感知失去检测的制作方法

感知失去检测的制作方法
【专利摘要】本发明涉及一种用于检测人的真实感知失去的状态的设备，所述设备包括处理装置，可操作为从关于邻近人的头皮感测到的电信号的信息检测存在于所述电信号中的振荡的活动性，作为针对人的真实感知失去的状态的标记。
【专利说明】感知失去检测

【技术领域】
[0001] 本发明涉及一种用于检测人的真实感知失去的状态的设备及相关方法和计算机 程序产品。更具体地，本发明涉及检测针对人的真实感知失去的状态的神经生理学标记。所 述神经生理学标记对于所述人是特定的，并确认缺少意识感知。

【背景技术】
[0002] 目前存在一些不准确的、间接的方法来测量意识失去的关键水平，所述方法没有 明确的科学依据并且不是鲁棒的。
[0003] 目前无法对被示为根据特定于个体的感知失去来可靠地检测意识丧失或根据 感知获得来检测意识恢复的生物信号进行直接测量。当前系统取决于对大脑活动性 (activity)的间接测量（例如，频率之间的相干性），并且基于人口数据。本发明填补了这 一空白，而且还提供一种不仅可以由临床麻醉界而且可以由神经学界（它们想要研宄这方 面的意识丧失，但至今不具有用来进行时间锁定分析和相关的进一步研宄的生物指示符） 利用的有价值的测量方法。
[0004] 感知失去仅能够被回溯性地报告，并且目前被假定为在没有对刺激的行为响应时 发生，或从对缺少感知的后续主观报告可能相关的间接测量的观察推断。目前没有任何用 来排除感知的已知可测量生理过程，没有任何量被示为是感知失败的标记。


【发明内容】

[0005] 根据本发明，提供了一种用于检测人的真实感知失去的状态的设备，所述设备包 括：处理装置，可操作为从关于邻近（优选地，文中所用的该术语意思是例如在...上、在上 面或在下面）人头皮感测到的电信号的信息检测存在于所述电信号中的振荡的活动性（例 如，属于生理活动性（尤其是神经振荡）的那些活动性），作为对人的真实感知失去的状态 的标记。备选地，所述设备可适于检测动物的真实感知失去的状态。检测真实感知失去可 使得能够避免对感知失去的错误指示，具体地，这是由于实现了对作为感知失去基础的大 脑功能的生理改变的检测。
[0006] 优选地，所述振荡是慢波振荡和/或alpha振荡。优选地，所述处理装置还可操作 为检测慢波振荡的饱和，作为对人真实感知失去的状态的标记。
[0007] 为了增强的功能性，所述设备可以包括感测装置，可操作为感测人头皮上（或附 近）的电信号。为了增强的功能性，所述处理装置可操作为检测慢波振荡的活动性的正梯 度之后的慢波振荡饱和点，作为人进入真实感知失去的状态的标记。
[0008] 为了增强的功能性，所述处理装置可操作为检测慢波振荡的活动性的正梯度的起 始（onset)，作为人开始感知失去的标记。
[0009] 为了增强的功能性，所述处理装置可操作为检测慢波振荡的饱和之后的慢波振荡 的活动性的负梯度的起始，作为人离开真实感知失去的状态的标记。
[0010] 为了可靠性，可以通过将所述信息转变为频域信息来检测慢波振荡的活动性，所 述活动性可以是慢波频带内的电信号的功率占宽频带内的电信号的功率的百分比。
[0011] 慢波频带可以在OHz到5Hz之间，优选地在OHz到2Hz之间，更优选地在OHz到 I. 5Hz之间，宽频带可以包括慢波频带，并可以是在OHz到50Hz之间，优选地在OHz到30Hz 之间。
[0012] 与慢波振荡的饱和相对应的活动性可以在20%到100%之间，优选地在30%到 90 %之间，更优选地在40 %到80 %之间。饱和时的活动性还可以位于更窄的范围，例如，在 45%到75%之间，或在50%到70%之间；或它可以存在于从不同范围中点延伸的范围内， 例如，在50%到90%之间，或在30%到70%之间。
[0013] 正梯度可以在每秒稳定水平的0%到5%之间。正梯度可以取决于（或受其影响） 药物剂量方案（regime)或其它参数（包括与诱发真实感知失去的方式有关的参数，例如， 生理因素（如呼吸速率和心率）和/或心理变量）。
[0014] 负梯度可以通过增加药物剂量或其它实验操控定义为在每秒稳定水平的0%到 5%之间。负梯度可以取决于（或受其影响）药物剂量方案或其它参数（包括与诱发真实 感知失去的方式有关的参数，例如，生理因素（如呼吸速率和心率）和/或心理变量）。
[0015] 为了可靠性，可以通过将信息转变为频域信息来检测慢波振荡的活动性，所述活 动性可以是慢波频带内的功率。
[0016] 慢波频带可以在OHz到5Hz之间，优选地在OHz到2Hz之间，更优选地在OHz到 I. 5Hz之间。
[0017] 为了准确性，对一个或更多个标记的检测可以取决于人的慢波振荡的最大活动 性。
[0018] 优选地，所述处理装置实时评估所检测的活动性。优选地，每秒十次地、每秒一次 地或每五秒一次地评估所检测的活动性。
[0019] 为了准确性，所述处理装置可以将慢波振荡的活动性拟合为模型函数， 并优选地确定（或估计）最佳拟合参数。优选地，依赖于时间t的模型函数R为 R(t) = a + >其中a、b、c和d是?合参:数。优选j：也，模型函数K具有依$负 于时间 t 的归一化（normalized)模型函数 f(t)，其中 = 1+exp (_(t_c),/d)、
[0020] 优选地，用每个新的活动性数据点（或用每个新的活动性数据点组）来更新最佳 拟合参数。
[0021] 优选地，所述处理装置确定与最佳拟合参数相关的误差值。优选地，误差值是针 对模型函数或归一化模型函数的置信区间或方差估计。优选地，用每个新的活动性数据点 (或用每个新的活动性数据点组）来更新误差值。
[0022] 优选地，所述处理装置通过评估活动性数据点（优选地，最近活动性数据点）是否 在该模型函数（或归一化模型函数）的误差范围内，来确定饱和点和/或（正或负）梯度 的起始。优选地，误差范围与误差值相关。
[0023] 振荡可以包括慢波振荡和alpha振荡。优选地，通过将信息转换为频域信息来检 测alpha振荡的活动性，所述活动性是alpha频带内的功率。优选地，alpha频带是在7Hz 到15Hz之间，更优选地在8Hz到14Hz之间，更甚优选地在8Hz到IOHz之间和/或12Hz到 14Hz之间。优选地，所述处理装置还可操作为将alpha振荡标记用作针对真实感知失去的 状态的标记。优选地，alpha振荡标记与alpha振荡的饱和、alpha频带内的活动性和/或 纺锤体（spindle)活动性相关。alpha振荡的饱和与alpha频带内的活动性为可与慢波振 荡的饱和与慢波频带内的活动性类似地确定。优选地，可以将较低频率的alpha振荡和/ 或较高频率的alpha振荡用作用于定义饱和的进一步标记，其中较低频率的alpha振荡的 峰值普遍度（prevalence)出现在慢波振荡饱和点之前，并遵循慢波振荡的形式，较高频率 的alpha振荡的峰值普遍度出现在慢波振荡饱和点之前，但是不遵循慢波振荡的形式。
[0024] 为了准确性，对一个或更多个标记的检测可以取决于人（尤其是人的额叶）的至 少一个特性，例如，年龄、性别、人额叶的灰质的体积、外科焦虑（surgical anxiety)、特质 焦虑（trait anxiety)、个人的麻醉史、最近睡眠不足、睡眠行为、睡眠紊乱、脑部的解剖连 通性（例如，脑干、皮层区和/或脑叶之间）、皮层褶皱和神经递质水平（尤其是GABA和谷 氨酸）。可以例如通过磁共振来确定人的特性（尤其是人脑部的特性）。优选地，人的特性 涉及所述标记的个体内变化性。通过考虑这种特性，有可能对给定个体进行更好地预测标 记行为并更好地检测标记。优选地，人的至少一个特性中的每个特性都与一个权重相关联。
