呼吸矯正的制作方法
【專利摘要】一種用于通過刺激呼吸肌或神經(jīng)以使呼吸系統(tǒng)復律而不影響呼吸動力來治療呼吸障礙的方法。本發(fā)明的實施方案采用頻率分析以確定是否施加了適當?shù)拇碳つ芰俊?br>【專利說明】呼吸矯正
[0001 ] 本申請是國際申請?zhí)朠CT/US2010/045992，國際申請日2010-08-19，發(fā)明名稱“呼吸矯正”，進入中國國家階段日期2012-03-12，中國申請?zhí)?01080040438.2的分案申請。
[0002]背景
[0003]人體中，通過肺的有節(jié)律的膨脹和縮小實現(xiàn)氣體交換。在通氣運動期間，肺是被動的并且它的體積由胸腔的尺寸決定，而胸腔的尺寸又主要取決于肋間肌和橫膈膜的活動。
[0004]在平靜呼吸期間橫膈膜的垂直運動是大約1.5cm而在深呼吸中可以達到7cm。橫膈膜下降Icm將使胸腔容量增加大約300mL并且使得相應體積的空氣進入肺。因此，橫膈膜的運動可以負責肺膨脹和呼吸的總空氣的大約60-80 %。
[0005]大腦中的呼吸控制中樞控制呼吸肌。呼吸肌由呼吸栗(橫膈膜和肋間肌)以及氣道肌組成。傳送到呼吸肌的神經(jīng)信號構(gòu)成中樞呼吸動力。橫膈膜是呼吸栗的主要動力來源，而氣道肌的功能是保持氣道開放。沒有中樞神經(jīng)動力，氣道可能萎陷或部分閉塞。
[0006]在睡眠期間，呼吸控制是無意識的并且受代謝需求(主要是將C02從血液移除的需要)支配。在所有人中，與清醒狀態(tài)相比，在睡眠期間對呼吸栗和氣道肌的中樞神經(jīng)動力減小。在出現(xiàn)輕微病態(tài)的情況下，在睡眠期間氣道對氣流的阻力可以增加，導致例如打鼾。在極端情況中，氣道可以完全閉合，導致阻塞性睡眠呼吸暫停(obstructive sleep apnea)(OSA)。在一些情況中，中樞控制的反?？赡軐е轮芷谛院粑涂赡軗p傷多個器官的嚴重疾病。
[0007]中樞性睡眠呼吸暫停(Central Sleep Apnea)(CSA)是周期性呼吸的一種形式，其特征是振蕩的中樞呼吸動力。CSA的特征可以是由交替的呼吸暫停和呼吸過度(通氣過度的周期)組成的典型的消長呼吸模式，CSA在歷史上被稱為潮式呼吸(Cheyne StokesRespirat1n)(CSR)。
[0008]阻塞性睡眠呼吸暫停(OSA)的特征是上氣道不穩(wěn)定。面對持續(xù)的或增加的呼吸努力，萎陷的氣道阻止或減少吸氣。一般人群中的OSA的常見模式的特征是導致氣道突然開放的周期性覺醒(per1dic arousal)。
[0009]發(fā)明人已經(jīng)發(fā)現(xiàn)，在一些患者群體中，如例如患有充血性心力衰竭(CHF)的那些，難以(如果并非不可能)區(qū)分OSA和CSA的根本機制。純粹的中樞CSR模式是有些罕見的XHF患者中周期性呼吸的常見表現(xiàn)可以由交替的呼吸事件組成，所述呼吸事件包括:呼吸過度、呼吸不足和中樞性、阻塞性以及混合性呼吸暫停。存在顯著的重疊，并且大多數(shù)患者經(jīng)歷過不同程度的中樞性和阻塞性事件兩者。實際上，據(jù)信振蕩的中樞呼吸動力可能導致上氣道閉合或增加的阻力。
[0010]在廣泛的系列實驗后，發(fā)明人意識到對許多周期性呼吸的病例的有效治療需要解決中樞神經(jīng)對呼吸以及氣道組織的動力。因為呼吸栗肌與氣道肌之間的關(guān)系，發(fā)明人期望調(diào)節(jié)大腦固有的呼吸活動從而影響呼吸的兩個方面。大腦的呼吸控制中樞位于大腦的延髓中并且是現(xiàn)代神經(jīng)調(diào)節(jié)技術(shù)無法直接接近的。因此，本發(fā)明人必須研究支配呼吸控制中樞的行為的至大腦的神經(jīng)輸入。
[0011]大腦的呼吸控制中樞接收來自動脈脈管系統(tǒng)中的化學感受器(在主動脈弓、頸動脈體和大腦自身的血管中)和來自機械感受器如呼吸栗肌、肺中的肺牽張感受器和肋間牽張感受器的輸入。已知通過使患者吸入一些二氧化碳來改變從化學感受器到大腦中的輸入可以控制周期性呼吸。
[0012]膈神經(jīng)控制橫膈膜的運動，橫膈膜的運動又導致到大腦的系列神經(jīng)輸入的激活，例如通過牽拉胸腔內(nèi)的多種被神經(jīng)支配的組織。Hering-Breuer反射是從肺牽張感受器到大腦的強有力的神經(jīng)反饋。當肺膨脹和被牽拉時，大腦的呼吸中樞暫停呼吸動力。據(jù)信在睡眠的人中呼吸對外部刺激的復律(entrainment)涉及Hering-Breuer反射以及其他神經(jīng)輸入。
[0013]本技術(shù)發(fā)明人選擇膈神經(jīng)刺激進行研究。很多年來，被稱為“電刺激膈神經(jīng)(electrophrenic)通氣”或“橫膈膜起搏(diaphragmic pacing)”的一種膈神經(jīng)刺激形式已經(jīng)被用于替代固有呼吸(intrinsic breathing)。呼吸起搏的生理學是簡單易懂的。刺激膈神經(jīng)以通過讓患者稍用力呼吸來控制呼吸。大腦的呼吸控制中樞感測到隨之發(fā)生的血液二氧化碳濃度的減小并且基本上所有來自該中樞的神經(jīng)輸出(中樞呼吸動力)均停止。雖然因此而起搏的患者在起搏的同時可以不經(jīng)歷呼吸紊亂(respiratory disturbance)，而是變得暫時性地依賴于用于通氣和氣體交換的膈“起搏”。
