JPS58133233A - 麻酔をかけられた患者の状態を監視および記録する装置 - Google Patents
麻酔をかけられた患者の状態を監視および記録する装置Info
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- JPS58133233A JPS58133233A JP58013637A JP1363783A JPS58133233A JP S58133233 A JPS58133233 A JP S58133233A JP 58013637 A JP58013637 A JP 58013637A JP 1363783 A JP1363783 A JP 1363783A JP S58133233 A JPS58133233 A JP S58133233A
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は特に外科手術において麻酔なかげられている患
者の状態を記録および監視するだめの測定および制御装
置に係るものである。
者の状態を記録および監視するだめの測定および制御装
置に係るものである。
外科手術において患者の状態を監視才るにば２つの主要
な基準がある。すなわち、第１には、患者の麻酔状態の
深さと神経筋の閉塞すなわち麻痺とが外科手術等を行う
のに十分かどうかを確認オろ必要があるということと、
第２に、患者の麻痺および麻酔状態があまり深すぎて患
者が永久的に（５） 昏睡する危険が生じないかどうかを確める必要があると
いうことである。患者の麻酔状態と神経弛緩とに関連し
た情報をできるだけ多く、また、できるだけ敏速に入手
し、また、情報の表示を明確に容易に解釈できれば、評
価はそれだけ信頼が置は情勢に必要とする処置をそれだ
け敏速に取れることは明らかである。
な基準がある。すなわち、第１には、患者の麻酔状態の
深さと神経筋の閉塞すなわち麻痺とが外科手術等を行う
のに十分かどうかを確認オろ必要があるということと、
第２に、患者の麻痺および麻酔状態があまり深すぎて患
者が永久的に（５） 昏睡する危険が生じないかどうかを確める必要があると
いうことである。患者の麻酔状態と神経弛緩とに関連し
た情報をできるだけ多く、また、できるだけ敏速に入手
し、また、情報の表示を明確に容易に解釈できれば、評
価はそれだけ信頼が置は情勢に必要とする処置をそれだ
け敏速に取れることは明らかである。
患者の麻酔の深さの監視は、伝統的には、主として患者
の血圧、脈拍、心電図、呼吸および瞳孔反射ケ監視して
行なう。これら監視ノくラメータに伴う１つの問題は、
それによっては一般に信頼できる結論が得られずに、あ
る所定力時点にお〜・て麻酔薬と麻痺薬とをどのように
して使用するかに頼って評価するということである。更
にまた、これらパラメータはいくつかの要因により変り
得る。
の血圧、脈拍、心電図、呼吸および瞳孔反射ケ監視して
行なう。これら監視ノくラメータに伴う１つの問題は、
それによっては一般に信頼できる結論が得られずに、あ
る所定力時点にお〜・て麻酔薬と麻痺薬とをどのように
して使用するかに頼って評価するということである。更
にまた、これらパラメータはいくつかの要因により変り
得る。
これら要因には、たとえば、麻酔前の薬物治療。
患者の疾患１年令および一般的適合性１種々の麻酔薬お
よび麻痺薬の組合わせの影響１体温および血液の二酸化
炭素の分圧（Ｐａ（，０２）がある。これら要因の変化
が麻酔薬と麻痺薬との使用量の変更を（６） 生じることも１つの困難である。
よび麻痺薬の組合わせの影響１体温および血液の二酸化
炭素の分圧（Ｐａ（，０２）がある。これら要因の変化
が麻酔薬と麻痺薬との使用量の変更を（６） 生じることも１つの困難である。
患者の脳の電気的活動を監視するため脳の電気的機能を
表わすＥＥＧ（脳波図）を監視することにより、麻酔の
深さを評価することもまた知られている。この評価方法
に基いて、米国化カロライナ州ダーハムのデューク大学
医学センター（ＤｕｋｅＵｎｉｖｅｒｓｉｔｙ Ｍｅｄ
ｉｃａｌ Ｃｅｎｔｅｒ ａｔ Ｄｕｒｈａｍ、 Ｎｏ
ｒｔｈＣａｒｏｌｉｎａ＋ ＵＳＡ）の研究者グループ
が麻酔中に患者から検出し記録し監視するに重要な基本
的情報を可成り簡略にする手段を提案した。患者の頭部
から記録したＥＥＧ波が時々筋肉活動により干渉を受け
るので、記録器により行なうＥＥＧ監視と併せて、筋肉
の電気的作用を表わし自然ＥＭＧとも呼称する現在中じ
ているＥＭＧ活動（筋電図）を利用し記録できるという
ことが基本的考えである。これら研究者グループによる
調査結果に基いて、ＥＭＧ監視は患者の十分な弛緩を示
すために有利ＩＣ使用できる。その理由はＥＭＧが患者
自身の弛緩に関する患者の感覚を外部の観察者とは関係
なく確実に表わずからである。従って、監視に関連して
、患者から記録したＥＭＧ活動を基礎にして、弛緩がた
とえば外科手術を行うに十分でないことが立証されると
、患者に更に麻酔薬や麻痺薬を注射して状況を補整する
。他方、患者の麻酔状態の深さを観察するにはＥＥＧ監
視を使用できろ。参考文献としては１９７９年１０月２
０日−２５日ＩＣわたりサンフランシスコで開かれた米
国麻酔学者協会（Ａｒｎｅｒｉｃａｎ ５ｏｃｉｅｔｙ
ｏｆ Ａｎｅｓｔｈｅｓｉ−ｏｌｏｇｉｓｔｓ）の会
議でディ・エイ・デヴイス（Ｄ、 Ａ。
表わすＥＥＧ（脳波図）を監視することにより、麻酔の
深さを評価することもまた知られている。この評価方法
に基いて、米国化カロライナ州ダーハムのデューク大学
医学センター（ＤｕｋｅＵｎｉｖｅｒｓｉｔｙ Ｍｅｄ
ｉｃａｌ Ｃｅｎｔｅｒ ａｔ Ｄｕｒｈａｍ、 Ｎｏ
ｒｔｈＣａｒｏｌｉｎａ＋ ＵＳＡ）の研究者グループ