[0025] 针对可配置性，设备可以包括包含参数的数据库，所述参数更具体地限定一个或 更多个标记中的至少一个标记，每个标记的参数可以取决于年龄、性别、人额叶的灰质的体 积、外科焦虑、特质焦虑、个人的麻醉史、最近睡眠不足、睡眠行为、睡眠紊乱、脑部的解剖连 通性（例如，脑干、皮层区和/或脑叶之间）、皮层褶皱和神经递质水平（尤其是GABA和谷 氨酸）和例如可由磁共振确定的脑部其它测量值中的至少一个。优选地，所述因素中的每 个因素都与一个权重相关联。优选地，所述参数与所述标记的个体内变化性相关。通过考 虑这种特性，有可能对给定个体进行更好地预测标记行为并更好地检测标记。
[0026] 为了增强的功能性，所述设备可以包括剂量控制单元。剂量控制单元可以用于根 据对真实感知失去的状态的标记，改变剂量实施（administration)输出。剂量控制单元可 以改变剂量实施输出，以便在标记指示不存在真实感知失去的状态的情况下增加剂量，且 在标记指不存在真实感知失去的状态的情形减少剂量。如果标记指不存在真实感知失去的 状态，则剂量控制单元可以维持剂量实施输出剂量。剂量控制单元可以根据药效学和/或 药物动力学模型，改变剂量实施输出。剂量控制单元可以（迭代地）将剂量实施输出优化 为处于与对进入真实感知失去的状态的标记相关的剂量或高于该剂量。剂量控制单元可以 确定剂量实施输出的发出和响应于该剂量实施输出对标记的观察（例如，对进入真实感知 失去的状态的标记，或延迟标记）之间的延迟。剂量实施输出可以包括指示符。剂量实施 输出可以包括针对剂量驱动（actuate)设备（例如，阀门或泵）的驱动输出。
[0027] 对于增强的功能性，所述处理装置可操作为检测突发抑制标记，作为对真实感知 失去的状态的标记。优选地，突发抑制标记是突发抑制率。优选地，突发抑制率是振荡处于 抑制状态（或备选地，脑部活动性处于抑制状态，其中多个振荡组合以形成观察到的脑部 活动性）中的时间比率。优选地，在抑制状态下，振荡具有低幅度。优选地，在抑制状态下， 慢波振荡和/或较低的alpha振荡具有低幅度。优选地，在抑制状态下，振荡幅度在± 10 微伏、±5微伏或±2微伏的范围内。优选地，受抑制状态的持续时间是至少0. 2秒、0. 5秒 或1秒。
[0028] 为了增强的功能性，所述设备可以包括感测装置，其可操作为感测人头皮上（或 附近）的电信号。
[0029] 为了便于使用，所述感测装置可以用于附至人头皮上。备选地，所述感测装置可以 适于硬膜下附至人的头皮（例如，用于在脑外科期间进行感测）或附在人的头皮上或上方。 优选地，所述感测装置是无创式的。
[0030] 优选地，所述感测装置包括用于感测人额叶的至少一个电极和用于感测人顶叶的 至少一个电极。优选地，所述感测装置包括在具有用于感测人额叶的具有高密度电极的设 备上以非均匀分布方式布置的多个电极。所述感测装置可以是带或头带。
[0031] 优选地，所述设备用于检测从人的真实感知失去的状态的脱离。
[0032] 所述设备可以包括以下特性中的一个、一些或全部：
[0033] 鲁用于确定慢波振荡的饱和（时间）点的装置
[0034] 鲁用于估计描述慢波振荡数据的时间序列的函数的装置
[0035] 鲁用于根据描述慢波振荡数据的时间序列的函数来估计感兴趣的（时间）点的装 置
[0036] 鲁用于向系统反馈来自对慢波振荡数据的分析的输出以便维持人的真实感知失 去的状态的装置
[0037] ?用于迭代（阶梯递进（stair-casing))逼近以便优化维持人的真实感知失去的 状态的装置
[0038] 鲁用于将突发抑制确定为对人的真实感知失去的状态的标记的装置
[0039] ?用于维持关于发生慢波振荡的饱和、包括LFS、HFS的alpha频带内的活动性、和 /或发生突发抑制的人的真实感知失去的状态的装置
[0040] 根据本发明的另一方面，提供了一种用于检测人的真实感知失去的状态的方法， 所述方法包括：提供关于邻近人头皮感测到的电信号的信息；以及从所述信息检测存在于 电信号中的振荡的活动性，作为对人的真实感知失去的状态的标记。
[0041] 优选地，振荡是慢波振荡和/或alpha振荡。优选地，所述方法包括检测慢波振荡 的饱和，作为对人真实感知失去的状态的标记。提供信息可以包括感测人头皮上（或附近） 的电信号。
[0042] 优选地，所述方法包括检测慢波振荡的活动性的正梯度之后的慢波振荡饱和点， 作为人进入真实感知失去的状态的标记。所述方法可以包括检测慢波振荡的饱和之后的慢 波振荡的活动性的负梯度的起始，作为人离开真实感知失去的状态的标记。
[0043] 优选地，通过将所述信息转变为频域信息来检测慢波振荡的活动性，所述活动性 可以是慢波频带内的电信号的功率占宽频带内的电信号的功率的百分比。慢波频带可以在 OHz到5Hz之间，优选地在OHz到I. 5Hz之间。优选地，宽频带可以包括慢波频带，并可以是 在OHz到50Hz之间，优选地在OHz到30Hz之间。
[0044] 与慢波振荡的饱和相对应的活动性可以在20%到100%之间，优选地在30%到 90 %之间，更优选地在40 %到80 %之间。正梯度可以在每秒稳定水平的0 %到5 %之间。正 梯度可以取决于药物剂量方案或与诱发真实感知失去的装置相关的其它参数。负梯度可以 定义为在每秒稳定水平的〇%到5%之间。负梯度可以取决于药物剂量方案或与诱发真实 感知失去的装置相关的其它参数。
[0045] 优选地，通过将信息转变为频域信息来检测慢波振荡的活动性，所述活动性可以 是慢波频带内的功率。慢波频带可以在OHz到5Hz之间，优选地OHz到I. 5Hz之间。
[0046] 优选地，对一个或更多个标记的检测可以取决于人的慢波振荡的最大活动性。
[0047] 振荡可以包括慢波振荡和alpha振荡二者。可以通过将所述信息转变为频域信息 来检测alpha振荡的活动性，所述活动性可以是在alpha频带内的电信号的功率。
[0048] 优选地，所述方法还包括将alpha振荡标记用作对真实感知失去的状态的标记。
[0049] 优选地，对一个或更多个标记的检测可以取决于人（具体地，人的额叶）的至少一 个特性，例如，年龄、性别、人额叶的灰质的体积、外科焦虑历史、最近睡眠不足、睡眠行为、 睡眠紊乱、脑部的解剖连通性、皮层褶皱和神经递质水平。优选地，可以对人的至少一个特 性中的每个特性进行加权。所述方法可以包括：提供包含参数的数据库，所述参数更具体地 限定一个或更多个标记中的至少一个标记，每个标记的参数取决于年龄、性别、人额叶的灰 质的体积、外科焦虑历史、最近睡眠不足、睡眠行为、睡眠紊乱、脑部的解剖连通性、皮层褶 皱和神经递质水平中的至少一个。优选地，对所述因素中的每个因素进行加权。
[0050] 优选地，所述方法包括：提供可操作为被附至人头皮附近并感测电信号的感测装 置；提供处理装置；以及将所述感测装置附至人头皮附近；所述处理装置处理由感测装置 感测到的电信号，所述处理包括检测一个或更多个标记。优选地，所述感测装置是无创式 的。
[0051] 根据本发明的另一方面，提供了一种用于检测人的真实感知失去的状态的计算机 程序产品，所述计算机程序产品包括软件代码，当在数据处理装置上执行所述软件代码时， 用于执行从关于邻近人头皮感测到的电信号的信息检测存在于电信号中的振荡的活动性 以作为对人的真实感知失去的状态的标记的步骤。
