KR940000854B1 - 뇌파전위기록식 의식 및 마취 모니터 - Google Patents

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KR940000854B1 KR1019870700279A KR877000279A KR940000854B1 KR 940000854 B1 KR940000854 B1 KR 940000854B1 KR 1019870700279 A KR1019870700279 A KR 1019870700279A KR 877000279 A KR877000279 A KR 877000279A KR 940000854 B1 KR940000854 B1 KR 940000854B1
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리차드 버나드 실버스 타인
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스윈버언 리미티트
에프 쥐 반논
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Abstract

내용 없음.

Description

뇌파전위기록식 의식 및 마취 모니터
제1도는 본 발명의 마취 모니터링 시스템에 대한 기본적인 구성 부재를 도시한 볼록도이다.
제2도는 피실험자와 관련하여 EEG 전극 및 발광 다이오드(LED) 어레이(arra y)를 도시한 개략적인 평면도이다.
제3a 내지 3d도는 시스템의 출력을 나타내는 그래프이다.
제4도는 자극 발생기를 도시한 블록도이다.
제5도는 자극 발생기의 일부에 대한 더욱 정밀한 회로도이다.
제6도는 자극 발생기의 일부에 대한 또 다른 회로도이다.
제7도는 LED 어레이의 강도를 제어하기 위한 회로에 대한 도면이다.
제8도는 LED 어레이를 개략적으로 나타내는 도면이다.
제9도는 쉬일딩(shielding)한 LED 어레이를 개략적으로 나타내는 측면도이다.
제10도는 EEG 분석기를 나타내는 블록도이다.
제11도는 분석기의 일부에 대한 회로도이다.
제12도는 분석기의 일부에 대한 또 다른 회로도이다.
제13a 내지 13g도는 본 발명의 작동을 이해하는데 유용한 파형을 도시한 도면이다.
제14도는 시스템에 사용되는 마이크로프로세서의 블록도이다.
제15도는 마이크로프로세서에 관련된 구성 부재를 개략적으로 나타내는 도면이다.
본 발명은 마취 모니터(anaesthetic monitor)에 관한 것이다.
더욱 구체적으로 말하면, 본 발명은 일반적으로 마취된 피실험자의 의식(consci ousness) 수준을 모니터하기 위한 방법 및 장치에 관한 것이다. 마취 심도 및 의식 수준에 관한 정보는 목적하는 마취 심도 및 의식 수준을 제공하도록 마취제의 투여를 조절할 수 있으므로 마취제를 투여하는 사람에게 상당히 유용하다.
본 발명에 따르면, 피실험자의 감각 기관에 적어도 한 성분의 소정의 주파수를 포함한 자극 시그날을 적용하는 단계, 이 자극 시그날이 적용되는 동안 피실험자로부터 뇌파 전위기록(electroencephalographic :EEG) 시그날을 얻는 단계, 상기 소정의 주파수를 갖는 EEG 시그날 성분의 크기 및/또는 위상을 결정하기위해 EEG 시그날을 분석하는 단계 및 상기 성분의 크기 및/또는 위상과 관련하여 피실험자의 마취 심도 또는 의식을 평가하는 단계를 포함하여, 피실험자의 마취 심도 또는 의식을 테스트하는 방법이 제공된다.
바람직하게, 본 방법은 다수의 소정의 주파수 성분을 갖는 자극 시그날을 적용하는 단계 및 EEG 시그날중 자극 시그날과 동일한 주파수를 갖는 각 성분들의 크기 및 또는 위상을 결정하기 위해 EEG 시그날을 분석하는 단계를 포함한다.
더욱 바람직하게, 본 방법은 선택된 그룹의 상기 주파수 성분들을 동시에 적용하는 단계를 포함한다.
또한 바람직한 자극 시그날은 전자기선을 포함한다. 또한 상기 전자기선은 상기 다수의 소정의 주파수 성분을 갖도록 크기가 변조된 적색 가시광선을 포함하는 것이 바람직하다. 주파수 성분의 범위는 4 내지 72Hz인 것이 더욱 바람직하다. 본 방법은 마취 상태인 피실험자의 의식을 테스트하는데 사용될 수 있으며, 이러한 적용 분야에서 본 방법은 성분의 크기 및/또는 위상에 따라서 마취제를 투여하는 단계를 포함한다.
이 경우에, 피실험자를 취급하는 바람직한 방법은 선택된 EEG 시그날 성분에 대한 마취 이전의 크기 및/또는 위상 응답정도(이하 정상 응답정도라함)를 결정하기 위해 피실험자를 마취제투여이전에 취급하는것이다. 그후, 마취제가 투여되며, 본 방법은 마취제 투여후의 크기를 정상 응답정도와 비교하는 단계를 포함한다. 이 비교는 바람직하게는 자극 시그날 주파수의 함수로서 디스플레이된다.
또한, 본 발명은 적어도 한 성분의 소정의 주파수를 갖는 자극 시그날을 발생시키기 위한 발생 수단, 자극 시그날을 피실험자의 감각 기관에 연결시키기 위한 연결 수단, 피실험자로부터 EEG 시그날을 인출하기위한 EEG 전극 및 상기 소정의 주파수를 갖는 EEG 시그날 성분의 크기 및/또는 위상을 얻기 위한 판별수단을 포함하는, 피실험자의 의식을 테스트하기 위한 장치를 제공한다.
상기 장치가 마취 상태의 피실험자의 의식을 테스트하는데 사용되는 경우, 이 장치는 EEG 시그날의 선택된 주파수 성분의 크기 및/또는 위상에 관한 정보를 신속하게 산출하여, 마취제를 투여하는 사람이 그 위치에서 결과를 모니터함으로써 피실험자에 대한 마취제투여 속도를 조절하도록 하는 것이 중요하다.
이하, 첨부한 도면을 참조하여 본 발명을 상세히 설명하기로 한다.
제1도에 개략적으로 도시된 시스템은 예컨대 수술을 받고 있는 피실험자(2)의 의식 상태 또는 마취 심도를 판별하는데 사용된다. 피실험자로부터의 EEG 시그날은 EEG 전극들(4,6,8 및 10)을 사용함으로써 얻어진다.
