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KR20190090793A - 정량적인 신경근 차단 감지 시스템 및 방법 - Google Patents

정량적인 신경근 차단 감지 시스템 및 방법 Download PDF

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KR20190090793A
KR20190090793A KR1020197013812A KR20197013812A KR20190090793A KR 20190090793 A KR20190090793 A KR 20190090793A KR 1020197013812 A KR1020197013812 A KR 1020197013812A KR 20197013812 A KR20197013812 A KR 20197013812A KR 20190090793 A KR20190090793 A KR 20190090793A
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stimulus
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patient
signal
electrodes
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저스틴 헐베르스혼
칼 슈미트
타일러 하트
Original Assignee
브링크 디바이스, 엘엘씨
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Abstract

새로운 리드 어셈블리 및 리드 어셈블리 상의 적절한 전극을 선택할 수 있는 모니터를 사용하며, 리드 어셈블리를 통해 환자에 인가된 자극 신호를 측정하는 신경근 모니터링이 개시된다. 또한, 모니터링은 노이즈 플로어 값을 설정하여 4개의 열이 잘못 계산될 가능성을 줄일 수 있다. 본 시스템은 환자의 4연속 자극의 반응을 자동으로 감지하고 4개의 표시의 잘못된 열의 가능성을 줄일 수 있다.

Description

정량적인 신경근 차단 감지 시스템 및 방법
관련 출원에 대한 상호 참조
본 출원은 2016년 10월 14일에 출원된 미국 가출원 번호 62/408,327 및 2017년 3월 9일에 출원된 미국 가출원 번호 62/469,310 출원의 이익을 주장하며, 이들의 개시 내용은 본원에 참조로 포함된다.
신경근 차단 감지를 위한 시스템 및 방법이 서술된다.
현대 전신 마취의 두 가지 중요한 약제 성분은 (1) 무의식의 원인이 되는 마취약, 및 (2) 근육 마비를 일으키는 신경근 차단제를 포함한다. 환자가 부분적으로 마비되어 깨어있는 것(잔류 신경근 차단)은 드문 일이 아니며, 이는 환자에게 심각하게 해로울 수 있다(예: 호흡 장애).
신경근 차단의 정도를 평가하는 데는 최소한 세 가지 방법이 있다. 가장 간단하고 정확도가 낮은 것은, 환자에게 침대에서 머리를 들어올리는 것과 같이, 주어진 시간(초) 동안 움직이는 것을 요구하는 것이다. 이 검사는 매우 다양하며, 더 중요한 것은, 깨어 있고 반응이 있는 환자이다. 환자가 깨어날 경우, 마취과 전문의는 환자가 적절한 운동 기능을 갖음을 확신할 수 있도록, 환자가 여전히 의식이 없을 때 할 수 있는 검사를 하는 것이 더 바람직하다. 마취된(무의식적인) 환자에서, 신경은 전기 자극을 받아 신경이 분포된 근육의 움직임을 유발할 수 있다. 예를 들어, 손목 근처의 척골 신경을 자극하면 엄지와 검지가 수축한다. 마취 전문의는 이러한 전기 자극 중에 엄지가 전기 자극에 반응하여 움직이는지 확인하기 위해 엄지 손가락을 보거나 느낄 수 있다. 이러한 유형의 모니터링은 말초 신경 자극 또는 정성적 (또는 비-정량적) 신경근 모니터링이라고도 한다. 제3의 더 정교한 방법은 전술한 바와 같이 말초 신경 자극기에 움직임 감지 요소를 추가하는 것을 포함한다. 움직임이 의사의 엄지손가락에 의해서가 아니라, 예를 들어, 가속도계 또는 근전도계에 기초한 감지 장치에 의해 감지되기 때문에, 이러한 장치를 정량적 신경근 모니터 또는 정량적 트위치(twitch) 모니터라고 한다. 이러한 유형의 장치의 장점은, 마취 전문의가 마취의 정도를 더 잘 알 수 있게 하는, 움직임의 정도를 보다 정확하게 정량화하는 것이다.
신경근 차단 모니터링을 위한 신경근 리드 어셈블리(neuromuscular lead assembly)가 서술되며, 신경근 리드 어셈블리는 복수의 전극을 지지하는 베이스를 포함할 수 있다. 제1 복수의 전극은 베이스에 의해 기계적으로 지지되고 자극을 위해 환자에게 연결되도록 구성된다. 제2 복수의 전극은 자극 신호에 대한 응답을 감지하기 위해 환자와 전기적으로 통신하는 베이스에 의해 지지된다. 제2 복수의 전극은 제1 복수의 자극 전극(stimulation electrodes) 중 적어도 하나로부터의 자극 신호에 응답하여 근육 활동을 감지하기 위해 프로세서와 전기적으로 통신하도록 구성된다. 제2 복수의 감지 전극은 환자의 움직임을 감지하지 않는 복수의 감지 전극 중 적어도 하나를 갖도록 선택 가능하게 구성된다.
리드 어셈블리의 베이스는 제2 복수의 감지 전극을 환자의 손의 해부학적으로 바람직한 위치에 위치시키고 제1 복수의 자극 전극을 환자의 팔의 해부학적으로 바람직한 위치에 위치시키기 위해, 비선형일 수 있다.
예시적인 실시예에서, 제2 복수의 감지 전극 중 하나의 전극이 감지된 신호의 분석에 기초하여 최적의 감지 전극으로 선택되고, 비-최적(non-optimal) 감지 전극이 구동되는 전극으로 사용된다. 구동되는 전극은 환자에게 연결된 다른 전극에 공통인 공통 모드 신호를 제거하기 위해 작동할 수 있다.
예시적인 실시예에서, 베이스, 자극 전극, 및 감지 전극은 일회용이다.
예시적인 실시예에서, 베이스는 전기적 활성을 감지하기 위해 감지 전극을 환자에게 고정시키는 의료용 접착제를 포함한다.
예시적인 실시예에서, 베이스는 제1 복수의 자극 전극을 지지하는 제1 부분 및 제2 복수의 감지 전극을 지지하는 제2 부분을 포함한다. 제1 부분은 제2 부분과 분리되어 있을 수 있다. 제1 복수의 전기 전도체는 복수의 자극 전극과 전기적으로 연결되고 제1 부분으로부터 연장된다. 제2 복수의 전기 전도체는 복수의 감지 전극과 전기적으로 연결되고 제2 부분으로부터 연장한다. 실시예에서, 제1 복수의 전기 전도체 및 제2 복수의 전기 전도체는 제2 부분으로부터 이격되어 기계적으로 결합된다.
일 실시예에서, 베이스는 제1 및 제2 복수의 도체를 둘러싸고 있다.
일 실시예에서, 베이스는 환자의 제1 감지 전극을 환자의 손바닥 상에 위치시키고 또한 제2 감지 전극을 환자의 손등 상에 위치시키기 위해, 베이스를 환자의 엄지 둘레에 고정시키는 엄지 개구를 포함한다.
예시적인 실시예에서, 제2 복수의 감지 전극은 구동되는 전극을 더 포함한다. 제1 감지 전극 및 제2 감지 전극 중 하나는 자극 신호에 응답하여 환자의 근육 활동을 감지하도록 선택되고, 제1 감지 전극 및 제2 감지 전극 중 다른 하나는 구동되는 전극으로 선택된다.
신경근 차단 모니터링을 위한 신경근 리드 어셈블리는 본체, 본체에 의해 기계적으로 지지되는 복수의 전극, 가속도계, 본체에 의해 지지되고 복수의 전극들과 전기적으로 통신하는 복수의 전도체들 각각을 포함할 수 있고, 복수의 전도체는 자극에 응답하여 운동을 감지하기 위해 프로세서와 전기적으로 통신하도록 구성된다.
예시적인 실시예에서, 본체는 환자의 팔과 손의 해부학적으로 바람직한 위치에 복수의 전극을 위치시키기 위해 비선형이다.
예시적인 실시예에서, 본체, 전극, 및 도체는 일회용이다.
예시적인 실시예에서, 본체는 전기적 활성을 감지하기 위해 환자에게 전극을 고정시키는 의료용 접착제를 포함한다.
예시적인 실시예에서, 복수의 전극 중 자극 전극은 환자에게 자극 신호를 인가하는 것이다.
예시적인 실시예에서, 복수의 전극 중 감지 전극은 자극 전극에 의해 인가된 자극 신호에 대한 환자의 반응을 감지하는 것이다.
예시적인 실시예에서, 복수의 전극은 자극 전극에 의해 인가된 자극 신호에 대한 환자의 반응을 감지하도록 구성된 하나 이상의 감지 전극을 포함한다.
예시적인 실시예에서, 본체는 복수의 도체를 둘러싼다.
마비된 환자에 대한 신경근 모니터를 보정하는 방법 또한 개시되고 방법은, 제1 자극 신호 값에서 보정을 시작하는 단계; 4연속 자극 분석(train of four analysis)에 대한 제1 자극 신호 값에서 연속적인 입력 신호를 인가하는 단계; T1 반응 및 4연속 자극 비율에 대한 환자의 4연속 자극 반응을 측정하는 단계; 4연속 자극 비율이 일정하고 T1 반응이 증가하면, 증가된 자극 값으로 증분된 값만큼 자극 값을 증가시키는 단계; 증가된 자극 신호 값에서 연속적인 입력 신호를 인가하고 측정을 반복하며 자극 값을 증가시키는 단계를 반복하는 단계; 및 증가된 자극 신호 값에서 4연속 자극에 대한 초기 환자 반응이 일정하지 않다면 (즉, 연속적인 입력 신호의 인가 중에 4연속 자극 비율의 열이 변하는 경우), 보정을 중단하는 단계를 포함할 수 있다. 부가적으로, T1 반응이 증가하지 않는 경우, 보정된 자극 값을 현재의 자극 값으로 설정한다.
예시적인 실시예에서, 방법은 계수(factor)에 의해 증가된 보정된 자극 값에 신경근 모니터 자극 값을 설정하는 단계를 더 포함한다.
예시적인 실시예에서, 제1 자극 값은 25mA 이다.
예시적인 실시예에서, 연속적인 입력 신호들에서 초기 환자 응답을 측정하는 것은 15초 간격으로 이격된 2개의 연속적인 TOF 신호들의 제1(T1) 높이를 측정하는 것을 포함한다.
예시적인 실시예에서, 증분 값에 의한 자극 값의 증가는 이전의 자극 값에서 TOF 비율과 동일한 TOF 비율을 검사하는 것을 포함한다.
예시적인 실시예에서, 최대 자극 값을 설정하는 요소는 1.1이다.
예시적인 실시예에서, 측정은 전기적 노이즈 값을 측정하는 단계 및 측정된 노이즈을 이용하여 현재의 자극 값을 설정하는 단계를 포함한다.
예시적인 실시예에서, TOF 자극 값은 적어도 1.4 이상의 신호대 노이즈비를 갖도록 설정된다.
예시적인 실시예에서, TOF 자극 값은 적어도 2.0 이상의 신호 대 잡음비를 갖도록 설정된다.
예시적인 실시예에서, 측정은 Ti 신호와 동일한 시간주기 동안 제로(0) 전류 자극 신호를 인가하는 것을 포함한다.
예시적인 실시예에서, 측정은 감지된 환자 반응이 본 시스템에 연결된 환자에 대한 노이즈 값에 접근할 경우, 노이즈값과 동일할 경우, 또는 노이즈값 보다 작을 경우, 전기적 노이즈 값을 측정하는 단계 및 측정된 노이즈을 사용하여 자극 신호들에 대한 감지된 응답들의 사용을 허용 또는 중지하는 단계를 포함한다.
도 1은 예시적인 실시예에 따른 신경근 모니터링 시스템의 도면이다.
도 2a는 예시적인 실시예에 따른 신경근 모니터링에 사용하기 위한 리드 시스템의 도면이다.
도 2b는 일 실시예에 따른 신경근 모니터링에 사용하기 위해 환자에게 적용되는 리드 시스템의 도면이다.
도 3은 예시적인 실시예에 따른 신경근 모니터링에 사용하기 위한 리드 시스템의 도면이다.
도 4는 일 실시예에 따른 신경근 모니터링에 사용하기 위한 리드 시스템의 도면이다.
도 5는 예시적인 실시예에 따른 신경근 모니터링 시스템용 제어 유닛의 개략도이다.
도 6은 예시적인 실시예에 따른 신경근 모니터링 시스템용 제어 유닛의 개략도이다.
도 7은 예시적인 실시예에 따른 신경근 모니터링 시스템용 제어 유닛의 개략도이다.
도 8은 예시적인 실시예에 따른 신경근 모니터링 시스템용 제어 유닛의 개략도이다.
도 9는 예시적인 실시예에 따른 신경근 모니터링 시스템용 제어 유닛의 개략도이다.
도 10은 예시적인 실시예에 따른 신경근 모니터링 시스템용 제어 유닛의 개략도이다.
도 11은 예시적인 실시예에 따른 신경근 모니터링 시스템용 제어 유닛의 개략도이다.
도 12는 예시적인 실시예에 따른 신경근 모니터링 시스템용 제어 유닛의 개략도이다.
도 13은 예시적인 실시예에 따른 신경근 모니터링 프로세스를 도시하는 흐름도이다.
도 14는 예시적인 실시예에 따른 신경근 모니터링 시스템의 도면이다.
도 15는 일 실시예에 따른 다리 상의 신경근 모니터링 시스템의 도면이다.
도 16은 예시적인 실시예에 따른 신경근 모니터링 프로세스를 도시하는 흐름도이다.
도 17은 예시적인 실시예에 따른 신경근 모니터링 프로세스를 도시하는 흐름도이다.
도 18은 예시적인 실시예에 따른 신경근 모니터링 프로세스를 도시하는 흐름도이다.
도 19는 예시적인 실시예에 따른 보정 프로세스 동안 샘플 환자 응답을 나타낸다.
도 20은 일 실시예에 따른, 프로세스 단계 동안의 신경근 모니터링 시스템용 제어 유닛의 개략도이다.
도 21은 일 실시예에 따른 신경근 모니터링 프로세스를 도시한 흐름도이다.
도 22 내지 도 24는 본원에 서술된 방법들 및 시스템들로부터 발생된 네 개의 열(train-Of-Four) 신호들의 그래프들의 예시적인 실시예를 도시한다.
필요에 따라, 본 발명의 상세한 실시예가 본원에 개시된다. 그러나, 개시된 실시예들은 다양하고 대안적인 형태로 구현될 수 있는 본 발명의 단지 예시적인 것임을 이해해야 한다. 수치가 반드시 일정한 비율에 있지는 않는다. 일부 기능은 특정 구성 요소의 세부 사항을 표시하기 위해 과장되거나 최소화될 수 있다. 따라서, 본원에 개시된 특정한 구조적 및 기능적 세부 사항은 제한적으로 해석되어서는 안되며, 당업자가 본 발명을 다양하게 이용하도록 교시하는 대표적인 기초로서만 해석되어야 한다.