[0014]自二十世紀六十年代起，這種膈起搏被用于治療兒童的截癱和先天性中樞性肺通氣不足綜合征并且通過用人工呼吸動力代替天然呼吸動力而成功地防止了死亡。通過控制呼吸，這種起搏抑制固有的中樞呼吸動力。雖然消除了呼吸動力的振蕩，但它也可以消除使氣道保持開放的動力。在患有先天性中樞性肺通氣不足綜合征的患者中，可以通過氣管造口術(shù)(對頸部進行的手術(shù)操作以通過氣管上的切口開放直接氣道)克服這種限制。在具有周期性呼吸的患者中，氣管造口術(shù)是無法接受的。
[0015]相反，根據(jù)本發(fā)明的實施方案以恒定速率將刺激只施加到一條膈神經(jīng)，在一些實施方案中所述恒定速率稍微低于患者的固有速率。這些實施方案可以導致患者的中樞呼吸活動復律而不是對固有動力的抑制。當在睡眠的個體的周期性呼吸期間施加，并且在刺激參數(shù)的特定范圍內(nèi)遞送時，此形式的膈神經(jīng)刺激經(jīng)常導致正常呼吸節(jié)律的恢復，是可持續(xù)的，并且在自然睡眠期間被很好的耐受。
[0016]在根據(jù)本發(fā)明的一些實施方案中，刺激導致由被刺激的神經(jīng)支配的一側(cè)偏側(cè)膈的有節(jié)律的收縮以及隨后的有節(jié)律的肺膨脹。患者的固有呼吸節(jié)律由刺激調(diào)節(jié)，變得更規(guī)律并且顯示更少的周期性。在其他機制中，據(jù)信呼吸的改善通過肺膨脹和大腦呼吸中樞中神經(jīng)元的復律的機制來實現(xiàn)，而不是通過控制呼吸本身。自主呼吸和中樞呼吸動力優(yōu)選地得到保護，因此獲得致維持氣道肌肉張力和天然的血氣調(diào)節(jié)的益處。
[0017]根據(jù)本發(fā)明的另一個實施方案涉及監(jiān)測和控制橫膈膜刺激和刺激的復律。此實施方案基于這樣的假定，即當刺激使呼吸復律時，在驅(qū)動頻率的即時范圍(immediate range)中的呼吸信號的頻譜功率將顯著地比在其他頻帶中更高。在一個實施方案中，可以計算落入以刺激頻率為中心的窄帶中的呼吸信號的總方差與較寬的呼吸頻帶中的總方差的比率?？梢灶A期此比率的值將與通過刺激對呼吸的復律成比例地增加，因此允許基于刺激對實際呼吸的作用來指導治療和對治療進行校正。在本文中公開了用于這種比率的兩種示例性的計算方法:頻譜法和直方圖法。要理解這些方法不是通過頻率分析確定復律或神經(jīng)或肌肉捕獲效力的僅有的方式，并且在閱讀此公開內(nèi)容后本領(lǐng)域技術(shù)人員能夠想到其他方法。
[0018]本發(fā)明人在單側(cè)膈神經(jīng)刺激期間觀察到呼吸節(jié)律的偶然規(guī)律化和中樞性和阻塞性呼吸暫停兩者的解決方案。發(fā)明人看到膈刺激防止并糾正了患者呼吸的固有周期性，所述患者在睡眠期間頻繁顯示振蕩呼吸(oscillatory respirat1n)。發(fā)明人觀察到，之前非常不規(guī)律的患者的呼吸逐漸調(diào)整到膈刺激的節(jié)律并且如果刺激的速率改變則患者的呼吸跟隨變化。發(fā)明人也已經(jīng)觀察到外部刺激與大腦的呼吸控制中樞中的神經(jīng)吸氣活動之間固定且反復的偶聯(lián)。發(fā)明人通過作出以下觀察確認患者呼吸被復律，并且確實是自主的:
[0019](I)當刺激突然停止時，患者不停止呼吸。在一些情況中，在不再存在信號幾分鐘后且在回復到刺激前模式前，患者“如同仍然被刺激那樣”繼續(xù)呼吸。
[0020](2)因為僅有一條膈神經(jīng)被刺激，所述第二個肺能夠自由地膨脹和縮小而不受刺激的直接影響。發(fā)明人通過分開測量經(jīng)胸廓阻抗確認未受刺激的肺的獨立運動。
[0021](3)頻繁地觀察到患者在被刺激復律的呼吸之間插入或交錯自主的輕微呼吸(minor breath)，因此確認中樞呼吸動力保持有效。這些交錯的呼吸不干擾復律模式。
[0022]據(jù)信通過用膈刺激復律穩(wěn)定血氣和消除或減少與通氣過度相關(guān)的間歇性缺氧和覺醒改善氣道張力。缺氧是對呼吸過度的格外強的刺激，如同在缺氧后通常發(fā)生的神經(jīng)學覺醒那樣。在間歇性缺氧后發(fā)生的通氣過度的嚴重性決定了隨后血液C02的減少，這導致對呼吸栗肌和氣道肌兩者的神經(jīng)刺激消失。反之亦然。在暫時的呼吸過度結(jié)束后，缺氧和隨后的缺氧加重的通氣過度的減少應該有助于維持呼吸動力并且保持氣道的神經(jīng)肌張力。
[0023]其中CSA被認為減小上氣道穩(wěn)定性并且誘發(fā)OSA的另一種方式是通過增加呼吸不足的周期。在呼吸不足期間，呼吸栗肌(例如橫膈膜)和上氣道擴張肌(例如頦舌肌)兩者的活動減弱。因此，在具有易于萎陷的上氣道的個體中，中樞呼吸動力的消長模式(waxing-waning pattern)在呼吸不足周期期間由于上氣道張力過低(低肌張力)可以導致阻塞性呼吸暫停/呼吸不足。合理地假定反之亦然。減少CSA患者中的呼吸不足將有助于通過增加氣道肌張力來穩(wěn)定氣道。