제2도는 전극들을 피실험자(2)의 머리에 연결시킨 한 방법을 도시한 도면이다. 이 배열에서, 전극(4)은 피실험자의 이마에 연결되어 접지로서 사용된다. 전극(6)은 중앙 후두부 위치(Oz)에 연결되고, 전극들(8 및 10)은 피실험자의 귀에 연결된다. 전극들(8 및 10)은 이하 설명되는 바와같이 전기적으로 서로 연결되어 분석기에 대한 음의 입력을 형성한다.
시스템은 자극 발생기(14)에 연결된 마이크로컴퓨터(12)를 포함하며, 자극 발생기(14)는 또한 한쌍의 LED 어레이(16)에 연결되어 있다. LED 어레이는 사용시 피실험자(2)의 눈에 인접하게 위치하며, 피실험자의 감겨진 눈꺼풀을 통하여 감지할 수 있는 시그날을 발생시키도록 배열된다. 시스템은 전극들(4,6,8 및10)로부터 얻은 EEG 시그날을 분석하는 분석기(18)를 포함한다. 이 분석기로부터의 출력은 마이크로컴퓨터 (12)에 연결된다. 컴퓨터(12)는 일반용 컴퓨터(20)에서 분석기의 출력을 추가 처리하기 위해 배열되며, 상기 컴퓨터(20)는 결과를 수치 또는 그래프 형태로 디스플레이하기 위해 VDU 디스플레이를 포함할 수 있다.
일반적으로 말하면, 자극 발생기는 하나 또는 한 그룹의 정확하게 아는 주파수 성분을 포함한 자극 시그날을 발생시킨다. 이 자극 시그날은 그 강도가 변조되도록 LED 어레이쌍에 적용된다. 피실험자 뇌의 전기적 응답정도는 EEG 전극을 사용하여 감지되고, 분석기(18)는 자극 발생기(14)에 의해 발생된 자극 시그날과 동일한 주파수를 갖는 성분들을 매우 정확히 분리해낸다. 이 기술에 의해 피실험자의 마취 심도에 관한 매우 유용한 정보가 얻어질 수 있다는 것이 밝혀졌다. 또한, 피실험자의 마취심도를 확인하는데에는 특정 주파수가 특히 유용하나 일부 피실험자의 피크 감도는 상이한 주파수에서 발생한다는 사실이 밝혀졌다. 따라서, 본 발명의 바람직한 기술은 일정 주파수 범위의 시그날을 피실험자에게 적용하는 단계를 포함한다. 시간을 절약하기 위해서는 한 그룹의 선택된 세가지 주파수를 피실험자에게 동시에 적용하며 선택된 그룹의 각 주파수에 대한 응답정도를 별도로 분석하도록 분석기(18), 마이크로컴퓨터(12) 및 컴퓨터(20)가 배열된다. 이하의 표 1은 통상적인 주파수 선택을 설명한 것이다.
[표 1]
Figure kpo00001
이 표는 14가지 그룹의 주파수 F1, F2 및 F3, 주파수 그룹이 적용되는 기간 및 이들 특정 주파수에 대한 피실험자의 전형적인 감도를 나타낸다. 기간은 상당히 정확한 EEG 응답정도, 예를들어 비교적 짧은 기간에 3dB의 시그날 대 노이즈(noise)비를 얻을 수 있도록 선택된다. 기간이 너무 길면, 시스템은 마취상태피실험자의 마취 심도를 모니터 하기에 충분히 신속하게는 결과를 산출할 수 없을 것이다. 그룹들내의 주파수 선택은 임의적이나, 편의상 최적 기간이 또한 유사하도록 주파수 F1,F2및 F3은 인접하게 선택된다. 약72Hz 이상의 시그날의 경우는, EEG 응답정도가 너무 작다는 것이 밝혀졌다.
본 발명을 수행함에 있어서, 우선“의식(awake)”응답정도를 얻기 위해 마취제투여 이전에 피실험자에게 자극 발생기(14)로부터 시그날을 적용하는데, 그 이유는 피실험자의 EEG 크기들이 서로 상당히 다르기 때문이다. 의식 응답정도는 일반용 컴퓨터 (20)에 저장되어, 피실험자가 마취상태하에서 자극을 받았을 때 표준상태의 결과로서 제시될 수 있다.
제3a도는 피실험자의 전형적인 EEG 크기 응답정도를 주파수의 함수로서 예시한 도면이다. 실선(22)은 마취제가 투여되기 전에 이미 언급된 바와같이 적색광 시그날을 피실험자의 감겨진 눈꺼풀을 통하여 적용하여 얻은“의식”응답정도를 보여주는 것이다. 그래프는 또한 피실험자가 마취된 후, 주파수의 함수로서“수면(asleep)”응답정도(24)를 나타낸다. 일반용 컴퓨터(20)는 제3a도에 도시된 바와 유사한 포맷으로 그래프를 디스플레이하도록 프로그램될 수 있는데, 수면 응답정도(24)는 분석기(18) 및 마이크로컴퓨터(12)로부터 얻어진 결과에 의해 계속 갱신된다. 그후, 오퍼레이터는 특정 주파수에서의 수면 응답정도(24) 대 의식응답정도의 비율을 알기 위해 비교 평가할 수 있다. 일반적으로 수면 응답정도가 의식 응답정도의 50%이하 일때, 피실험자는 완전히 마취된 것으로 본다.
대안적으로, 일반용 컴퓨터(20)는 출력 정보를 시간의 함수로서 디스플레이하도록 프로그램이 짜여질 수있다. 제3c도는 크기 응답정도를 주파수의 함수로서 도시한 도면인데, 이때 일반용 컴퓨터(20)는 소위 40내지 72Hz의 선택된 주파수 범위에서 의식 응답정도(26) 아래의 영역 A1을 얻도록 적분하고 수면 응답정도(28)아래의 영역 A2를 얻도록 적분하게끔 사전에 프로그램이 짜여진다. 이어서, 응답정도 비율(30)은 제3d도에 도시된 바와같이 시간의 함수로서 디스플레이될 수 있다. 이러한 형태의 출력은 오퍼레이터에게 매우 편리하게 피실험자의 마취 심도를 알려준다. 응답정도비율(30 )이 0.5이하일 경우, 이는 피실험자가 충분히 마취되었음을 나타내는 것으로 볼 수 있다.