현대 전신 마취의 두 가지 중요한 약제 성분은 (1) 무의식에 대한 책임이 있는 마취약(들), 및 (2) 환자의 마비를 일으키는 신경근 차단 약물(들) 이다. 의식 수준을 모니터링하기 위해 새롭고 정교한 뇌파 모니터(EEG monitors)가 존재하지만, 마비 수준(예를 들어, 신경근 차단)을 모니터링하기 위한 도구는 덜 정교하다. 마취의 진보와 함께, 특히 마취를 급속하게 역전시키는 경우, 환자가 부분적으로 마비된 상태로 깨어있는 상태가, 예를 들어, 잔류 신경 근육 차단으로 인해 더 흔하게 발생한다. 주요 수술에서 깨어났을 때 환자가 삼키거나 및/또는 호흡하기 어려울 때 심각한 불편을 겪을 수 있다. 현재 기술된 시스템 및 방법은 마비 수준, 예를 들어, 신경근 차단을 모니터링하기 위한 개선된 도구를 제공한다. 현재 기술된 시스템 및 방법은 말초 신경을 자극하도록 작동하고, 결과적인 근전도(EMG) 반응을 측정한다. 실시예는 환자의 상태를 감지할 때 오류 가능성을 줄이기 위해, 환자로부터 감지된 전기 신호 결과를 필터링하기 위한 노이즈 플로어(noise floor)를 제공할 수 있다.
도 1은 환자의 정량적인 트위치 모니터링을 위한 모니터링 시스템(100)을 도시한다. 시스템(100)은 마취 중 또는 마취의 결과로서 신경근 차단의 깊이를 측정하는데 사용될 수 있다. 모니터(101)에는 베이스(102)가 제공된다. 베이스(102)는 모니터(101)를 충전하거나 모니터(101)에 전기 에너지를 제공하는데 사용될 수 있다. 모니터(101)는 운영 스위트(suite)의 무균 환경에서 사용할 수 있도록 제조된다. 예를 들어, 모니터는 예를 들어, 다른 마취 장비와 같은 외과 수술실 또는 수술실에 위치되도록 청소 가능하다. 일부 실시 예에서, 베이스(102)는 또한 운영 스위트의 무균 환경에서 사용 가능하도록 제조된다. 베이스(102)는 작동 세트 외부에 있을 수 있고, 모니터(101)는 베이스(102)로부터 제거되어 작동 스위트로 이동할 있다. 리드 어셈블리(105)는 모니터(101)에 연결되고, 감지된 신호 또는 데이터가 모니터(101)로 보내지는 적어도 감지 기능을 제공할 수 있다. 리드 어셈블리(105)는 자극에 반응하여 움직임을 감지하기 위해 환자(106) 상에 위치되도록 구성된다. 모니터(101)는 자극 신호를 리드 어셈블리(105)에 출력할 수 있으며, 리드 어셈블리(105)는 이어서 환자(106)의 반응을 감지한다. 예시적인 실시예에서, 리드 어셈블리(105)는 사용 후에 폐기되는 단일 사용 아이템이다.
디스플레이, 회로, 메모리, 및 프로세서를 포함하는 모니터(101)는 재사용 가능하다. 모니터(101)는, 재충전 전지, 충전 회로, 자극 회로, 디스플레이, 디스플레이 회로, 및 프로세서(들)와 메모리가 있는 프로세서 보드로 둘러싸여 있는, 사출 성형된 케이스일 수 있는 하우징을 포함할 수 있다. 프로세서 보드는 납 어셈블리의 유형을 감지하고, 피부 저항을 측정하고, 적절한 전압/전류 펄스를 생성하고, 센서에 필요한 연산 증폭기 및 아날로그-디지털 변환기로 구성될 수 있다. 모니터는 본원에 서술된 방법 또는 시스템을 사용하여 감지된 TOF 신호의 그래프를 노이즈 수정 방법을 포함하여 표시할 수 있다.
리드 어셈블리(105)는 가속도계, 플렉스(flex) 회로, 복수의 이격된 전극, 및 모니터에 연결하기 위한 커넥터를 포함할 수 있다. 리드 어셈블리(105)는 가속도계 기반의 감지 장치, 근전도 기반의 감지 장치, 또는 양쪽 모두로 구성될 수 있다. 모니터(101)는 리드 어셈블리가 커넥터를 통해 모니터에 연결될 때 리드 어셈블리(105)의 타입을 감지할 수 있다.
리드 어셈블리(105)를 통한 모니터(101)는 복수의 이산 자극 펄스를 사용하여 이들 자극 펄스 각각에 대한 환자의 반응을 감지하는 정량적인 트위치 모니터링을 제공할 수 있다. 이는 설정된 시간주기, 예를 들어, 5초 미만, 3초 미만, 약2 초 동안 수행된다. 예를 들어, 자극 펄스는 2초 시간 간격("4연속 자극(a train-of-four)" 또는 TOF) 내에서 4개의 전기 충격이 될 수 있다. 리드 어셈블리(105)는 환자에게 약간의 움직임이나 경련(twitch)을 유발할 수 있는 신경에 이들 자극 신호를 인가한다. 리드 어셈블리(105)는 손목 근처의 척골 신경에 자극 펄스를 인가할 수 있다. 리드 어셈블리(105)는, 예를 들어, 경련을 일으키기 위한 엄지 손가락 및 집게 손가락인, 엄지 및 집게 손가락에서 자극 신호에 응답하여 환자의 반응을 감지한다. TOF 수는 TOF 자극 패턴을 따르는 식별 가능한 응답의 수를 나타낸다. 신경근 차단없이, 4가지 응답 모두 본질적으로 동일한 진폭을 갖는다. 제4 반응의 상실은 75-80% 신경 근육 차단을 의미한다. 제3, 제2, 및 제1 반응의 소실은 각각 85%, 90% 및 98-100%의 신경근 차단과 관련된다. 4연속 자극 비율(a train-of-four ratio)은 신경근 회복의 측정으로서 제4 반응의 진폭을 제1 반응의 진폭으로 나눔으로써 얻어진다. 비율 0.7은 적절한 횡격막 재생(즉, 환자가 호흡 할 수있는 능력)을 나타낸다. 비율이 0.9 보다 크면 발관(extubation)에 충분한 인두(pharyngeal) 근육 회복이 보장된다. 신경근 차단의 모니터링 개선으로 환자 치료 및 치료의 결과가 개선될 수 있다.
모니터(101) 또는 선택적으로 베이스(102)는 네트워크(107)를 통해 서버(110)와 통신한다. 서버(110)는 모니터(101) 및 전자 의료 기록으로부터의 데이터를 저장할 수 있다. 데이터는 감지된 데이터, TOF 데이터, 전기적 노이즈 데이터, 신경근 차단 데이터, 근전도 데이터, 자극 신호 데이터, 경직 수치 데이터, 단일 트위치 데이터, 및 가속도 보정 데이터 등을 포함할 수 있다. 예를 들어, 베이스(102)는 모니터(101)에 무선(유도) 충전을 제공할 수 있다. 이로써 배터리를 교체할 필요가 줄어들고, 벽면의 전원에 직접 연결된 모니터(101)에서 발생할 수 있는 전류 서지(current surge)로부터 환자를 보호할 수 있다. 또한, 베이스(102)는 병원의 전자 의료 기록(EMR)에 접속하고, 모니터(101)와 무선으로 통신하여 트위치 모니터링 데이터를 수신하고, 이러한 데이터를 네트워크(107)를 통해 무선 또는 케이블을 통해 EMR에 전송할 수 있다.
모니터(101) 및 리드 어셈블리(105)는 사용시 휴대 가능하고 독립형이다. 리드 어셈블리(105)는 마취 약물이 환자에게 투여되기 전에 환자에게 적용될 수 있다. 리드 어셈블리(105)는, 예를 들어, 마취 후 케어 유닛(PACU)에서 회복을 통해 환자에게 남아있을 수 있다. 모니터(101)는 또한 환자와 함께 이동할 수 있다. 예시적 실시예에서, 제1 모니터는 수술 스위트(surgical suite)와 함께 남을 수 있고, 환자가 수술 스위트를 떠날 때 리드 어셈블리(105)로부터 제거될 수 있다(예를 들어, 플러그를 뽑음). 제2 모니터는 외과 도구(예를 들어, PACU) 외부의 리드 어셈블리(105)에 연결될 수 있다.
모니터(101)는 임피던스 측정을 사용하여 전극 및 전극 자체에 대한 전기적 접속과 관련된 잠재적 문제를 식별할 수 있다. 모니터는 또한 환자의 신체에 대한 불량한 전기적 연결을 감지할 수 있다. 모니터(101)는 또한 두 개의 낮은 신호 조건을 구별하기 위해 임피던스의 측정을 사용할 수 있다. 제1 낮은 신호 조건은 전극 또는 전극 연결의 문제로 인해 발생할 수 있다. 제2 낮은 신호 상태는 환자의 총 마비에 도달했을 때 발생할 수 있다. 임피던스는 장치 및 인체의 임피던스를 포함한다. 장치의 임피던스는 모니터의 내부 임피던스, 및 리드, 예를 들어, 접속부, 와이어, 및 전극의 임피던스를 포함한다. 장치의 임피던스는 제조 중에 결정되어 모니터의 메모리에 저장될 수 있다. 인체의 임피던스, 예를 들어, 환자는 일반적으로 RTotal = RSkin (in) + Rintemai + RSkin(Out)으로 정의된다. Rtotal은 두 전극 사이에서 본체를 통해 신호를 인가하여 특정 환자에 대한 모니터를 보정할 때 이용될 수 있다. 인체의 임피던스는 건조한 피부의 저항을 포함하며, 이는 약 1,000-100,000 ohm 사이일 수 있다. 피부가 젖었거나 또는 타거나/물집이 생기면 피부 저항이 훨씬 낮다. 일부 예에서, 양호한 전기 컨덕턴스를 갖는 환자에게 전극을 적용하는데 도움이 되도록, 전도성 페이스트 또는 전도성 겔을 도포하는 것이 바람직하다. 의료용 전기 전도성 겔은 도전제(conducting agent)로서의 이온화된 염의 농도를 갖는 수용액, 가교 결합(crosslinking)할 수 있는 천연 검(gum), 및 보강 없이 응집력을 유지하기에 충분한 내부 강도를 갖는 전기 전도성 겔을 제공하는 가교 결합 물질을 포함할 수 있다. 임피던스는, 예를 들어, 제1 전극에서 알려진 신호를 인가하고 다른 전극에서 응답을 감지함으로써 측정될 수 있다. 모니터는 신호 소스를 사용하여 각 전극을 테스트하고 하나 또는 여러 개의 다른 전극에서 결과 신호를 감지할 수 있다. 이는 환자에 대한 신호 경로의 임피던스를 계산하고 자극되어야 할 원하는 신경에 대해 환자를 통한 임피던스를 계산하는 데 사용될 수 있다.
리드 임피던스가 모니터에 저장될 수 있는 임계 값 이상이면 모니터는 전극 또는 전극 연결에 문제가 있다고 판단할 수 있다. 모니터는 전기 접속에 문제가 있고 확실한 신호를 획득하지 못할 수도 있는 신호, 예를 들어, 빛 또는 다른 디스플레이 표시를 나타낼 수 있다. 임피던스가 정상이면, 낮은 신호는 환자 마비의 결과 일 수 있다. 낮은 신호의 경우, 가속도계 신호 또는 EMG 신호는 매우 낮다. 두 경우 모두, 낮은 신호는 잘못된 TOF 비율을 초래할 수 있기 때문에, 모니터는 TOF 비율을 계산하지 않는다(예를 들어, 모니터는 대신에 TOF 카운트를 0으로 표시한다). 예를 들어, 감지된 신호가 원래의 감지 신호 진폭의 10% 미만이거나 고정 값(예를 들어, 2mV 미만의 EMG 진폭)보다 작고 4개의 모든 트위치에서 거의 같은 경우 심한 마비의 경우, TOF 비율은 100%로 잘못 표시될 수 있다(즉, 제4 트위치는 제1 트위치와 동일한 진폭을 의미한다). 이는 실제로 환자가 완전히 마비되었을 때, 환자가 마비되지 않았음을 암시한다.
모니터(101)는 신경근 차단 감지에 사용하기 위한 전극을 선택하는 양식 선택 기능을 더 포함할 수 있다. 다중 전극의 사용으로, 모니터(101)는 다중 전극으로부터 자극 전극 및/또는 감지 전극을 선택한다. 모니터는 자극 신호를 인가하기 위해 자극 대상 신경에 위치한 전극을 사용할 수 있다. 모니터는 자극 가능한 근육에 위치한 전극을 사용하여 전기적으로 또는 기계적으로 근육의 자극을 감지할 수 있다. 모니터는 감지되지 않은 전극 중 하나를 선택하여 감지된 신호에서 공통 모드 신호(common mode signal)를 제거할 수도 있다. 공통 모드 신호는 환자의 몸에 존재하는 수술용 장비의 전원 메인 또는 다른 장치로부터의 환경 노이즈, 예를 들어, 60Hz 신호를 포함할 수 있다. 모니터는, 예를 들어, 공통 모드 신호를 반전시키고 이를 감지된 신호에 추가함으로써, 공통 모드 신호를 감지하고, 공통 모드 신호에 이득을 적용하고, 감지된 신호로부터 공통 모드 신호를 감산하는 회로를 포함할 수 있다. 3개의 감지 전극을 갖는 예에서, 손바닥의 제1 전극, 손의 뒤쪽에 있는 제2 전극, 및 손가락 상의 제3 전극을 갖는 모니터(101)는 감지를 위한 최상의 전극을 선택할 것이다. 다른 전극들 중 하나는 공통 모드 신호를 억제하는데 사용될 공통 모드 전극이 될 것이다. 감지되는 신호는 전극 간의 차이이다. 따라서, 공통 모드 신호는 억제되어야 한다.
예에서, 자극 전극이 자극되고 제1 전극이 감지 전극이다. 이러한 감지의 제1 값이 감지되고 저장된다. 자극 전극이 자극되고 제2 전극이 감지 전극이다. 제2 감지의 제2 값이 감지되고 저장된다. 제1 값은 제2 값과 비교된다. 제1 값 또는 제2 값 중 큰 값이 전극의 사용을 결정하며, 제1 전극 또는 제2 전극 중 어느 하나가 각각 선택된다. 제1 전극 및 제2 전극 중 다른 하나는 공통 모드 전극이다. 이들 각각의 제3 전극은 EMG 감지용 음극이다. 이들 전극은 감지된 TOF 신호의 일부일 수 있는 노이즈 신호를 감지하는 데에도 사용될 수 있다.
모니터(101)는 그 선택 방식으로 근전도 감지 및/또는 가속도계 감지를 더 판단할 수 있다. 모니터(101)는 근전도 감지 또는 가속도계 감지 중 감지 유형을 선택하는 기계 인간 인터페이스(machine human interface)를 통해 입력을 수신할 수 있다.