[0052] 优选地，振荡是慢波振荡和/或alpha振荡。所述计算机程序产品可以用于检测 慢波振荡的饱和以作为对人真实感知失去的状态的标记的步骤。优选地，所述计算机程序 产品用于执行检测慢波振荡的活动性的正梯度之后的慢波振荡饱和点以作为人进入真实 感知失去的状态的标记的步骤。所述计算机程序产品用于执行检测慢波振荡的饱和之后的 慢波振荡的活动性的负梯度的起始以作为人离开真实感知失去的状态的标记的步骤。
[0053] 优选地，通过将所述信息转变为频域信息来检测慢波振荡的活动性，所述活动性 可以是慢波频带内的电信号的功率占宽频带内的电信号的功率的百分比。慢波频带可以在 OHz到5Hz之间，优选地在OHz到I. 5Hz之间，其中宽频带可以包括慢波频带，并可以是在 OHz到50Hz之间，优选地在OHz到30Hz之间。与慢波振荡的饱和相对应的活动性可以是在 20%到100%之间，优选地在30%到90%之间，更优选地在40%到80%之间。正梯度可以 在每秒稳定水平的〇%到5%之间。优选地，正梯度可以取决于药物剂量方案或与诱发真实 感知失去的装置相关的其它参数。负梯度可以在每秒稳定水平的0%到5%之间。优选的， 负梯度可以取决于药物剂量方案或与诱发真实感知失去的装置相关的其它参数。
[0054] 优选地，通过将信息转变为频域信息来检测慢波振荡的活动性，所述活动性可以 是慢波频带内的功率。慢波频带可以在OHz到5Hz之间，优选地OHz到I. 5Hz之间。
[0055] 优选地，对一个或更多个标记的检测可以取决于人的慢波振荡的最大活动性。
[0056] 振荡可以包括慢波振荡和alpha振荡二者。可以通过将所述信息转变为频域信息 来检测alpha振荡的活动性，所述活动性可以是在alpha频带内的功率。所述计算机程序 产品还用于执行使用alpha振荡标记作为对真实感知失去的状态的标记的步骤。
[0057] 优选地，对一个或更多个标记的检测可以取决于人（具体地，人的额叶）的至少一 个特性，例如，年龄、性别、人额叶的灰质的体积、外科焦虑历史、最近睡眠不足、睡眠行为、 睡眠紊乱、脑部的解剖连通性、皮层褶皱和神经递质水平。优选地，所述人的至少一个特性 中的每个特性都与一个权重相关联。所述计算机程序产品可以包括能够在其中存储参数的 数据库，所述参数更具体地限定一个或更多个标记中的至少一个标记，每个标记的参数取 决于年龄、性别、以及人额叶的灰质的体积中的至少一个。优选地，每个所述因素都与一个 权重相关联。
[0058] 根据本发明的另一方面，提供了一种用于检测人的真实感知失去的状态的设备， 所述设备包括：感测装置，可操作为感测人头皮上（或附近）的电信号，所述感测装置包括 用于感测人额叶的至少一个电极和用于感测人顶叶的至少一个电极。
[0059] 优选地，所述感测装置包括在具有用于感测人额叶的高密度电极的设备上以非均 匀分布方式布置的多个电极。所述感测装置可以是带或头带。
[0060] 本发明扩展到本文所述和/或所示的任何创新方面或特征。
[0061] 通过其它独立和从属权利要求来说明本发明的其它特征。
[0062] 本发明扩展到与本文参考附图所述基本相同的方法和/或装置。
[0063] 本文所述的任何装置特征还可以作为方法特征，且反之亦然。备选地，将本文使用 的装置加功能特征可根据其相应结构进行表述，例如，适当编程的处理器及相关联的存储 器。
[0064] 可以以任何适合的组合将本发明的一个方面的任何特征应用于本发明的其它方 面。具体地，可以将方法方面应用于装置方面，且反之亦然。此外，可以以任何适合的组合 将公开在一个方面内的描述以及（适合的）权利要求和附图中的任何的、一部分的和/或 所有的特征应用于在任何其它方面内的任何的、一部分的和/或所有的特征。
[0065] 应认识到，可以单独地执行和/或提供和/或使用在本发明任何方面内描述和定 义的多个特征的特定组合。
[0066] 本发明还提供一种计算机程序和包括软件代码的计算及程序产品，当在数据处理 装置上执行所述软件代码时，用于执行本文所述的任何方法，包括任何或全部的组成步骤。
[0067] 本发明还提供一种计算机程序和包括软件代码的计算机程序产品，当在数据处理 装置上执行所述软件代码时，包括本文所述的任何装置特征。
[0068] 本发明还提供一种计算机程序和具有操作系统的计算及程序产品，所述操作程序 支持用于实现本文所述方法的任何方法的计算机程序，和/或用于表现本文所述装置特征 的任何装置特征的计算机程序。
[0069] 本发明还提供了一种计算机可读介质，在其上存储有上述计算机程序。
[0070] 本发明还提供了一种承载上述计算机程序的信号以及发送这种信号的方法。
[0071] 此外，可以在软件中实现在硬件中实现的特征，且反之亦然。应相应地理解本文对 软件和硬件特征的任何引述。
[0072] 可以单独地提供或以任何适合组合形式提供在本描述以及（适合的）权利要求和 附图中所公开的每个特征。

【专利附图】

【附图说明】
[0073] 现将参考示意性附图示例性地描述本发明，附图中：
[0074] 图1示出了根据本发明的检测人的真实感知失去的状态的方法的示意图；
[0075] 图2示出了电极的装配的示意图以及图1方法中使用的示例电极坐标；
[0076] 图3示出了描述图1方法的步骤的流程图；
[0077] 图4示出了描述图1方法的使用了调停的另一示例的步骤的流程图；
[0078] 图5示出了针对根据图1方法执行的实验的范例和示例异丙酚诱发方案的示意 图；
[0079] 图6示出了 0. 5-1. 5Hz频带数据内的绝对功率的图以及0. 5-1. 5Hz频带数据内的 相对功率的图，其中所述二者均是从参与图5实验的受试者获得的；
[0080] 图7针对每个受试者示出了 0. 5-1. 5Hz频带内的振荡的相对功率与图5的实验期 间的异丙酚作用部位浓度叠加的分离图；
[0081] 图8示出了针对图5的实验的受试者的在图5的实验期间的多个行为阶段期间的 相对慢波振荡功率的均值和标准差的图以及平均相对慢波振荡功率的脑地形图表示的平 面视图；
[0082] 图9示出了图5的实验的异丙酚作用部位浓度与在针对图5的实验的受试者的频 谱上在图5的实验期间的脑波振荡的组平均功率的图的叠加；
[0083] 图10示出了针对图5的实验的受试者的在图5的实验期间的慢波振荡的峰值功 率相对于年龄的图；
[0084] 图11示出了针对图5的实验的受试者的在图5的实验期间的慢波振荡的峰值功 率相对于额叶灰质体积的图；
[0085] 图12示出了针对参与根据图1方法的另一实验的受试者的在失去行为响应之 前、在失去行为响应与慢波振荡饱和之间、在慢波振荡饱和期间的在0. 5-1. 5Hz频带内的 慢波振荡的组平均百分比归一化功率以及组平均功能磁共振成像（fMRI)血氧水平依赖 ("BOLD"）响应的图；
[0086] 图13示出了指示在转变到慢波振荡饱和期间响应于激光（上部BOLD响应）和听 觉刺激（下部BOLD响应）的活动性的改变的fMRI BOLD响应；
[0087] 图14示出了针对图5的实验的受试者的在图5的实验期间的在行为阶段期间纺 锤体在alpha频带（8_14Hz)内的普遍度；
[0088] 图15示出了针对图5的实验的受试者的在图5的实验期间的在行为阶段期间纺 锤体振荡在alpha频带（8-14Hz)内的地形图分布；
[0089] 图16示出了在响应和无响应行为阶段期间在针对根据图1方法执行的FMRI实验 期间的慢波振荡和纺锤体活动性的比较；
[0090] 图17示出了具有模型拟合的慢波功率时间过程的示例；
[0091] 图18示出了具有最佳拟合曲线以及用于估计慢波数据中梯度的起始的相关联的 误差值的慢波数据；
[0092] 图19示出了具有最佳拟合归一化曲线以及用于估计慢波数据显示饱和的点的相 关联的误差值的归一化慢波数据，；