컴퓨터(20)에서 이용가능한 표준 응답정도 정보에 따라서 피실험자에게로의 추가의 마취제 투여를 자동으로 제어하도록 구성하는 것이 가능하다. 그러나, 안전을 위해 추가의 마취제 투여는 숙련된 오퍼레이터에 의한 컴퓨터 출력 평가후에 수동으로 수행하는 것이 바람직하다.
대안의 배열에 있어서는, 피실험자의 위상 응답정도를 유사한 방식으로 얻어 이용할 수 있다. 예를들어, 피실험자가 의식 상태인 동안, 자극 발생기에 의해 발생된 각 주파수 성분에 대한 EEG의 선택된 주파수성분의 위상 응답정도가 수득되어 주파수의 함수로서 기억될 수 있다. 제3b도는 위상차를 주파수의 함수로서 도시하여 의식 응답정도(32)를 나타낸 도면이다. 수면 응답정도(34)도 또한 제시되어 있다. 위상 응답정도는 T로 곱해진 주파수에 비례하는데, 여기서 T는 자극 입력과 EEG 응답정도간에 지체된 시간이다. 피실험자의 지체시간 T는 마취 심도에 따라서 변하며, 이에 의해 이 파라미터가 마취 심도의 평가에 사용될수 있다는 것이 밝혀졌다.
제4 내지 15도는 자극 발생기(14), 분석기(18) 및 마이크로컴퓨터(12)에 대한 바람직한 배열을 더욱 상세하게 예시한 도면이다.
제4도는 예를들면 4MHz에서 발진하도록 구성된 발진기(36)를 도시한 도면이다. 발진기(36)의 출력은 분할기(38)로 연결되며, 이 분할기(38)의 출력은 주파수 승산기(40,42 및 44)로 각각 연결되고, 이 승산기의 출력은 카운터(46,48 및 50)에 각각 연결된다. 카운터(46,48 및 50)의 출력은 방형파 시그날을 포함하며, 이 시그날의 주파수는 정확히 결정되고, 상기 표 1에 따라서 피실험자에 적용될 주파수 성분 F1,F2및 F3을 포함한다. 승산기(40,42 및 44)에 의해 산출된 주파수의 실제값은 마이크로컴퓨터 (12)로부터의 데이타 라인(52,54 및 56)상의 데이타 입력값에 따라서 결정된다. 카운터(46,48 및 50)로부터의 출력은 ROM(58,60 및 62)에 적용되며, 각 ROM은 세가지 기능을 갖는다. 우선, 사인값에 대한 순람표를 저장하여 라인(64,66 및 68)상에 디지탈 형태로 출력을 산출하는데, 이 출력은 각 ROM에 적용된 수의 사인값이다. 또한, ROM은 라인(70,72 및 74)상에 코사인 출력을 산출하도록 코사인 순람표를 갖는다. ROM은 또한 분석기 (18)에 적용되는 라인(76,78 및 80)상에 대조시그날을 산출한다. 사인 출력 라인(64,66 및 68)은 디지탈/아날로그 변환기(82,84 및 86)로 연결되며, 이 변환기의 출력은 가산 회로(88)에서 합산된다. 가산기(88)로부터의 합산된 출력은 LED 어레이(16)에 대한 전류를 생성하는 LED 제어 회로(90)에 적용된다. 즉, LED어레이(16)에 적용된 전류 시그날은 마이크로컴퓨터(12)에 의해 결정된 정확히 아는 세가지 주파수 성분 F1,F2및 F3을 갖는다.
제5도는 자극 발생기(14)의 일부에 대한 회로를 개략적으로 도시한 도면이다. 이 구성에 있어서, 발진기(36)는 4MHz 크리스탈 발진기이며, 그 출력은 버퍼 증폭기(92)에 의해 카운터(38)의 입력에 연결된다. 분할기(38)는 버퍼 증폭기(92)로부터의 출력을 수신하는 4040 카운터를 포함하는 것이 편리하다. 이 카운터로부터의 출력은 편의상 512Hz로 선택되는 정확히 규정된 안정한 주파수를 포함한다. 이 출력 시그날은 주파수 승산기(40,42 및 44)의 입력에 연결되며, 승산기(40)는 예로서 제6도에 더욱 상세하게 도시되어 있다. 승산기(40)는 핀(14)을 통해 카운터(38)로부터 출력을 수신하는 4046 위상-고정 루우프 회로(phase-locked loop circuit)(94)를 포함한다. 이 회로는 출력이 라인(98)을 통해 4046 회로의 핀(3)로 연결되는 분할기 회로(96)를 포함한다. 분할기 회로 그 자체는 각각 74 LS 191 회로를 포함하는 프리셋가능한(presettable) 다운 카운터(100 및 102)를 포함한다. 분할기 회로는 라인(52)을 통해 마이크로컴퓨터(12)로부터 74 LS 373 8-비트 래치(latch)(104)내로 판독된 수에 의해 분할되도록 작동한다. 따라서, 래치(104)에 대한 입력값은 분할기(96)가 주파수 승산기(40)에 대한 기준 주파수 입력값을 나누는 인수를 결정한다. 승산기(40)의 출력은 카운터(46)의 입력으로 연결되는 라인(106)상에 나타난다. 이 주파수는 주파수 F1의1024배이다. 카운터(46)는 입력을 인수 1024로 나누어서 그 출력의 주파수가 F1이 되도록 하는 74 LS 393카운터를 포함한다.