베이스(102)는 마취 기계에 통합될 수 있다. 모니터(101)는 마취 기계의 액세서리일 수 있다. 베이스(102)는 복수의 서랍을 포함하는 바퀴 달린 카트를 포함할 수 있다. 서랍 중 적어도 하나는 특정한 약을 보관하기 위해 잠길 수 있다. 베이스는, 예를 들어, 전자 의료 기록 데이터베이스(들)에 대한 네트워크 통신 접속을 더 포함할 수 있다. 베이스는 또한, 예를 들어, USB 등과 같은 다른 전기적 연결을 포함할 수 있다. 베이스(102)는 또한 수평 작업 공간을 포함할 수 있다. 예를 들어, 모니터(101)는 작업 공간과는 별도의 모니터 지지부에서 전기 연결부를 통해 베이스에 전기적으로 연결될 수 있다.
모니터(101)는, 전류의 추가적인 증가가 큰 근육 경련을 초래하지 않을 때까지, 리드 어셈블리(105)를 통해 환자에게 인가된 자극 전류를 점차적으로 상승시키는 보정 루틴(calibration routine)을 포함할 수 있다. 자극 전류는 이러한 최대 자극 전류, 예를 들어, 초 극치(supramaximal)의 자극의 바로 위에 설정된다. 수술 중에, 마비 약물을 투여하기 전에 환자에 대한 보정이 수행되어야 한다. 모니터는 연속적으로 증가하는 펄스를 약 1초 간격으로 떨어진 일련의 단일 펄스로 계속 인가한다. 그러나, 신경근 차단이 이러한 가까운 거리에 있는 단일 트위치에 대한 반응에서 최대 신호 진폭을 감지하는 기능을 혼란스럽게 하는 퇴색(감소)을 초래하기 때문에, 그러한 보정 순서는 마비 환자에게는 작동되지 않는다. 환자가 이미 약물에 의해 마비된 경우, 모니터(101)는 단일 펄스들이 더 멀리 이격되어 있는 펄스들의 순서를 사용할 것이다. 예를 들어, TOF 시퀀스의 제1 트위치는 이전의 TOF 시퀀스의 끝에서 최소 10초 간격으로 배치된다. 모니터는 TOF 비율을 모니터링 하여, 또한 데이터를 혼동하여 보정을 방해하는, 환자의 마비 수준이 보정 시퀀스 중에 변경되지 않도록 한다. 예시적인 시퀀스는, (1) 25mA에서 제1 TOF의 보정을 시작하는 단계; (2) 15초 간격으로 이격된 두 개의 연속적인 TOF 시퀀스의 T1 높이를 측정하는 단계; (3) TOF 비율이 일정하다고 가정하고 환자가 충분히 "마비되지 않았는지(unparalyzed)" 여부(예를 들어, 기준치의 TI의 50%와 상관 관계가 있는 TOF > 0.4)를 확인하여 Tl 트위치 높이가 더 이상 증가하지 않을 때(5% 미만 증가)까지 5mA 단위로 진폭을 단계적으로 증가시키는 단계; 및 (4) 안정 수준(plateau)(예를 들어, 40mA)에 앞선 진폭을 취하여 이를 110%(예를 들어, 44mA)로 곱하고 이를 모든 후속 자극에 대한 "초 극소 전류(supramaximal current)"로 사용하는 단계를 포함한다.
사용 중에, 모니터(101) 및 리드 어셈블리(105)는 환자 반응을 자극하고 감지하도록 작동할 수 있다. 모니터(101) 및 리드 어셈블리(105)에 의한 정량적인 트 위치 모니터링에 의해 제공되는 보다 정교한 유형의 자극의 한 예는 4연속(train-of-four, TOF) 자극 시퀀스 및 4연속 자극 비율의 측정이다. 4열 시퀀스는 시간 간격, 예를 들어, 2초 내에 4개의 별개의 전기적 임펄스를 인가하는 것을 포함한다. 임펄스 열은 자극 신호이며 모니터의 회로에 의해 생성된다. 리드 어셈블리는 자극 신호를 환자에게, 예를 들어, 손목 근처의 엄지 손가락, 집게 손가락, 또는 양쪽 모두를 (마비되지 않은 환자에서) 4연속 전기 자극 각각에 대해 한 번 "경련을 일으키게" 하는 척골 신경에 전달한다. TOF 카운트는 TOF 자극 패턴을 따르는 식별 가능한 응답의 수를 나타낸다. 신경근 차단이 없다면 네 가지 반응 모두가 동일한 진폭을 나타낸다. 신경근 차단이 증가함에 따라 제4, 제3, 제2 반응은 진폭이 감소하기 시작한다("퇴색(fade)"이라고 한다). 4연속 자극의 비율은 신경근 차단의 측정으로서 제4 반응의 진폭을 제1 반응의 진폭으로 나눔으로써 얻어진다. 0.7(70%)의 비율은 적절한 횡격막 재생(즉, 호흡 능력)을 나타낸다. > 0.9(90%)의 비율은 발관에 충분한 인두 근육 회복을 보장한다. 본 시스템 및 방법은 마비 레벨의 정확한 특성을 제공하기 위해 정량적인 트위치 모니터링을 제공한다.
리드 어셈블리(105)는 의료 전문가가 적어도 하나 (또는 그 이상)의 근육-레코딩 사이트에 감지 전극을 신속하게 배치할 수 있게 한다. 리드 어셈블리는 그 전극을 사전에 위치된 방식으로 지지한다. 모니터(101)는 알고리즘을 사용하여 신호 분석에 기초하여 최상의 감지 사이트를 선택한다. 모니터는 리드 어셈블리 내에 사전에 패키징된 복수의 전극으로부터 사용할 최상의 전극을 선택할 수 있다.
모니터(101)는 근전도 검사("EMG") 전극 및 가속도계로부터의 신호를 감지 및 처리할 수 있다. 모니터(101) 내의 알고리즘은 최상의 신호를 제공하는 감지 메커니즘을 선택할 수 있다. 모니터(101)는, 예를 들어, 최대 신호 높이, 최대 곡선 아래 면적, 파형 분석, 또는 기타 신호 처리 분석을 기초로, 복수의 감지 지점(예를 들어, 제1 배측 골간근 상에 배치된 전극(an electrode placed over the first dorsal interosseous muscle) 대 무지 내전근(the adductor pollicis muscle))으로부터 최상의 감지 지점을 자동 감지할 수 있다. 모니터(101)는 또한, 예를 들어, 임피던스 측정에 기초하여, 리드가 불량하고 어느 전극 또는 리드에 결함이 있는지를 사용자에게 통지할 수 있다.
모니터(101)는 또한 리드 어셈블리(105)로부터의 감지된 데이터의 시간 경과를 플로팅(plot)할 수 있다. 모니터는 회복을 완료하기 위한 환자의 시간 예측, 또는, 예를 들어, "TOF > 0.7" 또는 "TOF > 0.9"와 같은 설정 값을 초과하는 4연속 자극 비율에 대한 시간을 계산할 수 있다. 이러한 예측은, 모든 환자가 신경근 차단과 다른 회복 시간을 가지기 때문에, 그 특정 환자에 대한 이전 트위치 모니터링 데이터의 외삽(extrapolation)에 기초한 추정일 수 있다. 대안적으로, 예측은 환자의 유사한 프로파일, 예를 들어, 신장, 체중, 연령, 성별, 진단 등을 갖는 유사한 환자의 이전 병력에 기초할 수 있다.
모니터(101)는 또한 환자가 크게 마비된 경우(예를 들어, TOF = 0, 또는 < 0.1), 환자의 상태를 감지하기 위해 보다 민감한 알고리즘을 사용할 수 있고, 깊은 마비를 정량화하기 위해, 예를 들어, 경직 이후의 카운트(post tetanic count, PTC)와 같은 보다 민감한 시퀀스가 사용될 수 있다. 모니터(101)는 TOF = 0을 감지할 것이고 자동으로 PTC 모니터링으로 전환될 것이다. 모니터(101)는 디스플레이상의 시간 플롯상에서 양쪽 모두의 플롯을 출력할 수 있다. 중대한 신경근 복구가 발생하면, 모니터(101)는 PTC로부터 다시 TOF로 전환될 것이다.
도 2a는 베이스(200) 및 베이스(200) 상에 지지된 복수의 전극(201-205)을 포함하는 리드 어셈블리(105)를 도시한다. 베이스(200)는 모니터에 인접한 기단부(proximal end)(221) 및 말단부(distal end)(222)와 함께 연장된다. 기단부 (221)는 리드 어셈블리(105)를 모니터(101)에 전기적으로 연결하기 위한 커넥터 (212)를 포함할 수 있다. 베이스(200)는 커넥터(212)로부터 각각의 전극(201-205)까지 연장되는, 예를 들어, 금속 트레이스(trace) 라인, 인쇄된 전도성 잉크, 와이어 등을 지지하는 가요성 기판을 포함할 수 있다. 베이스(200)의 하부는 의료용 접착제를 포함하여 베이스의 적어도 일부가 환자에 고정될 수 있다. 베이스(200)는 각각의 전극(201-205) 주위에 주변 본체를 포함할 수 있다. 결과적으로, 베이스(200)는 전극들 사이보다 전극(201-205)에서 더 넓다. 전극(201-205)은 환자와 전기적으로 접촉하고, 베이스(200)에 의해 제 위치에 유지된다.
제1 전극(201)은 기단부(221)에 가장 가까운 전극이다. 제1 전극(201), 제2 전극(201), 및 제3 전극(203)은 기단부(221)로부터 순차적으로 위치하고, 각각 척골 신경에 자극 신호를 인가할 수 있다. 모니터(101)는 하나 이상의 전극(201-203) 중 어느 것이 환자의 척골 신경에 자극 신호를 인가하는 것이 가장 적합한지를 판단할 수 있다. 전극(201-203) 각각 또는 전극(201-203) 중 선택된 전극은 모니터 또는 다른 제어 유닛으로부터 자극 신호를 수신한다. 자극 신호는 척골 신경 또는 자극받을 다른 신경에서 환자에게 50 mA 신호를 생성하기 위해 최대 약 400 볼트일 수 있다. 전극(201-203) 중 하나는 접지에 연결될 수 있으며 자극 신호에 의해 직접 구동되지 않을 수 있다.
전극(204)은 다른 전극(201-203)에 의해 인가된 자극 신호에 대한 환자의 반응을 감지하도록 구성되고 배치된다. 전극(204)에 의해 감지된 신호는 신경근 차단의 수준을 분석하고 양적으로 결정하기 위해 도체를 통해 모니터로 피드백된다. 전극(204)은 자극 신호에 반응하여 그 근육 활동을 감지하기 위해 무지 내전근(adductor pollicis muscle) 또는 제1 배측 골간근(first dorsal interossei muscle)에 위치될 수 있다.
전극(205)은 손가락 말단부(예를 들어, 도 2b에 도시된 바와 같이 검지 손가락) 근처에 위치한다. 전극(205)은 기단부(221)로부터 약 14 센티미터가 될 수 있다. 전극(205)은 중성(음) 단자일 수 있다.
가속도계는 복수의 전극(201-205) 중 임의의 전극과 함께 또는 그 대신에 배치될 수 있다. 예를 들어, 가속도계는 내전근 대립근 또는 제1 등쪽 간질근의 제4 전극(204)에 위치되어, 제1 전극(201), 제2 전극(202) 또는 제3 전극(20) 중 적어도 하나에 의해 인가된 자극 신호에 반응하여 관련된 근육의 움직임을 감지할 수 있다. 예를 들어, 가속도계는 환자의 손가락 위의 전극에 위치한다. 예를 들어, 가속도계는 손가락 끝 부분에 위치할 별도의 장치이다. 가속도계는 리드 어셈블리 베이스(200)에 통합될 수 있다.
애플리케이션 표시(210)는 리드 어셈블리 베이스(200)의 기단부(221)에 인접하여 증명될 수 있다. 리드 어셈블리 베이스(200)가 환자의 양손에 적용되는 경우, 표시(210)는 리드 어셈블리의 왼손 적용 및 리드 어셈블리의 오른손 적용 모두에 대한 적절한 적용을 나타낼 수 있다. 표시는 양손에 적용될 때 복수의 전극(201-205) 각각의 위치의 그래픽 표현이다. 리드 어셈블리 베이스(200)는 베이스(200)를 환자에게 제거 가능하게 접착시키기 위해 한쪽 면에 접착제를 가질 수 있다. 전기 전도성 접착제가 전극에 위치될 수 있다.
전극(203, 204, 205)은 환자의 손에 있는 다른 위치에 배치될 수 있다. 예를 들어, 적어도 하나의 전극이 환자의 작은 손가락(핑키라고도 함)에 위치할 수 있다. 본원에 기술된 바와 같이, 자극 전극(201, 202)은 인체의 근육 또는 뼈에 의해 보호되지 않는 커다란 척골 신경을 자극한다. 척골 신경은 순전히 감각 기능을 수행하지 못하는 유일한 비보호 신경이다. 척골 신경은 작은 손가락과 약지의 인접한 절반에 직접 연결된다. 따라서, 감지 전극을 작은 손가락 또는 작은 손가락에 인접하게 배치하는 것은 일부 환자에 대한 개선된 자극 및 감지를 제공할 수 있다.
도 3은 리드 어셈블리(105)의 다른 실시예인 리드 어셈블리(300)를 도시한다. 리드 어셈블리(300)는 베이스(306) 상에 지지된 복수의 전극(301-305)을 포함한다. 베이스(306)는 도 2a의 실시예의 베이스(200)의 것과 유사하거나 동일한 재료로 형성될 수 있다. 베이스(306)는 일측에 리드 어셈블리(300)를 환자에게 제거 가능하게 고정하기 위한 접착제를 포함할 수 있다. 전기 전도성 접착제가 전극(301-305)에 위치될 수 있다.
베이스(306)는 가늘고 긴 기단부(321)로부터 말단부(322) 까지 연장된다. 베이스(306)는 환자의 해부체(예를 들어, 손목 및 손)를 따라 휘어지기 때문에 강성이 없으며 유연하다. 복수의 컨덕터가 베이스(306) 내에서 연장되고 모니터를 전극(301-305)에 전기적으로 접속시킨다. 제1의 2개의 전극(301, 302)은 자극 신호, 예를 들어, 전기적인 펄스의 열을 환자의 신경(예를 들어, 척골 신경, 후경골 신경, 또는 안면 신경)에 인가하는 자극 전극이다. 2개의 감지 전극(303, 304)은 근위부(321) 및 말단부(322)의 중간에 위치한다. 예를 들어, 감지 전극(303, 304)은 기단부(321)보다 말단부(322)에 더 가깝다.
