JP2008519609A - Ｅｍｇ信号を測定するための装置および方法 - Google Patents

Abstract

本発明は、筋電信号（ＥＭＧ）の遠隔的な直接測定、表示、処理および送信のための装置に関し、前記装置は末梢運動神経を興奮させるための電極を備える電気刺激器（１）；この末梢神経に付随する筋肉レベルでのＥＭＧ応答を取得するための、１対の電極（３１）；少なくとも１つの差動前置増幅器（２２，３３）、バンドパスフィルター（２５，３４）、およびアナログ／ディジタル変換器（ＡＤＣ）（２６，３１０）を備え、入力信号の調節手段を与える、マイクロコントローラー（３，３９）によって駆動される取得チェーン（２）であって、取得されたＥＭＧ信号の記憶手段（９）および表示手段、ならびにユーザー（６）とのインターフェースを実施し、かつ記憶されたデータを利用するプログラムを備えるコンピューター（４）に標準化されたインターフェース（５）を介して連結される、取得チェーン（２）を備える。本発明は、ＥＭＧ信号がＡＤＣ（２６，３１０）の入力電圧範囲の最大可能部分をカバーし、従ってＥＭＧ信号の振幅が減少するときに解像度を保持するような方法で、取得チェーン（２）が、マイクロコントローラーを介して、ＥＭＧ信号（２３，２４，３１１，３８）の増幅ゲインを自動調節する手段を備えることを特徴とする。
【選択図】 図１

Description

本発明は、筋電図を測定する新規な装置および新規な方法に関する。

筋肉が活動下にあるとき、電極を筋肉上に配置することによって、低い振幅の（生物）電気信号を集めることが可能である。電位の形をとるこれらの信号の全ては、筋電図（ＥＭＧ）と呼ばれる。

ＥＭＧ分析の目的は、筋電活動の定量化によって筋肉の状態および機能についての情報を得ることである。この測定は、皮膚の上または下への電極の適用によって実施される。信号が検出され、下にある筋肉の活動を明らかにする。

電気刺激は、公知であり、外部から、したがって脳の媒介無しに、関連する筋肉の反応を引き起こすように、電気パルスによって末梢運動神経を興奮させることにある。

２つの主要な適用分野が、電気刺激をＥＭＧの測定と関連づける解決策を提案するためのこの技術に基づいている。

第１の適用分野は全身麻酔に関し、特にこの麻酔の監視に関する。この点に関して、患者は以下のことを目的とする様々な薬物を注射される：
− 無意識によって記憶消失および睡眠を確実にする；
− 鎮痛薬によって痛みに対し無感覚にする；および
− 筋肉弛緩を可能にする。

この後者の仕事は、活動的な筋線維の数を減少するクラーレによって確実にされ；この場合、我々は筋肉弛緩の割合を評価するためにＥＭＧを利用する。

この筋肉弛緩の評価は、以下の測定の特定の困難性に直面する：
− クラーレ麻痺時のＥＭＧ振幅の減少；
− 特に電磁汚染によるノイズの多い環境；
− 初期段階、すなわち電極の配置および装置の較正のための時間が比較的短いという要求。

多くの文献が、麻酔監視用途のためのＥＭＧ測定の使用を提案しており、それはおそらくＥＥＧの測定と関連し、通常は「刺激−応答」機構によって作用する。一例として、以下の文献を引用することができる：ＵＳ−Ａ−４２９１７０５、ＧＢ−Ａ−２１１３８４６、ＵＳ−Ａ−４５９５０１８、ＫＲ−Ａ−９００４８９９、ＵＳ−Ａ−５３０００９６、ＵＳ−Ａ−４２９１７０５、ＵＳ−Ａ−６２２４５４９、ＷＯ−Ａ−０２０５３０１２、ＷＯ−Ａ−９９４１６８２。これらの文献は優先権を主張する出願において詳細に記載されており、本出願中に参考として一体化されている。

多くの場合、測定は刺激アーティファクトによって損なわれる。さらに、これら全ての装置および方法は、ＥＭＧが振幅において減少したときに信号の損失が得られる。

より具体的には、２０００年７月４日に公開された文献ＵＳ６０８３１５６は、
− 電気刺激器；
− １対の電極；
− 取得チェーン（増幅器、バンドパスフィルター、ＡＤＣなど）
を備え、携帯用コンピューターによって駆動される、一体化された、携帯可能で、かつ自律的な装置を記載する。

同様に、文献「Ａ ｇａｔｅｄ ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｌ ａｍｐｌｉｆｉｅｒ ｆｏｒ ｒｅｃｏｒｄｉｎｇ ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌ ｒｅｓｐｏｎｓｅｓ ｔｏ ｅｌｅｃｔｒｉｃ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ」は、刺激の前後で以下のようにゲインを変えることによって刺激アーティファクトを減衰する手段を備える増幅器を記載する：
− 刺激時のユニットゲイン；
− 刺激後の１０００（３００Ｈｚ−２５ｋＨｚバンドにおける）のゲイン。

これらの文献において、ゲインの変化は、アーティファクトの影響を最小にするために使用されるのであって、振幅におけるＥＭＧの変化にかかわらず解像度を一定に保つために使用されるのではない。

したがって、電気刺激の結果生じるＥＭＧ信号を、筋肉の自発的な運動から生じる自発的ＥＭＧ信号から区別することが好適である。

別の主要な適用分野は、運動療法用途に好適な装置を具体化するためのＥＭＧの使用である。特に以下の場合である：
− 筋肉弛緩薬が全く使用されず、その結果電気信号が非常に大きい場合；
− 自発的な電位がその中で測定され、測定が刺激アーティファクトによって乱されない場合。

文献ＵＳ−Ａ−００５３０００９６「ＥＬＥＣＴＲＯＭＹＯＧＲＡＰＨＩＣ ＴＲＥＡＴＭＥＮＴ ＤＥＶＩＣＥ」において、電気パルスによって実施される刺激の後で、必要な結果に刺激を適応するように測定される筋肉の応答または反応を印刷しようとしている。

文献ＵＳ−Ａ−５３０００９６およびＷＯ−Ａ−２００５／０４６７８７は、電気的な筋肉刺激器を使用する装置を記載し、この装置はＥＭＧ信号をディジタル信号に変換し、運動療法の運動の実行において療法士を図表によって援助することを可能にする、コンピュータープログラムによる分析および表示を可能にする。

本発明の目的は、先行技術の欠点を取り除くことができる解決策を提案することである。

第１の目的によれば、本発明は、電気刺激と関連するＥＭＧ型の電気生理学的信号を測定するための装置を提供することを目的としており、この装置は好ましくは携帯可能であり、自律的であり、非常にコンパクトであり、信頼性があり、フレキシブルであり、使用が容易であり、電気安全性基準（デフォルト電流の制限）に適合し、製造が安価である。

本発明の第１の重要な目的は、麻酔用途および／または運動療法用途に適合可能な装置を提供することであり、この装置はＥＭＧ信号の振幅における減少にかかわらず、信頼できる測定を実施することができる。