제6도에 도시된 바와같이, 카운터(46)는 ROM(58)의 입력에 연결된 10-비트 출력을 갖고, 이 ROM(58)은 바람직하게는 각각 8출력 비트를 갖는 3개의 ROM 소자(106,108 및 110)를 포함한다. 소자(106)의 8비트 및 소자(108)로부터의 2비트는 사인 출력표를 위해 사용되며, 소자(110)로부터의 8비트 및 소자(108)로부터의 2비트는 코사인 출력표를 위해 사용된다. ROM 소자(108)의 나머지 4비트는 마이크로컴퓨터(12)및 분석기(18)에 대한 대조 시그날을 위해 대조 라인(76)에 연결된다. ROM(58)으로부터의 10-비트 사인출력은 그후, 디지탈/아날로그 변환기(82)의 입력에 연결되고, 그 출력(112)는 가산 회로(88)의 한 입력에 연결된다. 가산 회로는 차동 증폭기(114)를 포함하며, 이 증폭기의 양의 입력은 접지되고, 그 출력은 증폭기(114)의 음의 입력에 연결되는 가산 접합점(118)에 연결된 저항성 피드백 소자(116)를 갖는다. 증폭기(114)는 TL 071 회로를 포함할 수 있다. 가산 회로(88)에 대한 다른 입력은 기준 주파수 F2및 F3에 각각 관련된 디지탈/아날로그 변환기(84 및 86)로부터 인출된다.
제7도에 도시된 바와같이, 증폭기(114)로 부터의 출력은 LED 제어 회로(90)의 입력 라인(120)에 연결된다. 입력 라인(120)은 0점 조절된 회로망(124)을 통해 증폭기(122)의 입력에 연결되며, 회로망(124)은 회로(90)의 출력이 목적하는 DC 수준을 갖도록 조절된다. 증폭기(122)로부터의 출력은 LED 어레이(16)를 구동시키기 위한 전류 버퍼(126)의 입력에 연결된다. 각 어레이 (16)는 제8도에 개략적으로 예시된 바와같이 원형으로 배열된 7개의 LED 장치(128)를 포함한다. 14개의 LED가 직렬로 연결되고, 버퍼(126)로부터 공급된 전류에 의해 구동된다. LED의 직렬 연결부의 다른 단부가 음의 공급 라인(130)에 연결되며, 그 라인의 전압은 직렬로 연결된 LED의 수에 따라 신택된다. 어래이(16) 출력의 강도를 조절하기 위해, 제어LED(132)는 버퍼 (126)의 출력과 직렬로 연결되며, 광트랜지스터 (134)를 발광시키도록 배열되어 있는데, 광트랜지스터의 출력은 증폭기(136)를 통해 증폭기(122)의 입력에 연결된다. 어레이(16)에 사용된 형태와 동일하도록 선택된 제어 LED(132)의 출력은 따라서 어레이의 광 강도 출력을 나타내고, LED 어레이(16)에 의해 도달된 피크 강도를 제어하도록 음의 피드백에 사용된다. 따라서, 회로(90)는 선택된 그룹의 기준주파수가 LED 어레이에 적용되는 것과 무관하게 LED 어레이(16)로부터의 광출력 강도의 평균 수준이 일정하게 되도록 한다.
한 구성에 있어서는, ESBR 다이오드로서 알려진 Stanley에 의해 제조된 LED 장치를 사용하는 것이 편리한 것을 밝혀졌다. 다이오드를 통해 흐르는 전류는 통상 20 내지 30밀리암페어이며, 50밀리암페어 이하이다. 0점 조절 회로망(124)은 LED 장치가 처리중에 어느 단계에서도 역방향 바이어스되지 않도록 하는데, 그 이유는 이것이 LED 장치에 대한 다른 순수한 사인곡선의 입력을 업세팅하는 효과를 갖기 때문이다.
제9도에 도시된 바와같이, 내부 및 외부 쉬일딩 스크린(138 및 140)내에 LED 어레이(16)를 배치하는것이 바람직한 것으로 밝혀졌다. 스크린은 LED(128)를 통해 흐르는 전류에 의해 발생된 전기장 및 자기장의 효과를 거의 제거한다. 어레이(16)에 대한 도선(142)도 동일한 이유로 또한 쉬일딩된다. EEG 전극에 대한 어레이(16)의 근접 및 백그라운드 EEG 시그날에 비해 비교적 낮은 시그날 수준, 즉 선택된 주파수F1, F2및 F3에서의 시그날로 인하여 실제적인 관점에서 쉬일딩은 매우 중요하다. 통상, 기준 주파수에서의 시그날 수준은 2마이크로볼트 이하일 수 있는 반면에, 백그라운드 레벨은 20볼트일 수 있다.
제10도는 분석기 회로(18)를 더욱 상세하게 예시한 도면이다. 이 분석기 회로는 전극(4,6,8 및 10)으로부터 EEG 시그날을 수신하는 입력 증폭기(144)를 포함한다. 이 증폭기로부터의 출력은 예를들면 1 내지 100Hz 범위내의 주파수를 통과시키도록 선택된 밴드 통과 필터(148)를 통과한다. 필터(146)로부터의 출력은 승산 디지탈/아날로그 변환기(148,150,152,154,156 및 158)의 입력에 연결된다. 변환기로의 다른 입력은 자극 발생기(14)의 ROM(58,60 및 62)으로부터 유래한다. 사인 출력 라인(64,66 및 68)은 각각 변환기(148,152 및 156)에 연결된다. 코사인 출력 라인(70,72 및 74)은 각각 변환기(150,154 및 158)에 연결된다. 변환기들의 출력들은 적분기 (160,162,164,166,168 및 170)의 입력에 연결되며, 이 적분기들의 출력들은 각각 샘플 유지 회로(sample and hold circuit) (172,174,176,178,180 및 182)에 연결된다. 적분기 및 샘플 유지회로는 발생기(14)의 ROM으로부터의 출력 시그날에 의해 제어된다. 더욱 구체적으로 말하면, 적분기(160 및162) 및 샘플 유지 회로(172 및 174)는 ROM(58)으로부터의 대조 라인(76)에 의해 제어되며, 따라서 기준주파수 F1에서의 분석을 위해 사용된다. 적분기(164 및 166) 및 샘플 유지 회로(176 및 178)는 라인(78)을 통해 ROM(60)으로부터 대조 시그날을 수신하여 기준 주파수 F2에 대하여 사용된다. 적분기(168 및 170)및 회로(180 및 182)는 ROM(62)으로부터의 대조 라인(80)상의 시그날에 의해 제어되며 기준 주파수 F3에 대하여 사용된다. 샘플 유지 회로로부터의 출력은 라인(187)을 통해 마이크로컴퓨터(12)에 의해 제어되는멀티플렉서(186)를 통해서 아날로그/디지탈 변환 장치(184)로 연결된다. 변환 장치(184)는 대조 라인(189)을 통해 마이크로컴퓨터(12)에 의해 제어된다. 변환기(184)로부터의 데이타 출력은 추가의 처리를 위해 마이크로컴퓨터(12)로 적용된다.