전극(301-305)은 피부상의 근육 위에 표면으로부터 근육 활동을 기록함으로써 환자의 근육 기능을 평가하기 위해 표면 근전도 판독을 제공하도록 작동한다. 전극(303, 304)은 무지 내전근, 배측 골간근(예를 들어, 제1 등쪽 골간), 입둘레근(the orbicularis oris muscle), 또는 장무지 굴곡근(flexor hallucis longus muscle) 등의 활동을 판독할 수 있다. 전극(303, 304)은 표면 전극이며, 자극 전극(301, 302)으로부터의 자극 신호에 응답하여 근육 활동의 제한된 평가만을 제공 할 수 있다. 환자의 손가락에서의 전극(305)과 같은 다른 음극이 EMG 신호를 판단하는데 사용된다. 감지를 위한 2개의 전극으로 도시되어 있지만, 예를 들어, 두 개 이상의 전극을 사용하여 자극 신호에 대한 근육 반응을 기록할 수 있다. 예를 들어, 응답은 한 쌍의 전극 또는 다중 전극의 보다 복잡한 배열에 의해 기록될 수 있다. 그러나, EMG 기록은 2개의 개별 전극 사이의 전위차(예를 들어, 전압 차)를 표시하기 때문에 하나 이상의 전극이 필요하다. 에를 들어, 자극되는 근육에 인접하지 않은 다른 전극(303 또는 304)은 공통 모드 신호를 억제하기 위해 구동되는 전극이 될 수 있다. 전극(305)은 음극으로 사용되어 EMG 신호에 전압차를 제공할 수 있다. 전극(303, 304) 중 어느 것이 환자 반응을 감지하는데 사용될 것인지를 선택하는 것이 바람직하다. 최상의 전도도를 나타내는 전극 또는 테스트 신호에 대한 최상의 응답은 모니터(101)에 의해 감지 전극으로서 선택될 수 있다. 간단히 서술하면, 두 가지 모드가 있을 수 있는데, 제1 모드는 공통 모드 신호를 억제하는 전극(303)을 포함하고, 전극(304)은 양의 근전도 감지 전극이고, 전극(305)은 음의 근전도 감지 전극이다. 제2 모드는 양성 근전도 감지 전극인 전극(303)을 포함하고, 전극(304)은 공통 모드 신호를 감지하고, 전극(305)은 음의 EMG 감지 전극이다.
전기 커넥터는 기단부(321)에 제공되어 전극을 전기 전도성 와이어를 통해 모니터 또는 제어 유닛(101)에 연결한다. 모니터/제어 유닛(101)은 환자의 전기 신호의 자극 및 감지와 관련된 전기 신호를 처리 및 출력하는 제어 회로를 포함한다. 모니터/제어 유닛(101)은 메인 전원에 연결되지 않을 때 시스템에 전력을 공급할 수 있는 재충전 가능한 배터리를 포함할 수 있다. 모니터/제어 유닛(101)은 촉각 입력 회로가 내장된 디스플레이 스크린을 포함할 수 있다. 디스플레이 스크린은 본원에 서술된 임의의 그래픽 사용자 인터페이스를 출력하도록 구성된다. 디스플레이 스크린은 감지된 EMG 신호 또는 4개의 테스트가 진행중인 열의 시간 플롯 표시 간에 토글(toggle)될 수 있다. 유효한 결과를 산출할 경우, TOF 계산된 값은 표시 화면에 표시될 수 있다.
작동 중에, 모니터는 공통 모드 신호를 감지하는 회로를 포함할 수 있다. 회로는 공통 모드 신호를 반전한 다음 이득을 적용하여 공통 모드 억제 신호를 생성한다. 공통 모드 억제 신호는 공통 모드 신호를 억제하기 위해 비-감지 전극에 인가된다.
전극(303, 304)은 베이스(306) 내의 엄지 개구(310) 위에 말단 방향으로 위치한다. 엄지 개구(310)는 엄지 개구(310)의 둘레를 감싸고 기단부를 향해 뒤로 연장되는 베이스(306)의 타원형 연장부에 의해 형성된다. 베이스(306)의 본체와 베이스(306)의 외팔보(cantilevered arc)(312) 사이에는 삽입 개구(311)가 규정된다. 상이한 형상, 예를 들어, 원형 또는 다각형의 엄지 개구를 제공하는 것은 본 개시의 범위 내에 있다. 예를 들어, 엄지 개구(310)는 닫혀있다. 즉, 갭(311)을 가지지 않으며 원호(312)의 단부는 베이스(306)의 중간 부분까지 다시 연장된다.
전극(305)은 말단부(322)에 있다. 전극(305)은 중성 전극일 수 있으며 손가락의 말단부, 예를 들어, 환자의 검지 손가락에 위치할 수 있다.
리드 어셈블리(300)는 척골 신경 위의 피부상의 전극(301, 302)과 함께 특허에 포함된다. 환자의 엄지는 엄지 개구(310)를 통해 연장된다. 전극(303, 304)은 손의 반대쪽에 위치한다. 리드 어셈블리(300)가 환자의 왼손에 위치할 경우, 전극(303)은 손바닥 쪽에 있고 전극(304)은 등쪽(dorsal side)에 있다. 리드 어셈블리(300)가 환자의 오른손에 장착될 때 그 반대가 참이 된다. 예를 들어, 전극(303)은 등쪽에 있고 전극(304)은 손바닥 쪽에 있다. 감지 전극(303, 304)은 이들이 위치하는 측면에 따라 인접한 근육 조직의 움직임을 감지한다. 다른 전극은 전류를 낮추거나 소싱(source)할 수 있는 구동되는 전극으로 작동한다. 구동되는 전극을 사용하면 공통 모드 간섭을 줄일 수 있다. 모니터의 회로는 환자의 공통 모드 신호를 감지할 수 있다. 공통 모드 신호는 근육 활동으로 인해 감지된 신호로부터 공통 모드 신호를 제거하기 위해 모니터에서 사용될 수 있고, 비-감지 전극에 인가되어 공통 모드 신호를 억제할 수 있다.
리드 어셈블리가 환자 위에 놓일 때, 의료 전문가는, 예를 들어, 기계를 통해 휴먼 인터페이스 또는 다른 I/O 장치에 리드 어셈블리가 부착된 손을 모니터(101)에 입력할 수 있다. 이는 모니터(101)가 관련된 근육으로부터 응답을 읽는데 도움을 줄 것이다.
베이스(300)는 전극들을 환자의 손의 다른 위치로 이동시키기 위해 상이한 형상으로 형성될 수 있다. 예를 들어, 전극, 예를 들어, 전극(305)이 집게 손가락 이외의 손가락, 예를 들어, 새끼 손가락 상에 위치되어야 할 경우, 엄지로부터 연장되는 부분이 환자의 손 또는 손바닥의 뒤쪽을 가로질러 새끼 손가락까지 연장되도록 베이스가 형성될 것이다.
전극(201-205, 301-305)은 환자에게 전기 접촉을 향상시키기 위해 전극 상에 전해질 물질, 예를 들어, 겔(gel)을 갖는 자체 준비 전극일 수 있다. 전극은 또한 각질층 내로 연장되는 길이의 작은 타인(tines) 또는 미세 바늘을 포함할 수 있다. 각질층은 일부 전기 신호를 방해할 수 있으며, 각질층의 일부를 관통 또는 긁어내어 전기 자극 또는 전극의 감지 기능을 향상시킬 수 있다. 전극의 미세 바늘 또는 타인은 피부의 진피까지 또는 피부의 진피를 통해 각질층을 관통할 수 있다. 결과적으로, 전기적인 신호는 각질층의 표면에 비해 상대적으로 낮은 임피던스로 각질층을 지나 전극을 가로질러 통과하거나 또는 전도된다.
도 4는 리드 어셈블리(300)와 유사하지만 상이한 베이스(306A, 306B)를 갖는 리드 어셈블리(400)를 도시한다. 동일한 구성 요소는 도 3에 사용된 것과 동일한 참조 번호로 도시되고, 유사하게, 동일한 참조 번호 및 접미사 "A" 또는 "B"로 표시된다. 베이스(306)(도 3)는 2개의 개별베이스(306A, 306B)로 분리된다. 근위의 자극베이스(306A)는 자극 전극(301, 302)을 지지하고 전극(301, 302)을 모니터(101)에 전기적으로 연견한다. 말단의 감지베이스(306B)는 양의 감지 전극(303, 304) 및 음극(305)을 지지한다. 감지베이스(306B)는 또한 엄지 개구(310)를 형성한다. 감지베이스(306B)는 전극(301, 302)을 모니터(101)에 전기적으로 연결한다. 자극 전극(301, 302)으로부터의 감지 전극(303, 304)의 물리적 분리는 환자에게 보다 용이하게 적용되도록 할 수 있다. 리드 어셈블리(400)와 모니터(101) 사이의 자극 및 감지를 위한 전기적 경로의 분리는 도체들 사이의 혼선을 감소시킬 수 있고 감지 전극들(303, 304) 중 적어도 하나로부터 보다 양호하게 감지된 신호를 유도할 수 있다.
도 5는 모니터(101)의 일부인 디스플레이 상에 도시된 그래픽 사용자 인터페이스(500)를 도시한다. 인터페이스(500)는 모니터가 리드 어셈블리(105)와의 셋업 및 연결을 점검하는지를 나타낸다. 진행 그래픽(501)은 체크 디바이스 프로세스의 진행을 나타낼 수 있다. 배터리 충전 및 시간은 헤더(503)에 표시될 수 있다. TOF 비율 및 타이머는 제1 디스플레이 영역(505)에 도시될 수 있다. 전류 뷰 명칭은 제2 디스플레이 영역(507)에 표시될 수 있다. 진행 그래픽(501) 및 제어 버튼(508)은 제3 디스플레이 영역(509)에 있다. 제어 버튼(508)은 비활성화되어 있으며, 예를 들어, 회색으로 표시되거나 장치가 아직 활성 상태가 아님을 나타내는 다른 표시로 표시된다.
도 6은 모니터(101)의 일부인 디스플레이 상에 도시된 그래픽 사용자 인터페이스(600)를 도시한다. 인터페이스(600)는 인터페이스(500)에 관한 동작의 추가 단계에 있는 설정 단계에 있다. 전원 설정(601)은 제어 버튼(508)이 시작 버튼으로 활성화된 제3 표시 영역(509)에 도시되어 있다. 각각의 설정(601)은, 터치 스크린인 경우, 디스플레이와의 상호 작용, 또는 모니터(101)에 연결된 입출력 장치를 사용하여 선택 및 변경될 수 있다. 자극 신호 파라미터는 조정될 수 있다. 자극 파라미터는 전류, 펄스 폭, 주파수, 및 모니터링 모드를 포함할 수 있다. 인터페이스(600)에 도시된 전류는 50mA로 설정된다. 인터페이스(600)에 도시된 펄스 폭은 200 마이크로 초로 설정된다. 인터페이스(600)에 도시된 바와 같은 주파수는 10초로 설정된다. 인터페이스(600)에 도시된 모드는 4연속 자극(train of four, TOF)으로 설정된다.
도 7은 모니터(101)의 일부인 디스플레이 상에 도시된 그래픽 사용자 인터페이스(700)를 도시한다. 인터페이스(700)는 인터페이스(500, 600)에 관한 동작의 추가 단계에 있는 자극 단계에 있다. 제1 표시 영역(505)은 TOF 비율(여기서는 90%)의 판독 값을 나타낸다. 제3 디스플레이 영역(509)은 시간(T1, T2, T3, T4)에서의 판독인 각각의 막대와 함께 막대 그래프(701)로서 4개의 결과열을 나타낸다. 설정 아이콘(703)은 사용자가 도 6에 도시된 바와 같이 설정 단계로 프로세스를 되돌릴 수 있게 하기 위해 제공된다. 제어 버튼(508)은 자극 및 모니터(101)에 의한 결과의 판독을 정지시키기 위한 일시 정지 버튼이다.
도 8은 모니터(101)의 일부인 디스플레이 상에 도시된 그래픽 사용자 인터페이스(800)를 도시한다. 인터페이스(800)는 기록 단계에 있으며, 이는 인터페이스 (500, 600, 700)에 관한 동작의 추가 단계에 있다. 인터페이스(800)는 도 7에 도시 된 바와 같은 차트 대신에 제3 디스플레이 영역(509)에서 데이터(801)의 플롯을 도시한다. 도 8의 판독 값은 TOF 비율이 70% 이다. 플롯은 시간에 따른 TOF 비율일 수 있다. 시간(가로 좌표의 가장 왼쪽 지점)에서, 환자는 아직 마취가 되지 않았거나 신경 근육 차단을 경험하지 않는다. TOF 비율은 1.0 또는 100% 이다. TOF 비율이 떨어지기 시작한 시점에서 환자가 신경근 차단을 받을 때이다. 이러한 예에서, 최저 TOF 비율은 TOF 비율이 약 0.4 또는 40% 인 약 25분이다. 모니터는 TOF 비율이 0.9가 될 때까지 예측 시간을 더 계산할 수 있다. 여기에 13분으로 표시된다. 모니터는 데이터에 다양한 규칙을 적용하여 0.9를 달성하는 TOF 비율 예측 시간을 판단하는 프로세서를 사용할 수 있다. 프로세서는 곡선 적합 규칙(curve fit rule) 등을 적용하여 시간 경과에 따른 TOF 비율을 예측할 수 있다. 그러나, 의료 전문가는 환자가 깨어날 적절한 상태에 있을 때를 여전히 판단하고 다른 요인들(예를 들어, 신경근 차단 약의 재투여, 약물 변화, 수혈 등)과 함께 환자를 깨우기로 결정할 때의 요인으로 예측을 이용한다.
도 9 내지 12는 도 5 내지 8에서와 같은 모니터링 과정에서 동일한 단계를 나타내나, 추가 디스플레이에서, 추가적인 의료 장비 상에 있거나 추가적인 의료 장비(예를 들어, 베이스(102) 또는 서버(110))와 통신중일 수 있다. 이는 의료 전문가가 모니터(101) 및 가능하면 환자로로부터 이격되어 환자 상태를 추가적으로 모니터링할 수 있게 한다.
도 13은 신경근 차단을 갖는 마취 하에서 환자를 모니터링하기 위한 프로세스(1300)를 도시한다. 1301에서, 리드 어셈블리가 환자에게 적용된다. 적어도 두 개의 자극 전극이 자극될 신경 위에 위치한다. 두 개 이상의 전극이 자극 신호에 의해 자극될 수있는 근육 위에 위치한다. 1303에서, 리드 어셈블리는 모니터에 전기적으로 연결되어, 자극 신호를 생성하고 리드 어셈블리에 의해 감지된 응답 신호를 처리할 것이다.
1305에서, 모니터는 환자의 신경근 차단을 감지하는 데 사용될 리드 상의 전극을 선택한다. 모니터는 각각의 전극의 임피던스 값을 측정할 수 있다. 예를 들어, 도 3 및 도 4를 참조하면, 전극(303)과 전극(305) 사이의 임피던스가 측정된다. 전극(304)과 전극(305) 사이의 임피던스가 측정된다. 허용 범위 내에 있는 임피던스 값이 선택된다. 감지 전극(303, 304)에 대한 임피던스는 다른 방법으로 모니터에 의해 측정될 수 있다.