[0093] 图20示出了 16个受试者的定时参数估计；
[0094] 图21示出了对用于估计慢波数据中梯度的起始的线上和线下数据分析的曲线拟 合和估计的比较；
[0095] 图22示出了对用于估计慢波数据显示饱和点的线上和线下数据分析的曲线拟合 和估计的比较；
[0096] 图23示出了针对线上和线下数据分析对梯度的起始及慢波数据中的饱和点的比 较；
[0097] 图24示出了针对具有几乎同时效果的麻醉药剂的剂量和相对慢波活动性随时间 的变化；
[0098] 图25示出了针对具有延迟效果的麻醉药剂的剂量和相对慢波活动性随时间的变 化；
[0099] 图26示出了具有剂量控制单元的SWAS系统；以及 [0100] 图27示出了示出SWAS系统所遵循的示例过程的流程图。

【具体实施方式】
[0101] 参考附图中的图1到3, 一般地，通过附图标记10指定了一种检测针对人真实感知 失去的状态的神经生理标记的方法。在实施异丙酚形式的麻醉剂同时，对人12执行所示示 例中的方法。
[0102] 使用慢波活动性最大稳定状态（SWAMP)系统（下文中称为"SWAMP"，还称为慢波活 动性饱和"SWAS"）14执行所述方法，所述系统包括具有多个电极16的形式的感测装置、具 有处理器18的形式的处理装置和数据库19。
[0103] 多个电极16被附至人的头皮12。将由电极检测的具有电压波动形式的电信号中 继到处理器18以便进行处理。
[0104] 在所示示例中使用多个电极（包括兼容磁共振（下文称为"MR"）的32通道脑电 图（下文称为"EEG"）帽（德国Herrsching的Easycap GmbH公司的BrainCap MR)，以用 于EEG采集。图2所示的使用电极坐标的装配的示意图基于电极的国际10-20排列标准。 在一些情况下，不必启用图2所示的所有电极；例如，可以仅将其子集（例如，额叶电极）用 于EEG采集。
[0105] 在所示示例中，内置电极16具有其后跟有5千欧姆电阻器的烧结的Ag/AgCl传感 器的形式，心电图（下文称为"ECG"）电极例外，其具有15千欧姆电阻器。为了减少在放置 电极之前的阻抗，用异丙醇清洁电极下的皮肤，施加导电电解凝胶以填充电极和皮肤之间 的任何间隙。理想地，贯穿所有实验，将阻抗维持在5千欧姆以下。
[0106] 为了采集MR数据，将来自EEG电极16的电缆捻为8个电缆分支，将其结合为单个 50cm的捻线电缆树。所述电缆树被连接到两个16通道的MR兼容生物势放大器（德国慕 尼黑的Brain Products GmbH公司的BrainAmp MR plus)。其它通道通过辅助设备相连， 并记录心电图（ECG)、垂直眼部移动和水平眼部移动。当用于功能性磁共振成像（下文中， "fMRI"）扫描仪时，消除布线中的任何环路。
[0107] 在所示示例中，使用MR安全光纤电缆来将放大器连接到通用串行总线（USB)适配 器，然后将其连接到包括处理器18和数据库19的膝上型计算机（或其它记录和EEG处理 介质）。膝上型计算机同时记录fMRI体积（梯度起始标记）、刺激和按钮点击的定时。对 于图5中的范例，以5000Hz采集电信号的样本，并将其初始标记为通道CPz。放大硬件将 0. IHz的高通滤波器和250Hz的低通滤波器用于采集。采集软件应用0. 5Hz的高通滤波器和 70Hz的低通滤波器以及50Hz的陷波滤波器。从上述仪器获得的数据的低频限制为0. 5Hz ; 然而，根据仪器不同，可以采集更低限制的数据。
[0108] 数据库19包含由SWAMP系统检测的神经生理学标记的参数。每个标记具有以参数 的形式来表示的具体特性。因此，例如，特性可以是慢波振荡的相对功率的梯度，对应参数 可以是相对功率值的梯度范围。每个标记的参数可以取决于以下各项中的至少一个：年龄、 性别、外科焦虑、特质焦虑、人额叶的灰质的体积、最近睡眠不足、睡眠行为、睡眠紊乱、脑部 的解剖连通性（例如，脑干、皮层区和/或脑叶之间）、皮层褶皱和神经递质水平（具体地， GABA和谷氨酸）和其他脑部测量值。例如，可以在感应出感知失去之前，通过磁共振确定 针对受试者的这种测量值。可以将这些参数用于解决慢波和/或alpha振荡的个体内变化 性。通过考虑这种参数，有可能针对给定个体更好地预测标记行为并更好地检测所述标记。 所述参数可以具有与其相关联的权重。
[0109] 例如，如果受试者年龄的影响是主要的，则年龄权重相对其他参数的权重更高。权 重还可以取决于实际参数值，例如，如果受试者年龄超过70,则它是具有较高权重的主要参 数；或如果受试者年龄超过70,则与人额叶灰质的体积相关的参数的权重低于其它参数。
[0110] 处理器18处理由电极16检测到的电信号的样本。
[0111] 通常，处理器18监测（块18)慢波振荡的活动性。电信号的样本被转换为频域信 息。将慢波振荡的活动性确定为慢波频带内的电信号的功率占宽谱频带内的电信号的功率 的百分比。在所示示例中，将慢波频带假定为从OHz延伸到1.5Hz。宽谱频带包括慢波频 带，并从OHz延伸到30Hz。饱和时的慢波振荡活动性在40%到80%之间。
[0112] 处理器检测慢波振荡的饱和（块22)。检测时，将饱和的（时间）点识别（块24) 为人进入真实感知失去的状态的标记。在饱和之前，慢波振荡随着增加麻醉剂量而增加。饱 和时，慢波振荡不再随着增加麻醉剂剂量而增加。通过失去慢波振荡的剂量依赖性来说明 饱和。
[0113] 处理器继续监测（块26)慢波振荡的活动性，并检测到（块28)慢波振荡变得不 饱和。检测到所述现象时，将慢波振荡变为不饱和的点被标识为（块30)人离开真实感知 失去的状态的标记。
[0114] 可以从数据库19获取取决于年龄、性别、外科焦虑、特质焦虑、人额叶的灰质的体 积、最近睡眠不足、睡眠行为、睡眠紊乱（和其他因素）的参数，以便辅助检测所述标记。通 常所述参数的值取决于人头皮上的慢波振荡的最大功率。针对在年龄、性别、外科焦虑、特 质焦虑、人额叶的灰质的体积、最近睡眠不足、睡眠行为和睡眠紊乱的每个组合下的饱和 度，所述参数包括一定范围的值。
[0115] 更具体地，慢波振荡的饱和点是针对大脑无法处理来自外部世界的信息从而呈现 出人意识丧失和感知失去的时间点的神经生理学标记。
[0116] 在异丙酚麻醉（普遍使用的麻醉剂）期间，在人丧失了言语响应并接着增加异丙 酚剂量之后，头皮脑电波内的慢波振荡的活动性达到最大点或饱和点。
[0117] 当给予药物以抑制意识时，向脑部强加类似睡眠的状态，大脑的神经细胞示出膜 波动。细胞膜两端的电压从导通（ON)状态振荡到关断（OFF)状态，通过脑部的睡眠-苏醒 驱动器的平衡，来维持所述振荡。参与这种振荡的神经细胞越多，在头皮处测量到的慢波频 带内（大约从O到I. 5Hz)的活动性就越高。所述活动性增加，直到最大数目的神经细胞以 这种方式活动性为止，以及慢波活动性在事实上达到饱和。进一步增加药物水平不会增加 慢波频带内的活动性水平。
[0118] 参考附图的图5到11，在使用EEG执行的实验期间，通过对异丙酚的逐渐实施，将 16个受试者诱发至真实感知失去状态。此后，允许所述受试者恢复。贯穿该实验，所述受试 者受到传感器刺激，以便引起神经响应。所述实验的持续时间为116分钟。
[0119] 参考图5,呈现了所述实验的范例和异丙酚诱发方案的示意图。每个刺激块是十六 分钟长，并伴有交织的激光刺激、计算机生成的音调和认知词语任务的序列。在诱发和恢复 阶段期间，各输送三个连续的刺激块。此外，在实验开始时（RS-苏醒）和在峰值异丙酚剂 量时（RS-峰值），包括两个10分钟的休息状态（RS)时段，导致大约两小时的总数据收集时 间。在RS时段期间不输送刺激。在RS-苏醒时段期间，要求受试者依然维持他们的眼部是 闭合的，从而与RS-峰值时段期间所预期的行为相一致。