本発明の補足的な目的は、測定電極および刺激電極の正確な配置の容易かつ自動的な制御を可能にすることである。

本発明の第２の重要な目的は、特に麻酔用途について、最大値を超える興奮の振幅を精密に測定しながら起こりうる刺激アーティファクトを考慮する、装置の速い較正を可能にすることである。

本発明の相補的な目的は、おそらく無線接続によって、遠隔コンピューター（のネットワーク）によって連結または駆動されることができる装置を提供することである。

第２の目的によれば、本発明は、電気刺激に関連するＥＭＧ型の電気生理学的信号を測定する方法を提供することに向けられている。

本発明の最後の目的は、治療用途および診断用途のための、上記の装置または方法の使用を提案することに向けられている。

本発明の第１の目的は、請求項１に記載される、筋電信号（ＥＭＧ）を直接測定、表示、遠隔的に処理および送信するための、一体化され、かつ自律的な装置に関し、この装置は以下のものを備える：
− 末梢運動神経を興奮させるための電極を備える電気刺激器；
− この末梢神経に付随する筋肉レベルでのＥＭＧ応答を取得するための、１対の電極；
− 少なくとも１つの差動前置増幅器、バンドパスフィルター、およびアナログ／ディジタル変換器（ＡＤＣ）を備え、入力信号の調節手段を与える、マイクロコントローラーによって駆動される取得チェーンであって、取得されたＥＭＧ信号の記憶手段および表示手段、ならびにユーザーとのインターフェースを実施し、かつ記憶されたデータを利用するための実行可能なプログラムを備えたコンピューターに標準化されたインターフェースを介して連結される、取得チェーン。

本発明の新機軸は、システムのアナログ／ディジタル変換器の解像度の使用を最適化するように、測定されたＥＭＧ信号の増幅ゲインを自動的に適合させることにある。別の言い方をすると、本発明は最大の精度（すなわち最小の相対的な量子化誤差）での自動的なゲイン制御のための解決策を提供することを可能にする。

第１の適用領域は、クラーレ麻痺時に筋肉弛緩の割合の評価が測定される麻酔の分野において、本発明による装置の使用を提案することに向けられている。この場合、これは電気刺激後の応答を測定することを伴う。したがって、それは「刺激−応答」モードである。

このタイプの適用のための本発明による装置の使用によって、ＥＭＧ信号の振幅が経時的に減少したときでさえ、解像度が維持されることが観察される。さらに本発明は、クラーレ麻痺時のＥＭＧ信号の振幅の減少に関連する信号対ノイズ比の減少の問題を解決することを助ける。より一般的には、本発明は、ノイズが多い環境（電磁汚染）における効果的な測定を可能にする。

第２の適用領域は、運動療法用途のための、いわゆる「逆」モードにおける装置の使用を提案することに向けられている。このモードによれば、測定チェーンは監視される筋肉を定期的にサンプリングし、自発的な収縮に関するＥＭＧがプログラム可能な閾値をこえたときに電気刺激を誘発する。このことは、再訓練運動を援助することによって筋肉のリハビリを改善することを可能にする。

運動療法用途のために意図される装置のこのモードの使用によれば、以下のことが観察される：
− ＥＭＧが測定ツールとして使用される。この目的は特に、異常を強調するために、標準化された運動における筋肉の漸増パターン（モデル）を分析することである；
− 他方、電気刺激は処置ツールとして使用される。回復されるべき筋肉の運動神経は、十分に決定された収縮シーケンスを引き起こすように電気パルス列に供される。しかしながら、現在のユーザーは、予め規定された矩形パルス列に限定されており、この技術はフレキシビリティを欠く。

運動療法用途および麻酔用途の両方について、本発明は、ＥＭＧが振幅において変化するときでさえ、ＥＭＧがアナログ／ディジタル変換器の入力電圧範囲の全体にわたってカバーするように、増幅器のゲインの自動調節を可能にする解決策を提案することを目的とする。

本発明の別の重要な目的は、特に麻酔用途の場合において、刺激アーティファクトの問題を解決することである。実際、ＥＭＧの振幅が（クラーレの影響のために）減少するときに、アーティファクトの振幅がＥＭＧの振幅より大きくなる瞬間が生じる。飽和の危険性を伴わずに最適なゲインでＥＭＧを増幅し続けることを可能にするために、アーティファクトの過剰な増幅後、装置はアーティファクトの持続時間の間、測定電極を短絡させる。

従って、この場合、ゲインの自動調節と電極の短絡は２つの別個の機構であり、それらは、組み合わせられた場合に、刺激アーティファクトの振幅にかかわらず相対的な量子化誤差を一定に保つことが可能である。

この目的は従属請求項２〜５において提案される解決策によって達成される。

従来の目的を補足する目的は、測定電極の短絡を伴う「刺激−応答」モードにおいて作用するときに現れる、オフセットに関する問題を解決することに向けられる。実際、前置増幅器の出力におけるＤＣ成分がゼロでないとき、測定電極の短絡はバンドパスフィルターの出力での摂動を引き起こす。

複数の解決策が考えられ、請求項６〜１２において詳細に記載される。特に、以下のものが考えられる：
− プログラミングによってこの問題の除去を考慮する解決策；
− ハードウェア補償を提案し、そこで前記増幅器の出力での特別なプログラム可能回路の付加およびハイパスフィルターの除去が提供される解決策；
− ハードウェア補償を提案し、そこでオフセットに対する補償外部抵抗器を備える増幅器による計装増幅器の置換およびハイパスフィルターの除去が提供される解決策。

本発明の好ましい実施形態は、従属請求項１３〜２１に詳述される。

本発明の第２の目的は請求項２２に記載され、これは、この装置がクラーレ麻痺時に筋肉弛緩を監視する用途のために「刺激−応答」モードで使用されるかどうか、または例えば運動療法用途のためにいわゆる「逆」モードで使用されるかどうかによって、入力信号に適用されるゲインを自動的に調節し、上述の測定装置においてアナログ／ディジタル変換器の最大解像度を維持するための方法に関する。

