利用心电信号估计麻醉深度的方法与装置的制造方法
【技术领域】
[0001] 本发明关于一种估计麻醉深度的方法及装置，更具体而言，是关于根据心电信号 量化呼吸性窦性心律不整（respiratory sinus arrhythmia, RSA)的规律性而估计麻醉深 度的方法及装置。
【背景技术】
[0002] 目前用来估计麻醉深度的方法及装置，主要是通过脑电图 (electroencephalography，EEG)量测大脑皮质活动来达成目的。例如脑电波双频指数侦测 器或称为BIS指数侦测器（Bispectral Index Monitor?，Covidien公司）通过脑电图 评估大脑皮层的自发性活动来估计麻醉深度。然而脑电信号（EEG signal)的单位为毫伏 特（μ V)，信号强度比心电信号（electrocardiographic signal, or ECG signal)微弱很多 (心电信号的单位为微伏特（mV))。因此要侦测到脑电信号需要十分精密的设备，此设备通 常体积大、重量重、不方便移动或携带、造价昂贵，所使用的特殊电极片成本也高，因此使用 脑电图做为估计麻醉深度的方法是一种不符合经济效益的方法。此外麻醉剂会对大脑的不 同区域产生不同影响。脑电图通常只能量测大脑皮质活动来判定麻醉深度，可能无法有效 地评估其他重要的麻醉因素，包括运动的抑制（motor suppression)、止痛（analgesic)和 自主活动（autonomic activity),这在很大程度上是由大脑皮质下（subcortical)区域所 控制。因此只用脑电图的估计麻醉深度的方式及装置，无法全面地监控受测者的麻醉状态。
【发明内容】
[0003] 发明的目的，在于提供一种估计麻醉深度的方法及其装置，其根据心电信号而非 根据脑电信号进行麻醉深度的估计，因此此装置体积小、重量轻、可以随身携带、造价便宜 也无需使用的特殊电极片，大幅降低估计麻醉深度的成本。此外本发明的方法及装置，主要 是量测大脑皮层下区域的活动，而非量测大脑皮层的活动，因此若用于辅助其他根据脑电 信号的估计麻醉深度的方法或装置，可以更全面地监控受测者的麻醉状态。
[0004] 为达上述目的并解决现有技术的缺点，本发明提供一种估计麻醉深度的方法，包 括以下步骤：获取一心电信号，根据该心电信号量化呼吸性窦性心律不整（respiratory sinus arrhythmia, RSA)的规律性而得到一指数及根据该指数估计麻醉深度。
[0005] 根据本发明的一个实施例的进一步特征，从量化该规律性得到的指数是一呼吸性 非节律成份与一呼吸性节律成份的比率，所述呼吸性节律成份代表心率变异被呼吸运动影 响的程度，所述呼吸性非节律成份代表不被呼吸运动影响的心率变异。
[0006] 根据本发明的一个实施例的进一步特征，所述呼吸性节律成份为于一 RRI (心电 图中R波至R波的间期）频率对功率频谱图的一特定频率范围中，一基底节律性频率所在 的一特定频宽的RRI功率与该基底节律性频率的倍频所在的一特定频宽的RRI功率的总 和，该基底节律性频率为于一 EDR (心电图来源的呼吸信号）频率对功率频谱图的一特定频 率范围中，具有一最大EDR功率的一频率。
[0007] 根据本发明的一个实施例的进一步特征，所述呼吸性非节律成份为于该RRI (心 电图中R波至R波间期）频率对功率频谱图的一特定频率范围中，RRI的总功率减去该呼 吸性节律成份。
[0008] 根据本发明的一个实施例的进一步特征，该RRI频率对功率频谱图及EDR频率对 功率频谱图分别为一 RRI的MTFR(多窗口时间频率重分配）频谱图及一 EDR的MTFR频谱 图，而该呼吸性非节律成份、该呼吸性节律成份、该基底节律性频率、该基底节律性频率的 倍频、该基底节律性频率的RRI功率或该基底节律性频率的倍频的RRI功率衍生于该RRI 的MTFR频谱图或该EDR的MTFR频谱图。
[0009] 本发明提供一种估计麻醉深度的装置，为包括：一心电信号撷取单元，以非侵入 式的方式截取一心电信号，进而输出一数位化心电信号，以及一心电信号分析单元，连接该 心电信号撷取单元以接收该数位化心电信号，根据此心电信号量化呼吸性窦性心律不整 (respiratory sinus arrhythmia, RSA)的规律性而得到一指数，以供评估麻醉深度。
[0010] 根据本发明的一个实施例的进一步特征，从量化该规律性得到的指数是一呼吸性 非节律成份与一呼吸性节律成份的比率，所述呼吸性节律成份代表心率变异被呼吸运动影 响的程度，所述呼吸性非节律成份代表不被呼吸运动影响的心率变异。