[0120] 参考图6,尽管在峰值功率方面在受试者之间存在标记的变化（范围 10.84-83. 78tV2)，然而在左侧的图中，慢波震荡的绝对功率针对每个受试者示出相同图 案。在右侧的图中，示出了功率占在〇. 5-30Hz频带内的总功率的百分比。
[0121] 参考图7,对于实验的每个受试者，相对慢波振荡功率的图案是明显一致的。对于 每个受试者，慢波振荡功率快速地提升，在此之后慢波振荡功率达到稳定状态，直到在恢复 期间急剧回落。
[0122] 参考图8,示出了实验的受试者在实验期间的多个行为阶段期间相对慢波振荡功 率的均值（呈现为较深的线条）和标准差（呈现为较浅的线条）。在图8的上部，根据实验 的不同阶段划分图。这些阶段是休息状态苏醒阶段、诱发期间响应阶段（包括前期响应和 后期响应（具有增强的beta活动性和神经运动障碍）子阶段）、诱发期间无响应阶段（具 有慢波振荡功率提升和慢波震荡饱和子阶段）、休息状态阶段（在异丙酚峰值水平4. Omcg πιΓ1下）、恢复期间无响应阶段（具有慢波震荡饱和慢波震荡功率下降子阶段）以及恢复期 间响应阶段（包括早起恢复和后期恢复子阶段）。由"LOBR"来表示受试者在后期响应阶 段期间的最后一个响应的点，由"ROBR"来表示受试者在前期恢复阶段期间的第一个响应的 点。
[0123] 在失去行为响应之后，慢波振荡功率继续提升，直到达到饱和，在饱和点之后，其 保持在稳定状态（在出现突发抑制的那些受试者中，存在由于突发抑制而导致的略微降 低），直到中断对异丙酚的实施为止。在返回到行为响应之前，相对慢波振荡功率急剧降低。
[0124] 如果当慢波振荡功率处于稳定状态并且可能发生由于突发抑制而导致的略微降 低（在那些发生突发抑制的受试者中），可以执行算法以便区分由于突发抑制而导致的降 低和由于重新获得感知而导致的降低。例如，可以参考在慢波震荡中花费的时间的百分比， 或可以定义适当的容忍度，以便将降低标识为重新获得感知的起始点。
[0125] 在图8的下部，示出了实验的受试者在实验期间的平均相对慢波振荡功率在脑中 的地形图表示（蓝0% -红100% )。最高的慢波振荡功率是额叶处的，这与慢波震荡峰值 功率与额叶中的（而不是其它皮层区域中的）灰质体积相关这一事实是一致的。
[0126] 参考附图的图10,慢波震荡活动性的峰值功率与受试者年龄负相关。
[0127] 参考附图的图11，峰值相对慢波振荡功率仅与受试者额叶灰质体积正相关（p = 0. 02,经矫正），其中受试者灰质体积随着年龄降低。基于体素的形态测量学（VBM)用来估 计在额叶、颞叶、岛叶、顶叶和枕叶中的灰质体积，其假设是可用于参与慢波震荡的神经元 的数目将影响可产生的活动性的幅度。
[0128] 因此，年龄对峰值慢波振荡功率的影响是额叶灰质体积的与年龄相关的改变的函 数。备选地，慢波振荡峰值功率可以同样是基于促进慢波振荡同步的突触（synaptic)连接 的强度的函数，所述突触连接的强度也随着年龄改变。
[0129] 参考附图的图12和图13,在第二实施例中，在收集同时的EEG和fMRI数据期间， 最初的十六个受试者中的十二个完成了与fMRI扫描仪中的第一实验相同的48分钟超慢镇 静计划。如在第一实验的工作台EEG会话期间所观察到的，在图12的上部，在失去行为响 应（下文中，称作"LOBR"）之后并且异丙酚浓度仍在增加期间发生的慢波振荡饱和是明显 的。在图12的下部，为了进行分析，组平均fMRI血氧水平依赖（下文中，"BOLD"）响应分 为三个感兴趣的时间区域--LOBR之前、在LOBR和慢波振荡饱和之间以及慢波振荡饱和 期间。
[0130] 虽然行为转变（LOBR)与明显降低和听觉及伤害性输入（例如，刺激疼痛感觉皮 层、脑岛、扣带回皮层）相关的若干皮层区域内的激活相关联，但是现在无响应受试者的丘 脑和初级皮层处理区域存在明显的活动性（图12,中间图）。相反，如使用fMRI所确定的 (图12,右侧图），到慢波振荡饱和的EEG转变尤其与失去丘脑和初级皮层激活相关联。
[0131] 慢波振荡的ON状态与纺锤体活动性一致。丘脑神经元在alpha频带下的反射（振 荡）被称作纺锤体。alpha频带在8到14Hz之间。参考图9,在慢波振荡饱和的同时存在 alpha频带内的活动性示出了如由fMRI数据所示的感知故障与通过"丘脑开关"解释的不 同，这是因为丘脑对话清楚地存在。
[0132] 参考图14,在LOBR之后纺锤体活动性的存在特定于alpha频带内的特定频率。低 频纺锤体（LFS，8-10Hz，示出为最浅的）在后期无响应阶段期间普遍度增加。具体地，IOHz 纺锤体伴随SWAMP或甚至略微地在饱和之前。高频纺锤体（HFS，12-14Hz，示出为最深的） 在LOBR之前，并在无响应阶段中较早地达到峰值。
[0133] 参考图15,在后期无响应阶段期间，在地形图中示出了 LFS的地形差别（蓝色 0% -红色100% )大多在额叶，与图8中慢波振荡的先前地形图一致。
[0134] 参考图16,比较慢波振荡和LFS的时间动态特性示出了明显的相似性。LFS的峰 值普遍度发生在慢波振荡饱和点之前，并且可以在无响应阶段中遵循慢波振荡的上升和稳 定状态的形式；如此，可以将LFS用作用于定义饱和的进一步标记。HFS (12Hz，示出为最浅 的）的峰值普遍度在慢波振荡饱和点之前，但是不遵循慢波振荡的形式，可作为LFS的附加 或独立于LFS，将HFS用作用于定义饱和的标记。
[0135] 参考图13,针对激光（上图）和听觉刺激（下图），由对预先慢波振荡饱和以及在 LOBR时段期间的慢波振荡饱和的混合效果平均组减法结果来提供对这种丘脑传入神经阻 滞的支持。因此，慢波振荡饱和发生于发生功能传入神经阻滞和真实感知失去时。
[0136] 假定脑部在丘脑皮层隔离之外既不是未激活的也不是无响应的，听觉和伤害性刺 激与特定BOLD信号改变相关。这种激活不在感测丘脑皮层系统中，而是涉及楔前叶、后顶 叶和额叶皮层的网络。最近对具有感知的改变状态的患者的重要功能成像研宄已经报告了 在该网络中的活动性最先示出在恢复的同时新陈代谢和血流增加。楔前叶与后顶叶、扣带 和额叶皮层区域具有丰富的相互连接，但是不直接突出到首要躯体感测皮层、脑干核或中 继或关联丘脑核。然而，在中间线和内侧丘脑核之间存在连接，所述连接在控制意识方面具 有重要作用。实验结果认为在该网络内的活动性反映了当丘脑皮层网络对外部输入具有耐 药性时发生觉醒的能力。
[0137] 总之，实验结果示出了当慢波振荡饱和时，从外部感测输入发生丘脑皮层隔离。这 种神经生理学定义的转变是麻醉状态的潜在的受欢迎的生物标记，在所述麻醉状态下，发 生缺少对感测事件的感性认知。
[0138] 参考图4,通过附图标记100 -般地示出了检测针对人的真实感知失去状态的神 经生理学标记的方法的另一示例。通过相应的附图标记来指定与示例10的方法步骤相应 的方法步骤。使用脑电图仪14来执行所述方法。以与方法10相同的方式来确定方法100 中慢波振荡的活动性。
[0139] 一般地，处理器18监测（块118)慢波振荡的活动性。