さらに、上で言及される問題を解決するための解決策の提案が、方法についての従属請求項２２〜２７において記載される。

最後に、治療用途が示唆され、請求項２８〜３０において記載される。

図面の簡単な記述
図１は、本発明による刺激および測定取得システムのブロック図を示す。

図２Ａは、三角形の信号形状を示す。

図２Ｂは、刺激シーケンスのパラメーター表示を示す。

図２Ｃは、台形の信号形状を示す。

図３は、本発明による取得チェーンの原理図を示す。

図４は、ゲインの自動調節の方法を概略的に示す。

図５は、Ｖ_ＥＭＧ＞Ｖ_{ＡＲＴＩＦＡＣＴ}のような刺激アーティファクトを伴うＥＭＧ信号を示す。

図６は、Ｖ_ＥＭＧ＜Ｖ_{ＡＲＴＩＦＡＣＴ}のような刺激アーティファクトを伴うＥＭＧ信号を示す。

図７は、刺激アーティファクトの過度に大きい増幅後の増幅器の飽和を示す。

図８は、Ｖ_{ＡＲＴＩＦＡＣＴ}＞Ｖ_ＥＭＧのような刺激アーティファクトを伴うＥＭＧのためのゲインの調節を示す。

図９は、取得チェーンの図を示す。

図１０Ａは、測定電極の短絡を概略的に示す。

図１０Ｂは、操作が測定電極の短絡時に実施される時間シーケンスを示す。

図１１は、オフセットの短絡に関する問題を解決することを可能にする、本発明による装置の好ましい実施形態における測定チェーンの図を示す。

図１２Ａおよび図１２Ｂは、オフセットの問題を解決するためにソフトウェア補償を用いる患者試験を示す。

図１３は、第１の実施形態による、オフセットに関する問題を解決するためのハードウェア補償を提案する、本発明の好ましい実施形態のための測定チェーンの図を示す。

図１４Ａおよび図１４Ｂは、図１３に記載されるハードウェア補償と図１３Ａおよび図１３Ｂにおいて実施され示されるソフトウェア補償との組み合わせを考慮する患者試験を示す。

図１５は、オフセットの短絡に関する問題に対する代替的なハードウェア補償を可能にする、別の実施形態による測定チェーンの図を示す。

図１６は、システムが「電極の短絡を伴う刺激−応答」モード（モード１）で作動しているか、または「電極の短絡を伴わない刺激−応答」モード（モード２）で作動しているかによる、図１０Ｂの信号に対応する。

図１７は、ポリトピック測定のためのネットワーク配置を概略的に示す。

図１８は、手術室における閉ループ取得を概略的に示す。

図１９は、「最大値を超える」興奮を起こす強度の探索を概略的に示す。

図２０は、電気パルスの強度の関数としてのＥＭＧ信号の振幅を示す。

１． 装置の提示
図１に概略的に図示される本発明による装置は、末梢運動神経を興奮させることができる刺激電極（２０）に連結された電流源１、および測定電極３１によって誘発されたおよび／または自発的な、筋電電位の測定に特に適応された取得チェーン２を備える。

システムの心臓部において、実時間でのシステムの様々なモジュールの駆動および同期、ならびに標準的なインターフェース５（ＲＳ−２３２、ＵＳＢ、ＲＳ−４８５など）を介してのコンピューター４との通信を確実にしなければならないマイクロコントローラー３が見出される。

ＥＭＧ信号および／またはそのパラメーターは、表示スクリーン６上で見ることができる。

システムは、標準的な通信ポート（ＲＳ−２３２、ＵＳＢ、ＲＳ−４８５など）を備えるいかなるワークステーションからも駆動されることができるが、ユーザーインターフェースが全システムの携帯可能性、自律性、および安全性を確実にするように、ＰＤＡ（Ｐｅｒｓｏｎａｌ Ｄｉｇｉｔａｌ Ａｓｓｉｓｔａｎｔ）を使用することが望ましい（下のセクション１．７を参照）。

医療監視システムへのシステムの一体化を容易にするために、システムはＰＤＡに一体化された無線送信器／受信器７を介して中央コンピューター８との無線通信を確立することができる。

ＥＭＧ応答は、ＰＤＡ上で使用可能な不揮発性メモリ９（ＳＤ、ＣｏｍｐａｃｔＦｌａｓｈなど）に記録されることができる。

もちろん、プログラムは、ユーザーインターフェースとして作用しながら、オンボードシステムから生じるデータを利用することを可能にする。

装置は、４つの異なるモードで作動することができる：
− モード１ 「刺激−応答」：麻酔用途のためのモード。このモードにおいて、装置は電気パルスによって末梢運動神経を刺激し、その後、刺激から生じる誘発ＥＭＧを処理する；
− モード２ 「逆モード」：運動療法用途のためのモード。このモードにおいて、測定チェーンは監視される筋肉を定期的にサンプリングし、自発的な収縮に関するＥＭＧがプログラム可能な閾値を超えたときに電気刺激を引き起こす。このことは、再訓練運動を補助することによって筋肉のリハビリを改善することを可能にする。
− モード３ 「取得のみ」：記載されないモード。
− モード４ 「刺激のみ」：記載されないモード。

求められる用途によって、装置は１つ以上の操作モードを提示することができる。ユーザーは、その結果、以下のことを選択することができる
− 送出される刺激のタイプ；
− 応答曲線の表示モード；など。

続く記述は本発明の１つ以上の実施形態に向けられ、これは同一の装置において刺激器とＥＭＧ取得チェーンとをひとまとめにすることから生じる利点を強調する。

１．１ ユーザーインターフェース
インターフェースは、好ましくは以下のようにすべきである：
− ＥＭＧのクリアな表示のために手頃なサイズを有し、かつユーザーとの容易な対話のためにタッチセンシティブなカラースクリーン；
− 用途に容易に適応される（人間工学および信号処理）；
− いくつかのカスタマイズ（メニューの枝刈り、ユーザーに適応された予備構成）を提供する。

さらに、インターフェースの開発およびプロトタイプの作成を容易にするために、データの記憶および後処理が、タッチセンシティブスクリーンを有するポケットコンピューター上でなされる。別の解決策を考えてもよく、そこではＰＤＡは装置に一体化された等価なオンボードシステムで置換され、それによって携帯可能性を向上する。

プログラムの操作モードの選択
− 記録：
このモードにおいて、システムは、ＥＭＧの取得を実施し、応答を不揮発性メモリ上に保存し、曲線を表示し、曲線の処理を実施し、測定パラメーターを表示する。

− 読取り：
このモードにおいて、ユーザーは、記録されたＥＭＧを読取る。システムは、装置のメモリにおいて読取りを実施し、信号を表示し、曲線の処理を実施し、測定パラメーターを表示する。

臨界的パラメーターの評価
筋肉弛緩の評価は特に、クラーレ麻痺されたＥＭＧのピーク間振幅と参照ＥＭＧのピーク間振幅の比（例えば、Ｔ_１／Ｔ_０、Ｔ_４／Ｔ_１など）を測定することによって、または修正されたＥＭＧ（すなわち、絶対値として取得された電位）の面積の比（例えば、Ｓ_１／Ｓ_０、Ｓ_４／Ｓ_１など）を測定することによって行われる。それにもかかわらず、多くのパラメーターが使用されることができる。ソフトウェアは、実時間で、および後処理によって分析を完全に実施することを可能にする。

１．２ 刺激器
送出された信号
システムは、好ましくは２つの異なるモードで作用することができる刺激器を備える。第１のモードにおいて、刺激器はユーザーによってプログラム可能な刺激シーケンスを送出する。第２のモードにおいて、刺激器は麻酔において慣習的に使用されるパルス列を送出する。

プログラムされたモード
電気刺激器は、ＳＴ（単一刺激）、ＴＯＦ（４回刺激）、ＴＳ（テタヌス刺激）、またはＤＢＳ（ダブルバースト刺激）のごとき、そのメモリに予め記録された矩形パルスの一連のシーケンス含む。