1307에서, 자극 신호가 보정된다. 예를 들어, 환자가 마비약을 투여받기 전에 보정이 수행될 수 있다. 다른 예에서, 환자는 이미 마비약을 투여받았다. 모니터는 측정된 환자 반응이 증가하지 않을 때까지 연속적인 입력 신호를 단계별로 처리할 수 있다. 입력 신호는 낮은 값에서 시작하여 설정된 양만큼 순차적으로 증가한다. 연속적인 입력 신호는 전류가 증가해도 더 이상 감지된 응답이 증가하지 않을 때까지 약 25mA에서 시작하여 5mA 만큼 증가할 수 있다. TOF 입력 신호가 사용되면, 제1 임펄스 응답(T1)은 환자 응답의 변화를 판단하는 데 사용된다. TOF 비율은 보정 중에 환자의 마비 수준이 일정하게 유지되는지 확인하는 데 사용된다. 연속적인 입력 신호에서 TOF 비율이 일정하다면, 입력 신호의 증가가 더 이상 감지된 응답의 증가를 초래하지 않을 때까지 입력 값이 증가한다. 보정은 최대 입력 신호 값(자극 전류)을 설정한다. 예를 들어, 최대 입력 신호는 환자 응답이 한 요소만큼 증가하여 안정화되는 입력 신호 값이다. 계수는 신호에 더해지거나 신호에 곱해질 수 있다. 최대 입력 신호를 높이면 최대 값이 환자의 임계 값 보다 낮지 않도록 할 수 있고, 환자에 대한 마비 약물의 효과가 감소하면 반응이 일어난다. TOF 판단의 예는 도 18을 참조하여 더 자세히 서술된다.
또한, 단계(1307)는 노이즈 플로어 값을 결정하도록 동작할 수 있다. 환자의 센서가 감지한 주변의 노이즈가 감지된다. 시간이 지남에 따라, 환자의 센서에서 전기 신호가 감지된다. 이러한 노이즈 플로어 감지 시간 동안 환자에게 자극 신호가 인가되지 않는다. 노이즈 플로어 값은 환자에서 감지되는 누설 전기 신호를 나타낼 수 있다. 노이즈 플로어 값은 자극 신호로 인한 환자의 전기적 응답을 나타내는 가장 낮은 값일 수 있다. 노이즈 플로어 값 이하의 감지된 값은 환자의 진정 작용에 대한 계산 및 환자 상태 출력을 수행할 때 폐기될 수 있다.
1309에서, 시간이 지남에 따라 신경근 차단이 감지된다. 지속적인 감지는 의학 전문인이 환자의 경향, 과거 상태, 및 현재 상태 및 약물의 효과를 볼 수 있게 한다.
1311에서, 모니터는, 예를 들어, 감지된 데이터, 설정, 또는 계산된 결과를 표시할 수 있다. 디스플레이에는, 예를 들어, TOF 비율 또는 백분율, 또는 시간 경과에 따른 데이터 플롯인 계산된 값이 포함될 수 있다.
1313에서, 모니터는 정량적인 값으로 측정된 환자 상태가 임계 값 아래인지를 판단할 수 있다. 모니터는 환자가 아직 약물에서 회복되지 않았음을 나타낼 수 있다. 예를 들어, 임계 값은 환자의 횡격막(diaphragmatic)의 부적절한 회복 또는 인두(pharyngeal)의 부적절한 회복을 나타낼 수 있다.
도 14는 트위치 센서(1401)와 결합된 리드 어셈블리(105)를 갖는 정량적 트 위치 모니터링 시스템(1400)을 도시한다. 리드 어셈블리(105)는 도 2a 및 도 2b를 참조하여 서술한 전극과 유사한 전극을 포함할 수 있다. 트위치 센서(1401)는 엄지 및 검지에 인접한 환자의 손의 측면에 장착된 손 지지부(1403)를 포함한다. 지지부(1403)는, 지지부를 환자에 고정시키기 위한, 손의 손바닥 측 상의 제1 벽 및 손의 손등 상의 제2 벽을 포함한다. 지지부(1403)는, 예를 들어, 접착제를 사용하여 제 위치에 고정된다. 트위치 센서 본체(1405)는 조절 가능한 인장 피봇(1409)을 통해 지지부(1403)에 회동식으로 연결된다. 환자의 엄지 손가락은 트위치 센서 본체(1405) 내에 유지된다. 가속도계는 트위치 센서 본체(1405)에 통합되어 있다. 환자의 엄지 손가락이, 예를 들어, 척골 신경의 전극(202, 203)에 의한 자극에 반응하여 움직일 경우, 트위치 센서 본체(1405)는 이동할 것이며 가속도계는 이동을 감지하여 케이블상의 신호를 모니터(101)로 출력할 것이다. 자극 전극(202, 203) 만을 사용하고 감지 전극(204, 205)을 사용하지 않는 트위치 센서(1401)를 사용하는 것은 본 개시의 범위 내에 있다.
신체의 상이한 부분(예를 들어, 다리 또는 안면)에서 모니터링 시스템을 이용하는 것은 본 개시의 범위 내에 있다. 도 15는 리드 어셈블리(105)가 환자의 앞에 있는 다리 및 발에 있는 모니터링 시스템(1500)을 도시한다. 자극 신경 근육 전극은 발목 관절부(1503)에 근접한 하부 다리(1501)의 측면 전방 표면(lateral anterior surface) 상에 위치한다. 전극의 물리적 치수는 성인에서 발견되는 발목 관절 크기의 범위에 대해 최적화된 미리 정해진 치수 세트로부터 선택된다. 비골 신경(peroneal nerve)을 감싸는 다른 부위에 두 개의 자극 전극이 있을 수 있으며 비골 신경에 자극 신호가 전달된다. 발의 신근 강직(extensor digitorum brevis, EDB) 근육의 자극 신호에 기인한 수축은, 감지부와 EDB 근육 간의 차별적인 거리로 인해, 측면 및 중간의 감지부 간에 근 전위를 생성한다. 감지 전극 및 자극 전극은 본원에 서술된 바와 같이 손에 대해 선택될 수 있다. 복수의 자극 전극 중 임의의 전극이 환자를 모니터링하는 데 사용될 수 있다. 복수의 전극 중 임의의 전극이 자극에 대한 환자의 반응을 감지하는 데 사용될 수 있다. 감지에 사용되지 않는 감지 전극 중 하나는 공통 모드 신호를 제거하도록 구동될 수 있다. 모니터의 회로는 근육 활동 신호를 감지하지 못하는 전극에 인가되는 공통 모드 억제 신호를 생성할 수 있다.
도 16은 리드 어셈블리를 통해 환자에게 자극 신호를 인가하기 위해 모니터를 보정하는 방법을 도시한다. 1601에서, 모니터는 리드 어셈블리를 통해 환자에게 연속적인 자극 신호를 인가한다. 제1 자극 신호는 연속적인 신호들 사이에서 환자의 반응 변화를 일으키지 않을 것 같은 값에서 시작한다. 반응의 샘플 그래프가 도 19에 표시된다. 예를 들어, 보정은 20 mA 에서 시작된다. 자극 신호는 4연속 자극(train of four, TOF) 분석을 위한 신호 세트일 수 있다. TOF 신호가 이용되는 경우, 연속적인 TOF 신호 및 TOF 비율의 제1 응답(Ti)은 특정 환자에 대한 자극을 보정하는 데 이용된다. 1603에서, 입력 신호에 대한 환자 응답이 측정된다. 1605에서, 입력 신호에 대한 TOF 비율이 균일(예를 들어, 오류 마진 내)한지와 Ti가 동일하게 유지되었는지가 판단된다. TOF 비율이 일정하고 Ti 반응이 증가하면, 1607에서, 입력 신호의 값이 증가한다. 그 후, 프로세스는 단계(1601)로 되돌아간다. 증가는 본원에 서술된 증가, 예를 들어, 5 mA, 예를 들어, 20 내지 25 mA의 증가일 수 있다. 1605에서 TOF 비율이 균일하지 않은 경우, 프로세스는 종료된다. 1605에서 TOF 비율 및 Ti 응답이 증가하지 않으면, 방법은 단계 1609로 진행한다. 최대 자극 값은 이러한 자극 신호의 값을 사용하여 설정된다. 설정된 증분 값, 예를 들어, 최대 자극 값을 설정하기 위해, 계수 또는 상수가 연속적인 입력 신호의 값에 적용되고, 예를 들어, 계수가 곱해지거나 또는 상수가 더해진다. 1611에서, 최대 자극 값은 모니터에 저장된다.
보정의 예에서, 프로세스는 약 10-70 mA 사이의 다중 자극 신호를 통해 단계적으로 진행되고 Ti 반응의 증가 없이 일정한 TOF 비율을 유도하는 자극 신호를 찾을 것이다. 이러한 자극 값은 자극 신호, 예를 들어, 초 극치(supramaximal)의 자극 신호를 설정하는데 사용될 것이다.
여기(excitation) 신호에 대한 초 극치 신호는 시작 신호, 예를 들어, 단일 20mA 자극으로 시작함으로써 설정될 수 있다. 여기 신호의 값은 최대 값까지, 예를 들어, 80 mA까지의 증분 값까지, 예를 들어, 5 mA만큼 증가한다. 초 극치 신호는 자극된 근육에서 섬유의 최대 수를 활성화시키는 데 필요한 여기 신호이다. 보정 시퀀스가 완료되면 모든 계산된 진폭이 최대 반응으로 정규화된다. 최대 반응의 적어도 90%의 반응을 도출하는 최소 자극 진폭이 선택되고, 이러한 전류는 1보다 큰 값 (예를 들어, 110%, 120%, 125%) 만큼 증가하어 초 극치 전류 설정이 도출된다.
도 17은, 모니터링 광을 중간 블록으로 자동 전환하고 깊은 신경근 블록을 모니터링하는, 모니터에 의해 수행될 수 있는 방법(1700)을 도시한다. 환자가 크게 마비된 경우(TOF 카운트 = 0), 깊은 마비를 정량화하기 위해 보다 민감한 시퀀스(경직 이후의 카운트(post tetanic count, PTC))가 사용될 수 있다. 모니터는 TOF 카운트 = 0을 감지하고 자동으로 PTC 모니터링으로 전환된다. 중요한 신경근 복구가 발생하는 경우(표준 TOF에서 1 이상의 TOF 수), 모니터는 다시 TOF 모니터링으로 전환되고 PTC 측정을 중단한다. PTC 측정에 대해, 초 극치 자극 값에서의 자극 신호가 50Hz에서 약 5초 동안 인가된다. 1701에서, TOF 분석이 수행된다. 1702에서, TOF 카운트가 1 이상일 경우, 방법은, 예를 들어, 단계(1701)로 복귀함으로써 TOF 분석을 계속 수행할 수 있다. 1702에서, TOF 카운트가 1보다 작은 경우, 방법은 1703에서 경직 이후의 카운트(PTC)로 전환된다. PTC(1703)는 한 번 수행된다. 1704에서, TOF 분석이 다시 수행된다. 1705에서, TOF 카운트가 1 이상이면, 방법은 단계 1701로 되돌아간다. TOF 카운트가 1 이상이 아닌 경우, 방법은 단계 1703으로 복귀하여 PTC를 수행한다.
도 18은 자극 신호(1800)를 보정하는 예시적인 실시예를 도시한다. 1801에서, TOF는 리드의 선택된 전극을 통해 환자에게 인가된다. TOF는 제1 자극 신호 값에서 수행된다. 1803에서, TOF 비율이 결정된다. 1805에서, TOF 비율이 이전의 TOF 비율로 일정하지 않으면, 보정은 1807에서 중단된다. 1807에서, 보정(1800)에서 메모리에 저장된 TOF 신호의 값이 리셋된다. 시간이 지나면, 예를 들어, 몇 분 또는 10분 후에 보정 방법이 처음부터 다시 시작될 수 있다. TOF가 일정하면, 보정은 단계(1809)로 진행된다. 1809에서, TOF에서 Ti 반응이 증가하는 경우, 최대 자극 신호에 도달하지 않았고, 보정(1800)은 단계(1801)로 복귀하여 증분 값(예를 들어, 20%, 5 mA, 3 mA, 2.5 mA, 또는 10 mA) 만큼 자극 신호를 증가시킨다. TOF에서 Ti 반응이 증가하지 않는 경우, 최대 자극 신호에 도달한 것이다. 1811에서, 자극 신호 값, 예를 들어, 신호에 사용된 증폭이 기록된다. 1813에서, 자극 신호 값은 초 극치 자극 신호를 판단하는 계수에 의해 증가한다. 계수는 상수((예를 들어, 2.5 mA, 3 mA, 5 mA, +/- 0.05 mA 등)) 또는 산술 계수(예를 들어, 1.05, 1.1, 1.2, 1.25)일 수 있다. 1815에서, 초 극치 자극 신호가 설정되고 모니터에 저장된다. 초 극치 자극 신호는 의료 절차 중에 환자의 상태 감지, TOF 분석 및 감지를 하는 데 이용된다.
1807에서, 보정이 중단된다. 보정은 대기 시간 후에 다시 시작될 수 있다. 대기 시간은 2분, 5분, 10분, 또는 15분이 될 수 있다. 보정 방법에는 보정이 수행되는 횟수에 대한 제한이 있을 수도 있다. 이러한 한계는 단계(1807)의 일부일 수 있고 한계에 도달하면 장래의 보정 시도를 중단한다.
도 19는 환자에게 인가되는 자극 전류에 대한 응답 그래프이다. 예시적인 실시예에서, 이러한 곡선은 신경근 차단 모니터링에 사용하기 위해 자극 신호를 보정하는 데 사용되는 자극 신호를 나타낸다. 보정 자극 신호는 최소 값, 예를 들어, 15 mA, 20 mA, 또는 25 mA에서 시작할 수 있다. 보정 신호는 증분 값, 예를 들어, 1 mA, 2.5 mA, 5 mA 등으로 증분될 수 있다. 보정 신호는 또한 최대 값, 예를 들어, 60mA, 65mA, 70mA, 75mA, 80mA, 85mA, 또는 90mA에서 중단될 수 있다. 보정 신호의 범위는 대다수의 환자에서 정확한 TOF 반응을 얻기 위해 필요한 자극 신호를 판단해야 하는 범위이다. 자극 값의 범위에 걸쳐 자극 신호를 보정하면 본 방법 및 시스템이 데이터의 일부 이상(anomalies)을 설명할 수 있게 된다.
도 19의 y축은 EMG 진폭(원시 EMG 신호의 곡선 아래 영역을 사용하여 계산 됨)을 최대 EMG 진폭으로 나눈 값을 나타낸다. 최대 EMG 진폭은 모든 자극 신호(예를 들어, 도 19의 예에서와 같이 20mA 내지 75mA의 모든 자극 신호)를 인가한 후에 결정된다. 1811에서 사용하는 자극 값은 도 19에서 0.9의 비율을 초과하는 가장 낮은 자극 진폭(최대 근전도 신호의 90%)으로 선택될 수 있다. 도 19의 예에서, 이러한 자극 값은 50 mA로 선택된다.