[0024]在此公開內(nèi)容的背景下，呼吸不足廣泛地指由于暫時的淺呼吸或異常低的呼吸速率，持續(xù)至少10秒的氣流的暫時減少(睡眠時)。在醫(yī)學文獻中，過淺的呼吸(呼吸不足)或過緩的呼吸(呼吸過慢)有時候是有區(qū)別的。呼吸不足不如呼吸暫停(呼吸暫停是氣流更完全的損失)嚴重，但是同樣可以導致進入肺的空氣流動量的減少并且可以導致血液中氧氣水平的下降(通氣不足)。
[0025]對呼吸不足的狹義或定量的定義沒有嚴格的科學共識，并且要理解很多定義經(jīng)常用于科學文獻中并且可以適用。
[0026]例如在他們的充當本公開內(nèi)容基礎(chǔ)的研究中，發(fā)明人使用以下作為對呼吸不足的定量的“技術(shù)上的”定義:在10至60秒的持續(xù)時間內(nèi)呼吸(氣流)暫時減小>30%，并伴隨有可檢測到的(4%)氧飽和度下降。在此定量定義的窄范圍內(nèi)，呼吸不足和暫時通氣不足對于所有實用目的來說都是等價的。
[0027]當被廣義地定義時，通氣不足是這樣的狀態(tài)，其中減少量的氣體進入肺中的肺泡，導致血液中氧水平的下降和/或二氧化碳水平的增加。通氣不足也可以被廣義地定義，并且也許更好地被定義為:不足以滿足身體需要的呼吸。通氣不足可以歸因于呼吸不足或減少的肺功能。通氣不足可以是暫時的(作為呼吸不足的結(jié)果)或者由于多種病理學導致通氣不足持續(xù)存在，如在先天性疾病、慢性阻塞性肺病(coro)或肥胖癥中。
[0028]周期性肺膨脹在神經(jīng)的交感-副交感平衡、心臟節(jié)律和血壓調(diào)節(jié)的維持方面起重要作用。早在二十世紀四十年代，這些病理學相互作用中的許多被追溯到向自主神經(jīng)系統(tǒng)發(fā)送肺擴張信號的神經(jīng)反饋。在睡眠期間，自主神經(jīng)系統(tǒng)在身體的內(nèi)穩(wěn)態(tài)方面的作用尤其重要。已經(jīng)根據(jù)肺膨脹將這些有益的反饋進行了分級。
[0029]來自肺中牽張感受器的神經(jīng)反饋對控制心血管活動的多個大腦中樞的重要性可以通過所謂的呼吸性竇性心律失常來最佳地證明。呼吸性竇性心律失常(RSA)是與呼吸同步發(fā)生的心率改變，呼吸性竇性心律失常使ECG上的R-R間期在吸氣期間縮短而在呼氣期間延長。盡管RSA已經(jīng)被用作心迷走神經(jīng)功能的指標，但它也是反映在脊椎動物中普遍觀察到的呼吸-循環(huán)相互作用的生理學現(xiàn)象。研究已經(jīng)顯示通過RSA肺氣體交換的效率得到改善，提示RSA可能起積極的生理學作用。每個呼吸周期內(nèi)肺泡通氣和它的灌注與RSA的時機相匹配，能夠通過抑制呼氣期間不必要的心跳和灌注消退期間的無效通氣來減少能量消耗。與呼吸同步的RSA或心率變異性是生物學現(xiàn)象，其通過有效的通氣/灌注匹配可以在肺水平上對氣體交換具有積極地影響。
[0030]當根據(jù)本發(fā)明的實施方案治療具有CHF的患者時，發(fā)明人觀察到RSA的增加。合理地預期將繼之獲得其他益處如血管擴張和惡性心律失常的減少。
[0031]根據(jù)本發(fā)明的實施方案的膈神經(jīng)或橫膈膜刺激可以擴大呼吸或肺容量從而對抗呼吸不足的作用。同樣預期刺激導致如與在CSA中發(fā)現(xiàn)的消長模式相反的持續(xù)的肺擴張。從這些改善可以預期額外的氣道張力益處。在具有顯著CSA的患者中，上氣道萎陷及所導致的OSA可能繼發(fā)于由在中樞性呼吸暫停/呼吸不足事件期間減弱的副交感活動和減少的肺膨脹所引起的對氣道的神經(jīng)和機械刺激的消失。
[0032]臨床益處可以來源于刺激引起的對固有呼吸節(jié)律的復律。除了對中樞呼吸不穩(wěn)定性的初步矯正以外，增加的肺部容量、被穩(wěn)定的血氣組成以及減少的通氣不足都提示了氣道動力學的改善。
[0033]上氣道擴張肌在維持氣道開放性方面起重要作用。已知很多的咽擴張肌證明存在吸氣期活動，所述吸氣期活動的開始先于橫膈膜的活動。即，氣道肌稍早于呼吸栗肌與呼吸同步收縮，因此使咽氣道為吸氣期間負壓的發(fā)生“做準備”。
[0034]研究的最多的咽肌是頦舌肌。頦舌肌接收來自位于延髓的大腦呼吸控制中樞(或更準確地，來自腦干呼吸中樞模式發(fā)生器)的輸入。舌下神經(jīng)激活頦舌肌，并且在健康患者中已經(jīng)檢測到舌下神經(jīng)早于膈神經(jīng)50-100ms放電。
[0035]化學感應輸入在影響舌下運動神經(jīng)輸出方面同樣重要。低血⑶2(低碳酸血癥(hypocapnea))減小激活而高C02(呼吸過度(hypercapnea))增加激活。因此它可以用于任何周期性呼吸治療以避免低碳酸血癥以及伴隨低碳酸血癥的減小的氣道肌激活。
[0036]根據(jù)本發(fā)明的實施方案可用于治療睡眠的患者中的周期性呼吸，但是它們也可以用于使具有以下疾病的靜息患者中的呼吸規(guī)律化:缺血性心臟病、心力衰竭、高血壓、COPD和其他病癥，在這些疾病中改善的呼吸功效是有利的。