が麻酔中に患者から検出し記録し監視するに重要な基本
的情報を可成り簡略にする手段を提案した。患者の頭部
から記録したＥＥＧ波が時々筋肉活動により干渉を受け
るので、記録器により行なうＥＥＧ監視と併せて、筋肉
の電気的作用を表わし自然ＥＭＧとも呼称する現在中じ
ているＥＭＧ活動（筋電図）を利用し記録できるという
ことが基本的考えである。これら研究者グループによる
調査結果に基いて、ＥＭＧ監視は患者の十分な弛緩を示
すために有利ＩＣ使用できる。その理由はＥＭＧが患者
自身の弛緩に関する患者の感覚を外部の観察者とは関係
なく確実に表わずからである。従って、監視に関連して
、患者から記録したＥＭＧ活動を基礎にして、弛緩がた
とえば外科手術を行うに十分でないことが立証されると
、患者に更に麻酔薬や麻痺薬を注射して状況を補整する
。他方、患者の麻酔状態の深さを観察するにはＥＥＧ監
視を使用できろ。参考文献としては１９７９年１０月２
０日−２５日ＩＣわたりサンフランシスコで開かれた米
国麻酔学者協会（Ａｒｎｅｒｉｃａｎ ５ｏｃｉｅｔｙ
ｏｆ Ａｎｅｓｔｈｅｓｉ−ｏｌｏｇｉｓｔｓ）の会
議でディ・エイ・デヴイス（Ｄ、 Ａ。
Ｄａｖｉｓ）、 エフ・エフ・クライン（Ｆ、 Ｆ、
Ｋｌｅｉｎ）。
Ｋｌｅｉｎ）。
エム・ハーメル（Ｍ、 Ｈａｒｒｎｅ ｌ ）、エル・
バートン（Ｌ。
バートン（Ｌ。
Ｂｕｒｔｏｎ）および工）ｖ−ドウエル（Ｌ、 Ｄｏｗ
ｅ ｌ １ ）各氏が発表した［脳電図、麻酔、弛緩お
よび麻痺の深さの定量化（Ｔｈｅ Ｅｌｅｃｔｒｏｅｎ
ｃｅｐｈａｌｏｍｙｏｇｒａｍ、 Ｑｕａ−ｎｔｉｔａ
ｔｉｏｎ ｏｆ Ｄｅｐｔｈ ｏｆ Ａｎｅｓｔｈｅｓ
ｉａ、 Ｒｅ１ａｘａｔｉｏｎａｎｄ Ｐａｒａｌｙｓ
ｉｓ）ｊおよび１９７８年にアクタ麻酔学者スカンジナ
ヴイ力（Ａｃｔａ Ａｎａｅｓｔｈｅｓｉｏｌｏｇｉａ
Ｓｃａｎｄｉｎａｖｉｃａ）が発行したエム・エイチ・
ノ翫−メル（Ｍ、ＨｏＨａ ｒｍｅ ｌ ）、エフ・エ
フ・クライン（Ｆ、 Ｆ。
ｅ ｌ １ ）各氏が発表した［脳電図、麻酔、弛緩お
よび麻痺の深さの定量化（Ｔｈｅ Ｅｌｅｃｔｒｏｅｎ
ｃｅｐｈａｌｏｍｙｏｇｒａｍ、 Ｑｕａ−ｎｔｉｔａ
ｔｉｏｎ ｏｆ Ｄｅｐｔｈ ｏｆ Ａｎｅｓｔｈｅｓ
ｉａ、 Ｒｅ１ａｘａｔｉｏｎａｎｄ Ｐａｒａｌｙｓ
ｉｓ）ｊおよび１９７８年にアクタ麻酔学者スカンジナ
ヴイ力（Ａｃｔａ Ａｎａｅｓｔｈｅｓｉｏｌｏｇｉａ
Ｓｃａｎｄｉｎａｖｉｃａ）が発行したエム・エイチ・
ノ翫−メル（Ｍ、ＨｏＨａ ｒｍｅ ｌ ）、エフ・エ
フ・クライン（Ｆ、 Ｆ。
Ｋｌ ｅ ｉ ｎ ）およびディーエイ・デヴイス（Ｄ
、 Ａ、 Ｄａｖｉｓ）各氏による［ザ・イー・イー・
エム・シイ−強心剤の活性および筋肉弛緩の実用的指数
（Ｔｈｅ ＥＩ■−Ａ Ｐｒａｃｔｉｃａｌ Ｉｎｄｅ
ｘ ｏｆ Ｃｏｒｄｉａｌ ＡＣｔｉｖｉｔｙａｎｄＭ
ｕｓｃｕｌａｒ Ｒｅ１ａｘａｔｉｏｎ）Ｊ付録第９７
−１０２頁を参照されたい。
、 Ａ、 Ｄａｖｉｓ）各氏による［ザ・イー・イー・
エム・シイ−強心剤の活性および筋肉弛緩の実用的指数
（Ｔｈｅ ＥＩ■−Ａ Ｐｒａｃｔｉｃａｌ Ｉｎｄｅ
ｘ ｏｆ Ｃｏｒｄｉａｌ ＡＣｔｉｖｉｔｙａｎｄＭ
ｕｓｃｕｌａｒ Ｒｅ１ａｘａｔｉｏｎ）Ｊ付録第９７
−１０２頁を参照されたい。
他方、腹部筋肉の活動が外科的刺激に、１：り増大し、
麻酔薬の・作用と筋肉弛緩とにより減少することが判一
つだ（１９６１年に発行された英国麻酔雑誌第３３巻第
５５５−５５９頁にビー・アール・フインク氏ｈ′−発
表表示した一般的麻酔における筋電図） （Ｂ、 Ｒ，
Ｆｉｎｋ： Ｅｌｅｃｔｒｏ＋ｎｙｏｐｇｒａｐｈｙ
ｉｎ Ｇｅｎ−ｅｒａｌ Ａｎａｅｓｔｈｅｓｉａ、
Ｂｒ１ｔｉｓｈ Ｊｏｕｒｎａ］ ｏｆ Ａｎａｅｓ−
ｔｈｅｓｉａ、 １９６１． ３３． ｐａｇｅｓ
５５５−５５９）。前記研究者グループはまた、顔面
のＥＭＧが患者の一般的活動状態ｉＬ′ｃついての情報
を出し、ＥＭＧ信号に影響を及ぼす以下のパラメータの
組合わせを表すことを立証した。これらパラメータは、
１麻酔の深さ、２神経筋の閉塞（麻痺）、ろ痛みの知覚
−である。従って、外科手術中における自然ＥＭ’ Ｇ
が十分に低いと、患者の麻酔と麻痺との深さが多くの場
合に可成り十分であるとすることである。
麻酔薬の・作用と筋肉弛緩とにより減少することが判一
つだ（１９６１年に発行された英国麻酔雑誌第３３巻第
５５５−５５９頁にビー・アール・フインク氏ｈ′−発
表表示した一般的麻酔における筋電図） （Ｂ、 Ｒ，
Ｆｉｎｋ： Ｅｌｅｃｔｒｏ＋ｎｙｏｐｇｒａｐｈｙ
ｉｎ Ｇｅｎ−ｅｒａｌ Ａｎａｅｓｔｈｅｓｉａ、
Ｂｒ１ｔｉｓｈ Ｊｏｕｒｎａ］ ｏｆ Ａｎａｅｓ−
ｔｈｅｓｉａ、 １９６１． ３３． ｐａｇｅｓ
５５５−５５９）。前記研究者グループはまた、顔面
のＥＭＧが患者の一般的活動状態ｉＬ′ｃついての情報
を出し、ＥＭＧ信号に影響を及ぼす以下のパラメータの
組合わせを表すことを立証した。これらパラメータは、
１麻酔の深さ、２神経筋の閉塞（麻痺）、ろ痛みの知覚
−である。従って、外科手術中における自然ＥＭ’ Ｇ
が十分に低いと、患者の麻酔と麻痺との深さが多くの場
合に可成り十分であるとすることである。
従って、外科手術中に自然ＥＭＧ信号の振幅が増大する
と心配が生じろ。しかしながら、その鳴合には、前記し
たパラメータのいづれがそのような振幅増大の原因とな
ったか、患者にもつと麻酔薬か、麻痺薬か、鎮痛剤を与
えるべきか、与えるとしたらどの程度の量とすて）かの
判断ケ下すのは容易でない。
と心配が生じろ。しかしながら、その鳴合には、前記し
たパラメータのいづれがそのような振幅増大の原因とな
ったか、患者にもつと麻酔薬か、麻痺薬か、鎮痛剤を与