도 20은 본원에 도시되고 모니터(101)의 일부인 디스플레이 상에 표시된 인터페이스(700)와 유사한 그래픽 사용자 인터페이스(700a)를 나타낸다. 인터페이스(700)는 인터페이스(500, 600)에 관한 동작의 추가 단계에 있는 자극 단계에 있다. 제1 디스플레이 영역(505)은 TOF 비율(여기서는 90%)의 판독 값을 나타낸다. 제3 디스플레이 영역(509)은 시간(T1, T2, T3, T4)에서의 판독인 각각의 막대와 함께 막대 그래프(701)로서 4개의 결과열을 나타낸다. 제3 디스플레이 영역(509)은 노이즈 테스트(N)를 나타내는 추가적인 테스트 결과(2001)를 도시한다. 노이즈 테스트(N)는 자극 신호가 환자에게 인가되지 않을 경우 환자 반응을 감지한 결과일 수 있다. 예를 들어, 노이즈 테스트(N)의 시간주기는 판독 시간(T1, T2, T3, T4) 중 적어도 하나와 동일하다. 예에서, 노이즈 테스트(N)의 시간 및 판독 시간(T1, T2, T3, T4)는 모두 동일한 시간 길이이다. 작동 중에, 본 시스템 및 방법은 판독 시간(T1, T2, T3, T4)에 표시된 결과로부터 감지된 노이즈를 뺄 수 있다. 노이즈는 환경으로부터의 전자기 방출, 예를 들어, 수술실, 또는 장치 자체의 회로로부터 발생할 수 있다. 노이즈를 감지함으로써, 본 시스템은 노이즈를 설명하고 TOF 판독 값 및 결과에서 더 정확한 판독 값을 제공하기 위해 이러한 감지된 값을 사용할 수 있다. 설정 아이콘(703)은, 사용자가 노이즈 감지의 지속 시간을 설정할 수 있는 도 6에서와 같이, 프로세스를 설정 단계로 되돌리는 것을 허용하기 위해 제공된다. 제어 버튼(508)은 이제 자극을 정지시키고 모니터(101)에 의한 결과를 판독하기 위한 일시 정지 버튼이다.
도 19에서 y축은, 최대 EMG 진폭으로 나누어진, EMG 진폭(원시 EMG 신호의 곡선 아래 영역을 사용하여 계산됨)을 나타낸다. 최대 EMG 진폭은 모든 자극 신호(예를 들어, 도 19의 예에서와 같이 20 mA 내지 75 mA의 모든 자극 신호)를 인가한 후에 결정된다. 1811에서 사용하는 자극 값은 도 19에서 0.9의 비율(최대 근전도 신호의 90%)을 초과하는 가장 낮은 자극 진폭으로 선택될 수 있다. 도 19의 예에서, 이러한 자극 값은 50 mA로 선택된다.
도 20은, 본원에 기술되고 모니터(101)의 일부인 디스플레이 상에 도시된 인터페이스(700)와 유사한, 그래픽 사용자 인터페이스(700A)를 도시한다. 인터페이스(700)는 인터페이스(500, 600)에 관한 동작의 부가적인 단계에 있는 자극 단계에 있다. 제1 표시 영역(505)은 TOF 비율(본원에서는 90%)의 판독을 나타낸다. 제3 디스플레이 영역(509)은 시간(T1, T2, T3, T4)에서의 판독인 각각의 막대와 함께 막대 그래프(701)로서 4개의 결과열을 나타낸다. 제3 디스플레이 영역(509)은 노이즈 테스트(N)를 나타내는 부가적인 테스트 결과(2001)를 도시한다. 노이즈 테스트(N)는 자극 신호가 환자에게 인가되지 않을 때 환자 반응을 감지한 결과일 수 있다. 예를 들어, 노이즈 테스트(N)의 시간주기는 판독 시간(T1, T2, T3, T4) 중 적어도 하나와 동일하다. 일 실시예에서, 노이즈 테스트 시간(N)과 판독 시간(T1, T2, T3, T4)은 모두 동일한 시간 길이이다. 작동 중에, 본 시스템 및 방법은 판독 시간(T1, T2, T3, T4)에 표시된 결과로부터 감지된 노이즈를 뺄 수 있다. 노이즈는 환경으로부터의 전자기 방출, 예를 들어, 수술실, 또는 장치 자체의 회로로부터 발생할 수 있다. 노이즈를 감지함으로써, 본 시스템은, 노이즈를 설명하고 TOF 판독 값 및 결과에서 더 정확한 판독 값을 제공하기 위해, 이러한 감지된 값을 사용할 수 있다. 설정 아이콘(703)은 사용자가 노이즈 감지의 지속 시간을 설정할 수 있는 도 6에서와 같이 프로세스를 설정 단계로 되돌리는 것을 가능하게 하기 위해 제공된다. 제어 버튼(508)은 자극을 정지시키고 모니터(101)에 의한 결과를 판독하기 위한 일시 정지 버튼이다.
도 21은 TOF 신호에서 가능성이 있는 노이즈를 설명하기 위한 예시적인 실시 예를 도시한다. 2101에서, TOF 및 노이즈 신호가 리드의 선택된 전극을 통해 환자에게 인가된다. TOF 신호는 본원의 임의의 교시에 따라 또는 다른 방법을 사용하여 결정될 수 있다. 노이즈 신호는, 예를 들어, TOF 자극 신호의 전후에, 비-자극 신호 시간 동안 결정될 수 있다. 노이즈 성분은 4연속 신호 응답의 열에서 파생된 환자 상태의 판단에 영향을 줄 수 있다. 2103에서, 노이즈 플로어 값이 설정된다. 노이즈 플로어 값은 노이즈 신호 자체보다 크게 설정될 수 있다. 예를 들어, 노이즈 플로어 값은 노이즈 신호의 2배로 설정된다. 예에서, 노이즈 플로어 값은 노이즈 신호의 배수, 예를 들어, 노이즈 신호의 X배이며, 여기서 X는 실수 2 이상이다. 예에서, X는 최대 5 또는 10 일 수 있다. 2105에서, 환자에서 감지된 TOF 값들 각각이 노이즈 플로어 값보다 큰지가 결정된다. 각각의 TOF 감지 값(T1, T2, T3, T4)이 노이즈 플로어 값보다 큰 경우, 2107에서, TOF 감지 값이 수용되고 프로세스는 단계(2111)로 이동한다. TOF 감지 신호(T1, T2, T3, T4) 중 임의의 것이 노이즈 플로어 신호보다 작거나 같을 경우, 2109에서, 노이즈 플로어 신호보다 작거나 같은 TOF 감지 신호는 0으로 설정된다. 예시적인 실시예에서, TOF 감지 신호 중 하나 또는 둘 이상이 노이즈 플로어 값보다 작을 경우, TOF 감지 값은 0으로 설정된다. 그 후, 프로세스는 2111로 이동하여, 최종 감지 TOF 신호(T4)가 0보다 큰지 여부가 결정된다. 감지된 TOF 신호(T4)가 0보다 클 경우, 2113에서, TOF 비율이 계산되어 저장된다. TOF 비율은 또한 의료 전문가에게 표시될 수 있으며 본원에 서술된 대로 사용된다. 감지된 TOF 신호(T4)가 0보다 작거나 같으면, 2115에서, TOF 카운트가 계산되고 저장된다. TOF 카운트는 0보다 큰 감지된 TOF 값의 수이다. TOF 카운트는 의료 전문가에게 표시될 수 있으며 본원에 서술된 대로 사용된다.
도 22 내지 도 24는 환자에 인가된 자극 전류에 대한 TOF 응답 그래프이다. 감지된 TOF 신호의 노이즈 부분은 감지된 신호의 해싱된 부분에 표시된다. 노이즈값은 T1, T2, T3, 또는 T4의 시간 기간이 아닌 임의의 시간 범위에서 감지될 수 있다. 도 22에 도시된 바와 같이, 그래프(2200), 대략 10인 상수의 노이즈 값은, 최대 값의 대략 10% 이다. 여기서 TOF 비율(T4/Ti)은 약 62.5%(50/80) 이다. TOF 감지값의 값은 모두 노이즈를 초과한다. 이는 정확한 TOF 비율을 유도할 것이다.
도 23은 각각의 TOF 값(T1, T2, T3, 또는 T4)에서의 TOF 값 노이즈가 감지된 것을 도시한다. 제1 감지 값(T1)은 20 이다. 다른 값들(T2, T3, T4)은 노이즈 값과 같다. 따라서, 자극 신호의 결과로서의 감지된 값은 사실상 노이즈의 관점에서 0이거나 무시할 정도이기 때문에, T2, T3, T4 각각은 모두 0이어야 한다. T1의 감지된 값은 20 이다. 감지된 T4의 값은 10이며, 이는 환자로부터 감지된 노이즈이다. 이러한 값을 사용하면 종래의 TOF 비율 계산 결과 TOF 값(비율)이 50%(10/20)로 도출된다. 그러나, 이는 잘못된 결과이며, 실제 값(즉, 노이즈가 없는 값)은 0이다. 따라서, 본 시스템 및 방법에 의해 생성된 보정된 TOF 비율은 노이즈 값에 대해 보정될 경우 0이다. 본 발명의 실시예는 노이즈 플로어 값을 설정한다. 신호가 노이즈 플로어 값을 초과하지 않을 경우, 시스템은 감지된 신호(들)를 이용하여 감지된 신호 등에 기초한 값, 예를 들어, TOF 비율, 다른 진정 지표(sedation indicators)를 계산하지 않을 것이다. 도 24는 노이즈 플로어 값이 노이즈 값보다 큰 양인, 본원에서는 10 mV 이상으로 설정된, 도 23과 동일한 결과를 도시한다. 여기서, 노이즈 플로어는 20 mV로 설정된다. 일부 예에서, 노이즈 플로어는 실세로 감지된 노이즈 값 또는 실제로 감지된 노이즈 값에 더해진 작은 계수일 수 있다. 도 24에 도시된 바와 같은 본 실시예에서, 올바른 TOF 비율은 이제 정확하게 0으로 계산된다. TOF 카운트는 1이다. Ti 값은 적어도 노이즈 플로어 값이거나 노이즈 플로어 값 이상인 유일한 값이다.
일부 실시예는 T1, T2, T3, 및 T4에서 TOF 결과를 감지한 후에 노이즈 감지를 하나, 본원의 서술은 이에 제한되지 않는다. 노이즈 감지는 TOF 감지 이전에, 즉 T1 이전에 발생할 수 있다. 노이즈 감지는 임의의 TOF 감지 중 중간에서 발생할 수 있다. 즉, T1의 중간 및 T4의 이전, T1 및 T2의 중간 또는 T3 및 T4의 중간에서 발생할 수 있다. 노이즈를 감지할 경우, 자극 신호(예를 들어, 전류)는 0으로 설정된다. 감지된 노이즈 신호는 현재의 시스템이 TOF 값을 계산하지 않을 플로어로 사용될 수 있다. TOF 값은 감지된 신호가 노이즈 신호 값과 같거나 작을 때 계산되지 않아 잘못된 계산의 가능성이 줄어든다. 예시적인 실시예에서, 노이즈 신호 값은 감지된 값과 감지된 값에 부가된 안전 마진, 예를 들어, 2,5%, 5%, 7%, 10% 등이 부가된다. 일부 예에서, 상이한 안전성 값들이 TOF 결과 T1, T2, T3, 및 T4에 대해 사용될 수 있다. 예를 들어, T1의 안전 마진은 T2, T3, 또는 T4의 안전 마진보다 클 수 있다.
예시적인 실시예에서, 감지된 노이즈 값이 자극 전류(예를 들어, 자극 신호 값을 결정하기 위한 시작 신호)를 설정하는 데에 이용될 수 있다. 감지된 노이즈 신호는 5.0 mV일 수 있다. 따라서, TOF 절차에 대한 자극 전류는, 도출된 EMG 신호가 적어도 2.0의 신호 대 잡음 비를 가지도록, 적어도 10 mV가 되도록 설정된다.
노이즈를 설명하는 본 방법 및 시스템은 다양한 소스로부터의 노이즈(예를 들어, 공통 모드 노이즈, 60Hz 공통 모드, 전원, 또는 수술실의 환자에게 연결되거나 연결되지 않을 수 있는 다른 장치로부터의 누설 전자기 신호)을 감지 할 수 있다. 노이즈 감지는 4개의 열의 신호 체계에 제5 감지 기간을 추가하는 것으로 생각할 수 있다. TOF 시스템이 자극 신호를 인가하고 자극 신호의 시작 이후의 시간 동안 응답을 감지하는 동안, 이러한 제5 감지 기간은 자극 신호 없이 감지될 수 있다. 제5 감지 기간은 임의의 자극 신호로부터 시간적으로 이격되어 있다. 본원의 서술은 의료 절차 중에 실시간으로 노이즈를 측정할 수 있게 하며 개인 및 개별적인 수술실에 대한 정확도를 높일 수 있다. 감지된 값이 노이즈 플로어 값 이하로 떨어지면 현재 시스템은 TOF 값을 계산하지 않는다.
예시적인 실시예에서, 신호 대 잡음 플로어 또는 신호 대 잡음 비를 설정하기 위해, 계수 또는 상수가 자극 신호를 증가시키는 데 사용될 수 있다. 이러한 신호대 노이즈 비는 1.4 보다 크고 2.5 또는 3.0 또는 4.0 까지일 수 있다. 신호 대 잡음 비는 약 1.5 내지 4.0, 또는 1.6 내지 3.0, 또는 4.0, ± 0.1의 범위로 설정될 수 있다. 일부 예에서, 신호 대 잡음비는 2.5로 설정된다.
4개의 모니터의 열은, 4개의 자극 펄스 열 간에 휴지기를 갖는, 반복되는 테스트 절차일 수 있다. 이는 시스템이 잡음 값을 감지하고 환자의 신체가 이전의 4개의 펄스열에서 회복될 수 있게 한다. 예에서, 4명의 환자 측정의 열 순서는 12 내지 15초 마다, 20초 마다, 또는 30초 마다 발생한다.
TOF 환자 모니터링이 신뢰성 있는 결과를 생성하지 않을 경우, 예를 들어, 감지된 신호가 노이즈 플로어 임계 값을 초과하지 않을 경우, 본원에 서술된 시스템 및 방법은 다른 환자 모니터링 체계로 전환될 수 있다. 다른 환자 모니터링의 예로는 경직 이후의 카운트, 단일 트위치, 또는 트위치 감지를 포함할 수 있다. TOF 카운트가 0으로 떨어지는 경우, 시스템은 깊은 신경근 차단을 모니터링하기 위해 경직 이후의 카운트(PTC)로 전환하라는 메시지를 사용자에게 표시할 것이다. 선택될 경우, PTC는, 환자가 깊은 신경근 차단 상태(예를 들어, 제로의 TOF 카운트로서 정의된다)에 있는 한, 10분마다 반복된다. TOF 카운트가 1 이상으로 회복되면, 시스템은 TOF 자극으로 다시 전환된다. 따라서, 본 시스템 및 방법은 TOF 감지 환자 반응에 적어도 부분적으로 기초할 수 있는 하나 이상의 환자 모니터링 방식을 제공할 수 있다.
본 시스템에 의한 PTC 자극 시퀀스는 깊은 신경근 차단을 모니터하는 데 사용되고, (근육 반응을 좋게 하기 위한) 5초, 50Hz의 트위치 자극에 이어지는 3초의 멈춤 그리고 1초당 한번의 (총 15번 까지의) 일련의 단일 자극을 포함할 수 있다. 단일 자극에 대한 감지할 수 있는 반응의 수는 카운트 되고 경직 이후의 카운트로 보고된다. 감지된 반응이 적을수록 신경근 차단이 더 깊어진다. PTC가 깊은 신경근 차단 환자에게만 사용되도록 하기 위해, 각각의 PTC 자극 시퀀스의 시작 부분에서 TOF가 수행된다. 트위치 자극은 TOF가 0(환자로부터 감지할 수 없는 트위치)일 경우에만 전달된다. 부가적인 트위치 자극은 최후의 트위치 자극 후 약 2분 동안 금지된다. PTC 자극 시퀀스의 진행은 자극 동안 동적으로 표시될 수 있다. PTC 자극은 5분에서 90분 사이에 반복될 수 있다.