[0140] 检测到紧跟有慢波振荡饱和（块122)的慢波振荡活动性的正梯度（块120)。正 梯度是每秒稳定水平的〇到5%之间（在所示示例中：大约每分钟2%到6%之间），饱和时 的活动性是在40%到80%之间。正梯度可以取决于药物剂量方法或其它参数（或受其影 响），所述其它参数包括与诱发真实感知失去的装置相关的参数，例如，生理因素（如呼吸 率和心率）和/或心理变化。在进行这种检测时，将饱和点标识为（块124)人进入真实感 知失去的状态的标记。从数据库19获得取决于年龄、性别、外科焦虑、特性焦虑、人额叶的 灰质体积、最近睡眠不足、睡眠行为和睡眠紊乱（和其他这种因素）的参数，以便帮助检测 记D
[0141] 在真实感知失去状态（块126)期间，如先前所执行的（块118)，继续监测慢波振 荡（SWO)活动性。
[0142] 处理器18还检测人离开真实感知失去状态的标记，所述标记具有慢波振荡在慢 波振荡饱和之后的活动性的负梯度的形式。在进行这种检测时，将负梯度的起始标识为 (块130)人离开真实感知失去的标记。负梯度是每秒稳定水平的0%到5%之间（在所示 示例中：大约每分钟2%到6%之间）。负梯度可以取决于药物剂量方法或其它参数（或受 其影响），所述其它参数包括与诱发真实感知失去的装置相关的参数，例如，生理因素（如 呼吸率和心率）和/或心理变化。从数据库获得取决于年龄、性别、外科焦虑、特性焦虑、人 额叶的灰质体积、最近睡眠不足、睡眠行为和睡眠紊乱的参数，以便帮助检测标记。
[0143] 通常这些参数值取决于人头皮上慢波振荡的最大功率。所述参数包括分别针对正 梯度、饱和度和负梯度的根据年龄、性别、外科焦虑、特性焦虑、人额叶的灰质体积、最近睡 眠不足、睡眠行为和睡眠紊乱的组合的范围值。例如，可以通过MRI扫描来确定额叶中的灰 质的体积（cm 3)。
[0144] 如图5到13所示的实验证据阐述了慢波振荡与人的意识水平明显相关。可以想 到的是，当意识受到药物或病理伤害时，将慢波振荡的活动性和对慢波活动性饱和的检测 用作意识失去和恢复的生物标记。监测慢波活动性提供一种患者特定的目标药物水平，以 便进行更好的麻醉剂管理。
[0145] 尽管从使用麻醉剂异丙酚进行麻醉的受试者获得了实验证据，然而可以想到的 是，还可以使用其他麻醉剂来执行所述用于检测人真实感知失去的状态的方法。具体地，经 由GABA㈧受体进行作用的其他麻醉剂在头皮脑电图中引起慢波振荡进行相似活动性，所 述活动性在更多地接触麻醉剂的情况下达到最大点或饱和点（在失去言语响应之后）。这 种麻醉剂包括例如七氟烷、异氟烷和地氟烷的氟烷以及例如硫喷妥钠的巴比土酸盐。可以 将药剂的组合（按照顺序或实施或二者组合）用于麻醉。
[0146] 对慢波活动性测量和慢波活动性饱和检测的潜在使用包括：在手术室和加护病房 中滴定镇定和麻醉，研宄新的镇定或麻醉药剂，以及在这一所标识的关键时间点进行自动 监测睡眠和引导科学研宄以便加深从神经科学角度对感知的理解。意识是无所不在的并且 是重要的，使得所述潜在使用是广泛的，包括但不限于诊断和治疗意识发生改变的疾病、研 宄新的药物、研宄改善意识的新策略、以及研宄检测意识和警惕水平的改变的设备。
[0147] 饱和度方面的个体内变化可能与解剖脑部因素、脑部功能连接性因素和/或生化 因素相关。例如，在异丙酚作为麻醉剂的情况下，基线GABA和谷氨酸脑神经递质水平可以 与生化因素相关。在其他示例中，脑干、皮层区域和/或脑叶和皮层褶皱之间的连接性可以 是解剖脑部因素。这些因素可以帮助预测特定个体的饱和度。
[0148] 现将详细描述用于确定慢波振荡的饱和时间点和饱和度的过程。
[0149] 对于时频分析，使用多窗谱分析（使用Chronux ? )来计算在〇· 5-30Hz范围内 的频率功率谱，其中窗口尺寸=3秒且步阶尺寸=4秒。计算EEG绝对值和相对功率在感兴 趣的特定频带内（即，beta(15_30Hz)、alpha(9_14Hz)、theta(4_8Hz)和慢波（0· 5-1. 5Hz)) 的阶段性改变。慢波（SW)功率时间序列被定义为在慢波范围（0.5-1. 5Hz)内的相对功率， 下文中也被称作慢波活动性（SWA)。在多个通道上对活动性进行平均。使20阶的中值滤波 器来执行时间平滑。
[0150] 通常，在所有可用通道之间对活动性（包括SWA)进行平均（每个通道与具有特定 装配坐标的电极相关联，例如，如图2所示）。在一种变形中，所述活动性与电极位置相关 联。这样可以提供关于脑部特定区域中的活动性的信息。在一个示例中，对额叶电极通道 进行平均，并对顶叶电极通道进行平均，以及比较所述额叶和顶叶活动性。在另一示例中， 将在单个电极通道处的活动性与在所有可用通道之间进行平均的活动性进行比较。在另一 示例中，将相邻电极的通道、双极测量或任意数目的电极进行比较。双极或平均参考可以分 别被用来指示电活动性中的全局和局部改变（尤其是关于慢波和alpha频带改变）。单个 电极之间（具体地，额叶电极和顶叶电极之间）的电压差被用来确定真实感知失去。
[0151] 为了标识频率特定改变的相关地形分布，使用样条插值法，针对感兴趣的实验时 间区域之间的每个频带计算每个电极坐标处的平均EEG。
[0152] 为了去除眨眼假象，使用对VEOG通道进行解析的自动算法（Brain Vision Analyser Version 2.0)来识别眨眼。通过将数据域约束为眨眼附近的时间区间，使用独立 分量分析（ICA)来从其余EEG通道移除眨眼假象。
[0153] 作为时间的函数，SW功率时间过程采用具有三个区间的S型曲线。首先是低SW功 率的基线时段，其次是SW功率的稳定提升，最终是稳定时段（慢波活动性饱和，或SWAS)。
[0154] 使用以下等式来对这种时间过程进行建模：

【权利要求】
1. 一种用于检测人的真实感知失去的状态的设备，所述设备包括：处理装置，可操作 为从邻近人的头皮感测到的电信号的信息中检测存在于所述电信号中的振荡的活动性，作 为针对人的真实感知失去的状态的标记。
2. 根据权利要求1所述的设备，其中所述振荡是慢波振荡和/或alpha振荡。
3.根据权利要求2所述的设备，其中所述处理装置还可操作为检测慢波振荡的饱和， 作为针对人的真实感知失去的状态的标记。
4.根据权利要求2或3所述的设备，包括：感测装置，可操作为感测人的头皮上或附近 的电信号。
5.根据权利要求2到4中的任一权利要求所述的设备，其中所述处理装置可操作为： 检测慢波振荡的活动性的正梯度之后的慢波振荡饱和点，作为人进入真实感知失去的状态 的标记。
6. 根据权利要求2到5中的任一权利要求所述的设备，其中所述处理装置可操作为： 检测慢波振荡的活动性的正梯度的起始，作为人开始失去感知的标记。
7.根据权利要求2到6中的任一权利要求所述的设备，其中所述处理装置可操作为： 检测慢波振荡的饱和之后的慢波振荡的活动性的负梯度的起始，作为人离开真实感知失去 的状态的标记。
8. 根据权利要求2到7中的任一权利要求所述的设备，其中通过将所述信息转变为频 域信息来检测慢波振荡的活动性，所述活动性是电信号在慢波频带内的功率占电信号在宽 频带内的功率的百分比。
9.根据权利要求8所述的设备，其中所述慢波频带位于OHz到5Hz之间，优选地位于 OHz到I. 5Hz之间，以及所述宽频带包括慢波频带，且位于OHz到50Hz之间，优选地位于OHz 到30Hz之间。
10. 根据权利要求8或9所述的设备，其中与慢波振荡的饱和相对应的活动性在20% 到100%之间，优选地在30%到90%之间，更优选地在40%到80%之间。
11. 根据权利要求8到10中的任一权利要求所述的设备，其中所述正梯度是每秒稳定 水平的〇%到5%。
12. 根据权利要求11所述的设备，其中所述正梯度取决于药物剂量方案或与诱发真实 感知失去的方式有关的其他参数。
13.根据权利要求8到12中的任一权利要求所述的设备，其中所述负梯度是每秒稳定 水平的〇%到5%。
