット・コントローラ25に与える。データ・パケット・コントローラ25は所定の通信プロトコルにしたがって上記デジタル信号をデータ・パケットのストリームに変換し，結果として得られるデータ・パケットのストリームを通信コントローラ26に与える。

上記通信コントローラ26は，第１のコイル20を用いて，外部ＥＥＧ信号処理部11の第２のコイル21からのエネルギーを受けて，電子モジュール18を電磁的に励起するように構成されている。上記第１のコイル20において受け取られた電磁エネルギーは電圧レギュレータ27に送られ，セラミック・キャパシタ28とともに，上記電子モジュール18のための電源として用いられる。

さらに上記通信コントローラ26は上記電極17からＥＥＧ信号を表すデータ・パケットを取得し，上記第２のコイル21から上記第１のコイル20によって受け取られる電力負荷の変調によって，誘導リンクを通じて上記ＥＥＧ検知部からのこのデジタル化されたＥＥＧ信号を転送する。この変調負荷は上記ＥＥＧ信号処理部11から検出可能であり，そこで上記負荷の変調が，上記信号処理装置10による連続的なデコードおよび分析に適する電気信号に変換される。

近づきつつある低血糖症の発症を識別するための上記ＥＥＧ信号の分析は，様々なアルゴリズムに基づくことができる。この分析をどのように行うことができるかの一例が，国際公開ＷＯ−Ａ１−２０１２／０６９５４９に示されている。

ＥＥＧ信号の分析の結果に基づいて，近づきつつある低血糖症の発症が識別（確認）された場合に，アラームを発するスピーカ13を作動させるための決定を信号処理装置10に行わせることができる。この決定は，ＥＥＧモニタを装着している人物が咀嚼しかつ摂食しているという情報によって影響を受けるようにしてもよく，または提供される警告もしくは通知のタイプを，この情報に依存するものとしてもよい。

図３に示す実施態様の上記ＥＥＧ電極17は耳の後ろに皮下的に埋め込まれて配置されており，ＥＥＧ検知部12の電子モジュールによる検知に適する信号を提供する。多くの場合，電極17を備えるワイヤ23が頭頂部から延在するように配置され，他方コイル20も備える電子モジュール12を，たとえば耳のすぐ後ろまたは直上などの耳領域内の埋め込み位置に配置することができる。

ＥＥＧ電極からの典型的な出力信号は約１μｖから１００μｖの範囲の大きさを持つ。典型的には皮下電極によって検知される電圧信号は皮膚または外耳道電極の信号よりも大きい。筋肉収縮は通常１０ｍＶの大きさの電圧レベルを生成するが，このような信号は上記システムによってフィルタアウトされる。電極の固有ノイズ・レベルは０.１から１００Ｈｚの帯域幅で測定して約１μｖＲＭＳであり，出力信号の使用可能帯域幅は０.１〜４０Ｈｚである。

上記ＥＥＧ検知部12は，セラミックといった生物適合材料（図示略）中に収納される。上記電極もプラチナ−イリジウム合金のような生物適合金属から作られる。上記ＥＥＧ信号処理部11が（耳かけ型補聴器のようにして），埋込みが位置する耳の後ろに装着されると，上記ＥＥＧ信号処理部11の第２のコイル21は上記ＥＥＧ検知部12の第１のコイル20から数ミリになる。これは，上記ＥＥＧ信号処理部11と上記ＥＥＧ検知部12の間の通信および電力の転送を助長する。上記２つのコイルは，好ましくは密接に整列されるべきであり，これによってより効率的な電力伝達とより信頼できる通信とを達成することができる。

ＥＥＧモニタの上記ＥＥＧ検知部は，図２および図３に関して埋込み可能なものとして記載されている。しかしながら，外耳道の皮膚表面からのＥＥＧ信号を検知する電極を備えるＥＥＧ検知部を，外耳道内に配置することもできる。この目的のための電極を備えるイヤプラグは国際公開ＷＯ−Ａ１−２０１１／０００３８３に開示されている。

図４はＥＥＧモニタによってキャプチャされたＥＥＧ信号31，32の例と，咀嚼から導出され，同じＥＥＧモニタによってキャプチャされた電気信号とを示すグラフである。最上段の信号31は血糖レベルが４.８ｍｍｏｌ／ｌｉｔｅｒの通常のＥＥＧ信号である。２番目の信号32は血糖レベルが２.８ｍｍｏｌ／ｌｉｔｅｒであることが検知されたＥＥＧ信号である。この信号は低血糖症の発症が近づきつつあることを示している。３番目の信号33は咀嚼によって生じたものである。この信号の振幅は非常に大きいことが明白である。信号振幅のサイズ幅が短い縦線34によって示されており，この長さは10マイクロボルトの大きさに等しい。