えるべきか、与えるとしたらどの程度の量とすて）かの
判断ケ下すのは容易でない。
そのような信号な測定し処理することとにより、また、
デジタル電圧計−記録器を使用してＥＥＧ信号から平均
周波数を、更にＥＥＧ及びＥＭＧ信号から平均的定方向
振幅を生じることにより、前記研究者グループが前記し
たことに基いてＥＥＧ／ＥＭＧ分析器を具体化した。操
作員の見地から、そのような解決策はそれほど明快では
なく、特に困難なことは表示された定量の経歴の監視と
比較とである。
デジタル電圧計−記録器を使用してＥＥＧ信号から平均
周波数を、更にＥＥＧ及びＥＭＧ信号から平均的定方向
振幅を生じることにより、前記研究者グループが前記し
たことに基いてＥＥＧ／ＥＭＧ分析器を具体化した。操
作員の見地から、そのような解決策はそれほど明快では
なく、特に困難なことは表示された定量の経歴の監視と
比較とである。
これとは別に、きわめて複雑化した記録および表示解決
策がＥＥＧ波力み用１（開発された。、ＥＥＧ波用の１
つの従来技術の監視装置が米国特許第４．２１５，６９
７号に記載されている３、この解決策によれば、患者の
頭部から記録したＴ！Ｅ Ｅ Ｇ信号の振幅または出力
および周波数分布を連続的に伝播する図式としてのビデ
オモニタ上に立体的に時間の関数として表示し、そルに
より実時間情報に加えて、モニタはＥ Ｅ Ｇ信号の経
歴の一部を表示する。他方、別の従来技術のＥＥＧ監視
装置では、連続的に伝播するスポット線として時間表示
２次元でＥＥＧ振幅すなわち出力を表示するためビデオ
モニタを使用し、これらスポット線のうち最新Ｊ）スポ
ット線は実時間を表わす。実際の振幅または出力の強さ
はスポット線のうちのもっばら相対曲間るさにより例示
する。これら従来技術の装置は記録器により得られる嘔
なるＥＥＧ曲線よりも可成り一層説明的監視解決策とな
る１、シかしながら、そのような解決策はきわめて複信
１で高師であると共にまた複数の信号を同時に表示した
り監視したりするには不適である。
策がＥＥＧ波力み用１（開発された。、ＥＥＧ波用の１
つの従来技術の監視装置が米国特許第４．２１５，６９
７号に記載されている３、この解決策によれば、患者の
頭部から記録したＴ！Ｅ Ｅ Ｇ信号の振幅または出力
および周波数分布を連続的に伝播する図式としてのビデ
オモニタ上に立体的に時間の関数として表示し、そルに
より実時間情報に加えて、モニタはＥ Ｅ Ｇ信号の経
歴の一部を表示する。他方、別の従来技術のＥＥＧ監視
装置では、連続的に伝播するスポット線として時間表示
２次元でＥＥＧ振幅すなわち出力を表示するためビデオ
モニタを使用し、これらスポット線のうち最新Ｊ）スポ
ット線は実時間を表わす。実際の振幅または出力の強さ
はスポット線のうちのもっばら相対曲間るさにより例示
する。これら従来技術の装置は記録器により得られる嘔
なるＥＥＧ曲線よりも可成り一層説明的監視解決策とな
る１、シかしながら、そのような解決策はきわめて複信
１で高師であると共にまた複数の信号を同時に表示した
り監視したりするには不適である。
本発明の１一つの目的は、従来技術の欠点を排除し、患
者の麻酔状態と麻痺とについての一層確実な情報をでき
るだけ明確に表示して提供する新規にして改良された患
者制御装置を提供することである。
者の麻酔状態と麻痺とについての一層確実な情報をでき
るだけ明確に表示して提供する新規にして改良された患
者制御装置を提供することである。
本発明の他の１つの目的は、患者の麻酔状態と麻痺とを
表わす測定される信号を操作員の見地から有利１ｃ表示
し、互いに補完的で説明的な量が容易に比較できるよう
にするコンパクトな表示装置を提供することである。本
発明の他の１つの目的は、一方では、そのような定量の
実時間値を監視でき、他方では定量の経歴を監視できる
ようそのような定量用のアナログ表示装置を提供するこ
とである。同時に、本発明の１つの目的はまた記憶装置
の使用σ）見地から好ましい表示装置を提供することで
ある。本発明のその他の目的と利点とを以下に説明する
。
表わす測定される信号を操作員の見地から有利１ｃ表示
し、互いに補完的で説明的な量が容易に比較できるよう
にするコンパクトな表示装置を提供することである。本
発明の他の１つの目的は、一方では、そのような定量の
実時間値を監視でき、他方では定量の経歴を監視できる
ようそのような定量用のアナログ表示装置を提供するこ
とである。同時に、本発明の１つの目的はまた記憶装置
の使用σ）見地から好ましい表示装置を提供することで
ある。本発明のその他の目的と利点とを以下に説明する
。
本発明の目的は、特許請求の範囲１と従属する特許請求
の範囲とＶｃ記載した如き装置により達成する。本発明
によれば、麻酔医が、一方では患者から測定し確認した
自然ＥＥＧを、他方では筋肉麻痺を連続的１Ｃ実時間を
基礎とするモニタにより互いに比較できろ」：つにし、
筋肉麻痺は麻酔医を新規にしてすぐ」′シた方法で助け
て音響と覚醒とにより生じた応答を麻痺の減弱１（よる
応答から区別させろ。この点において、覚醒応答が敏速
な現象であるので表示が小ぢんまりして実時間であるこ
とが重要である。もし患者の頭がいか頭部分かその両方
に電極を位置決めすると、この電極により患者の脳ｆ７
）電気的活動（ＥＥＧ）を監視【−で患者の麻酔状態が
深くなりすぎないよう制御できろ、従って、筋肉麻痺の
程度を考えて自然ＥＭＧは麻酔医に覚醒応答すなわち麻
酔か弱すぎろことを警告し他方ＥＥＧは麻酔が深才ぎろ
ことに関連した脳の新陳代謝障害な警告する。
の範囲とＶｃ記載した如き装置により達成する。本発明
によれば、麻酔医が、一方では患者から測定し確認した
自然ＥＥＧを、他方では筋肉麻痺を連続的１Ｃ実時間を