14.根据权利要求13所述的设备，其中所述负梯度取决于药物剂量方案或与诱发真实 感知失去的方式有关的其他参数。
15.根据权利要求2到7中的任一权利要求所述的设备，其中通过将信息转变为频域信 息来检测慢波振荡的活动性，所述活动性是慢波频带内的功率。
16.根据权利要求15所述的设备，其中所述慢波频带位于OHz到5Hz之间，优选地位于 OHz到I. 5Hz之间。
17.根据权利要求2到16中的任一权利要求所述的设备，其中对一个或更多个标记的 检测取决于人的慢波振荡的最大活动性。
18.根据权利要求2到17中的任一权利要求所述的设备，其中所述处理装置实时评估 所检测的活动性。
19. 根据权利要求18所述的设备，其中每秒十次地、每秒一次地或每五秒一次地评估 所检测的活动性。
20. 根据权利要求2到19中的任一权利要求所述的设备，其中所述处理装置将慢波振 荡的活动性拟合到模型函数。
21. 根据权利要求20所述的设备，其中所述处理装置确定最佳拟合参数。
22. 根据权利要求20所述的设备，其中依赖于时间t的模型函数R为 R(t) =a+ ^expC-Ct-O/d)^ 其中 &b、c和d是拟合参数。
23. 根据权利要求22所述的设备，其中所述模型函数R具有依赖于时间t的归一化模 型函数f(t)，其中f(t) =1+exp^(t_ c)/d)。
24. 根据权利要求21到23中的任一权利要求所述的设备，其中用每个新的活动性数据 点或用每个新的活动性数据点组来更新最佳拟合参数。
25. 根据权利要求21到24中的任一权利要求所述的设备，其中所述处理装置确定与最 佳拟合参数相关联的误差值。
26. 根据权利要求25所述的设备，其中所述误差值是针对模型函数或归一化模型函数 的置信区间或方差估计。
27. 根据权利要求25或26所述的设备，其中用每个新的活动性数据点或用每个新的活 动性数据点组来更新所述误差值。
28. 根据权利要求20到27中的任一权利要求所述的设备，其中所述处理装置通过评估 活动性数据点是否在所述模型函数的误差范围内来确定饱和点和/或梯度的起始。
29. 根据从属于权利要求25到27中的任一项权利要求的权利要求28所述的设备，其 中所述误差范围与误差值相关联。
30. 根据权利要求2到29中的任一权利要求所述的设备，其中所述振荡包括慢波振荡 和alpha振荡二者。
31. 根据权利要求30所述的设备，其中通过将信息转换为频域信息来检测所述alpha 振荡的活动性，所述活动性是alpha频带内的功率。
32. 根据权利要求30或31所述的设备，其中所述处理装置还可操作为：使用alpha振 荡标记作为针对真实感知失去的状态的标记。
33. 根据前述任一权利要求所述的设备，其中对一个或更多个标记的检测取决于人的 尤其是人的额叶的至少一个特性，比如年龄、性别、人的额叶的灰质的体积、外科焦虑历史、 最近睡眠不足、睡眠行为、睡眠紊乱、脑部的解剖连通性、皮层褶皱和神经递质水平。
34. 根据权利要求33所述的设备，其中人的至少一个特性中的每个特性与权重相关 联。
35. 根据权利要求33或34所述的设备，包括包含参数的数据库，所述参数更具体地限 定一个或更多个标记中的至少一个，所述参数按照标记取决于年龄、性别、人的额叶的灰质 的体积、外科焦虑历史、最近睡眠不足、睡眠行为、睡眠紊乱、脑部的解剖连通性、皮层褶皱 和神经递质水平中的至少一个。
36. 根据权利要求35所述的设备，其中每个因素与权重相关联。
37. 根据前述任一权利要求所述的设备，还包括剂量控制单元。
38. 根据权利要求37所述的设备，其中所述剂量控制单元适于：根据针对真实感知失 去的状态的标记，改变剂量实施输出。
39. 根据权利要求38所述的设备，其中如果标记指示不存在真实感知失去的状态，则 所述剂量控制单元改变剂量实施输出以增加剂量。
40. 根据权利要求38或39所述的设备，其中如果标记指示存在真实感知失去的状态， 则所述剂量控制单元改变剂量实施输出以减少剂量。
41. 根据权利要求38或39所述的设备，其中如果标记指示存在真实感知失去的状态， 则所述剂量控制单元维持剂量实施输出剂量。
42. 根据权利要求38到41中的任一权利要求所述的设备，其中所述剂量控制单元根据 药效学和/或药物动力学模型改变剂量实施输出。
43. 根据权利要求38到42中的任一权利要求所述的设备，其中所述剂量控制单元将剂 量实施输出优化为处于或高于与针对进入真实感知失去的状态的标记相关联的剂量。
44. 根据权利要求38到43中的任一权利要求所述的设备，其中所述剂量控制单元确定 剂量实施输出的发出和响应于所述剂量实施输出对标记进行观察之间的延迟。
45. 根据权利要求38到44中的任一权利要求所述的设备，其中所述剂量实施输出包括 指示符。
46. 根据权利要求38到45中的任一权利要求所述的设备，其中所述剂量实施输出包括 针对剂量驱动设备的驱动输出。
47. 根据前述任一权利要求所述的设备，其中所述处理装置还可操作为：检测突发抑 制标记，作为针对真实感知失去的状态的标记。
48. 根据权利要求47所述的设备，其中所述突发抑制标记是突发抑制率。
49. 根据权利要求48所述的设备，其中所述突发抑制率是所检测到的信号处于受抑制 状态的时间比率。
50. 根据权利要求49所述的设备，其中在受抑制状态中，振荡具有低幅度。
51. 根据权利要求50所述的设备，其中在受抑制状态中，慢波振荡和/或alpha振荡具 有低幅度。
52. 根据权利要求49到51中的任一权利要求所述的设备，其中在受抑制状态中，振荡 幅度处于±10微伏、±5微伏或±2微伏的范围内。
53. 根据权利要求49到52中的任一权利要求所述的设备，其中在受抑制状态中，持续 时间至少是〇. 2秒、0. 5秒或1秒。
54. 根据前述任一权利要求所述的设备，包括：感测装置，可操作为感测人的头皮上的 或附近的电信号。
55. 根据权利要求54所述的设备，其中所述感测装置适于附至人的头皮。
56. 根据权利要求54所述的设备，其中所述感测装置适于硬膜下附至人的头皮或附在 人的头皮上或上方。
57. 根据权利要求54到56中的任一权利要求所述的设备，其中所述感测装置包括用于 感测人的额叶的至少一个电极和用于感测人的顶叶的至少一个电极。
58. 根据权利要求54到57中的任一权利要求所述的设备，其中所述感测装置包括在具 有用于感测人的额叶的高密度的电极的设备上以非均匀分布方式布置的多个电极。
59. 根据权利要求56到58中的任一权利要求所述的设备，其中所述感测装置是带或头 带。
60. -种用于检测人的真实感知失去的状态的方法，所述方法包括：提供邻近人的头 皮感测到的电信号的信息；以及从所述信息中检测存在于电信号中的振荡的活动性，作为 针对人的真实感知失去的状态的标记。
61. 根据权利要求60所述的方法，其中所述振荡是慢波振荡和/或alpha振荡。
62. 根据权利要求61所述的方法，还包括：检测慢波振荡的饱和，作为针对人的真实感 知失去的状态的标记。
63. 根据权利要求61或62所述的方法，其中提供信息包括感测人的头皮上或附近的电 信号。
64. 根据权利要求61到63中的任一权利要求所述的方法，包括：检测慢波振荡的活动 性的正梯度之后的慢波振荡饱和点，作为人进入真实感知失去的状态的标记。
65. 根据权利要求61到64中的任一权利要求所述的方法，包括：检测慢波振荡的饱和 之后的慢波振荡的活动性的负梯度的起始，作为人离开真实感知失去的状态的标记。
66. 根据权利要求61到65中的任一权利要求所述的方法，其中通过将所述信息转变为 频域信息来检测慢波振荡的活动性，所述活动性是电信号在慢波频带内的功率占电信号在 宽频带内的功率的百分比。