ＥＥＧモニタを使用する人物のための較正が，上記モニタがその人物から咀嚼信号を識別することができるようにするために好ましい。このような較正は，上記人物が食べ物を，おそらくは様々なタイプの食べ物を咀嚼している状態における機械学習の一種として実行することできる。上記ＥＥＧ電極によって記録される信号が分析され，特に上記人物が食べ物を咀嚼していないときにＥＥＧ信号にも存在しない特徴が識別される。この特徴を，その後の咀嚼の検出のために用いることができる。この特徴は，周波数，振幅，エネルギー量，エントロピー，特定の時定数などに基づくものとすることができる。

上記特徴は，他の筋肉活動，目の動き，あくび，または会話からの電気信号が咀嚼信号として扱われないように選択されるべきである。咀嚼に用いられる筋肉が，他の筋肉よりも耳の後ろの位置および耳の上の位置に近いことがこの利点である。

図５は咀嚼を識別するためのシステムの一例を示している。ここでは，上記ＥＥＧ電極からの信号の特徴の抽出の原理と，以下の分類とが概略的に示されている。通常は何らかの増幅（図示略）の後，上記ＥＥＧ電極信号がフィルタ・バンク40に与えられる。上記フィルタ・バンクは上記信号を複数の周波数帯域信号41に分割し，そのそれぞれが特定周波数範囲内に存在するＥＥＧ電極信号の部分を含む。各周波数帯域信号は所定時間にわたって積分器42において積分される。上記積分器は一次フィルタであってもよい。上記複数の積分器42の出力を特徴43と呼ぶことができる。これらの特徴43は電極17からの信号のＦＦＴ（高速フーリエ変換）分析によって得ることもできる。

上記特徴43または上記積分器からの出力は分類器44に与えられ，分類器は所定係数Ｃ_１…Ｃｎをｎ個の特徴のそれぞれに適用する。すなわち図５の例では線形分類器が用いられている。上記分類器は決定値45を算出し，決定値が決定ブロック46に送られ，そこでオリジナル信号中に咀嚼があるかどうかが決定される。

上記分類器44の係数Ｃ_１…Ｃｎは注意深く選択されるべきである。この目的のために，咀嚼を含む複数のサンプルと咀嚼を含まない複数のサンプルを含む多数の信号サンプルに対して機械学習が適用される。これらの信号のサンプルが，咀嚼を含むまたは含まない，のいずれかとしてそれぞれマーキングされる。これらのサンプルの特徴43が，トレーニング・セットとしてサポートベクターマシーン（Support Vector Machine）（ＳＶＭ）に与えられる。上記ＳＶＭは上記線形分類器のために最適な係数を設定することができる。サンプルのいくつかは，実際に存在するであろう供給源，たとえば人が瞬きをしたり会話したりしていることからの信号も含むべきである。ＥＥＧモニタは，このような他の信号が存在するとしても，高い確度で咀嚼を識別することができなければならない。

人が咀嚼しているまたはしていないことについて最も信頼性の高い決定を得るために，上記ＥＥＧモニタが用いられる人物のそれぞれに対して個別に上記分類器を調整しなければならないことがある。ＥＥＧ電極の正確な配置は人によって異なり，かつ電気信号（ＥＥＧ，咀嚼に関する筋活動および他の筋活動）も人によって異なるので，この個別の設定が必要とされる。

咀嚼信号の存在も検出するＥＥＧモニタを使用する人物に対し，チューインガムの使用を避けるべきであることを指示する必要があることがある。しかしながら，食べ物の咀嚼からの信号はチューインガムを咀嚼することからの信号と異なることがある。上記ＥＥＧモニタがこの違いを検出するために，上記人物に関するより詳細な較正を実行して，必要に応じて，そのような較正の注意深いテストを実行することができる。

他の筋肉活動からの咀嚼信号の識別は，顎の筋肉以外の他の主要な筋肉がない耳領域または頭部におけるたとえば皮下的なＥＥＧ電極の配置と，咀嚼のより特徴的なリズムとの両方によって助けられる。これによって，信号強度およびリズムにおける違いが，咀嚼信号の存在のより信頼性のある識別を容易にする。

図６は，ＥＥＧモニタ１と，インシュリン投与装置またはインシュリン・ポンプ７とを備え，ＣＧＭとすることができるグルコース・モニタ９を備えることができるシステム６の一例を示している。上記ＥＥＧモニタ１およびインシュリン・ポンプ７は無線接続８によって接続されている。上記グルコース・モニタ９は測定されたグルコース・レベルをインシュリン・ポンプ７に与えることができる。上記インシュリン・ポンプは上記システム６を装着している人物にインシュリンを投与する。インシュリンの投与量は，上記ＥＥＧモニタからの入力に依存する調整を用いるプリセット・プログラムから，上記システムを装着している人物から，および上記グルコース・モニタから，部分的に決定することができる。このようなシステムによって，最適間隔内に血糖レベルを保持することを目的として，インシュリン投与をより正確に調整することができる。特に，咀嚼の検出を含む上記ＥＥＧモニタによって提供されるさらなる情報によって，このシステムにさらなる信頼性がもたらされる。咀嚼の情報を上記人物に提供されるアラームまたは通知のタイプを決定するために用いてもよい。