基礎とするモニタにより互いに比較できろ」：つにし、
筋肉麻痺は麻酔医を新規にしてすぐ」′シた方法で助け
て音響と覚醒とにより生じた応答を麻痺の減弱１（よる
応答から区別させろ。この点において、覚醒応答が敏速
な現象であるので表示が小ぢんまりして実時間であるこ
とが重要である。もし患者の頭がいか頭部分かその両方
に電極を位置決めすると、この電極により患者の脳ｆ７
）電気的活動（ＥＥＧ）を監視【−で患者の麻酔状態が
深くなりすぎないよう制御できろ、従って、筋肉麻痺の
程度を考えて自然ＥＭＧは麻酔医に覚醒応答すなわち麻
酔か弱すぎろことを警告し他方ＥＥＧは麻酔が深才ぎろ
ことに関連した脳の新陳代謝障害な警告する。
表示手段は実時間情報のほか１で、記録事象の可成りの
部分を同時に表示できることが好ましい。
部分を同時に表示できることが好ましい。
ＥＥＧ波用にやや広範囲σ）帯域を選択することによ”
ｉ、ＥＥＧ波が広い周波数範囲内で生じるのでＥＥＧ情
報θ）信頼性に更に寄与できる。他方、どσ）周波数ま
たどの絶対振幅および力におし・てＩすＩＥＧ活動が事
実非常に活溌であるかどうか重要であて）ので、本発明
の棒グラフ図式、特に５表示値を対数にすると患者の活
動をできるだけ明示するび）に役立つ。麻酔の効果によ
りＥＥＧのレベルを引き下げるのでＥＥＧ波の振幅また
は力を考えて対数表示が好ましく、従って、高い強さで
も信号のピークを検出する代りにＥＥＧ活動の相対的変
化を検出することが主たる関心事である。
ｉ、ＥＥＧ波が広い周波数範囲内で生じるのでＥＥＧ情
報θ）信頼性に更に寄与できる。他方、どσ）周波数ま
たどの絶対振幅および力におし・てＩすＩＥＧ活動が事
実非常に活溌であるかどうか重要であて）ので、本発明
の棒グラフ図式、特に５表示値を対数にすると患者の活
動をできるだけ明示するび）に役立つ。麻酔の効果によ
りＥＥＧのレベルを引き下げるのでＥＥＧ波の振幅また
は力を考えて対数表示が好ましく、従って、高い強さで
も信号のピークを検出する代りにＥＥＧ活動の相対的変
化を検出することが主たる関心事である。
ＥＥＧ波は前記ｌ、た如く患者の麻痺状態をきわめて良
く表示する。ＥＥＧの振幅または力とＥＥＧの平均周波
数の値の究極における同時的の大幅な減少を監視するこ
とにより制御用の好ましい指示が明白ＩＣ与えられろ、
実際には、麻酔医またはその他手術室にいる人は患者に
麻酔薬および麻痺薬を投与することとは別に、一般に心
臓の働き、血圧等の制御の如き他の仕事も有している。
く表示する。ＥＥＧの振幅または力とＥＥＧの平均周波
数の値の究極における同時的の大幅な減少を監視するこ
とにより制御用の好ましい指示が明白ＩＣ与えられろ、
実際には、麻酔医またはその他手術室にいる人は患者に
麻酔薬および麻痺薬を投与することとは別に、一般に心
臓の働き、血圧等の制御の如き他の仕事も有している。
それは麻酔医やその他の人が装置を絶えず観察すること
が必ずしも必要でないからである。本発明の装置では、
監視装置に定着を表わす値の和に対する適当な制限値を
選択することにより自動警報器を組込むことが好ましい
。また、たとえば、外科手術を受けている患者θ）不十
分な弛緩を示す自然１・″、ＭＧ信号を監視する機能を
警報器に与えるととにより、表示装置を絶えず観察する
必要をなくす１、本発明の１つの実施例に係る監視およ
υ・制御装置を示す添伺Ｊ）ブロック図を参照して、本
発明を以下に詳Δ４旧で説明する、７ 図面を参照すると、患者Ｐの生体電気活動？検出器１で
検出する、絶縁プリアンプ２で増幅した信号な帯域決定
手段ろ、４を通過させてＥＥＧ波とＦ２ Ｍ Ｇ波とび
）範囲を互いに分離オイ）、実際にはその範囲はある程
度は重なり合う、（７か１−ながら、監視される情報ｊ
τついてばそ）ｔで１−分であり、信号処理をより簡単
に、−１ろためｌＦ、 、たとえば、１−４０ヘルツ（
実際ニは、２−２５ヘルツテ１−分）内１７１ Ｅ Ｅ
Ｇ帯域を、また、６０−５００ヘルツ（実際には、６
５−６５０ヘルツで七分）内σ）ＥＭＧ帯域を選択する
ことにより被分析範囲を互いに完全に分離（−でも十分
である。
が必ずしも必要でないからである。本発明の装置では、
監視装置に定着を表わす値の和に対する適当な制限値を
選択することにより自動警報器を組込むことが好ましい
。また、たとえば、外科手術を受けている患者θ）不十
分な弛緩を示す自然１・″、ＭＧ信号を監視する機能を
警報器に与えるととにより、表示装置を絶えず観察する
必要をなくす１、本発明の１つの実施例に係る監視およ
υ・制御装置を示す添伺Ｊ）ブロック図を参照して、本
発明を以下に詳Δ４旧で説明する、７ 図面を参照すると、患者Ｐの生体電気活動？検出器１で
検出する、絶縁プリアンプ２で増幅した信号な帯域決定
手段ろ、４を通過させてＥＥＧ波とＦ２ Ｍ Ｇ波とび
）範囲を互いに分離オイ）、実際にはその範囲はある程
度は重なり合う、（７か１−ながら、監視される情報ｊ
τついてばそ）ｔで１−分であり、信号処理をより簡単
に、−１ろためｌＦ、 、たとえば、１−４０ヘルツ（
実際ニは、２−２５ヘルツテ１−分）内１７１ Ｅ Ｅ
Ｇ帯域を、また、６０−５００ヘルツ（実際には、６
５−６５０ヘルツで七分）内σ）ＥＭＧ帯域を選択する
ことにより被分析範囲を互いに完全に分離（−でも十分
である。
帯域選択に影響する１つの蟹因は、ＥＥＧ波とＥＭＧ波
とがぎわめて弱いことがあるので分析に先立ちこれらか
ら主障害を取除く必要があるということである、主周波
数が５０ヘルツ（６０ヘルツ）であると、選択したＥＥ
Ｇ範囲は基本的障害周波数とその高調波とを直接除去で
きる。ＥＭＧ信号成分から主障害を除去するにはフィル
タ組を体５を使用して行ない、このフィルタ組を体はフ