[0037]在一個根據(jù)本發(fā)明的實施方案中，基于測量的與肌肉的固有收縮相關(guān)的生理學信號限定測量的頻區(qū)?；陔娒}沖發(fā)生器的刺激頻率限定刺激頻區(qū)，所述電脈沖發(fā)生器被配置成以與固有頻率不同的頻率刺激肌肉或與肌肉關(guān)聯(lián)的神經(jīng)。刺激肌肉或與肌肉關(guān)聯(lián)的神經(jīng)，并且通過對落在測量的頻區(qū)內(nèi)的信號陣列的測量的功率與落在刺激頻區(qū)內(nèi)的信號陣列的測量的功率進行比較來確定刺激的影響。在此實施方案的變型中，生理學信號是表示呼吸的信號。在另一個實施方案中，肌肉是膈肌。在又一個實施方案中，測量的頻區(qū)包含與患者的呼吸頻率近似的頻率范圍。
[0038]在另一個根據(jù)本發(fā)明的實施方案中，用于電刺激神經(jīng)或肌肉的系統(tǒng)包括電脈沖發(fā)生器，所述電脈沖發(fā)生器遞送能量從而以第一頻率刺激肌肉，所述第一頻率與肌肉固有收縮的第二頻率不同。此實施方案的系統(tǒng)還具有傳感器，所述傳感器感測指示被刺激的肌肉的收縮的生理活動；以及電子存儲器，所述電子存儲器存儲一段時間內(nèi)由傳感器產(chǎn)生的數(shù)據(jù)的陣列。頻率分析器分析所述數(shù)據(jù)陣列從而確定跨越感測到的生理活動的頻帶的功率分布，并且所述系統(tǒng)的電路能夠?qū)扑龃碳ゎl率的頻帶中的功率和跨越所述感測到的生理活動的頻帶的總功率進行比較。
[0039]在根據(jù)本發(fā)明的另一個實施方案中，用于神經(jīng)或肌肉的電刺激的系統(tǒng)包括電脈沖發(fā)生器，所述電脈沖發(fā)生器遞送能量從而以第一頻率刺激肌肉，所述第一頻率與肌肉固有收縮的第二頻率不同。此實施方案的系統(tǒng)還具有傳感器，所述傳感器感測指示被刺激的肌肉的收縮的生理活動；以及電子存儲器，所述電子存儲器存儲一段時間內(nèi)由傳感器產(chǎn)生的數(shù)據(jù)的陣列。頻率分析器分析所述數(shù)據(jù)陣列從而確定跨越感測到的生理活動的頻帶的功率分布，并且所述系統(tǒng)的電路能夠?qū)扑龃碳ゎl率的頻帶中的功率和跨越所述感測到的生理活動的頻帶的總功率進行比較。在此實施方案中，如果近似所述刺激頻率的所述頻帶中的功率與所述總功率的比率低于閾值，則所述電路增加由所述脈沖發(fā)生器遞送的能量。
[0040]在根據(jù)本發(fā)明的另一個實施方案中，用于治療發(fā)生障礙的呼吸的系統(tǒng)包括電脈沖發(fā)生器，所述電脈沖發(fā)生器能夠以預定的信號頻率向患者的膈神經(jīng)或橫膈膜提供電刺激信號。此實施方案具有能夠感測表示患者呼吸的信號的呼吸傳感器以及頻率比較器，所述頻率比較器對感測到的呼吸信號在刺激頻帶上的頻率分布的功率密度和感測到的呼吸信號在呼吸頻帶上的功率密度進行比較。所述系統(tǒng)包括功率調(diào)節(jié)電路，所述功率調(diào)節(jié)電路基于對功率密度的比較調(diào)節(jié)由電脈沖的產(chǎn)生提供的電刺激信號的功率。在不同的實施方案中，功率調(diào)節(jié)電路能夠調(diào)節(jié)刺激電流、刺激電壓、脈沖串中的脈沖的頻率、脈沖串中的脈沖的脈沖持續(xù)時間或其他參數(shù)。
[0041]在根據(jù)本發(fā)明的又一個實施方案中，以低于固有呼吸速率的頻率刺激膈神經(jīng)或橫膈膜。以足以使呼吸復律同時不影響對呼吸的固有動力的強度遞送所述刺激。在一些實施方案中，呼吸動力表現(xiàn)為2: I的復律，在其他實施方案中表現(xiàn)為未受刺激的肺的自主呼吸，在其他實施方案中表現(xiàn)為在被復律的呼吸中交錯的輕微呼吸，并且在其他實施方案中表現(xiàn)為氣道肌的周期性激活。
[0042]在根據(jù)本發(fā)明的另一個實施方案中，通過以下方式治療發(fā)生障礙的呼吸:檢測表示患者呼吸的信號并且在與呼吸一致的頻率范圍內(nèi)對表示呼吸的信號進行頻率分析。此實施方案包括以下步驟:確定固有呼吸速率或頻率并且以不同于所述固有呼吸頻率的頻率刺激患者的一側(cè)偏側(cè)膈。在此實施方案中，在刺激期間進行對呼吸信號的頻率分析。通過以下方式確定捕獲指數(shù):將近似刺激頻率的頻率范圍中的功率分布除以與呼吸一致的頻率范圍的功率從而確定捕獲指數(shù)。基于計算的捕獲指數(shù)修改刺激參數(shù)。在一些實施方案中，表示呼吸的信號可以是經(jīng)胸廓阻抗。在一些實施方案中，刺激頻率低于固有呼吸頻率。
[0043]在根據(jù)本發(fā)明的另一個實施方案中，通過以下方式治療發(fā)生障礙的呼吸:檢測表示患者呼吸的信號并且在與呼吸一致的頻率范圍內(nèi)對表示呼吸的信號進行頻率分析。此實施方案包括以下步驟:確定固有呼吸速率或頻率并且以不同于所述固有呼吸頻率的頻率刺激患者的一側(cè)偏側(cè)膈。在此實施方案中，在刺激期間進行對呼吸信號的頻率分析。通過以下方式確定捕獲指數(shù):將近似刺激頻率的頻率范圍中的功率分布除以與呼吸一致的頻率范圍的功率從而確定捕獲指數(shù)。基于計算的捕獲指數(shù)修改刺激參數(shù)。在一些實施方案中，如果捕獲指數(shù)低于特定閾值則增加刺激功率。在一些實施方案中，如果捕獲指數(shù)高于特定閾值則減小刺激功率。
[0044]附圖簡述
[0045]圖1是未治療患者的呼吸數(shù)據(jù)的波形圖。