일반적으로 말하면, 제10도의 구성은 증폭기 (144)에 의해 수신된 EEG 시그날중에서 기준 주파수 F1,F2및 F3에서의 성분을 정확히 선택하기 위해 사용된다. 또한, 비교적 짧은 시간 동안 판별을 수행할 수 있어, 정보를 컴퓨터(12)에 이용함으로써 적당한 반복 속도로 디스플레이된 정보의 갱신을 가능하게 한다.
f(t)로 표시된 필터(146)의 출력 시그날은 선택된 주파수 F1,F2및 F3에서의 성분을 포함한다. 먼저 주파수 F1의 경우를 살펴보면, 변환기(148 및 150)로부터의 출력 시그날은 ROM(58)의 라인(64 및 70)으로부터의 입력으로 인해 다음과 같이될 것이다 :
변환기(148)의 출력=f(t)·Sin 2πf1
변환기(150)의 출력=f(t)·Con 2πf1
적분기(160 및 162)는 대조 라인(76)에 의해 결정된 바와같이 선택된 주파수 F1에서의 선택된 수의 전체사이클에 대해 변환기(148 및 150)로부터의 출력을 적분하도록 배열된다. 따라서, 적분기(160 및 162)의 출력은 다음과 같다 :
Figure kpo00002
Fourier 분석에 의해, 주파수 F1에서의 EEG 시그날 f(t) 성분의 크기 M1은 다음과 같이 계산될 수 있다 :
Figure kpo00003
주파수 F1의 각 주기의 종료점에서 적분기(160 및 162)의 출력값은 변환기 (184)에서 디지탈 형태로의 변환을 위해 그리고 표 1에서 지시된 필요한 수의 사이클에 대하여 평균하도록 마이크로컴퓨터(12)에 전송하기 위해 샘플유지 회로(172 및 174)에서 유지될 것이다. 회로(172 및 174)의 평균한 출력은 값 M1을 결정하도록 제곱한 후, 합산되고, 제곱근이 주어진다. F1=4Hz의 경우, 80사이클이며, 이에 의해 M1의 값은 이 80사이클에 대하여 평균됨에 따라서 비교적 짧은 시간에 상당히 정확한 결과가 산출된다.
그룹내 다른 선택된 주파수 F2및 F3도 유사한 방식으로 처리되며, 샘플 유지 회로(176 및 178)의 출력은 주파수 F2에 그리고 샘플 유지 회로(180 및 182)의 출력은 주파수 F3에 관계된다.
마이크로컴퓨터(12)의 제어하에 멀티플렉서(186)를 사용함으로써 단일 아날로그/디지탈 변환기(184)를 활용할 수 있다. 따라서, 주파수 F1,F2및 F3에서의 주파수 성분에 대한 평균값 M1,M2및 M3이 마이크로프로세서(12)에서 계산되고 저장될 수 있다. 그후, 저장된 정보는 컴퓨터(20)로 전송되어 제3a도 또는 제3d도에 예로 도시된 바와같은 포맷으로 그래프식 출력을 제공하는데 사용될 수 있다.
필요에 따라서는, 제3b도에 도시된 유형의 출력 디스플레이를 산출하기 위해 위상 변화값을 또한 산정할수 있다. 위상차는 다음의 공식을 사용하여 계산될 수 있다 :
Figure kpo00004
여기서, Sgn(Bn)=+1 0≤Bn
Sgn(Bn)=-1 Bn〈0
Figure kpo00005
N=적분이 발생한 F1에서의 사이클 수
계수 An 및 Bn은 샘플 유지 회로(172 및 174)의 출력에 직접 관련되며, 따라서 결정 및 그에 따른 처리에 용이하게 이용할 수 있다.
이와 마찬가지로, 주파수 F2및 F3에 대한 위상 응답정도는 샘플 유지회로(176, 178,180 및 182) 각각으로부터 얻어질 수 있다.
제10도의 회로가 본 발명의 구성에 있어서 특히 적합한데, 그 이유는 아날로그 적분기(160-170)가 필요한 적분의 매우 빠르고 정확한 계산을 가능하게 하기 때문이다. 그러나, 나머지 수학적 처리는 컴퓨터(12 및 20)에서 디지탈 형태로 수행할 때 가장 편리하며, 이는 계산을 수행하는데 있어서도 대부분 편리하다.
제11도는 증폭기 (144) 및 필터(146)를 더욱 상세하게 예시한 도면이다. 증폭기(144)는 정밀 계기화한 차동 증폭기(AMP-01)를 포함하며, 이 차동 증폭기의 음의 입력(188)은 피실험자의 귀에 연결된 전극(8 및 10)에 연결되어 있다. 양의 입력 (190)은 중앙 후두부 위치의 전극(6)에 연결되어 있고, 접지 입력(192)은 피실험자의 이마의 전극(4)에 연결되어 있다. 입력(188 및 190)은 예를들면 1Hz 이하의 매우 낮은 주파수성분을 여파하는 결합 커패시터(194)를 포함하며, 따라서 이는 필터(146)의 일부로서 간주될 수 있다. 증폭기(144)로부터의 출력은 필터(146)의 나머지 부분을 포함하여 예를들면 100Hz 이상의 주파수를 감쇠시키도록 작동하는 레지스턴스-커패시턴스 회로망에 전송된다. 필터(146)으로부터의 출력은 이어서 한쌍의 증폭기(196 및 198)에서 증폭되며, 증폭기(198)은 증폭기(198)의 DC 출력 수준의 조절을 위해 DC 오프셋 회로망(200)을 포함한다. 증폭기(198)의 출력은 광 결합기(204)를 통해 또 다른 증폭기(202)의 입력으로 연결된다. 광 결합이 특히 중요한데, 그 이유는 증폭기(14 4)가 EEG 전극을 통해 피실험자의 머리에 직접 연결되기 때문이며 안전을 위하여 증폭기(144,196 및 198)에 전원용 밧데리를 사용하는 것이 중요하다. 광 결합기(204)를 사용함으로써, 이들 구성 부재는 주 전원으로부터 전력을 공급받을 수 있는 회로의 나머지 부분과 전기적으로 연결되지 않아도 된다. 어떠한 장치의 기능장애가 있다고 할지라도, 지나치게높은 전압 또는 전류가 피실험자에게 적용될 가능성은 거의 없다.