ィンランド国特許出Ｍ」第８１１，９４１号に記載した
ものが好ましい。次に、ＥＭＧ信号成分の試料を取出し
てそ）ｔを平均化することにより、基本的障害周波とそ
の奇数高調波とを信号からｆ波できると同時に信号を基
本的障害周波数より低い周波数にアライアスする（ａｌ
ｉａｓｅｄ）。従って、偶数高調波は高域フィルタによ
り簡単に汐ｊ波できろ。この場合に信号なアライアスし
ても、ＥＭＧ信号成分から測定するのは振幅または出力
＋１）みであるので監視には影響を及ぼさない。主障害
を除去した後、ＥＭＧ信号成分の振幅または力と対数と
の測定を公知の装置乙により行なう。手段７はＥＥＧ信
号成分の振幅または力を測定し対数に変える作用を行な
う。装置８はＥＥＧ信号成分の平均周波数な測定する作
用を行なう。
とがぎわめて弱いことがあるので分析に先立ちこれらか
ら主障害を取除く必要があるということである、主周波
数が５０ヘルツ（６０ヘルツ）であると、選択したＥＥ
Ｇ範囲は基本的障害周波数とその高調波とを直接除去で
きる。ＥＭＧ信号成分から主障害を除去するにはフィル
タ組を体５を使用して行ない、このフィルタ組を体はフ
ィンランド国特許出Ｍ」第８１１，９４１号に記載した
ものが好ましい。次に、ＥＭＧ信号成分の試料を取出し
てそ）ｔを平均化することにより、基本的障害周波とそ
の奇数高調波とを信号からｆ波できると同時に信号を基
本的障害周波数より低い周波数にアライアスする（ａｌ
ｉａｓｅｄ）。従って、偶数高調波は高域フィルタによ
り簡単に汐ｊ波できろ。この場合に信号なアライアスし
ても、ＥＭＧ信号成分から測定するのは振幅または出力
＋１）みであるので監視には影響を及ぼさない。主障害
を除去した後、ＥＭＧ信号成分の振幅または力と対数と
の測定を公知の装置乙により行なう。手段７はＥＥＧ信
号成分の振幅または力を測定し対数に変える作用を行な
う。装置８はＥＥＧ信号成分の平均周波数な測定する作
用を行なう。
処理ユニット９は連続的に測定した値から好ましいのは
順次に起る同じ時間間隔の試別を取上げ、そ」１らをビ
デオモニタまたは同様な表示組台二体１０により各測定
値ＩＣ対する棒グラフとして連続的１ｃ表示する。
順次に起る同じ時間間隔の試別を取上げ、そ」１らをビ
デオモニタまたは同様な表示組台二体１０により各測定
値ＩＣ対する棒グラフとして連続的１ｃ表示する。
本発明σ）装置σ）１つの必須σ）機能は、前記したＥ
ＭＧおよびＥＥＧ信号とは関係なく患者の神経筋麻痺（
ｎｅｕｒｏｍｕｓｃｕｌａｒ ｂ］ｏｃｋａｄｅ）
を測定することである。このことはユニット１５により
公知の方法で行ない、神経刺激器１５ｂが繰匠しサイク
ルで電極１４ｂに電気的衝動を与える。１例では１秒間
隔で４つのパルス（゛ゝ４パルス列“）を４え、このこ
とを１０−１６６秒間隔繰返す。筋肉σ）反応を前記し
た自然ＥＭＧ測定とは全く関係なく検出増幅手段１５ａ
を使用し７て電極１４ａからＦＭ’Ｇ振幅として６己録
する１、電極１４ａは基準電極子ル〕る。
ＭＧおよびＥＥＧ信号とは関係なく患者の神経筋麻痺（
ｎｅｕｒｏｍｕｓｃｕｌａｒ ｂ］ｏｃｋａｄｅ）
を測定することである。このことはユニット１５により
公知の方法で行ない、神経刺激器１５ｂが繰匠しサイク
ルで電極１４ｂに電気的衝動を与える。１例では１秒間
隔で４つのパルス（゛ゝ４パルス列“）を４え、このこ
とを１０−１６６秒間隔繰返す。筋肉σ）反応を前記し
た自然ＥＭＧ測定とは全く関係なく検出増幅手段１５ａ
を使用し７て電極１４ａからＦＭ’Ｇ振幅として６己録
する１、電極１４ａは基準電極子ル〕る。
プロセッサ９が手段１５の・作用る・制ｉｉ！Ｕ ｌ〜
、月つ、受けた信号をビデオモニタ１０で表示す２）た
めに処理才ろ。この表示は、各パルスを、測定したＥＭ
Ｇ応答な表わすそれ自体の棒グラフの棒表示に一致する
ようＶすることが好ましく、患者の筋肉麻痺傾向がはっ
きり見奴乙ようになる。表示されたグラフの解釈に関し
ては、その必須パラメータは一方では残りの筋肉σ）強
さを表わす棒表示σ）長さで、他方では同じ周期内での
第１および最後の棒表示間の比率であり、この比率は反
覆刺激中における筋肉の強さの低下程度を表わす。
、月つ、受けた信号をビデオモニタ１０で表示す２）た
めに処理才ろ。この表示は、各パルスを、測定したＥＭ
Ｇ応答な表わすそれ自体の棒グラフの棒表示に一致する
ようＶすることが好ましく、患者の筋肉麻痺傾向がはっ
きり見奴乙ようになる。表示されたグラフの解釈に関し
ては、その必須パラメータは一方では残りの筋肉σ）強
さを表わす棒表示σ）長さで、他方では同じ周期内での
第１および最後の棒表示間の比率であり、この比率は反
覆刺激中における筋肉の強さの低下程度を表わす。
筋肉麻痺測定の実用的方法については、たとえば、以下
の文献を参照されたい、すなわち、１９８１年にプリチ
ツシュ・ジエー・アナエスス（Ｂｒ、 Ｊ。
の文献を参照されたい、すなわち、１９８１年にプリチ
ツシュ・ジエー・アナエスス（Ｂｒ、 Ｊ。
Ａ１１ａｅｓｔｈ）で発行したラム・エッチ・ニス（Ｌ
ａｒｎ。
ａｒｎ。
１（、Ｓ。）、カス・エヌ−ｆｆ−ム（Ｃａｓｓ、 Ｎ
、 Ｍ、 ）およびエヌジイ・アール・シイ（Ｎｇ、
Ｒ，、Ｃ１）氏による［神経筋肉遮断の筋電図法監視（
Ｅｌｅｃｔｒｏｍｙｏｇｒａ−ｐｈｉｃ ｍｏｎｉｔｏ
ｒｉｎｇ ｏｆ ｎｅｕｒｏｍｕｓｃｕｌａｒ ｂｌｏ
ｃｋ＜月５６．１５３１ 及び１９７９年１月イー・
イー・ジー・クリン、ニス・−ロフイジオルで発行した
ラム・エッチ・ニス、モ ガン・ディ・エルおよびラン
バード・ディ・シイ氏の１信頼できイ）筋電図（ハ誘導
および同時刺徴中πお（・）゛るそσ）咄乳類の骨格筋
肉の緊張に対する関係（１）ｅｒｉｖａｔｉｏｎ ｏｆ