パルスの強度、幅、および２つの連続するシーケンスの間の時間はデフォルト値を有するが、以下の範囲内でユーザーによって再パラメーター表示可能である：
− パルスの振幅：５ｋΩにおいて０〜１５０ｍＡ；
− パルスの幅：０〜１０００μｓ；
− ２つの連続するシーケンスを隔てる時間：１０〜６０ｓ。

プログラム可能なモード
ユーザーは、信号の形状（台形、正弦形、三角形、矩形、任意の形状）、その周波数および振幅を同時に選択することができる。
矩形：
− 振幅：５ｋΩにおいて０〜１５０ｍＡ；
− パルスの幅：０〜１０００μｓ。
台形（図２Ｃ参照）：
− 振幅：５ｋΩにおいて０〜１５０ｍＡ；
− 立上がり時間（Ｔｍ）：１５μｓ〜５ｍｓ；
− 頂部時間（Ｔｈ）：０〜１０００μｓ；
− 立下がり時間（Ｔｄ）：１５μｓ〜５ｍｓ。
三角形（図２Ａ参照）：
− 振幅：５ｋΩにおいて０〜１５０ｍＡ；
− 立上がり時間（Ｔｍ）：１５μｓ〜５ｍｓ；
− 立下がり時間（Ｔｄ）：１５μｓ〜５ｍｓ。
正弦形：
− 振幅：０〜１５０ｍＡ；
− 周波数：０〜２００Ｈｚ。

Ｔａは、次のパターンを送出するまでの待ち時間である。いったんパターン（Ｍ）が確立されると、ユーザーは以下のモードで作用することを選択することができる：
− モノパルスモード：単一のパターンを送出する；
− マルチパルスモード：限定された数のパターンを送出し、２つの連続するパターンの間の時間Ｔａを固定する；
− 連続モード：連続的に電気刺激し、２つの連続的なパターンを隔てる時間Ｔａを固定する。

図２Ｂは、刺激シーケンスのパラメーター表示を図示する。

安全面
刺激器は、規則的にまたは要求あり次第、医療基準に従って刺激電極間のインピーダンスの測定を実施する。

１．３ 取得チェーン
原理図
図３に概略的に示される取得チェーン２は、信号「Ｖ_１」を入手し、フィルター２５を通して「Ｖ_１」をろ波し、そこから望ましくない周波数を抽出し、かくして調節された信号「Ｖ_２」のアナログ／ディジタル変換２６を実施するように、差動増幅器２２の助けを借りて測定電極２０から生じる信号を増幅することが意図される。

アナログ／ディジタル変換２６において最大の解像度を確実にするために、マイクロコントローラーからコントロールされる２４ゲイン２３の自動調節のためのシステムは、変換器の電圧範囲を最も良好に使用するように、入力信号２０の増幅を可能にする。

ゲインとして以下を選択することによって（図４参照）：

式中：
− Ｖ_ＲＥＦは、アナログ／ディジタル変換器の入力範囲の半分であり、かつ
− Ｖ_ＭＡＸは、測定される信号のピーク値であり、
変換器の入力における信号「Ｖ_２」の振幅は、その電圧範囲の「全体（ｔｏｔａｌｉｔｙ）」を使用する。さらに図４によると、我々は以下を有する：

刺激アーティファクトに関する問題
刺激は、低い振幅のＥＭＧ測定を乱すアーティファクトを引き起こす。

ＥＭＧ信号は、比較的低い振幅であり、かつかなりノイズの多い環境で収集されるので、それらは、最大までかつ測定部位のできるだけ近くで増幅されるべきである。

図５は、好適な振幅のＥＭＧ（患者がクラーレ麻痺されていないとき）について、筋肉応答の振幅が刺激アーティファクトの振幅よりも一般的に高いことを示す。

条件（１）かつＶ_ＭＡＸ＝Ｖ_ＥＭＧは以下を意味する：

したがって、増幅器の最大ゲインはＥＭＧ信号の振幅に反比例する。

クラーレの濃度の増大は、ＥＭＧの振幅における漸進性のかなりの減少を引き起こすので、ＥＭＧの振幅が刺激アーティファクトの振幅よりも小さくなる瞬間が生じる（図６参照）。

次いで、ゲインの選択が起こる。ＥＭＧの振幅に基づく式（２）のゲインに対する同様の寸法決定（ｄｉｍｅｎｓｉｏｎｉｎｇ）は、図７に示されるように、刺激アーティファクトの過剰な増幅後の増幅器の飽和を引き起こすことができる。

したがって、増幅器の最大ゲインは、もはやＥＭＧ信号の振幅に依存せず、実際には刺激アーティファクトの振幅に依存し、それによって小さなＥＭＧに対して劣った信号対ノイズ比（ＳＮＲ）を生じさせる。

図８は、Ｖ_{ＡＲＴＩＦＡＣＴ}＞Ｖ_ＥＭＧのような刺激アーティファクトを伴うＥＭＧに対するゲインの調節を示す。

もしＶ_{ＡＲＴＩＦＡＣＴ}＞Ｖ_ＥＭＧならば、そのとき

であり、そしてもしＶ_ＥＭＧ＞Ｖ_{ＡＲＴＩＦＡＣＴ}ならば、そのとき

であり、式中
− Ｖ_ＥＭＧは、ＥＭＧのピーク振幅であり、
− Ｖ_{ＡＲＴＩＦＡＣＴ}は、アーティファクトのピーク振幅であり、
− Ｖ_ＲＥＦは、ＡＤＣの入力範囲の半分である。

測定された信号に対するアーティファクトの影響を最小化するために、操作モードによって２つの方法が使用され、それはＡＤＣの入力範囲の全体を有効に利用することを可能にする。

実施される解決策
図９に示されるブロック図の左側において、コネクタ３１を、測定電極と参照電極とに区別することができる。システムは、人体によって拾い上げられる共通のモードのノイズを最小化するために、差動前置増幅３３を実施する。

前置増幅器３３と電極３１のためのコネクタとの間に、マイクロコントローラー３９の出力３８によって駆動され、測定電極を短絡させることができる中継器３２の存在を確認することができる。

前置増幅された信号「Ｖ_０」は、その有用な周波数（１０〜１０００Ｈｚ）のみを保存するためにバンドパスフィルター３４を通過する。

ろ波された信号「Ｖ_Ｆ」は所望により、アナログ／ディジタル変換器３１０の入力電圧範囲内で最も良好に存在しうるように再増幅３５されてもよい（下の「モード２」参照）。

２つの別個のモジュール３１１および３１２は、前置増幅器３３のゲインおよび増幅器３５のゲインを、マイクロコントローラー３９の特定の出力突出部３８を介して、独立して調節することを可能にする。

ａ） 測定電極の短絡を伴う刺激応答モード（モード１）
この場合において、信号のマスキングが実施される。この方法は、刺激アーティファクトの持続時間の間、取得電極を短絡することからなる。それは、刺激器がＥＭＧ取得チェーンに連結されること、およびそれが同期信号を提供することを要求する。