67. 根据权利要求66所述的方法，其中所述慢波频带位于OHz到5Hz之间，优选地位于 OHz到I. 5Hz之间，以及所述宽频带包括慢波频带，并且位于OHz到50Hz之间，优选地位于 OHz到30Hz之间。
68. 根据权利要求66或67所述的方法，其中与慢波振荡的饱和相对应的活动性在 20%到100%之间，优选地在30%到90%之间，更优选地在40%到80%之间。
69. 根据权利要求66到68中的任一权利要求所述的方法，其中所述正梯度是每秒稳定 水平的〇%到5%。
70. 根据权利要求69所述的方法，其中所述正梯度取决于药物剂量方案或与诱发真实 感知失去的方式相关的其它参数。
71. 根据权利要求66到70中的任一权利要求所述的方法，其中所述负梯度是每秒稳定 水平的〇%到5%。
72. 根据权利要求71所述的方法，其中所述负梯度取决于药物剂量方案或与诱发真实 感知失去的方式相关的其它参数。
73. 根据权利要求61到65中的任一权利要求所述的方法，其中通过将信息转变为频域 信息来检测慢波振荡的活动性，所述活动性是慢波频带内的功率。
74. 根据权利要求73所述的方法，其中所述慢波频带位于OHz到5Hz之间，优选地位于 OHz到I. 5Hz之间。
75. 根据权利要求61到74中的任一权利要求所述的方法，其中对一个或更多个标记的 检测取决于人的慢波振荡的最大活动性。
76. 根据权利要求61到75中的任一权利要求所述的方法，其中所述振荡包括慢波振荡 和alpha振荡二者。
77.根据权利要求76所述的方法，其中通过将所述信息转变为频域信息来检测alpha 振荡的活动性，所述活动性是alpha频带内的功率。
78.根据权利要求76或77所述的方法，还包括使用alpha振荡标记作为针对真实感知 失去的状态的标记。
79.根据权利要求60到78中的任一权利要求所述的方法，其中对一个或更多个标记 的检测取决于人的尤其是人的额叶的至少一个特性，比如年龄、性别、人的额叶的灰质的体 积、外科焦虑历史、最近睡眠不足、睡眠行为、睡眠紊乱、脑部的解剖连通性、皮层褶皱和神 经递质水平。
80.根据权利要求79所述的方法，包括对人的至少一个特性中的每个特性进行加权。
81.根据权利要求79所述的方法，包括提供包含参数的数据库，所述参数更具体地限 定一个或更多个标记中的至少一个，所述参数按照标记取决于年龄、性别、人的额叶的灰质 的体积、外科焦虑历史、最近睡眠不足、睡眠行为、睡眠紊乱、脑部的解剖连通性、皮层褶皱 和神经递质水平中的至少一个。
82.根据权利要求81所述的方法，包括对每个因素进行加权。
83.根据权利要求60到82中的任一权利要求所述的方法，包括：提供感测装置，该感 测装置可操作为被附至人的头皮附近并感测电信号；提供处理装置；以及将所述感测装置 附至人的头皮附近；所述处理装置处理由感测装置感测到的电信号，所述处理包括检测一 个或更多个标记。
84. -种用于检测人的真实感知失去的状态的计算机程序产品，包括软件代码，所述软 件代码适于当在数据处理装置上执行时执行以下步骤：从邻近人的头皮感测到的电信号的 信息中检测存在于电信号中的振荡的活动性，作为针对人的真实感知失去的状态的标记。
85.根据权利要求84所述的计算机程序产品，其中所述振荡是慢波振荡和/或alpha 振荡。
86. 根据权利要求85所述的计算机程序产品，适于执行以下步骤：检测慢波振荡的饱 和，作为针对人的真实感知失去的状态的标记。
87.根据权利要求85或86所述的计算机程序产品，适于执行以下步骤：检测慢波振荡 的活动性的正梯度之后的慢波振荡的饱和点，作为人进入真实感知失去的状态的标记。
88. 根据权利要求85到87中的任一权利要求所述的计算机程序产品，适于执行以下步 骤：检测慢波振荡的饱和之后的慢波振荡的活动性的负梯度的起始，作为人离开真实感知 失去的状态的标记。
89.根据权利要求85到88中的任一权利要求所述的计算机程序产品，其中通过将所述 信息转变为频域信息来检测慢波振荡的活动性，所述活动性是电信号在慢波频带内的功率 占电信号在宽频带内的功率的百分比。
90.根据权利要求89所述的计算机程序产品，其中所述慢波频带位于OHz到5Hz之间， 优选地位于OHz到I. 5Hz之间，并且所述宽频带包括慢波频带，并且位于OHz到50Hz之间， 优选地位于OHz到30Hz之间。
91. 根据权利要求89或90所述的计算机程序产品，其中与慢波振荡的饱和相对应的活 动性在20%到100%之间，优选地在30%到90%之间，更优选地在40%到80%之间。
92. 根据权利要求89到91中的任一权利要求所述的计算机程序产品，其中所述正梯度 是每秒稳定水平的〇 %到5 %。
93. 根据权利要求92所述的计算机程序产品，其中所述正梯度取决于药物剂量方案或 与诱发真实感知失去的方式相关的其它参数。
94. 根据权利要求89到93中的任一权利要求所述的计算机程序产品，其中所述负梯度 是每秒稳定水平的〇 %到5 %。
95. 根据权利要求94所述的计算机程序产品，其中所述负梯度取决于药物剂量方案或 与诱发真实感知失去的方式相关的其它参数。
96. 根据权利要求85到95中的任一权利要求所述的计算机程序产品，其中通过将信息 转变为频域信息来检测慢波振荡的活动性，所述活动性是慢波频带内的功率。
97. 根据权利要求96所述的计算机程序产品，其中所述慢波频带位于OHz到5Hz之间， 优选地位于OHz到I. 5Hz之间。
98. 根据权利要求85到97中的任一权利要求所述的计算机程序产品，其中对一个或更 多个标记的检测取决于人的慢波振荡的最大活动性。
99. 根据权利要求85到98中的任一权利要求所述的计算机程序产品，其中所述振荡包 括慢波振汤和alpha振汤_者。
100. 根据权利要求99所述的计算机程序产品，其中通过将所述信息转变为频域信息 来检测alpha振荡的活动性，所述活动性是alpha频带内的功率。
101. 根据权利要求99或100所述的计算机程序产品，还适于执行以下步骤：使用 alpha振荡标记作为针对真实感知失去的状态的标记。
102. 根据权利要求85到101中的任一权利要求所述的计算机程序产品，其中对一个或 更多个标记的检测取决于人的尤其是人的额叶的至少一个特性，比如年龄、性别、人的额叶 的灰质体积、外科焦虑历史、最近睡眠不足、睡眠行为、睡眠紊乱、脑部的解剖连通性、皮层 褶皱和神经递质水平。
103. 根据权利要求102所述的计算机程序产品，其中人的至少一个特性中的每个特性 与权重相关联。
104. 根据权利要求103所述的计算机程序产品，包括能够存储参数的数据库，所述参 数更具体地限定一个或更多个标记中的至少一个，所述参数按照标记取决于年龄、性别、人 的额叶的灰质的体积、外科焦虑历史、最近睡眠不足、睡眠行为、睡眠紊乱、脑部的解剖连通 性、皮层褶皱和神经递质水平中的至少一个。
105. 根据权利要求104所述计算机程序产品，其中每个因素与权重相关联。
106. -种实质上参考附图在此描述的设备。
107. -种实质上参考附图在此描述的方法。
108. -种实质上参考附图在此描述的计算机程序产品。
【文档编号】A61B5/00GK104470425SQ201380037951
【公开日】2015年3月25日 申请日期:2013年5月30日 优先权日:2012年5月30日
【发明者】罗辛·朱蒂·尼·穆尔切太, 艾琳·特蕾西, 凯蒂·瓦纳比, 萨德·加布迪, 理查德·罗杰斯 申请人:伊西斯创新有限公司