ｒｅｌｉａｂｌｅｅｌｅｃｔｒｏｍ３’ｏｇｒａｍｓ
ａｎｄ ｔｈｅｉｒ ｒｅ］ａｔｉｏｎ ｔｏ ｔｅ
ｎｓ−ｉｏｎ ｉｎ ｍａｒ＋ｔｎａｌｉａｎ ５ｋｅ
ｌｅｔａｌ ｒｎｕｓｃ］ｅｓ ｃｌｏｒｉｎｇｓｙｎ
ｃｈｒｏｎｏｕｓ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ）−１４６
，７２並びＫ １９７６年（Ｃアネスセンオロジイ（Ａ
ｎｅｓｔｈｅｓｉｏｌｏｇｙ） で発行し、たアリ・
エッチ・エッチ（Ａｌ ｉ 、 ）Ｉ’、 Ｈ，）およ
びサバレス・ジエイ・ジエイ（Ｓａｖａｒｅｓｅ、 Ｊ
、 Ｊ。）氏の「神経筋機能の監視（Ｍｎｎｉｔｏｒｉ
ｎｇ ｏｆ ｎｅｕｒｏｒｒｒ＋］５ｃｎｌａｒ ｆｕ
ｎｃｔｉｏｎ）Ｊ ４５． ２１６でｔ）る、このよう
にして、別々に測定した筋肉麻痺σ）結果を使用して、
患者の顔面から測定した自然Ｅ Ｍ、 Ｇ活動の増大の
どの部分が主として不十分な麻痺の深さによるか、また
、どの部分が麻酔の不十分な深さによるものかを判断で
き、その理由は疼痛刺激によるＥＭＧ活動が実際σ）外
科手術を同時に監視することにより制御できるからであ
る、 本発明の装置はまた、表示されろ情報を受けて記憶し、
記録された信号成分の経歴のいづＪｌの部分も必要に応
し表示できるようにする記憶手段１１を含んでいる。
、 Ｍ、 ）およびエヌジイ・アール・シイ（Ｎｇ、
Ｒ，、Ｃ１）氏による［神経筋肉遮断の筋電図法監視（
Ｅｌｅｃｔｒｏｍｙｏｇｒａ−ｐｈｉｃ ｍｏｎｉｔｏ
ｒｉｎｇ ｏｆ ｎｅｕｒｏｍｕｓｃｕｌａｒ ｂｌｏ
ｃｋ＜月５６．１５３１ 及び１９７９年１月イー・
イー・ジー・クリン、ニス・−ロフイジオルで発行した
ラム・エッチ・ニス、モ ガン・ディ・エルおよびラン
バード・ディ・シイ氏の１信頼できイ）筋電図（ハ誘導
および同時刺徴中πお（・）゛るそσ）咄乳類の骨格筋
肉の緊張に対する関係（１）ｅｒｉｖａｔｉｏｎ ｏｆ
ｒｅｌｉａｂｌｅｅｌｅｃｔｒｏｍ３’ｏｇｒａｍｓ
ａｎｄ ｔｈｅｉｒ ｒｅ］ａｔｉｏｎ ｔｏ ｔｅ
ｎｓ−ｉｏｎ ｉｎ ｍａｒ＋ｔｎａｌｉａｎ ５ｋｅ
ｌｅｔａｌ ｒｎｕｓｃ］ｅｓ ｃｌｏｒｉｎｇｓｙｎ
ｃｈｒｏｎｏｕｓ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ）−１４６
，７２並びＫ １９７６年（Ｃアネスセンオロジイ（Ａ
ｎｅｓｔｈｅｓｉｏｌｏｇｙ） で発行し、たアリ・
エッチ・エッチ（Ａｌ ｉ 、 ）Ｉ’、 Ｈ，）およ
びサバレス・ジエイ・ジエイ（Ｓａｖａｒｅｓｅ、 Ｊ
、 Ｊ。）氏の「神経筋機能の監視（Ｍｎｎｉｔｏｒｉ
ｎｇ ｏｆ ｎｅｕｒｏｒｒｒ＋］５ｃｎｌａｒ ｆｕ
ｎｃｔｉｏｎ）Ｊ ４５． ２１６でｔ）る、このよう
にして、別々に測定した筋肉麻痺σ）結果を使用して、
患者の顔面から測定した自然Ｅ Ｍ、 Ｇ活動の増大の
どの部分が主として不十分な麻痺の深さによるか、また
、どの部分が麻酔の不十分な深さによるものかを判断で
き、その理由は疼痛刺激によるＥＭＧ活動が実際σ）外
科手術を同時に監視することにより制御できるからであ
る、 本発明の装置はまた、表示されろ情報を受けて記憶し、
記録された信号成分の経歴のいづＪｌの部分も必要に応
し表示できるようにする記憶手段１１を含んでいる。
スクリーンに時間軸方向ｊｃ書みむ場合には、たとえば
、ヒストグラムを時間軸上を３名あと戻り移動できろ。
、ヒストグラムを時間軸上を３名あと戻り移動できろ。
従って、もし時間軸が、たとえば、６０分間を表わすと
すれば、最後の１０分間を表わすヒストグラム部分を最
初σ）１０分間となるよう時間軸の始まりに移動する。
すれば、最後の１０分間を表わすヒストグラム部分を最
初σ）１０分間となるよう時間軸の始まりに移動する。
筋肉の弛緩を表わす棒グラフまたはヒストグラムにもし
必要ならば他のヒストグラム上Ｊ）時間目盛と異なる時
間目盛を設けることができる。
必要ならば他のヒストグラム上Ｊ）時間目盛と異なる時
間目盛を設けることができる。
ＥＥＧと自然ＥＭＧを表わす表示１でおいて、各棒表示
は１０秒間にわたり測定し計算した平均に対応すること
が好ましい。もし所望ならば、最後の棒表示は実際ｂτ
実時間情報を連続的に受けるため、たとえば、１秒間隔
だけ更新できる。記憶手□段については、スペースの節
減の点において非常に有利である。実時間情報を表わす
棒表示はまた図示しであるようにヒストグラムの残部か
ら僅かに間隔なあけることかできる。当然に、たとえば
。
は１０秒間にわたり測定し計算した平均に対応すること
が好ましい。もし所望ならば、最後の棒表示は実際ｂτ
実時間情報を連続的に受けるため、たとえば、１秒間隔
だけ更新できる。記憶手□段については、スペースの節
減の点において非常に有利である。実時間情報を表わす
棒表示はまた図示しであるようにヒストグラムの残部か
ら僅かに間隔なあけることかできる。当然に、たとえば
。
４パルスザイクルを１分間隔よりももつと知かい間隔で
゛測定するようにしそれｊでより中間１１１力／ｊ−実
時間な一層良く表わすよう記憶手段を筋肉弛緩θ〕記録
に対応し７た配置にできる。
゛測定するようにしそれｊでより中間１１１力／ｊ−実
時間な一層良く表わすよう記憶手段を筋肉弛緩θ〕記録
に対応し７た配置にできる。
本発明（１）装置にはまた警報手段１２を設けることが
でき、この手段は監視される値の１つが設定した制限値
を下まわるか上まわると音響か尤θ）信号である警報を
自動的に出才、、ＥＥＧσ）監視に関連して、周波数と
振幅または出力との値が同時ｔｆある限界値以下に減少
すイ）と警報が発するようにすると好ましい。モニタで
はこの警報は棒表示ＩＣ共通なある最短長さで可視的に