제12도는 제10도에 도시된 구성에 대한 회로 실시예를 더욱 상세하게 도시한 도면이다. 증폭기(202)로부터의 출력은 승산 디지탈/아날로그 변환기 (148 및 150)의 기준 입력에 연결된 입력 라인(206)에 적용되며, 이 변환기는 7520형 회로를 포함할 수 있다. 변환기(148)은 ROM(58)으로부터 라인(64)로 사인 시그날을 수신받는 반면, 변환기(150)는 동일한 ROM으로부터 라인(74)로 코사인 시그날을 수신받는다. 따라서, 변환기(148 및 150)는 기준 주파수 F1에서의 사인 및 코사인 함수로 곱해진 EEG 시그날에 비례하는 아날로그 형태의 결과를 산출한다. 변환기(148)로부터의 출력은 입력 저항기 (208) 및 피드백 커패시터 (210)를 갖는 TL 072 증폭기를 포함하는 적분기(160)의 입력에 전송되어 증폭기가 통상의 방법으로 아날로그 적분기로서 기능을 하도록 한다. 커패시터 (210)는 4066형인 아날로그 스위치 (212)에 의해 브리지되고, ROM(58)으로부터 대조 라인(76a)으로 대조 시그날을 수신 받는다. 라인(76a)상의 대조 시그날에 대한 파형이 제13d도에서 파형(214)으로 제시되어 있다. 파형(214)은 스위치(212)를 폐쇄시켜 제13a도에서 파형 (216)으로 제시된 기준 주파수 F1의 0점 교차시 또는 직후 커패시터(210)의 빠른 방전을 야기시킨다. 샘플 유지 회로(172)는 스위치(212)의 폐쇄시 방전되기 직전에 적분기의 값을 유지하도록 제어된다. 이는 제13e도에 도시된 바와같이 파형(218)을 갖는 대조 라인(76b)상의 대조 시그날에 의해 실행된다.
제13f 및 13g도는 연장된 시간 범위에서 각각 라인(76a 및 76b)상의 대조 시그날 시퀀스를 도시한 도면이다. 샘플 유지 회로(172)를 작동시키는 음의 진행 펄스(220 )는 스위치(212)를 폐쇄시키는 양의 진행 펄스(222) 이전에 발생한다. 샘플 유지 회로(172)가 펄스(220)의 선행 에지를 수신할 때, 이는 회로(172)가 적분기의 출력을 트랙하도록 하며 트레일에지는 유지 사이클의 개시를 유도한다. 제13b도는 적분기(16 0)의 전형적인 출력 파형 (224)를 예시한 도면이고, 제13c도는 샘플 유지 회로(172)의 전형적인 출력 파형 (226)을 예시한 도면이다. 기준 주파수 F1의 0점 교차 직전에 트랙킹 주기가 발생함이 파형(226)에서 관찰될 것이다. 따라서, 기준 주파수 F1의 각 사이클중 회로(172)의 출력 파형 (226)은 각 사이클의 종료시 적분기(160)의 출력에서의 적분값을 나타낸다. 유사한 파형이 코사인 산출 적분에 대해 샘플 유지 회로(174)의 출력에서 얻어전다. 회로(172 및 174)로 부터의 출력은 전술된 바와같이 처리를 위해 라인(175 및 177)를 통해 멀티플렉서(186)로 연결된다. 유사한 회로가 또한 기준 주파수 F2및 F3에 제공되어 세가지 기준 주파수의 동시 처리를 가능하게 한다.
제14도는 마이크로컴퓨터 (12)에 대한 한 형태를 개략적으로 예시한 도면이다. 이것은 6082 계열인 CPU(228), 2개의 2732 PROM(230 및 232) 및 6166 RAM(234)을 포함한다. 이 회로는 주파수 멀티플렉서 (40, 42 및 44)에 어드레스 해독 정보, 즉 기준 주파수 F1와 관련하여 제5도에 도시된 래치(104)에 대한 데이타를 제공하기 위한 선택기(336)를 포함한다. 상기 회로는 자극 발생기(14) 및 분석기(18)의 구성 부재와의 상호교류를 제공하기 위한 3개의 입력/출력 유니트(338,340 및 342)를 포함한다. 상기 회로는 일반용 마이크로컴퓨터(20)에 연결시키기 위한 RS 232 인터페이스 연결기(344)를 포함한다.
제15도는 자극발생기(14) 및 분석기(18)의 작동에 필요한 여러가지 서비스 요구를 플래그시키는데 사용되는 3개의 플립플롭(flip flop)(346,348 및 350)을 개략적인 형태로 도시한 도면이다. 제14도에 도시된 바와같이, 플립플롭의 출력은 라인(342 및 354)를 통해 입력/출력 장치(340)에 입력된다.
본 명세서에서 기재된 본 발명의 원리는 피실험자의 의식을 평가할 수 있도록 피실험자의 귀와 같은 다른 감각기관에 적용할 수 있다.
당해 기술 분야의 숙련된 자에게는 본 발명의 사상 및 범위에서 벗어나지 않은 상태에서도 많은 변형이 실현될 수 있다.