[0046]圖2是在根據(jù)本發(fā)明的實施方案的治療期間圖1的患者的呼吸的波形圖。
[0047]圖3是圖1中所示的呼吸數(shù)據(jù)的頻譜圖。
[0048]圖4是圖2中所示的呼吸數(shù)據(jù)的頻譜圖。
[0049]圖5是實驗數(shù)據(jù)的圖表，所述實驗數(shù)據(jù)涉及在根據(jù)本發(fā)明的實施方案治療的患者中的發(fā)生障礙的呼吸。
[0050]圖6是與根據(jù)本發(fā)明的實施方案的患者治療相關(guān)的呼吸和刺激數(shù)據(jù)的波形圖。
[0051 ]圖7是根據(jù)本發(fā)明的實施方案的控制流程圖。
[0052]圖8是患者和根據(jù)本發(fā)明的實施方案的治療設備的示意圖。
[0053]詳細描述
[0054]圖1是未治療患者的呼吸數(shù)據(jù)的波形圖。該波形圖表示在當患者睡眠期間獲得的60秒數(shù)據(jù)。跡線1I表示這名患者的正常呼吸(靜息狀態(tài))。跡線1I在10:42pm正好在該患者接受治療前獲得。跡線1I表示用流量計(熱傳感器)監(jiān)測的進出患者肺的氣流。在此時，患者沒有顯示周期性呼吸或呼吸暫停并且該患者以每分鐘24次呼吸(0.4Hz)規(guī)律地呼吸。
[0055]圖2是在根據(jù)本發(fā)明的實施方案的治療期間圖1的患者的呼吸的波形圖。此波形圖也表示在患者睡眠時獲得的60秒數(shù)據(jù)。該患者患有CSA并且使用對右側(cè)膈神經(jīng)的經(jīng)靜脈刺激來進行治療。跡線103表示刺激脈沖串。以每分鐘18次(0.3Hz脈沖頻率)的恒定頻率施加所述刺激脈沖串，在此情況中該頻率低于每分鐘24次呼吸的患者固有呼吸速率。每個脈沖串有1.67秒長。在所述脈沖串施加期間，右側(cè)膈神經(jīng)得到刺激并且右偏側(cè)膈肌收縮(刺激相104)。各脈沖串繼之以松弛相105，在此實施例中松弛相105也是1.67秒長。在松弛相期間，膈神經(jīng)不被刺激。刺激模式103因此表示50 %工作周期刺激(50 %吸氣-50 %呼氣)?？梢允褂闷渌ぷ髦芷诨虮嚷室詫崿F(xiàn)本發(fā)明的目標。
[0056]每個脈沖串104包括由脈沖發(fā)生器提供的系列單個脈沖(未顯示)組成。所述脈沖發(fā)生器可以是外置的或是植入的。在此實施例中，所述脈沖是150ys(微秒)長并且以20Hz頻率施加。此實施例的脈沖發(fā)生器以可控的預編程的方式施加脈沖以達到4.9mA的預編程的峰值電流振幅。為增加患者的舒適度，脈沖串中的脈沖的電流振幅可以逐漸增加，保持不變?nèi)缓笤谙嗤拿}沖串內(nèi)逐漸減小。在不背離本公開內(nèi)容的范圍的前提下，可以使用其他脈沖串形式以引起所需的膈肌的收縮和松弛反應。
[°°57] 跡線102表示患者在刺激治療期間的呼吸。類似于圖1中的跡線1I，它包括由流量計監(jiān)測到的多個單次呼吸。每次呼吸包括吸氣相106和呼氣相107?？梢宰⒁獾?，存在大部分的大呼吸108和一些較輕微的呼吸109。大呼吸是受制于刺激脈沖103的相并且患者的呼吸可以說是被所述刺激引起。這些大呼吸以與每分鐘18次(0.3Hz)的刺激脈沖串頻率相同的頻率出現(xiàn)。
[0058]當只有大呼吸系列出現(xiàn)時，它們指示1:1復律(每個刺激脈沖串對應一次呼吸)。當輕微呼吸出現(xiàn)時，它們可以以許多形式出現(xiàn)。在一些情況中，輕微呼吸以大體上與每分鐘24次呼吸(0.4Hz)的自主呼吸速率對應的頻率在大呼吸之間交錯。在一些情況中，輕微呼吸如代謝需求需要的那樣只偶爾出現(xiàn)。在其他情況中，交錯的呼吸的周期對應于2:1復律(每個刺激脈沖串對應兩次呼吸)。在所有情況中，輕微的自主的或2:1復律的呼吸的存在支持這樣的推論，即當呼吸以此方式得到復律時，呼吸控制中樞仍然活躍。
[0059]當跡線102上的呼吸以與刺激103相同的基本頻率出現(xiàn)時，它們不一定準確地與刺激同步。吸氣106可以在刺激脈沖串104開始后的不同的延遲時間開始，并且在特定情況下甚至可以先于對應的刺激脈沖串的開始。
[0060]在圖2中表示的實施方案中，以比靜息時的自主呼吸速率稍低的頻率(在此實施例中:18vs 24/min)施加刺激。刺激可以復律自主呼吸但是不代替它。復律以刺激脈沖串與患者吸氣努力之間的可變時間延遲和相角為證據(jù)。復律另外的證據(jù)是2:1和1:1復律或未被復律的其他輕微呼吸的周期性出現(xiàn)，其顯示呼吸動力未被抑制，但得到了復律。
[0061]圖3是圖1中所示的呼吸數(shù)據(jù)的頻譜圖?？梢允褂枚喾N頻域法來分析周期性波形圖如由圖1顯示的呼吸波形圖，最常見的頻域法是頻譜分析。
[0062]圖3顯示由圖1上的跡線101圖示的患者正常自主呼吸的頻譜。可以通過對獲得的2-3分鐘的數(shù)字呼吸信號數(shù)據(jù)(在此實施例中，為氣流)進行快速傅里葉變換(FFT)來獲得這樣的頻譜。所述頻譜可以是功率頻譜、功率密度頻譜或振幅頻譜。也可以把功率頻譜想成是產(chǎn)生對信號的方差貢獻最大的那個頻率。振幅越大，方差就越高。這是對“功率頻譜”有意義的廣義定義。要理解存在很多數(shù)值法用于計算周期性信號的頻率分布，并且所有數(shù)值法都是本文中預期的?？梢詫νǔＴ贠?1.0Hz的自然呼吸頻率范圍計算“頻譜”。在公開的實施方案中，發(fā)現(xiàn)大約0.1至0.5Hz的頻率范圍。對本公開內(nèi)容來說，選擇的范圍被指定為“呼吸頻帶”(RFB)?？梢赃x擇其他頻率范圍并且對此范圍的選擇僅是示例性的。