[0011] 根据本发明的一个实施例的进一步特征，所述呼吸性节律成份为于一 RRI (心电 图中R波至R波的间期）频率对功率频谱图的一特定频率范围中，一基底节律性频率所在 的一特定频宽的RRI功率与该基底节律性频率的倍频所在的一特定频宽的RRI功率的总 和，该基底节律性频率为于一 EDR (心电图来源的呼吸信号）频率对功率频谱图的一特定频 率范围中，具有一最大EDR功率的一频率。
[0012] 在本发明的一实施例中，所述呼吸性非节律成份为于该RRI (心电图中R波至R波 间期）频率对功率频谱图的一特定频率范围中，RRI的总功率减去该呼吸性节律成份。
[0013] 根据本发明的一个实施例的进一步特征，该RRI频率对功率频谱图及EDR频率对 功率频谱图分别为一 RRI的MTFR(多窗口时间频率重分配）频谱图及一 EDR的MTFR频谱 图，而该呼吸性非节律成份、该呼吸性节律成份、该基底节律性频率、该基底节律性频率的 倍频、该基底节律性频率的RRI功率或该基底节律性频率的倍频的RRI功率衍生于该RRI 的MTFR频谱图或该EDR的MTFR频谱图。
【附图说明】
[0014] 本文所述的本发明，仅作为示例，参考附图，其中：
[0015] 图 1 为从第三导程（lead III)心电信号（electrocardiographic signal, ECG signal)衍生出的「心电图来源的呼吸信号」（electrocardiography-derived respiration, EDR)对时间关系图；
[0016] 图 2 为从第三导程（lead III)心电信号（electrocardiographic signal, ECG signal)衍生出的「R波至R波间期」（R-R interval, RRI)对时间关系图；
[0017] 图3为一个体于轻度麻醉下的心电图，历时50秒；
[0018] 图4A为从图3的心电图所衍生的RRI对时间关系图；
[0019] 图4B为从图3的心电图所衍生的EDR对时间关系图；
[0020] 图5A为将图4A的RRI对时间关系图经由傅立叶转换（Fourier transform)后所 获得的RRI频率对功率的频谱图；
[0021] 图5B为将图4BEDR对时间关系图经由傅立叶转换（Fourier transform)后所获 得的EDR频率对功率的频谱图；
[0022] 图6为一个体于深度麻醉下的心电图，历时50秒；
[0023] 图7A为从图6的心电图所衍生的RRI对时间关系图；
[0024] 图7B为从图6的心电图所衍生的EDR对时间关系图
[0025] 图8A为将图7A的RRI对时间关系图经由傅立叶转换（Fourier transform)后所 获得的RRI频率对功率的频谱图；
[0026] 图8B为将图7B的EDR对时间关系图经由傅立叶转换（Fourier transform)后所 获得的EDR频率对功率的频谱图；
[0027] 图9为根据本发明的估计麻醉深度的装置的示意图；
[0028] 图10为根据本发明的第一实施例中估计麻醉深度的方法流程图；
[0029] 图11为根据本发明的第二实施例中估计麻醉深度的方法流程图；
[0030] 图12为NRR及BIS指数与七氟醚（sevof Iurane)浓度的时间关系图，受测者于麻 醉及控制通气的状态下；
[0031] 图13为NRR及BIS指数与七氟醚（sevof Iurane)浓度的时间关系图，受测者于苏 醒期间（emergence period)及自主呼吸的状态下；
[0032] 图14为各指数预测失去意识（LOC)的连续PK分析时间关系图；
[0033] 图15为各指数预测切入皮肤（skin incision)的连续Pk分析时间关系图；
[0034] 图16为各指数预测第一反应（first reaction)的连续Pk分析时间关系图；
[0035] 图17为各指数预测回复意识（ROC)的连续PK分析时间关系图；
【具体实施方式】
[0036] 在详细说明请本发明的【具体实施方式】之前，于此先介绍关于此发明的技术原理及 术语。请参阅图1及图2,其分别为心电信号（electrocardiographic signal, ECG signal) 所衍生的「心电图来源的呼吸信号」（electrocardiography-derived respiration, EDR) 及「R波至R波间期」（R-R interval，RRI)对时间关系图。图1下方的波形为心电信号， 其X轴为时间（微秒，mS)，Y轴为电压（微伏特，mV)，每一次心跳皆会产生一组P波、Q 波、R波、S波及T波，其中R波为振幅最高的波锋，然而各次心跳的R波的绝对高度皆有 所不同