단일 트위치 반응은 환자에게 전달된 단일 자극 펄스를 포함할 수 있으며, EMG 반응이 측정되고 표시된다. 시스템이 보정된 경우, 보정 트위치 높이가 디스플레이에 표시되고 이후의 모든 단일의 트위치는 보정 값(0 내지 100%)으로 조정된다. 보정이 수행되지 않은 경우, 반응 높이는 고정된 스케일(0-100)로 표시된다. 단일 트위치 프로세스는 10 초에서 60 분마다 반복될 수 있다.
시스템은 5초, 50Hz 트위치 자극을 전달할 수 있다. 트위치 자극 중에, EMG 감지가 활성화되지 않는다. 추가적인 트위치 자극은 최후의 트위치 자극 후 2분 동안 금지된다. 마찬가지로, TOF 감지는 트위치 자극 이후 지연된다. 일반적으로, 본 시스템은 트위치 자극에 대한 반복을 설정하지 않는다.
본원의 개시는 또한 감지 전극의 결정의 부분으로서 최대 또는 초 극치의 자극 신호의 감지를 이용하는 것을 포함한다. 이러한 과정에서, 각각의 감지 전극(예를 들어, 적어도 두 개의 상이한 전극, 예를 들어, 303, 404)이 초 극치 신호를 결정하는 과정에서 사용된다. 공통 모드 신호를 제거하기 위해, 다른 전극이 구동되는 전극이 될 수 있다. 각각의 전극에 대한 초 극치의 판단 결과는 자극 신호에 대한 반응을 감지하는 데 사용될 전극을 선택하는 데 사용될 수 있다. 일부 예시적인 실시예에서, 감지된 노이즈는 자극 신호에 대한 최소 값을 설정하는데 사용될 수 있다.
공통 모드 신호를 감지하고 억제하기 위한 모니터의 회로는 우측 레그(right-leg) 구동 증폭기를 포함할 수 있다.
본 서술은 환자의 피부에 부착된 표면 전극을 서술한다. 전극은 접착제, 예를 들어, 전극의 전기 전도성 부분을 둘러싸는 접착제로 접착될 수 있다. 예에서, 외과용 테이프는 전극을 환자의 피부에 고정하는데 사용될 수 있다. 환자의 피부를 관통하는 바늘 전극을 또한 포함하는 것이 본 개시의 범위 내에 있을 것이다. 환자가 두껍고 건조한 피부, 예를 들어, 굳은 궤양, 흉터 조직, 비정상적으로 두꺼운 피부 등을 전극 위치에 가지고 있을 경우에, 바늘 전극을 사용하는 것이 유용할 수 있다.
본원에서의 서술은 "전기적인 통신," "통신," 및 유사한 중요한 용어와 같은 구(phrases)를 사용한다. 이러한 통신은 무선, 유선, 또는 생물학적인 연결을 통해, 예를 들어, 사람의 신체를 통해 이루어질 수 있다.
본원에 서술된 바와 같은 정량적인 신경근 차단 모니터링(일반적으로 "트위치(twitch)" 모니터링이라고도 한다)은 개선된 환자 관리 및 만족도를 제공할 수 있으며 호흡기 합병증의 발생률을 감소시킬 수 있다.
정량적인 신경근 차단 모니터링은 전신 마취와 함께 사용할 수 있으며 국소 마취에 국한되지 않는다.
본원에 개시된 시스템 및 방법은 현재 머크(Merck)에 의해 공급되는 약물 슈가마데스(Sugammadex)와 함께 사용될 수 있다. 슈가마데스는, 예를 들어, 근이완제(vecuronium) 또는 로쿠로늄브롬화물(rocuronium)과 같은 비-탈수용 신경근 차단제 투여 후에, 신경근 차단을 역전시키는 빠른 작용을 하는 약물이다. 약물은 유럽 연합, 일본, 및 호주에서 사용이 승인되었다. 슈가마데스는 현재 미국 FDA의 검토를 받고 있다. 인기가 있으나, 슈가마데스는 비용이 많이 들며 투여 지침은 신경근 모니터링의 사용을 요구한다.
외래 수술은 하룻밤 입원을 필요로 하지 않는다. 외래 수술의 목적 중 하나는 병원 비용을 줄이면서 병원에서의 환자 시간을 절약하는 것이다. 외래 환자 수술은 외래 환자 수술 센터의 증가와 기술 개선으로 인해 인기를 얻었으며 지금은 모든 수술 절차의 약 65%를 차지한다. 외래 수술 센터의 한 가지 강조점은 안전하고 신속한 수술 회복 시간이며, 수술 회복 시간은 수술 절차가 완료되면 마취의 빠른 전환으로 촉진될 수 있다. 특히, 마취 회복 약물의 사용은, 예를 들어, 로쿠로늄브롬화물 및 슈가마데스의 조합은, 신경근 차단 결과를 신중하게 객관적으로 모니터링해야 신경근 차단으로부터 신속한 회복이 가능하므로 위험한 부분의 신경근 차단 및 관련된 병적인 상태 및 사망 위험을 줄일 수 있다.
본 발명은 신경근 차단 약물을 투여한 환자의 반응 값 보다 낮은 노이즈 또는 주변 감지 신호를 나타내는 노이즈 플로어 값을 확립할 수 있다. 감지된 신호는 감지된 데이터를 사용하여 환자의 상태를 계산하는 시스템의 노이즈 플로어 값보다 커야 한다. 4개의 계산열은 감지되지 않은 신호가 노이즈 플로어 아래에 있는 상태에서는 수행되거나 출력되지 않는다(즉, 의료 전문가에게 제공되지 않는다). 이는 의료 전문가에게 제공되는 시스템에서 잘못된 결과가 발생할 가능성이 줄어들게 한다.
본 발명은 신경근 차단의 깊이를 객관적으로 모니터링하기 위한 의료 전문가, 예를 들어, 마취 전문의를 위한 시스템 및 방법을 제공한다. 과거에는, 주관적 검사가 수행되어 신경근 차단이 완전히 역전되기 전에 환자의 발관을 유도할 수 있었다. 조기 발관은 수술의 약 2%에서 발생할 수 있다고 보고되었는데, 즉, 환자가 부분적으로 마비되었다.
본원의 개시는 다른 종래의 방법 또는 장치의 문제점을 추가로 해결한다. 본 발명의 리드 어셈블리는 전극을 적절하게 위치시키는 것을 돕기 위해 엄지 개구를 포함할 수 있다. 최대로, 단지 2개의 베이스, 및 예시적인 실시 예에서, 종래의 장치의 개별 전극과는 대조적으로 피부에 고정될 필요가 있는 전극을 갖는 단일 유니 터리 베이스가 있다. 본원에 서술된 전극은 모두 하나의 단일한 베이스 또는 2개의베이스 상에 있으며, 각각 적어도 2개의 전극을 갖는다. 전극으로 전기 통신을 하기 위한 케이블은 베이스에 의해 지지된다. 단일의, 단일 본체 커넥터는 복수의 도체를 모니터에 연결할 수 있다. 이는 복수의의 와이어가 꼬이거나 잘못된 케이블을 잘못된 전극에 연결할 위험이 줄어들게 한다. 도체는 일체형이며 전극을 잡아 당기지 않는다. 본원의 리드 어셈블리는 단일 사용 장치로 이루어질 수 있다. 본원의 리드 어셈블리는 설치 시간을 줄이고, 배치 오류를 줄이며, 전선이 끊어지거나 실수로 패드에서 와이어가 빠져나감으로 인한, 작동 중의 장애를 줄일 수 있다.
제1항 내지 제3 항 중 어느 하나는 서로 결합될 수 있음을 알 수 있다. 청구항은 단독으로 제시되지만 임의의 조합으로 서로 결합될 수 있다.
예시적인 실시예가 서술되었으나, 이들 실시예가 본 발명의 가능한 모든 형태를 서술하는 것은 아니다. 오히려, 본원에 사용된 단어는 제한이 아닌 서술을 위한 단어이며, 본 발명의 사상 및 범위를 벗어나지 않으면서 다양한 변경이 가능하다는 것을 이해할 것이다. 또한, 다양한 실시예들의 특징들이 결합되어 본 발명의 다른 실시예들을 형성할 수 있다.

Claims (37)

  1. 신경근 리드 어셈블리(neuromuscular lead assembly)로서, 상기 신경근 리드 어셈블리는,
    베이스;
    상기 베이스에 의해 기계적으로 지지되고 환자에 연결되도록 구성된 복수의 자극(stimulation) 전극; 및
    상기 베이스에 의해 지지되고 상기 환자와 전기적으로 통신하는 복수의 감지 전극을 포함하고,
    상기 복수의 감지 전극은 상기 복수의 자극 전극 중 적어도 하나로부터의 자극에 응답하여 근육 활동을 감지하기 위해 프로세서와 전기적으로 통신하도록 구성되며,
    상기 복수의 감지 전극은 환자의 움직임을 감지하지 않는 상기 복수의 감지 전극 중 적어도 하나를 갖도록 선택 가능하게 구성되는 것을 특징으로 하는 리드 어셈블리.
  2. 제1항에 있어서, 상기 감지 전극은 전기적인 노이즈 플로어(noise floor)를 감지하고, 최소 감지 신호를 상기 감지된 전기적인 노이즈 플로어 보다 크도록 설정하며 4연속 자극 게산(train-of-four calculation)에서 상기 노이즈 플로어의 값 보다 큰 상기 복수의 감지 전극으로부터 감지된 신호를 이용하기 위한 회로를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 리드 어셈블리.
  3. 제1항 또는 제2항에 있어서, 상기 베이스는 상기 복수의 감지 전극을 상기 환자의 손의 해부학적으로 바람직한 위치에 위치시키고 또한 상기 복수의 자극 전극을 상기 환자의 팔의 해부학적으로 바람직한 위치에 위치시키기 위해, 비선형인 것을 특징으로 하는 리드 어셈블리.
  4. 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 감지된 신호의 분석에 기초하여 상기 복수의 감지 전극 중 하나의 전극이 최적의 검출 전극으로 선택되며, 비-최적(non-optimal)의 감지 전극이 구동되는 전극으로 사용되는 것을 특징으로 하는 리드 어셈블리.
  5. 제1항 내지 제4항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 베이스, 상기 자극 전극, 및 상기 감지 전극은 일회용인 것을 특징으로 하는 리드 어셈블리.
  6. 제1항 내지 제5항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 베이스는 전기적 활성을 감지하기 위해 상기 감지 전극을 상기 환자에 고정시키기 위한 의료용 접착제를 포함하는 것을 특징으로 하는 리드 어셈블리.
  7. 제1항 내지 제6항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 베이스는 상기 복수의 자극 전극을 지지하는 제1 부분 및 상기 복수의 감지 전극을 지지하는 제2 부분을 포함하고, 상기 제1 부분은 상기 제2 부분으로부터 분리되며, 제1 복수의 전기 전도체는 상기 복수의 자극 전극과 전기적인 통신을 하고 상기 제1 부분으로부터 연장되며, 제2 복수의 전기 전도체는 상기 복수의 감지 전극과 전기적인 통신을 하고 상기 제2 부분으로부터 연장되며, 상기 제1 복수의 전기 전도체 및 상기 제2 복수의 전기 전도체는 상기 제2 부분으로부터 이격되어 기계적으로 결합되는 것을 특징으로 하는 리드 어셈블리.
  8. 제7항에 있어서, 상기 베이스는 상기 제1 복수의 전도체 및 상기 제2 복수의 전도체를 둘러싸는 것을 특징으로 하는 리드 어셈블리.
  9. 제1항 내지 제8항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 베이스는 제1 감지 전극을 상기 환자의 손바닥 상에 위치시키고 또한 제2 감지 전극을 상기 환자의 손등 상에 위치시키기 위해, 상기 베이스를 상기 환자의 엄지 둘레에 고정시키는 엄지 개구를 포함하는 것을 특징으로 하는 리드 어셈블리.
  10. 제9항에 있어서, 상기 복수의 감지 전극은 구동되는 전극을 더 포함하고, 상기 제1 감지 전극 및 상기 제2 감지 전극 중 하나는 자극에 응답하여 상기 환자의 근육 활동을 감지하도록 선택되며, 상기 제1 감지 전극과 상기 제2 감지 전극 중 다른 하나는 상기 구동되는 전극으로 선택되는 것을 특징으로 하는 리드 어셈블리.
  11. 제10항에 있어서, 상기 구동되는 전극에 대해 자극 신호를 구동하고 상기 복수의 감지 전극 중 적어도 하나에서 노이즈를 감지하기 위한 회로를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 리드 어셈블리.
  12. 제11항에 있어서, 상기 회로는 자극 신호를 노이즈 플로어(noise floor) 보다 크도록 설정하고, 상기 복수의 감지 전극은 상기 4연속 자극 계산에 이용되어야 할 노이즈 플로어 값 보다 커야 하는 감지된 신호를 감지하는 것을 특징으로 하는 리드 어셈블리.
  13. 제1항 내지 제12항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 복수의 감지 전극 각각은 각질층의 표면을 관통하기 위한 미세 바늘을 포함하는 것을 특징으로 하는 리드 어셈블리.
  14. 신경근 리드 어셈블리로서, 상기 신경근 리드 어셈블리는,
    본체;
    상기 본체에 의해 기계적으로 지지되는 복수의 전극;
    가속도계; 및
    상기 본체에 의해 지지되고 상기 복수의 전극 각각과 전기적으로 통신하는 복수의 도체를 포함하고,
    상기 복수의 도체는 자극에 응답하여 움직임을 감지하기 위해 프로세서와 전기적으로 통신하도록 구성되는 것을 특징으로 하는 리드 어셈블리.
  15. 제14항에 있어서, 상기 본체는 상기 복수의 전극을 환자의 팔 및 손의 해부학적으로 바람직한 위치에 위치시키기 위해, 비선형(nonlinear)인 것을 특징으로 하는 리드 어셈블리.
  16. 제14항 또는 제15항에 있어서, 상기 본체, 상기 전극, 및 상기 도체는 일회용인 것을 특징으로 하는 리드 어셈블리.
  17. 제14항 내지 제16항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 본체는 전기적인 활동을 감지하기 위해 상기 전극을 상기 환자에 고정시키기 위한 의료용 접착제를 포함하는 것을 특징으로 하는 리드 어셈블리.
  18. 제14항 내지 제17항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 복수의 전극은 자극 신호를 상기 환자에 인가하도록 구성된 자극 전극을 포함하는 것을 특징으로 하는 리드 어셈블리.
  19. 제18항에 있어서, 상기 복수의 전극은 상기 자극 전극에 의해 인가된 상기 자극 신호에 대한 환자의 반응을 감지하고 상기 환자 주변의 전기적인 신호를 감지하기 위한 감지 전극을 포함하는 것을 특징으로 하는 리드 어셈블리.