[0063]在圖3中，RFB204由方框指示，所述方框包含對于在此實施例中為確定復律效果重要的所有呼吸頻率?？梢詮膱D1上的呼吸跡線101預期以下事實:患者的自然呼吸頻率在0.4Hz 202處達到峰值。對于確定復律重要的另一個頻帶被指定為“刺激頻帶”(SFB)。它由窄帶方形203表示，并且在此情況中它以施加刺激脈沖串的頻率為中心，如在圖2的跡線103上那樣。
[0064]圖3的頻譜圖對應于不施用刺激治療時的周期。如果中樞頻率(在此情況中為0.3Hz)與優(yōu)勢呼吸頻率202顯著不同，則SFB頻帶中的功率低。
[0065]例如，可以通過將SFB頻帶中的頻譜功率和總的頻譜功率或其他頻帶中的頻譜功率進行比較來確定呼吸復律的效果。發(fā)明人已經(jīng)發(fā)現(xiàn)有用的是指定捕獲指數(shù)(Cl)作為治療效果的亮度。通過用SFB中的頻譜功率除以RFB中的頻譜功率來計算捕獲指數(shù)。所述捕獲指數(shù)表示總呼吸頻譜曲線落在鄰近刺激頻率的窄帶內(nèi)的分數(shù)?？梢灶A期捕獲指數(shù)的值將與通過刺激引起的呼吸復律成比例地增加。因此，當復律增加時，刺激頻率變?yōu)楹粑盘柕膬?yōu)勢頻率。存在很多可以用于技術(shù)捕獲指數(shù)的數(shù)值計算法。例如，發(fā)明人尤其使用以下方法學。
[O O6 6 ]頻譜曲線(S P e c t r a I p I o t)是用于檢驗頻域中周期結(jié)構(gòu)的圖解法。它被嚴格定義為自協(xié)方差函數(shù)的平滑傅里葉變換。以每單位時間的周期數(shù)測量頻率。以以下方式顯示頻譜曲線:縱軸是平滑方差(功率)而橫軸是頻率(每次觀測的周期數(shù))。
[0067]可以涉及用于產(chǎn)生平滑方差的計算并且在此處不作進一步的討論。頻譜曲線是時間系列的頻率分析中的基本技術(shù)并且是本領(lǐng)域技術(shù)人員所熟悉的。頻譜曲線可以用于確定在周期性波形圖中存在多少周期性分量，不論是否存在優(yōu)勢周期頻率，并且如果存在優(yōu)勢周期頻率則確定何為優(yōu)勢周期頻率。對于本公開內(nèi)容，優(yōu)勢(刺激)頻率的“優(yōu)勢”程度與捕獲指數(shù)相關(guān)。
[0068]在圖3中顯示的實施例中，這樣計算Cl:(刺激頻率+/-0.0183Hz范圍內(nèi)的功率)/(0.1至0.5Hz的功率)。在此實施例中分子的寬度是0.0366Hz。它由四舍五入至最近的FFT“盒(bin)”的刺激頻率值來計算，分子寬度為以下的3個盒和以上的3個盒(總共6個盒)。在此實施例中頻域中的分辨率是0.0061Hz/盒。這被稱為“盒寬度”。+/-3個盒的選擇用來解釋當刺激頻率不是準確的FFT盒頻率時你所見的一些或“盒延伸(bin spreading)”以及復律的呼吸的頻率中的一些自然變異(natural variance)。通過數(shù)據(jù)采樣率(400次采樣/秒)和FFT 長度(216 = 65,636)固定 FFT 間期。
[0069]數(shù)據(jù)采樣率是400次采樣/秒。要理解的是對于嵌入式軟件計算或其他應用，其他更低的采樣率，例如20次采樣/秒可能是更合適的。記錄長度是65，536次采樣(此對應于164.84秒)。如果使用較低的數(shù)據(jù)采集采樣率，則需要明顯較少次采樣，但是不可能少于例如I，024或2，048次。其他記錄長度，如例如也可以成功地使用2、3和5分鐘。在此實施例中，捕獲指數(shù)被計算為:以已知刺激頻率為中心的頻帶± 3個盒寬(0.0366Hz)的幅度的總和與自0.1至0.5Hz的幅度(或功率)的總和的比率。SFB和RFB兩者的其他窗(window)寬度可以用于不同的實施方案中，并且SFB不需要以刺激頻率為中心。為所有實施方案所共同的，“刺激頻帶” SFB比“呼吸頻帶”(RFB)窄，如例如< 1 %的RFB以及包含在RFB內(nèi)。
[0070]圖4是圖2中所示的呼吸數(shù)據(jù)的頻譜圖。在此實施例中刺激被開啟并且以如由圖2上的跡線103所圖示的0.3Hz的預設頻率施加。
[0071 ] 可以看到呼吸信號(氣流)功率頻譜峰302位于頻率0.3Hz處，而頻率0.3Hz準確地對應于刺激頻率。在0.4Hz的自然呼吸功率反映為較小的峰301 ο要理解取決于刺激的強度和患者的固有呼吸動力，自然呼吸頻率功率在頻譜中的出現(xiàn)可以發(fā)生變化。存在自然呼吸頻率的明顯呼吸活動提示呼吸動力得到復律而仍然活躍，g卩，未被抑制或暫?；顒?。在此實施例中，SFB 303中的功率表示RFB 304的分數(shù)比在由圖3圖示的實施例中更大。因此可以預期捕獲指數(shù)(SFB/RFB)也顯著增加。事實上，計算顯示在此實施例中捕獲指數(shù)自0.24(圖3)增加到0.46(圖4)。不同的計算方法可以產(chǎn)生不同的數(shù)字，但是當患者的呼吸得到復律時，捕獲指數(shù)顯著增加。