Claims (14)

  1. 적어도 하나의 소정의 주파수 성분을 갖도록 강도를 변화시킨 적색 가시광선의 자극 시그날을 발생시키기 위한 발생 수단(14) ; 피실험자의 적어도 한쪽 감겨진 눈꺼풀에, 이 감겨진 눈꺼풀을 통해 피실험자에게 감지될 수 있는 자극 시그날을 연결시키기 위한 연결 수단(16) ; 상기 피실험자로부터 EEG 시그날을 인출하기 위한 EEG 전극(4,6,8 및 10) ; 및 상기 소정의 주파수를 갖는 EEG 시그날 성분의 크기, 또는 크기와 위상을 얻기 위한 판별 수단(18)을 포함하는, 눈이 감겨진 피실험자의 의식을 테스트하는 장치.
  2. 제1항에 있어서, 상기 발생 수단(14)이 사용시 피실험자에게 동시에 적용되는 다수의 소정의 주파수성분(F1,F2,F3)을 발생시키고, 상기 판별 수단(18)이 EEG 시그날 각 성분의 크기, 또는 크기와 위상을 측정하는 것을 특징으로 하는 장치.
  3. 제1항에 있어서, 상기 연결 수단(16)이 피실험자의 감겨진 눈꺼풀 또는 눈꺼풀들을 통하여 이 피실험자의 눈 또는 눈들에 강도가 변조된 적외선 시그날을 적용시키기 위한 LED 어레이(16)를 포함하는 것을 특징으로 하는 장치.
  4. 제3항에 있어서, 상기 발생 수단(14)이 LED 어레이(16)로부터 발광된 광선의 피크 강도를 조절하는 강도 제어 회로(90)를 포함하며, 상기 강도 제어 회로(90)가 LED 어레이(16)에 대한 구동 전류를 제어하기 위한 음의 피드백을 제공하는 제어 LED(132) 출력을 포함하는 것을 특징으로 하는 장치.
  5. 제3항에 있어서, 상기 LED 어레이(16)가 광 결합기 (204)를 통해 강도 제어 회로(90)에 연결되어 있는 것을 특징으로 하는 장치.
  6. 제5항에 있어서, 상기 LED 어레이(16)가 쉬일딩 스크린(138 및 140)내에 배치되는 것을 특징으로 하는 장치.
  7. 제3항에 있어서, 상기 LED 어레이(16)가 사용시 피실험자의 각 눈 위에 있는 두 부위에 위치하는 것을 특징으로 하는 장치.
  8. 제7항에 있어서, 상기 부위들이 보안경 또는 안경테상에 배치되는 것을 특징으로 하는 장치.
  9. 동시에 다수의 소정의 주파수 성분을 갖는 자극 시그날을 발생시키기 위한 발생 수단(14) ; 피실험자의 감각 기관에 상기 자극 시그날을 연결시키기 위한 연결 수단(16) ; 상기 피실험자로부터 EEG 시그날을 인출하기 위한 EEG 전극(4,6,8 및 10) ; 및 상기 다수의 소정의 주파수 성분과 동일한 주파수를 갖는 EEG 시그날 각 성분의 크기, 또는 크기와 위상을 얻기 위한 판별 수단(18)을 포함하는, 피실험자의 의식을 테스트하는 장치.
  10. 제9항에 있어서, 상기 다수의 주파수 성분이 38Hz 내지 72Hz 범위중에서 선택된 주파수를 가지는것을 특징으로 하는 장치.
  11. 제9항에 있어서, 상기 판별 수단(18)이 자극 시그날의 각 주파수 성분 fn에 대한 사인 및 코사인으로 EEG 시그날을 분리 승산하기 위한 다수의 승산 회로(148,150,15 2,154,156 및 158)와, 이 승산 회로의 출력을 적분하기 위한 다수의 적분 회로(160,1 62,164,166,168 및 170)를 포함하는 것을 특징으로 하는 장치.
  12. 제11항에 있어서, 상기 적분 회로(160,162,164,166,168 및 170)의 출력이, 자극 시그날의 주파수 성분 fn에 대한 각 주기의 종료점에서 적분 회로의 출력값을 유지하는 각 샘플 유지 회로(172,174,176,178,180 및 182)의 입력에 연결되는 것을 특징으로 하는 장치.
  13. 제12항에 있어서, 상기 샘플 유지 회로(172,174,176,178,180 및 182)의 출력을 소정의 사이클수에 대하여 평균하여 각 주파수 성분에서의 사인 및 코사인 적분에 대한 평균값을 얻고 상기 판별 수단(18)은 각주파수 성분 fn에서의 각 평균값의 제곱의 합에 대해 제곱근을 취함으로써 주파수 fn에서의 EEG 시그날의 크기 Mn을 계산하기 위한 연산 유니트(12)를 포함하는 것을 특징으로 하는 장치.
  14. 제13항에 있어서, 멀티플렉서(186)와 아날로그/디지탈 변환기(184)를 포함하고, 상기 샘플 유지 회로(172,174,176,178,180 및 182)의 출력이 상기 멀티플렉서 (186)를 통해 상기 변환기(184)에 연결되며, 상기 연산 유니트(12)는 디지탈 형태로 그 작업을 수행하는 것을 특징으로 하는 장치.