図１０Ａは、マイクロコントローラーμＣによる測定電極の短絡の原理を示す。図１０Ｂは、測定電極の短絡時に操作が実施される時間シーケンスを以下に示す：
− ｔ_０は、測定電極の短絡の瞬間である；
− ｔ_１は、刺激開始の瞬間である；
− ｔ_２は、刺激終了および取得開始の瞬間である；
− ｔ_３は、測定電極が短絡される瞬間である；
− ｔ_４は、取得終了の瞬間である；
− δは、刺激後の電極の短絡の持続時間である；および
− Δは、記録時期である。

この方法では、刺激アーティファクトは測定された信号から完全に消失され、条件Ｖ_ＥＭＧ＞Ｖ_{ＡＲＴＩＦＡＣＴ}は常に満たされる。

前置増幅器のゲインは、最適な方法で直ちに寸法決定される。刺激の終了と電極の中継短絡の開放との間の時間は、ユーザーにとってプログラム可能になされる。

オフセットの短絡に関する問題の解決策
測定電極の短絡を伴う「刺激−応答」モード、すなわち麻酔に向けられた用途において作用するとき、オフセットに関する問題が現れる。

オフセットの存在は、電極／ゲル界面およびゲル／皮膚界面のレベルにおける接触電位に関する。もしこれらの電位が等しいならば、それらは互いに前置増幅器のレベルで補償し、測定チェーンを乱さないだろう。それらの非対称性は、前置増幅器の出力においてＤＣ成分を生じる。この非対称性は、皮膚の良好な準備によって有意に減少されることができる。

図１１は、測定電極３１が短絡要素３２によって短絡される、測定チェーンの単純化された図を示す。

ＤＣ成分の短絡は、バンドパスフィルターの出力における摂動を引き起こす。

第１の実施形態は、ソフトウェア補償を考慮することによってオフセットに関するこの問題の解決策を提案することを可能にする。この方法は、図１２に図示されるような重ね合わせの原理に基づく３つの工程を本質的に含む。それらは以下に記載される：
− 電気刺激無しで測定電極を短絡し、測定チェーンの出力における摂動を記録する工程（曲線Ａ）；
− 誘発されたＥＭＧの測定を実施する工程；そのとき測定された信号は、誘発されたＥＭＧとハイパスフィルターに関する摂動のＥＭＧとの重ね合わせである（曲線Ｂ）；
− 測定された信号から摂動信号を減算し、結果を表示する工程（曲線Ｃ）。

第２の実施形態は、「ハードウェア補償」と呼ばれるオフセットに関する問題に対する解決策を提案することを可能にする。このハードウェア補償は、測定電極の短絡の前にオフセット値を記憶すること、およびこの電圧を短絡の持続時間の全体にわたってフィルターの入力において保持することによって、ハイパスフィルターの入力電圧の突然の変動を防止することを目的とする。図１３に図示されるハードウェア補償は、以下の工程によって規定される：
− 刺激前に、前置増幅器３３がサンプリングされ、サンプルがＳａｍｐｌｅ ＆ Ｈｏｌｄ サンプラー６１によって記憶される工程；
− サンプラー６１の出力がアナログマルチプレクサ６２によってバンドパスフィルター３４の入力に接続される工程：
− 測定電極が要素３２によって短絡される工程；
− 測定電極が脱短絡される工程；
− バンドパスフィルター３４の入力が、前置増幅器の出力に再接続される工程。

別の実施形態によれば、図１２に記載されるソフトウェア補償は、図１３に記載されるハードウェア補償と組合せられることができる。

図１４Ａおよび図１４Ｂは患者試験を示す。

最後の実施形態によれば、オンボードシステムのメモリに摂動の全体を記録すること、およびそれを実時間で前置増幅器の出力から直接的に減算することからなる、ハードウェア補償の別の形態を考慮することが可能である。

図１５は、この解決策の実行のために意図されるハードウェア構成要素を概略的に示す。この解決策は、以下の工程によって記載される：
− 刺激前に、最初に測定電極３１を３２を介して短絡させ、前置増幅器３３の出力における摂動の全体を記録する工程。
・前置増幅器の出力においてアナログディジタル変換が実施される、
・サンプルがメモリに記憶される
− 測定時に、前置増幅器３３の出力から、測定された信号の摂動を実時間で直接的に減算する工程。
・任意の関数発生器７０は、予め記憶されたサンプルをディジタルアナログ変換器にディスパッチすることによって行われることができる。

別の実施形態によれば、オフセット補償外部抵抗器を有する計装増幅器の使用を提案することが可能である。外部抵抗器はディジタル電位差計で置換されることができ、μＣが前置増幅器の出力においてＤＣ成分を取り消すように電位差計のプログラム化を担う。

また、実時間で前置増幅器の出力からＤＣ成分の値を減算するために、ハイパスフィルターを除去し、それを加算器回路で置換する可能性も考えられる。

ｂ） 電極の短絡を伴わない刺激応答モード（モード２）
取得チェーンが同期信号を受信していないとき、刺激時に測定電極を短絡することは不可能であり、したがって取得チェーンはレベルモードによって起動する際に作動しなければならない。

全増幅チェーンのゲインについて予め確立された条件３および条件４を満たすために、我々は今、前置増幅器のゲイン（Ｇ_１）を、第２増幅段階のゲイン（Ｇ_２）から区別して考え、
もし、Ｖ_{ＡＲＴＩＦＡＣＴ}＞Ｖ_ＥＭＧならば、
実行された解決策は以下の工程からなる：
− 条件（３）に従って測定される信号の前置増幅を実施する工程、すなわち

ただし、前置増幅器の出力「Ｖ_０」は、以下
Ｖ_０＝Ｇ_{ＭＡＸ，１}・Ｖ_ＥＭＧ
によって与えられる；
− 有用なエネルギーバンドのみを保存するようにこの信号をろ波する工程。この方法において、条件（４）は再度満たされ、信号は最適な方法で再増幅されることができる；
− ろ波された信号を増幅し、条件（４）、すなわち、

に従い、もし、Ｖ_ＥＭＧ＞Ｖ_{ＡＲＴＩＦＡＣＴ}ならば、そのとき

であり、これはまさに最適な条件であり、結果としてＧ_{ＭＡＸ，２}＝１である工程。

モード１およびモード２における様々な処理工程の比較が、図１６に図示される。

同期モードにおいて、刺激アーティファクトに関するＥＭＧの相対的な振幅にかかわらず、信号は最適な方法で、すなわち相対的な量子化誤差を一定に保ちながら、さらに増幅されることができる。

レベルモードによって起動する際に、ろ波後の刺激アーティファクトの振幅が、前置増幅されたＥＭＧの振幅より下に低下する（これは麻酔の場合常にそうであるとは限らない）ときのみ、一定の相対的量子化誤差が保証される。実際、もしＶ_{ＡＲＴＩＦＡＣＴ（ろ波後）}＞Ｖ_{ＥＭＧ（ろ波後）}ならば、そのとき第２の増幅段階のゲインは以下に限定される：