[0072]圖5是實驗數(shù)據(jù)的圖表，所述實驗數(shù)據(jù)涉及根據(jù)本發(fā)明的實施方案治療的患者中的發(fā)生障礙的呼吸。圖5圖示在周期性呼吸的背景下捕獲指數(shù)化對于恢復正常呼吸的實際重要性。周期性呼吸的嚴重性通常以呼吸暫停低通氣指數(shù)(AHI)表征。AHI是一個小時中發(fā)生的呼吸事件(呼吸暫停和呼吸不足)的總和。AHI>15被認為是顯著的而AHI>30被認為是嚴重并且非常危險的。存在用于在睡眠研究期間使用多導睡眠描記法(PSG)計算AHI的已知標準臨床方法。PSG是一種診斷測試法，其間在睡眠期間測量并記錄多個生理學變量。研究者在遭受嚴重周期性呼吸同時經(jīng)歷根據(jù)本發(fā)明的實施方案的刺激治療的患者中使用PSG獲得圖5的圖表?；颊叩腁HI作為在X軸上的捕獲指數(shù)的函數(shù)表示在Y軸上。在實驗期間，刺激能量(在此情況中，為刺激電流)是變化的，產(chǎn)生不同的橫膈膜激活水平，并且作為結(jié)果，產(chǎn)生不同的復律水平。之后使用睡眠研究的數(shù)字化記錄和與本公開內(nèi)容中描述的那些等效的方法學計算捕獲指數(shù)。
[0073]可以看到在捕獲指數(shù)較高時的時間周期期間，AHI減小。導致如在此實施例中計算的高于0.5的捕獲指數(shù)的刺激，實際上完全消除了周期性呼吸。
[0074]要理解的是FFT的使用和呼吸頻譜的計算不是執(zhí)行捕獲指數(shù)計算的僅有方式。例如，呼吸波形圖可以進行處理并且呈現(xiàn)為對應于呼吸長度的系列數(shù)字。表示最近3-4分鐘的呼吸數(shù)據(jù)的系列可以例如包括60-80次的呼吸長度。然后可以構(gòu)建表示呼吸長度的頻率分布的呼吸長度的直方圖。如果固有呼吸被復律到刺激頻率，則對應于所述頻率波長的呼吸長度的出現(xiàn)頻率將提高。例如如果刺激頻率是20次/分鐘，則呼吸長度是3秒。當捕獲和復律增加時，大約3秒長的呼吸將越來越頻繁地出現(xiàn)。為補償自然變異性，例如2.84?3.18秒長的呼吸可以包含在捕獲指數(shù)計算的分子中。此呼吸長度的范圍對應于之前描述的基于頻譜的實施例中使用的+/-0.0183Hz頻帶。
[0075]此方法中的捕獲指數(shù)計算為:(刺激頻率+/_選擇的頻帶的范圍中的呼吸長度的占有率的總和)/(呼吸范圍中所有呼吸長度的占有率的總和)。呼吸長度的呼吸范圍可以是例如2?1秒。2?1秒的呼吸長度范圍對應于0.1?0.5Hz的呼吸頻率。
[0076]基于直方圖的捕獲驗證法在數(shù)學上與基于頻譜的方法不同，但是原理上類似。它是基于這樣的假定，即當刺激使呼吸復律時，相比在其他呼吸頻帶中的那些，在驅(qū)動頻率的緊接范圍中的呼吸信號的呼吸長度將以顯著更高的頻率出現(xiàn)。因此捕獲指數(shù)仍然計算為落入以刺激頻率為中心的窄頻帶中的呼吸信號的方差與較寬的呼吸頻帶中的總方差的比率。發(fā)明人已經(jīng)在患者中證明使用直方圖法計算的捕獲指數(shù)的值與通過刺激引起的呼吸的復律(因此能夠引導治療)成比例地提高，并且與使用頻譜方法計算的捕獲密切相關(guān)。要理解的是基于相似原理的捕獲指數(shù)計算的其他方法是可能的并且本領(lǐng)域技術(shù)人員在閱讀本公開內(nèi)容后將想到所述方法。
[0077]圖6是與根據(jù)本發(fā)明的實施方案的患者治療相關(guān)的呼吸和刺激數(shù)據(jù)的波形圖。頂部跡線501表示患者的呼吸(氣流hX軸表示16分鐘的數(shù)據(jù)記錄，并且與只顯示一分鐘數(shù)據(jù)的圖1和2相比，壓縮單次呼吸。在此治療周期期間，刺激能量(電流)首先逐漸減小然后全部切斷。底部跡線503表示刺激電流。在第一個3分鐘期間，電流保持在大約5mA不變。呼吸501充分復律并且不存在周期性呼吸。在3?10分鐘的記錄段期間，電流503逐漸減小?？梢钥吹街芷谛院粑辉偈芸兀⑶以?0分鐘后，恢復交替的呼吸暫停504和呼吸過度503(指示被稱為潮式呼吸的周期性呼吸的典型模式)。
[0078]圖7是根據(jù)本發(fā)明的實施方案的控制流程圖。圖7圖示了一種可能的方法和算法，所述方法和算法利用捕獲指數(shù)化以執(zhí)行和改進發(fā)生障礙的呼吸治療。要理解的是提出的捕獲指數(shù)方法學已經(jīng)廣泛地涉及使用膈神經(jīng)或橫膈膜刺激的呼吸治療并且潛在地涉及機械通氣。
[0079]根據(jù)本發(fā)明的一個實施方案采用嵌入在可植入脈沖發(fā)生器(IPG)的微處理器中的算法中的捕獲指數(shù)型計算，所述可植入脈沖發(fā)生器能夠響應于計算的捕獲指數(shù)調(diào)節(jié)膈神經(jīng)刺激能量。可以基于過去2-3分鐘的呼吸信號例如經(jīng)胸廓阻抗來計算所述捕獲指數(shù)，并且刺激參數(shù)可以基于計算的捕獲指數(shù)自動調(diào)節(jié)。