示され、もし所望ならばそ力長さを表示装置上に可視的
ＫＬるし付げできる。この警報信号を使用して患者の麻
酔状態が深すぎることを示す。
でき、この手段は監視される値の１つが設定した制限値
を下まわるか上まわると音響か尤θ）信号である警報を
自動的に出才、、ＥＥＧσ）監視に関連して、周波数と
振幅または出力との値が同時ｔｆある限界値以下に減少
すイ）と警報が発するようにすると好ましい。モニタで
はこの警報は棒表示ＩＣ共通なある最短長さで可視的に
示され、もし所望ならばそ力長さを表示装置上に可視的
ＫＬるし付げできる。この警報信号を使用して患者の麻
酔状態が深すぎることを示す。
従って、自然ＥＭＧの監視系統にある警報モードを与え
ることができ、この警報モードは患者σ）麻酔状態と弛
緩とが外科手術を行なつ１ｆＣ十分なレベルに達すると
導入さり、、もしＩ！： Ｍ Ｇ活動がある限界値以−
トになると患者の麻酔状態が不十分であることを示す警
報が出される。
ることができ、この警報モードは患者σ）麻酔状態と弛
緩とが外科手術を行なつ１ｆＣ十分なレベルに達すると
導入さり、、もしＩ！： Ｍ Ｇ活動がある限界値以−
トになると患者の麻酔状態が不十分であることを示す警
報が出される。
もし所望ならば、その実時間値、警報限界値等を図示し
た如く計数で表示することもできる。
た如く計数で表示することもできる。
添付図面は本発明の好ましい実施例を示すブロック図で
・ある。 特許出願人 インストルメンタリウム・オザケイーテ
イエ−
・ある。 特許出願人 インストルメンタリウム・オザケイーテ
イエ−
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 （１）患者の自然のＥＭＧ活動を含む生体電気信号シ検
出し示す電極手段（１）と；生体電気信号を増幅する手
段（２）と；ＥＭＧ成分信号を生体電気信号から区別し
、ＥＭＧ成外成力信号要の方法で定量化する手段（３，
６）と；表示するため１（信号を処理する手段（９）と
；自然のＥＭＧ活動とほぼ同時に運動神経を電気的パル
スにより刺激して神１経の反応を好ましいのはＥＭＧに
より測定することにより患者の神経筋麻痺を別個１（測
定する手段（１４゜１５）と；を備えて成り、定量化さ
れた信号が記録され、はぼ実時間を基準として表示手段
により表示されるようになされ、自然ＥＭＧの出力情報
と刺激により測定した筋肉麻痺の情報とを共通の表示ユ
ニツ） （１０） で表示するよう’ＦＣしたことを
特徴とする特に外科手術１Ｃおいて麻酔をかけら）また
患者の状態を監視および記録するための装置。 （２）患者に生じるＥＥＧ信号もまた検出するよう電極
手段（１）が患者の頭部または頚もしくはその両方の部
分に位置決めされるようにしてあり、当該装置が更にま
たＥＥＧ成分信号を生体電気信号から区別しＥＥＧ信号
を所安の方法で定量化する手段（４，７，８）を含んで
いる特許請求の範囲第１項の装置。 （ろ）ＥＥＧ信号信号用分用択される帯域が１ないし４
０ヘルツの範囲、好ましいのは２ないし２５ヘルツ、Ｅ
ＭＧ信号信号用分用択される帯域が６０ないし５００ヘ
ルツの範囲、好ましいのは６５ないし３５０へ、ルツと
なるようＥＥＧおよび自然ＥＭＧ信号成分とが帯域決定
手段により互いに区別されている特許請求の範囲第１項
または第２項の装置。 （４１ＥＭＧ信号成分が有効値の形式にして表示される
ようにしてあり、当該装置が更Ｋまた電気的ネットワー
クの基本周波数およびその高調波周波数をＰ波するよう
にしたＥＥＧ信号信号用分用イルタ手段（５）を含んで
いる特許請求の範囲第１項乃至第６項のいづ上しかに記
載の装置、（５）ＥＥＧ信号成分が振幅または有効値と
周波数値との形式にして表示さ」するようにしである特
許請求の範囲第２項、第６項または第４項の装置。 （６）１つの次元が定置化した値を示すようＫさね、他
の次元が時間を示すようにされた二次元座標表示におい
て、」二記定量化された値をアナログヒストグラムとし
て同時に表示さｈろようにしである特許請求の範囲第１
項乃至第６項のいづれかに記載の装置。 （力 定数化されたＥＥＧおよびＥＭＧ信月信号成分グ
ラフで表わすようにし、とσ〕グラフの各棒表示が所定
の周期（／（おける平均値を表１９才ようになされてお
り、更に、上記棒グラフに実時間値を示すようにしであ
る特許請求の範囲第２項、第６項、第４項、第５項また
は第６項の装置。 （８）ＥＥＧの表示が、有効値と周波数値とを示すアナ
ログ棒表示が反対方向をさすよう配列され。 これら値のＤ値が直接にか狭い中間帯域を介して互いに
少くとも実質的に整合されるようにした特許請求の範囲
第５項、第６項または第７項の装置。 （９）ＥＥＧの実有効値と周波数とを示ず棒表示の合わ
せた長さがある選択された制限値以下になると作動せし
めｒ）れて、たとえば、音響が光の信号を発生する警報
装置（１２）を含んでいる特許請求の範囲第８項の装置
。 （１０）ＥＥＧ信号成分の有効値がある制限値を上まわ
ると作動せしめられるようにした警報装置（１２）を含
んでいる特許請求の範囲第４項、第５項。 第６項、第７項、第８項または第９項の装置２゜（１１
）いわゆる「４パルス列」の刺激を使用して筋肉の麻痺
を測定し、短かい間隔ｊにより互いに分離した４つの電
気的刺激が神経刺激器により繰返しサイクルで力えらｈ
、筋肉の電気的反応を表わす測定したＥＭＧ信号が、４
つの１４足の間隔より短かい時間的長さにわたり測定し
たＥＭＧ信号の積分値を表わす棒表示により表わされる
よう、表示されるようにしである特許請求の範囲第１項
乃至第１０項のいづれかに記載の装置。 （１２）検出された信号の経歴の所望部分が、表示ユニ
ットにより再び可視にされるよう表示さ」ｔだ情報をデ