したがって、チェーンの総ゲインは、

によって与えられる。

したがって、電極の短絡は以下の２つの利点を示す：
− 最大可能ゲインは、前置増幅器のレベルで設定されることができ、

これは信号対ノイズ比を増大することを可能にする
− チェーンの総ゲインは、最適な方法で寸法決定されることができ：

これは、刺激アーティファクトの振幅に関するＥＭＧの振幅にかかわらずに、相対的量子化誤差を一定に保つことを可能にする。

安全面
本発明によるシステムは、規則的に、または要求あり次第、取得電極のレベルでインピーダンスの測定を実行するように設計される。

特に、麻酔において、クラーレの影響によるＥＭＧの振幅の減少と、測定電極の分離による減少とを区別しなければならない。

システムは、供給電圧が測定電極に偶然に適用された場合に、デフォルト電流を制限するための保護抵抗器を備える。

１．４ 装置の操作モード
上の記載から、システムは４つの異なるモードにおける操作について提供され、そのアーキテクチャは、最初の３つのモードにおいて量子化誤差を一定に保つために適応される。
・刺激応答モード
・測定電極の短絡を伴う
・測定電極の短絡を伴わない
・逆モード
・取得のみモード
・刺激のみモード

１．５ 相補的機能性
「無線」送信器／受信器
「無線」技術の使用は以下のことを与える：
− 遠隔測定（したがって、無線）をとる可能性および装置の分散管理の可能性；
− ポリトピック測定のためのネットワーク化の可能性（図１７参照）。

装置は、無線接続を介して、中央コンピューターの「スレイブ」として作用することができるように設計される。中央コンピューターはさらに、複数のＥＭＧ刺激応答システムとの通信を確立し、それらを順に問い合わせることができる（図１９）。

ＥＭＧの保存
ＥＭＧはＰＤＡのメモリカード上に記録される。

１．６ 発明の利点
要約すると、本発明による装置のいくつかの有利な特徴は、この装置を公知の従来技術から区別することを可能にする。
刺激アーティファクトのマスキング
− 取得チェーンは刺激アーティファクトによって乱されない；
− ＥＭＧの振幅にかかわらない、最適な条件下での増幅の可能性；
− 信号対ノイズ比の改善。
マスタまたはスレイブ操作−「マスタ／スレイブ」
− システムは完全に自立的な方法において作用することができる（マスタＰＤＡ）；
− システムは、要求あり次第、測定を実施するように、中央コンピューターのスレイブとして作用することができる（スレイブＰＤＡ）。
ＰＤＡとの無線連結
− システムは、別のコンピューターと通信するために、例えばＰＤＡに一体化された「Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ」送信器／受信器を使用する。
安全性
− 本発明のシステムは、使用される電池全体の消費量を最小にし、それはガルバニック絶縁に関する問題を避け；このシステムはポリトピック測定に特に非常に好適である（種々のセンサについて共通のアースは無い）；
− システムは、デフォルト電流が５０μＡまでに制限されなければならないことを規定する医療基準を固守するように、保護抵抗器をさらに備える。
複数の局部
− それは電気測定を扱っているので、本発明の装置は、針または電極が配置されることができる限りいつでも好適である。それは手に対して好適であるが、いかなる他の部位に対しても好適である。
信頼性
− システムは、各測定行動の前に刺激電極および取得電極の分離試験を実施し、刺激電極または取得電極が不完全に配置される場合、例えば電極が不完全に取り付けられる場合に警告する。
フレキシビリティ
基本刺激、それらの順序づけ、またはそれらの経時の繰り返しのプログラム可能性：
− 刺激器は予め記録されたパルス列を提供することができる；
− 刺激器はユーザーによって引き出された波形を提供することができる。
装置の可逆性
− 刺激−応答モード；
− 逆モード。
自動ゲイン制御
− システムは、ＥＭＧの振幅が減少する場合に解像度を保つために、増幅器のゲインを自動的に調節する。
固定された解像度
− 本発明は、システムのＡＤＣの解像度を最大に利用するように測定チェーンの増幅を自動的に適応することによって、信号の大きさを巧みに利用する。
スケジュール
− ユーザーは、刺激の様々なモードおよびそれらを送出したいと思う瞬間をプログラムすることができ、これは、例えば手術室（クラーレ麻痺段階、手術段階、脱クラーレ段階）において有用である。
後処理における相補的分析
ユーザーは後処理において以下の相補的情報を得ることができる：
− ピーク間振幅；
− 修正されたＥＭＧ面積；
− スペクトル分析など；
ならびにこれらの測定値のうちのいくつかの比。

２． 適用領域
２．１ 薬物（クラーレ）を投与する人物および神経生理学者の見解
本発明による装置は、まず、市場に現れた新しい分子、および様々な筋肉に対する効果が様々な部位で予測されなければならない分子に対する効果を評価するために有用である。

実際、一方で、クラーレ剤の効果が一定である時間および不活性である時間は患者に投与される薬物のタイプに依存し、他方で、麻痺の割合は身体の全ての場所において均一ではない。

記載される装置はまた、筋肉緊張の評価に対する神経生理学的な試験時に有用である。我々は、所定の筋肉の筋肉緊張、または２つの筋肉間の麻痺または回復の関係を評価することを要求されることが多い。特に、クラーレを注射するときに、患者の麻痺は中央レベルで開始し、末端の筋肉において終了する。同様に、横隔膜のような筋肉は、母指内転筋のような末端に位置される筋肉より前に麻痺される。脱クラーレ処理も同じ順序で起こる。

例えば、足のみがアクセス可能である場合、我々は、いつ患者に挿管または抜管することができるかを知るために、その筋肉緊張を評価し、さらに喉頭の筋肉緊張および横隔膜の筋肉緊張との関係を確かめることが可能であることを望む。

２．２ 麻酔士の見解
麻酔士の見解から、本発明による装置は以下の２つの理由から有用である：
− 第１に、手術室において、開ループまたは閉ループにおいて（単一ボーラス、繰り返されるボーラス、連続灌流による投与）患者をクラーレ麻痺させるときに神経筋の遮断の程度を評価するため；
− 次に、外科的介入後に、患者の神経筋機能の回復を評価するためであり、内部筋肉群は呼吸および上部気道の保護に関与するものである。

手術室における閉ループ取得（図１８）
ＰＤＡは、無線接続またはガルバニック絶縁との有線接続を介して、中央コンピューターと通信することができる。したがって、装置は、マスタコンピューターのスレイブとして作用し、閉調節ループに一体化されることができる。

ＥＭＧの測定を実施した後、ＰＤＡは、クラーレを注射するためのポンプを駆動する中央コンピューターに情報（予備処理応答または曲線の全体）をディスパッチする。

ＰＤＡはワークステーションのスレイブとして作動する。中央コンピューターは、外科的介入の間、患者の神経筋遮断の程度を管理するように、刺激−応答システムを定期的に問い合わせる。調節ループは、閉タイプのループである。中央コンピューターもまた、クラーレポンプの注射を管理する。