図７は図６のシステム６のＥＥＧモニタ１における咀嚼検出の実行可能性を適用するやり方の一つを示すものである。近づきつつある低血糖症の発症が識別された場合，上記システムを装着している人物が咀嚼しているかどうかおよび上記人物が所定時間にわたって咀嚼しているかどうかが即座に制御される。後者は，たとえば所定の時間，たとえば10分またはそれ以上にわたってこの情報を保持するリング・バッファ中の咀嚼情報のロギングに基づく。すなわちＥＥＧモニタは，上記ＥＥＧモニタを使用している人物が咀嚼しているかどうか，および直近のたとえば５ないし１０分間に咀嚼に費やされた時間を常に認識する。

したがって，連続的なＥＥＧモニタリング50が近づきつつある低血糖症の検出に帰結すると，さらなる動作は，咀嚼が検出されたか否か，および短期間内の咀嚼の量の決定53に依存する。

可能性の一つは咀嚼が検出されない場合であり，この場合インシュリン・ポンプは，そうでなければ提供されるであろう用量よりも少ない用量ａにインシュリン投与を制限する（ボックス52）。他方，咀嚼が検出され，かつ咀嚼が直近のたとえば５分間のうちで少なくとも所定の時間割合続いている場合に，インシュリン用量が，そうでなければ提供される用量よりも少なく，しかしながら上記用量ａよりも多い用量ｂに制限される。インシュリン・ポンプが提供可能な全用量は，上記システムを使用する人物の糖尿病をよく理解している医師の監督の下で事前に選択されなければならない。

明らかではあるが，投与されるインシュリン用量は任意の測定グルコース・レベルにも依存させてもよく，アラームまたは少なくとも通知を上記人物に提供してもよい。

Claims (11)

1. ＥＥＧ信号をキャプチャするように構成される電極および上記キャプチャされたＥＥＧ信号を分析しかつ分類するように構成される信号処理部を備え，上記信号処理部が，咀嚼の過程に関する筋活動から導出された上記電極によってキャプチャされた電気信号を識別するように構成されている，ＥＥＧモニタ。
2. 上記信号処理部が近づきつつある低血糖症の発症を識別するように構成されており，かつ近づきつつある低血糖症の発症が識別されたときにアラームを提供するように構成されている，請求項１に記載のＥＥＧモニタ。
3. モニタされるべき人物の耳領域に配置されるように構成されており，ＥＥＧ電極を有するＥＥＧ検知部を備え，上記ＥＥＧ検知部が頭皮に皮下的にまたは外耳道内に配置されている，請求項１または２に記載のＥＥＧモニタ。
4. 上記信号処理部が特徴抽出部および分類部を備え，これらの両方が咀嚼の過程に関する電気信号を検出するように構成されている，請求項１から３のいずれか一項に記載のＥＥＧモニタ。
5. 上記特徴抽出部および分類部の少なくとも一方が，上記ＥＥＧモニタの使用が想定される特定人物についての咀嚼信号を検出するために較正される，請求項４に記載のＥＥＧモニタ。
6. 上記アラームのタイプが，咀嚼が検出されたか否かに依存するものである，請求項２に記載のＥＥＧモニタ。
7. 音響音を記録するように構成されており，かつその記録を，咀嚼から導出される信号の分類におけるさらなるパラメータとして用いるように構成されている，請求項１に記載のＥＥＧモニタ。
8. 請求項１に記載のＥＥＧモニタを備え，人の身体内にインシュリンを放出するように構成されるインシュリン投与装置をさらに備えている，人の血糖レベルを調整するシステム。
9. 上記ＥＥＧモニタが，咀嚼が識別されたときに上記インシュリン投与装置にメッセージを送るように構成されている，請求項８に記載のシステム。
10. 上記ＥＥＧモニタが近づきつつある低血糖症の発症を識別するように構成されており，かつ近づきつつある低血糖症の発症が識別された場合に上記インシュリン投与装置に警告信号を送るように構成されており，上記警告信号によって上記インシュリン投与装置が所定時間インシュリン投与を制限する，請求項９に記載のシステム。
11. 咀嚼が識別された否かにしたがって上記制限が行われ，咀嚼が識別されないときと比べて，咀嚼が識別されたときに上記インシュリン投与における制限が相対的に少なくされる，請求項１０に記載のシステム。

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