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN111712193A (zh) * 2018-02-14 2020-09-25 塞勒尼恩有限公司 用于脑电图测量的设备和方法

Families Citing this family (37)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5331969A (en) * 1985-07-30 1994-07-26 Swinburne Limited Equipment for testing or measuring brain activity
GB2219078B (en) * 1988-05-06 1992-08-26 Gersan Ets Identifying the position of objects or zones
US5206699A (en) * 1988-05-06 1993-04-27 Gersan Establishment Sensing a narrow frequency band of radiation and gemstones
JPH0712378B2 (ja) * 1989-08-10 1995-02-15 パイオニア株式会社 脳波誘導用ゴーグルおよび脳波誘導装置
JPH06303102A (ja) * 1992-08-13 1994-10-28 D F C:Kk フィルタ係数変換処理装置
WO1994005202A1 (en) * 1992-09-01 1994-03-17 President And Fellows Of Harvard College Determining pathologic conditions, in particular dyslexia
US5840040A (en) * 1992-12-18 1998-11-24 The Regents Of The University Of California Encephalolexianalyzer
US5699808A (en) * 1994-02-07 1997-12-23 New York University EEG operative and post-operative patient monitoring system and method
US6067467A (en) * 1994-02-07 2000-05-23 New York University EEG operative and post-operative patient monitoring method
SE510256C2 (sv) * 1995-03-28 1999-05-03 Biolin Medical Ab Sätt och anordning för att bestämma och övervaka graden av narkos hos en människa
DE19538925C2 (de) * 1995-10-19 2000-07-27 Wieland Friedmund Vorrichtung zur Auswertung eines Narkose- oder Intensiv-EEG
JPH09271516A (ja) * 1996-04-05 1997-10-21 Nippon Koden Corp 麻酔深度判定方法及び装置
AUPP354798A0 (en) 1998-05-15 1998-06-11 Swinburne Limited Decentralised patient management system
AUPP354898A0 (en) 1998-05-15 1998-06-11 Swinburne Limited Mass communication assessment system
US6157857A (en) * 1998-07-24 2000-12-05 Dimpfel; Wilfried Apparatus for determining sleep staging
US6725086B2 (en) 2001-01-17 2004-04-20 Draeger Medical Systems, Inc. Method and system for monitoring sedation, paralysis and neural-integrity
RU2330607C2 (ru) * 2001-06-13 2008-08-10 Компьюмедикс Лимитед Способ и устройство для мониторинга сознания
US20050273017A1 (en) * 2004-03-26 2005-12-08 Evian Gordon Collective brain measurement system and method
US7447541B2 (en) * 2004-06-30 2008-11-04 Instrumentarium Corporation Monitoring subcortical responsiveness of a patient
DE102004052305A1 (de) * 2004-10-28 2006-05-04 Universitätsklinikum Hamburg-Eppendorf Verfahren zum Betreiben einer Auswertungseinrichtung sowie Vorrichtung zur Messung einer Narkosetiefe
WO2006122349A1 (en) * 2005-05-17 2006-11-23 Compumedics Medical Innovations Pty Ltd Method and apparatus for monitoring consciousness during anaesthesia
JP4497081B2 (ja) * 2005-10-31 2010-07-07 トヨタ自動車株式会社 人の状態検出装置
US7495063B2 (en) 2006-02-03 2009-02-24 Dow Global Technologies Inc. Reduced oligomer concentration in high purity polyalkylene glycols
ES2296513B1 (es) * 2006-03-24 2009-03-16 Universidad De Sevilla Estimulador visual intraoperatorio (evi).
EP2076173B1 (en) 2006-09-29 2014-12-17 The Regents of The University of California Burst suppression monitor for induced coma
US20140323899A1 (en) * 2006-12-22 2014-10-30 Neuro-Insight Pty. Ltd. Psychological Evaluation and Methods of Use
US9700246B2 (en) 2008-10-15 2017-07-11 The University Of Tennessee Research Foundation Method and device for detection of bioavailable drug concentration in a fluid sample
US11375929B2 (en) 2008-10-15 2022-07-05 The University Of Tennessee Research Foundation Method and device for detection of bioavailable drug concentration in a fluid sample
JP5360895B2 (ja) * 2009-07-08 2013-12-04 学校法人慶應義塾 視覚誘発電位信号検出システム
CA2795045C (en) * 2010-03-30 2022-07-05 Julia Cole Finkel Apparatus and method for human algometry
DE102011010956A1 (de) * 2011-02-10 2012-08-16 Theodor Schuldes Gerät zur Stimulation von Probanden
US9701197B1 (en) * 2011-09-22 2017-07-11 Rockwell Collins, Inc. Positive acknowledgement method that information is received
US9983162B2 (en) 2012-06-01 2018-05-29 The University Of Tennessee Research Foundation Method and device for detection of bioavailable drug concentration
US20170360334A1 (en) * 2014-12-12 2017-12-21 Nokia Technologies Oy Device and Method for Determining a State of Consciousness
US10702208B2 (en) * 2015-03-31 2020-07-07 Cerenion Oy Apparatus and method for electroencephalographic examination
CN105022488B (zh) * 2015-07-20 2017-11-21 北京工业大学 基于ssvep脑电电位的无线bci输入系统
KR20200003094A (ko) * 2017-05-02 2020-01-08 헤드세이프아이피 피티와이 엘티디 헤드 장착가능한 디바이스

Family Cites Families (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US2860627A (en) * 1953-03-26 1958-11-18 Charles M Harden Pattern photic stimulator
US3032029A (en) * 1958-07-09 1962-05-01 Thompson Ramo Wooldridge Inc System controlling apparatus and method
NL291827A (ko) * 1961-03-17
US3809069A (en) * 1965-08-04 1974-05-07 W Bennett Apparatus and method for measuring intelligence
US3513834A (en) * 1966-11-21 1970-05-26 Hitachi Ltd Anesthetic depth measuring system
US3689135A (en) * 1971-01-26 1972-09-05 Laurence R Young Method for monitoring movement of a subject{40 s eyes
US4201224A (en) * 1978-12-29 1980-05-06 Roy John E Electroencephalographic method and system for the quantitative description of patient brain states
US4462411A (en) * 1981-01-07 1984-07-31 The University Of Melbourne Evoked response audiometer
US4570640A (en) * 1981-08-06 1986-02-18 Barsa John E Sensory monitoring apparatus and method
US4493539A (en) * 1982-06-30 1985-01-15 The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Air Force Method and apparatus for objective determination of visual contrast sensitivity functions
US4676611A (en) * 1984-11-14 1987-06-30 New York University Method and apparatus for visual-evoked responses

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN111712193A (zh) * 2018-02-14 2020-09-25 塞勒尼恩有限公司 用于脑电图测量的设备和方法
CN111712193B (zh) * 2018-02-14 2023-11-17 塞勒尼恩有限公司 用于脑电图测量的设备和方法

Also Published As

Publication number Publication date
EP0269621A1 (en) 1988-06-08
WO1987000745A1 (en) 1987-02-12
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ATE77038T1 (de) 1992-06-15
KR870700319A (ko) 1987-12-28
US4869264A (en) 1989-09-26
AU602310B2 (en) 1990-10-11
EP0269621A4 (en) 1989-01-19
AU6195086A (en) 1987-03-05
DE3685657D1 (de) 1992-07-16
CA1308169C (en) 1992-09-29

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