刺激器と取得チェーンの結合によって与えられる利点（図１９）
筋電図（ＥＭＧ）において、神経筋遮断の程度の評価は、末梢運動神経の「最大値を超える」電気刺激に対する筋肉の応答（誘発された電位）を評価することによってなされる。もし単一筋線維の反応が「全部か又は無しか（ａｌｌ ｏｒ ｎｏｔｈｉｎｇ）」のタイプであれば、筋肉全体の反応は活動線維の数に依存する。

十分な強度の刺激は、筋線維全体の反応を引き起こし、得られた応答は振幅において最大になるだろう。

図１９は、刺激電流源の強度が漸進的に増大されたときに得られたＥＭＧを示す。

応答信号の振幅は、電流パルスの強度とともに飽和に達するまで増大する。この飽和は、筋線維の全体が実際に興奮させられ、応答が最大振幅に達していることを示す。

クラーレの投与が活動線維の数を減少させることをみるとき、最大応答の弱化と筋肉の弛緩状態とを関係づけることが可能である。

この技術を効果的なものにするためには、活動線維の全体が刺激によって興奮させられることがきわめて重要である。

したがって、この刺激の強度は、最大応答が得られる刺激の強度より２０〜２５％大きく、このために「最大値を超える」と呼ばれる。

図２０は、電気パルスの強度の関数として、ＥＭＧ信号の振幅を示す。

経験によれば、振幅の飽和によって特徴付けられる閾値が、筋ごとに、さらには患者ごとに強く左右されることを示す。

現在（加速測定において）使用されるＴＯＦ−Ｗａｔｃｈのような特定の装置は、飽和閾値を超えて、筋肉が正しく興奮させられるように、デフォルト値で５０ｍＡになるようにプログラムされる。

ＥＭＧの測定値を与えると、マイクロコントローラーは、最大値を超える興奮を誘導する電気パルスの強度を非常に正確に決定することができる。

筋肉弛緩の割合を評価するためのＥＭＧの使用における多数の利点のうちの１つは、電気パルスの強度を減少させ、それによって術後の痛みを減少させる、飽和閾値の極めて詳細な検出である。

本発明による刺激および測定取得システムのブロック図を示す。 図２Ａは、三角形の信号形状を示し、図２Ｂは、刺激シーケンスのパラメーター表示を示す。 台形の信号形状を示す。 本発明による取得チェーンの原理図を示す。 ゲインの自動調節の方法を概略的に示す。 Ｖ_ＥＭＧ＞Ｖ_{ＡＲＴＩＦＡＣＴ}のような刺激アーティファクトを伴うＥＭＧ信号を示す。 Ｖ_ＥＭＧ＜Ｖ_{ＡＲＴＩＦＡＣＴ}のような刺激アーティファクトを伴うＥＭＧ信号を示す。 刺激アーティファクトの過度に大きい増幅後の増幅器の飽和を示す。 Ｖ_{ＡＲＴＩＦＡＣＴ}＞Ｖ_ＥＭＧのような刺激アーティファクトを伴うＥＭＧのためのゲインの調節を示す。 取得チェーンの図を示す。 図１０Ａは、測定電極の短絡を概略的に示し、図１０Ｂは、操作が測定電極の短絡時に実施される時間シーケンスを示す。 オフセットの短絡に関する問題を解決することを可能にする、本発明による装置の好ましい実施形態における測定チェーンの図を示す。 オフセットの問題を解決するためにソフトウェア補償を用いる患者試験を示す。 第１の実施形態による、オフセットに関する問題を解決するためのハードウェア補償を提案する、本発明の好ましい実施形態のための測定チェーンの図を示す。 図１３に記載されるハードウェア補償と図１３Ａおよび図１３Ｂにおいて実施され示されるソフトウェア補償との組み合わせを考慮する患者試験を示す。 オフセットの短絡に関する問題に対する代替的なハードウェア補償を可能にする、別の実施形態による測定チェーンの図を示す。 システムが「電極の短絡を伴う刺激−応答」モード（モード１）で作動しているか、または「電極の短絡を伴わない刺激−応答」モード（モード２）で作動しているかによる、図１０Ｂの信号に対応する。 ポリトピック測定のためのネットワーク配置を概略的に示す。 手術室における閉ループ取得を概略的に示す。 「最大値を超える」興奮を起こす強度の探索を概略的に示す。 電気パルスの強度の関数としてのＥＭＧ信号の振幅を示す。

Claims (30)