ジタルの形式にして記憶するデジタル−アナログ変換記
憶装置（１１）を更に含んでいる特許請求の範囲第１項
乃至第１１項のいづれかに１己載の装置。 （１ろ）信号成分の少くとも１つのものの振幅または有
効値の出力な出す手段（６，７，８）を更に含んでいる
特許請求の範囲第１項乃至第１２項のいづｈかに記載の
装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FI820304 | 1982-01-29 | ||
| FI820304A FI64281C (fi) | 1982-01-29 | 1982-01-29 | Maetnings- och oevervakningssystem |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS58133233A true JPS58133233A (ja) | 1983-08-08 |
Family
ID=8515059
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP58013637A Pending JPS58133233A (ja) | 1982-01-29 | 1983-01-29 | 麻酔をかけられた患者の状態を監視および記録する装置 |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS58133233A (ja) |
| DE (1) | DE3246809A1 (ja) |
| FI (1) | FI64281C (ja) |
| FR (1) | FR2520605A1 (ja) |
| GB (1) | GB2113846B (ja) |
| IT (1) | IT1155048B (ja) |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6190639A (ja) * | 1984-10-11 | 1986-05-08 | コーリン電子株式会社 | 麻酔深度測定装置 |
| JPS62139487A (ja) * | 1985-12-13 | 1987-06-23 | Agency Of Ind Science & Technol | 睡眠姿態情報録画再生装置 |
| JPS6470030A (en) * | 1987-09-11 | 1989-03-15 | Minato Medical Science | Method and apparatus for monitoring anesthetic depth |
| JP2006326050A (ja) * | 2005-05-27 | 2006-12-07 | Nippon Koden Corp | 筋弛緩パラメータの表示方法および筋弛緩状態表示モニタ装置 |
| JP2008519609A (ja) * | 2004-11-10 | 2008-06-12 | ユニヴェルシテ リブル ドゥ ブリュッセル | Ｅｍｇ信号を測定するための装置および方法 |
| JP2012081015A (ja) * | 2010-10-08 | 2012-04-26 | Nippon Koden Corp | 生体信号表示装置 |
Families Citing this family (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0236513A1 (en) * | 1986-02-13 | 1987-09-16 | John E. Barsa | Sensory monitoring apparatus and method |
| DE3501095A1 (de) * | 1985-01-15 | 1986-07-17 | Gerd Prof. Dr. 8520 Erlangen Kobal | Verfahren zur messung von sensorischen qualitaeten und einrichtung zur durchfuehrung des verfahrens |
| DE3608475A1 (de) * | 1986-03-14 | 1987-09-17 | Gerd Prof Dr Kobal | Verfahren und einrichtung zur messung von sensorischen qualitaeten |
| US5195531A (en) * | 1991-03-01 | 1993-03-23 | Bennett Henry L | Anesthesia adequacy monitor and method |
| NL9100740A (nl) * | 1991-04-29 | 1992-11-16 | Eduard Naumovich Lerner | Inrichting voor toepassing bij het bepalen van de toestand van het vegetatieve deel van het zenuwstelsel van een organisme. |
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| US5772591A (en) * | 1995-06-06 | 1998-06-30 | Patient Comfort, Inc. | Electrode assembly for signaling a monitor |
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