  20. 제18항에 있어서, 상기 복수의 전극은 상기 자극 전극에 의해 인가된 상기 자극 신호에 대한 환자의 반응을 감지하도록 구성된 하나 이상의 감지 전극을 포함하는 것을 특징으로 하는 리드 어셈블리.
  21. 제14항 내지 제20항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 본체는 상기 복수의 도체를 둘러싸는 것을 특징으로 하는 리드 어셈블리.
  22. 마비된 환자에 대한 신경근 모니터를 보정하는 방법으로서, 상기 방법은,
    제1 자극 신호 값에서 보정을 시작하는 단계;
    4연속 자극 분석(train of four analysis)에 대한 상기 제1 자극 신호 값에서 연속적인 입력 신호를 인가하는 단계;
    T1 반응 및 4연속 자극 비율(a train of four ratio)에 대한 환자의 4연속 자극 반응을 측정하는 단계;
    상기 4연속 자극 비율이 일정하고 상기 T1 반응이 증가하는 경우, 상기 자극 값을 증분 값 만큼 증가된 자극 값으로 증가시키는 단계;
    상기 증가된 자극 신호 값에서 연속적인 입력 신호를 인가하고 상기 측정하는 단계와 상기 자극 값을 증가시키는 단계를 반복하는 단계;
    상기 증가된 자극 신호 값에서 상기 4연속 자극에 대한 초기 환자 반응이 일정하지 않은 경우, 상기 보정을 중단하는 단계; 및
    상기 T1 반응이 증가하지 않는 경우, 보정된 자극 값을 현재의 자극 값으로 설정하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 방법.
  23. 제22항에 있어서, 신경근 모니터링 자극 값을 계수(factor)에 의해 증가된 상기 보정된 자극 값으로 설정하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 방법.
  24. 제22항 또는 제23항에 있어서, 상기 제1 자극 값은 25mA인 것을 특징으로 하는 방법.
  25. 제22항 내지 제24항 중 어느 한 항에 있어서, 연속적인 입력 신호에서 초기 환자 반응을 측정하는 단계는 15초 간격으로 이격된 2개의 연속된 4연속 자극 신호의 제1 높이를 측정하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 방법.
  26. 제25항에 있어서, 상기 자극 값을 상기 증분 값 만큼 증가시키는 단계는 상기 4연속 자극 비율이 상기 이전의 자극 값에서의 4연속 자극 비율과 동일한지를 확인하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 방법.
  27. 제26항에 있어서, 상기 최대 자극 값으로 설정하기 위한 상기 계수는 1.1인 것을 특징으로 하는 방법.
  28. 제22항 내지 제25항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 측정하는 단계는 전기적인 노이즈 값을 측정하는 단계와 상기 측정된 노이즈를 4연속 자극 계산용으로 이용될 수 있는 최소의 감지된 값을 설정하기 위해 이용하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 방법.
  29. 제28항에 있어서, 상기 감지된 4연속 자극 값이 상기 전기적인 노이즈 값 이하인 경우, 4연속 자극 계산이 발생하지 않는 것을 특징으로 하는 방법.
  30. 제28항에 있어서, 상기 4연속 자극 값은 적어도 2.0 이상의 신호 대 잡음 비율을 가지도록 설정되는 것을 특징으로 하는 방법.
  31. 제28항에 있어서, 상기 측정하는 단계는 상기 전기적인 노이즈 값을 감지하는 시간 기간을 제공하기 위해 상기 T1 신호와 동일한 시간 기간에 대해 제로 전류 자극 신호를 인가하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 방법.
  32. 마비된 환자에 대한 신경근 모니터링 방법으로서, 상기 방법은,
    노이즈 값을 감지하는 단계;
    상기 측정된 노이즈 값에 기초하여 노이즈 플로어 값을 설정하는 단계;
    4연속 자극(train of four, TOF)에 대한 자극 신호 값에서 연속적인 입력 신호를 인가하는 단계; 및
    상기 TOF 반응을 감지하는 단계를 포함하고,
    상기 TOF 반응을 감지하는 단계는 상기 TOF 반응 전체가 상기 노이즈 플로어 값을 초과하는 경우, TOF 비율을 계산하고; 상기 TOF 반응 중 어느 것이라도 상기 노이즈 플로어 값 보다 작은 경우, 각각의 상기 TOF 반응을 0으로 설정하며; 최후의 TOF 반응이 0 보다 큰 경우, 상기 TOF 비율울 계산하고; 상기 최후의 TOF 반응이 0인 경우, TOF 카운트를 표시하는 것을 특징으로 하는 방법.
  33. 제32항에 있어서, 상기 노이즈 값을 감지하는 단계는 자극 신호가 없는 상기 노이즈 값을 감지하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 방법.
  34. 제32항 또는 제33항에 있어서, 상기 노이즈 값을 감지하는 단계는, T1 반응을 측정하기 위한 상기 제1 자극 신호를 인가하기 이전에, 상기 노이즈 값을 감지하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 방법.
  35. 제32항 내지 제34항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 최후의 TOF 카운트는 0 보다 큰 TOF 반응의 수인 것을 특징으로 하는 방법.
  36. 제32항 내지 제35항 중 어느 한 항에 있어서. 노이즈 플로어 값을 설정하는 단계는 상기 노이즈 플로어를 상기 노이즈 값의 적어도 2배가 되도록 설정하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 방법.
  37. 제32항 내지 제35항 중 어느 한 항에 있어서, 노이즈 플로어 값을 설정하는 단계는 상기 노이즈 플로어를 적어도 상기 노이즈 값으로 설정하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 방법.
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Families Citing this family (23)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9462960B2 (en) * 2003-02-21 2016-10-11 3Dt Holdings, Llc Impedance devices and methods of using the same to obtain luminal organ measurements
US12059248B2 (en) * 2016-10-14 2024-08-13 Blink Device LLC Quantitative neuromusculature blockade sensing systems and methods
US10939867B2 (en) * 2017-03-10 2021-03-09 Robert S. Bray Paralysis monitoring system
US11259746B2 (en) * 2017-07-10 2022-03-01 General Electric Company Method and system for neuromuscular transmission measurement
USD860465S1 (en) 2017-11-01 2019-09-17 Blink Device, Llc Electrode array
US11166648B2 (en) * 2018-05-24 2021-11-09 General Electric Company Method and system for estimating patient recovery time utilizing neuromuscular transmission measurements
US10870002B2 (en) * 2018-10-12 2020-12-22 DePuy Synthes Products, Inc. Neuromuscular sensing device with multi-sensor array
USD905858S1 (en) * 2019-04-03 2020-12-22 Blink Device LLC Electrode array
JPWO2021014553A1 (ko) * 2019-07-23 2021-01-28
US11813053B2 (en) * 2019-08-09 2023-11-14 GE Precision Healthcare LLC Method and system for predicting patient recovery time from neuromuscular block
US20220347461A1 (en) * 2019-09-20 2022-11-03 Avation Medical, Inc. System, method, and apparatus for applying electrical stimulation
US12251225B2 (en) * 2019-10-11 2025-03-18 Xavant Technologies (Pty) Ltd. Non-invasive diagnostic assembly and method of using same
JP7412960B2 (ja) * 2019-10-31 2024-01-15 日本光電工業株式会社 筋弛緩監視装置及びキャリブレーション処理方法
JP7328869B2 (ja) * 2019-10-31 2023-08-17 日本光電工業株式会社 筋弛緩監視装置及びキャリブレーション処理方法
USD970018S1 (en) * 2020-10-12 2022-11-15 GE Precision Healthcare LLC Sensor
US12458267B2 (en) * 2020-11-06 2025-11-04 Myocene Muscle fatigue determination method
JP7497792B2 (ja) * 2021-04-06 2024-06-11 学校法人福岡大学 筋弛緩監視装置
US20250009292A1 (en) * 2021-11-09 2025-01-09 Ichilov Tech Ltd. Anesthesia monitoring system
CN115349876B (zh) * 2022-09-22 2023-09-15 北京市神经外科研究所 一种肌电采集系统
WO2025096759A1 (en) * 2023-11-02 2025-05-08 Blocksynop, Inc. Systems and/or methods for assessing neuromuscular block status without stimulation
CN117462148B (zh) * 2023-12-28 2024-05-14 慧创科仪(北京)科技有限公司 一种用于脑电检测设备的导联配置装置、方法和存储介质
WO2025257147A1 (en) * 2024-06-11 2025-12-18 University Of Limerick Neuromuscular monitoring
WO2026005691A1 (en) * 2024-06-26 2026-01-02 Senzime Ab (Publ.) Anesthetizing monitoring system, unit and method therefore

Citations (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5542729A (en) 1993-02-09 1996-08-06 Valmet Corporation Two sided clamp for manipulating heads of paper rolls
US5851191A (en) 1997-07-01 1998-12-22 Neurometrix, Inc. Apparatus and methods for assessment of neuromuscular function
US20010000526A1 (en) 1998-05-26 2001-04-26 Ineedmd.Com, Inc. Tele-diagnostic device
US6984207B1 (en) 1999-09-14 2006-01-10 Hoana Medical, Inc. Passive physiological monitoring (P2M) system
US7058438B2 (en) 2000-11-02 2006-06-06 Grace Lawrence J Method and apparatus for self-diagnostic evaluation of nerve sensory latency
US7628761B2 (en) 1997-07-01 2009-12-08 Neurometrix, Inc. Apparatus and method for performing nerve conduction studies with localization of evoked responses
US20130204155A1 (en) 2012-01-27 2013-08-08 Mayo Foundation For Medical Education And Research Anesthesia Monitoring Systems and Methods of Monitoring Anesthesia
US20140012157A1 (en) * 2006-09-16 2014-01-09 Terence Gilhuly Monobody Sensors for Monitoring Neuromuscular Blockade
US20140107524A1 (en) 2012-10-12 2014-04-17 Mayo Foundation For Medical Education And Research Neuromuscular monitoring display system
US20140235991A1 (en) 2013-02-15 2014-08-21 T4 Analytics Llc Electrode systems for use with medical monitoring systems

Family Cites Families (25)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4387723A (en) 1980-12-09 1983-06-14 Wisconsin Alumni Research Foundation Method and apparatus for determining the level of neuromuscular block in a patient
US6389312B1 (en) 2000-07-21 2002-05-14 General Electric Company Method and system having simplified neuromuscular transmission scoring
US6728564B2 (en) * 2001-07-03 2004-04-27 Instrumentarium Corp. Configurable sensor system for measuring biopotentials
US7392085B2 (en) * 2001-11-21 2008-06-24 Cameron Health, Inc. Multiple electrode vectors for implantable cardiac treatment devices
US7127301B1 (en) 2003-04-28 2006-10-24 Sandia Corporation Flexible retinal electrode array
JP4706962B2 (ja) 2005-05-27 2011-06-22 日本光電工業株式会社 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
US9155487B2 (en) * 2005-12-21 2015-10-13 Michael Linderman Method and apparatus for biometric analysis using EEG and EMG signals
US7848797B2 (en) 2006-08-17 2010-12-07 Neurometrix, Inc. Motor unit number estimation (MUNE) for the assessment of neuromuscular function
US9980662B2 (en) 2010-05-25 2018-05-29 Neurowave Systems Inc. Method and system for electrode impedance measurement
JP2013121369A (ja) 2011-12-09 2013-06-20 Sony Corp 入力装置及び校正方法
WO2013112854A1 (en) 2012-01-27 2013-08-01 T4 Analytics Llc Methods and systems for assessing muscle electrical activity in response to stimulation of a motor nerve
WO2013172830A1 (en) 2012-05-16 2013-11-21 Draeger Medical Systems, Inc. Neurotransmission measurement adapter
US8755873B2 (en) * 2012-09-21 2014-06-17 Welch Allyn, Inc. Evaluation of the quality of electrode contact with a skin surface
JP6351250B2 (ja) 2012-12-14 2018-07-04 国立大学法人電気通信大学 電気刺激システム
US20140207017A1 (en) * 2013-01-23 2014-07-24 Altec, Inc. Signal quality monitor for electromyographic sensors
US9700221B2 (en) * 2013-03-06 2017-07-11 Axion Biosystems, Inc. Non-invasive segmentable three-dimensional microelectrode array patch for neurophysiological diagnostics and therapeutic stimulation
US10478096B2 (en) 2013-08-13 2019-11-19 Innovative Surgical Solutions. Neural event detection
ES2954112T3 (es) * 2013-12-24 2023-11-20 Rgb Medical Devices S A Monitorización de un estado de bloqueo neuromuscular
DE102014008841A1 (de) * 2014-06-20 2015-12-24 Drägerwerk AG & Co. KGaA Signalverarbeitungseinheit eines EMG-Messsystems
US9720515B2 (en) 2015-01-02 2017-08-01 Wearable Devices Ltd. Method and apparatus for a gesture controlled interface for wearable devices
JP6760736B2 (ja) 2016-02-23 2020-09-23 日本光電工業株式会社 指標出力装置、指標出力装置の作動方法および指標出力プログラム
US12059248B2 (en) * 2016-10-14 2024-08-13 Blink Device LLC Quantitative neuromusculature blockade sensing systems and methods
US11259746B2 (en) 2017-07-10 2022-03-01 General Electric Company Method and system for neuromuscular transmission measurement
US11559238B2 (en) * 2019-01-31 2023-01-24 Zoll Medical Corporation Ambulatory medical device including a digital front-end
KR20200002073U (ko) * 2019-03-14 2020-09-23 고려대학교 산학협력단 신경근 이완 감시 장치

Patent Citations (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5542729A (en) 1993-02-09 1996-08-06 Valmet Corporation Two sided clamp for manipulating heads of paper rolls
US5851191A (en) 1997-07-01 1998-12-22 Neurometrix, Inc. Apparatus and methods for assessment of neuromuscular function
WO1999001064A1 (en) 1997-07-01 1999-01-14 Neurometrix, Inc. Apparatus and methods for assessment of neuromuscular function
US7628761B2 (en) 1997-07-01 2009-12-08 Neurometrix, Inc. Apparatus and method for performing nerve conduction studies with localization of evoked responses
US20010000526A1 (en) 1998-05-26 2001-04-26 Ineedmd.Com, Inc. Tele-diagnostic device
US6984207B1 (en) 1999-09-14 2006-01-10 Hoana Medical, Inc. Passive physiological monitoring (P2M) system
US7058438B2 (en) 2000-11-02 2006-06-06 Grace Lawrence J Method and apparatus for self-diagnostic evaluation of nerve sensory latency
US20140012157A1 (en) * 2006-09-16 2014-01-09 Terence Gilhuly Monobody Sensors for Monitoring Neuromuscular Blockade
US20130204155A1 (en) 2012-01-27 2013-08-08 Mayo Foundation For Medical Education And Research Anesthesia Monitoring Systems and Methods of Monitoring Anesthesia
US20140107524A1 (en) 2012-10-12 2014-04-17 Mayo Foundation For Medical Education And Research Neuromuscular monitoring display system
US20140235991A1 (en) 2013-02-15 2014-08-21 T4 Analytics Llc Electrode systems for use with medical monitoring systems
US9814402B2 (en) 2013-02-15 2017-11-14 Acacia Designs Bv Electrode systems for use with medical monitoring systems

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