1. 筋電信号（ＥＭＧ）の遠隔的な直接測定、表示、処理および送信のための装置であって、
   − 末梢運動神経を興奮させるための電極を備える電気刺激器（１）；
   − この末梢神経に付随する筋肉レベルでのＥＭＧ応答を取得するための、１対の電極（３１）；
   − 少なくとも１つの差動前置増幅器（２２，３３）、バンドパスフィルター（２５，３４）、およびアナログ／ディジタル変換器（ＡＤＣ）（２６，３１０）を備え、入力信号の調節手段を与える、マイクロコントローラー（３，３９）によって駆動される取得チェーン（２）であって、取得されたＥＭＧ信号の記憶手段（９）および表示手段、ならびにユーザー（６）とのインターフェースを実施し、かつ記憶されたデータを利用するための実行可能なプログラムを備えるコンピューター（４）に標準化されたインターフェース（５）を介して連結される、取得チェーン（２）
   を備える装置において、ＥＭＧ信号がＡＤＣ（２６，３１０）の入力電圧範囲の最大可能部分をカバーし、従ってＥＭＧ信号の振幅が減少するときに解像度を保持するような方法で、取得チェーン（２）が、マイクロコントローラーを介して、ＥＭＧ信号（２３，２４，３１１，３８）の増幅ゲインを自動調節する手段を備えることを特徴とする、装置。
2. 麻酔監視用途のために意図される装置であって、ＥＭＧ信号中に存在する刺激アーティファクトの除去手段または減衰手段をさらに備えることを特徴とする、請求項１に記載の装置。
3. アーティファクトの除去手段および／または減衰手段が、刺激アーティファクトの出現の持続時間の間、取得電極（３１）を短絡するための、マイクロコントローラー（３９）によって駆動される中継器（３２）を備えることを特徴とする、請求項２に記載の装置。
4. 電極（３１）の短絡が、取得の開始を刺激の終了と同期させることができるような方法で実施されることを特徴とする、請求項３に記載の装置。
5. 電極（３１）の短絡の持続時間がプログラム可能であり、好ましくは１〜１００００μｓ、より好ましくは１〜１０００μｓであること、および信号の取得の持続時間がプログラム可能であり、好ましくは１〜６００００ｍｓ、より好ましくは１〜１００００ｍｓであることを特徴とする、請求項３または４に記載の装置。
6. 測定電極（３１）の短絡時に現れるオフセットのアーティファクトを除去するための手段を備えることを特徴とする、請求項３〜５のいずれか１項に記載の装置。
7. オフセットのアーティファクトを除去する手段が、ハードウェア補償によって構成されることを特徴とする、請求項６に記載の装置。
8. オフセットのアーティファクトの除去を可能にするハードウェア補償の手段が、加算器回路（＋）の使用およびオフセット発生器の使用からなり、バンドパスフィルター（３４）のハイパスフィルターが省かれていることを特徴とする、請求項１に記載の装置。
9. オフセットのアーティファクトの除去を可能にするハードウェア補償の手段が、オフセット補償外部抵抗を有する増幅器（３５）の存在からなり、バンドパスフィルター（３４）のハイパスフィルターが所望により省かれていることを特徴とする、請求項７に記載の装置。
10. オフセットのアーティファクトの除去を可能にするハードウェア補償の手段が、アナログマルチプレクサ（６２）と関連するＳａｍｐｌｅ ＆ Ｈｏｌｄ サンプラー（６１）の使用からなることを特徴とする、請求項７に記載の装置。
11. オフセットのアーティファクトの除去を可能にするハードウェア補償の手段が、加算器回路の存在下でＲＡＭにおける摂動を記録することを可能にする手段における記録からなることを特徴とする、請求項７に記載の装置。
12. オフセットの除去手段がソフトウェア補償によって行なわれることを特徴とする、請求項６〜１１のいずれか１項に記載の装置。
13. 電極（２０，３１）が表面電極、針電極、および活性電極であることを特徴とする、請求項１〜１２のいずれか１項に記載の装置。
14. 取得チェーンが前置増幅（３３）およびろ波（３４）後に信号を処理するための第２の増幅器（３５）を与えられ、前記第２の増幅器（３５）もまた、マイクロコントローラー（３９）を介するゲイン（３１２，３８）の自動調節手段を備えることを特徴とする、請求項１〜１３のいずれか１項に記載の装置。
15. デフォルト電流を制限するための保護抵抗器を備えることを特徴とする、請求項１〜１４のいずれか１項に記載の装置。
16. 実時間でのデータの遠隔的な取得および送信を可能にするように構成可能であることを特徴とする、請求項１〜１５のいずれか１項に記載の装置。
17. 刺激電極（２０）および取得電極（３１）のレベルで自動的にまたは要求あり次第インピーダンスの測定を実施するように構成されることを特徴とする、請求項１〜１６のいずれか１項に記載の装置。
18. 刺激器（１）が、メモリに予め記録されている再パラメーター表示可能な矩形パルス、好ましくはＳＴ（単一刺激）型、ＴＯＦ（４回刺激）型、ＴＳ（テタヌス刺激）型、またはＤＢＳ（ダブルバースト刺激）型、の一連のシーケンスで作用するように構成されることを特徴とする、請求項１〜１７のいずれか１項に記載の装置。
19. パルスの振幅が、５ｋΩにおいて０〜１５０ｍＡであり、それらの幅が０〜１０００μｓであり、２つの連続するシーケンスを隔てる時間が１〜６００００ｍｓであることを特徴とする、請求項１８に記載の装置。
20. パルスが正弦形、三角形、台形、矩形および／または任意の形であることを特徴とする、請求項１９に記載の装置。
21. 刺激器（１）が、モノパルス、マルチパルスまたは連続モードで作用するように構成されることができることを特徴とする、請求項２０に記載の装置。
22. 請求項１〜２１のいずれか１項に記載の装置による、筋電信号（ＥＭＧ）の遠隔的な直接測定、表示、処理および送信のための方法において、ＥＭＧ信号がＡＤＣ（２６，３１０）の入力電圧範囲の最大可能部分をカバーし、従ってＥＭＧ信号の振幅が減少するときに解像度を保持するような方法で、マイクロコントローラーを介して、ＥＭＧ信号の増幅ゲインの自動調節が実施される（２３，２４，３１１，３８）ことを特徴とする、方法。
23. 刺激アーティファクトの出現の持続時間の間、取得電極（３１）を短絡させることによって、ＥＭＧ信号に存在する刺激アーティファクトの除去または減衰が実施されることを特徴とする、請求項２２に記載の方法。
24. オフセットのアーティファクトを除去するためにＥＭＧ信号のソフトウェア補償またはハードウェア補償が実施されることを特徴とする、請求項２３に記載の方法。
25. ソフトウェア補償のために以下の工程が実施されることを特徴とする、請求項２４に記載の方法：
    − 電気刺激することなく測定電極を短絡させ、測定チェーンの出力における摂動を記録する工程（Ｖ_{ＰＥＲＴＵＲＢＡＴＩＯＮ}）、
    − 誘発されたＥＭＧの測定を実施し、測定された信号を次いで誘発されたＥＭＧとハイパスフィルター（３４）に関連する摂動との重ね合わせとする工程：
    （すなわち、Ｖ_{ＭＥＡＳＵＲＥ} ＝ Ｖ_ＥＭＧ ＋ Ｖ_{ＰＥＲＴＵＲＢＡＴＩＯＮ}）、
    − 測定された信号から摂動信号を減算し、結果を表示する工程：
    （すなわち、Ｖ_{ＤＩＳＰＬＡＹ} ＝ Ｖ_{ＭＥＡＳＵＲＥ} − Ｖ_{ＰＥＲＴＵＲＢＡＴＩＯＮ}）。
26. ハードウェア補償を実施するために以下の工程が実施されることを特徴とする、請求項２４に記載の方法：
    − 刺激する前に、前置増幅器（３３）の出力をサンプリングし、サンプラー（６１）によってサンプルを記憶する工程、
    − サンプラー（６１）の出力を、アナログマルチプレクサ（６２）によってバンドパスフィルター（３４）の入力に接続する工程、
    − 要素（３２）によって測定電極（３１）を短絡させる工程、
    − 測定電極（３１）を脱短絡させる工程、および
    − バンドパスフィルター（３４）の入力を、前置増幅器（３３）の出力に再接続する工程。
27. ハードウェア補償のために以下の工程が実施されることを特徴とする、請求項２４に記載の方法：
    − 刺激する前に、短絡（３２）によって最初に測定電極（３１）を短絡させ、前置増幅器（３３）の出力における摂動の全体を記録する工程、
    − 前置増幅器（３３）の出力においてアナログディジタル変換を実施する工程、
    − サンプルをメモリに記憶する工程、
    − 測定時に、前置増幅器（３３）の出力から、測定された信号の摂動を実時間で直接的に減算する工程。
28. 麻酔の実時間での監視のための、請求項１〜２１のいずれか１項に記載の装置、または請求項２２〜２７のいずれか１項に記載の方法の使用。
29. 麻酔中に生じるクラーレ麻痺時に筋肉弛緩の割合が確認されることを特徴とする、請求項２８に記載の使用。
30. 運動療法用途のための、請求項１〜２１のいずれか１項に記載の装置、または請求項２２〜２７のいずれか１項に記載の方法の使用。

Images