[0080]此實施方案的嵌入算法能夠確定患者固有的靜息呼吸速率601ο此速率可以是例如6?40次呼吸/分鐘，但是在患有周期性呼吸的患者的一個目標群體中，它可能是12?30次呼吸/分鐘。所述算法能夠以設定的頻率將刺激脈沖串施加到患者的膈神經(jīng)，在一些實施方案中所述設定的頻率稍微低于固有速率602。它可以例如比所述固有速率低2-4次呼吸。因此，例如，如果所述算法確定患者以每分鐘20次呼吸進行呼吸，則刺激頻率可以被自動設置為例如，每分鐘16次呼吸。在借助嵌入軟件收集足夠的呼吸信號信息后(例如，這可以是以每秒20次采樣數(shù)字化的3分鐘數(shù)據(jù))，可以計算捕獲指數(shù)603。
[0081]因為生理學條件如患者的位置、睡眠狀態(tài)、橫膈膜的疲勞以及其他可能影響對復律的反應，所以可以預期捕獲指數(shù)將隨時間變化?？梢源嬖诓东@指數(shù)的預設目標值，所述預設目標值指示所需的復律。此值可以在例如0.2?0.8的范圍內(nèi)。根據(jù)反饋控制工程的已知技術(shù)，嵌入算法可以將實際的捕獲指數(shù)與目標進行比較604，并且如果所述捕獲指數(shù)低于目標則增加刺激能量，或者如果所述捕獲指數(shù)高于目標則減小刺激能量605。可以通過改變遞送的電流、電壓、頻率或脈沖持續(xù)時間來調(diào)節(jié)刺激能量。例如可以以合適的步驟在I?1mA的范圍內(nèi)增加或減小刺激電流。備選地，例如可以以合適的步驟在100?500ys的范圍內(nèi)增加或減小刺激脈沖持續(xù)時間?？梢栽诳刂乒こ填I(lǐng)域中已知的IPG嵌入軟件如PI或PID調(diào)節(jié)器中執(zhí)行反饋控制算法。在被發(fā)明人用于采集實驗數(shù)據(jù)的實施方案中，以0.1?0.5mA的步長來操作刺激電流以得到所需的捕獲指數(shù)。
[0082]圖8是患者和根據(jù)本發(fā)明的實施方案的治療設備的示意圖。可植入脈沖發(fā)生器702被編程為以固定的頻率產(chǎn)生刺激脈沖串703 ο患者的右側(cè)膈神經(jīng)705支配右偏側(cè)膈706。刺激脈沖串703經(jīng)由電極導聯(lián)704遞送到右側(cè)膈神經(jīng)705。
[0083]可以刺激偏側(cè)膈自身的任一膈神經(jīng)。一個以上的電極可以放置到橫膈膜上，鄰近神經(jīng)(例如，卡膚(cuff)電極)，經(jīng)靜脈內(nèi)靠近神經(jīng)放置或放置到適于提供適當刺激的任何其他位置。可以使用導聯(lián)或無導聯(lián)技術(shù)將所述電極連接到電脈沖發(fā)生器。所述脈沖發(fā)生器可以被植入到患者體內(nèi)或者可以定位于外部。
[0084]右側(cè)膈神經(jīng)705將刺激傳導到右偏側(cè)膈706，右偏側(cè)膈706以向下運動707響應。橫膈膜的向下運動707導致肺膨脹以及胸腔內(nèi)的牽張感受器的激活。據(jù)信周期性牽張產(chǎn)生到大腦701的神經(jīng)反饋輸入708的周期性規(guī)則節(jié)律。神經(jīng)輸入708使大腦的呼吸神經(jīng)元復律。刺激703的強度引起來自被刺激的偏側(cè)膈706的成比例地響應。增加的橫膈膜運動因此產(chǎn)生增加的到大腦701的周期性規(guī)律的神經(jīng)輸入708。
[0085]當信號達到必要的強度時，呼吸復律出現(xiàn)并且在刺激、肺的機械性膨脹和大腦的呼吸控制中樞中的神經(jīng)吸氣活動之間臨時建立所需的固定的和反復的偶聯(lián)。雖然復律可以以1:1的比率(一次機械性膨脹對一次神經(jīng)呼吸嘗試)發(fā)生，但是可以見到其他整數(shù)比率，以及在不同整數(shù)比率的復律模式之間轉(zhuǎn)換中偶爾出現(xiàn)的非周期性、無序行為。兩次被刺激的膨脹對一次神經(jīng)呼吸嘗試的2:1的比率和1:1的比率都是常見的。
[0086]大腦以周期性規(guī)則序列的呼吸動力709對復律發(fā)生響應，周期性規(guī)則序列的呼吸動力709經(jīng)由右705和左712膈神經(jīng)兩者傳送至橫膈膜的呼吸肌，并且經(jīng)由氣道控制神經(jīng)710傳送至氣道肌，導致所需的氣道711的擴張。左偏側(cè)膈715由不被IPG刺激的左膈神經(jīng)712支配，并且因此可能響應于來自大腦701的信號間或顯示獨立行為，并且不直接受IPG 702影響。已知右偏側(cè)膈和左偏側(cè)膈的肌群分別受右膈神經(jīng)和左膈神經(jīng)的支配并且響應于來自這些神經(jīng)的信號獨立地運動。如與呼吸的起搏相反，未受刺激的半偏側(cè)膈的同步呼吸活動是復律的指示。
[0087]IPG 702可以配備以額外的導聯(lián)713并且意欲諸如通過經(jīng)胸廓阻抗感測714測量呼吸。嵌入在IPG可編程邏輯中的軟件可以通過調(diào)節(jié)刺激脈沖串節(jié)律703而響應呼吸的變化。IPG邏輯也可以使用呼吸感測714，并且根據(jù)感測到的固有呼吸速率709，設定和改變刺激脈沖串703的頻率。
[0088]本領(lǐng)域技術(shù)人員將理解本發(fā)明能夠以與公開的那些不同的實施方案實施。公開的實施方案是為了例示而不是為了限制而提出，并且本發(fā)明只受所附的權(quán)利要求限制。
【主權(quán)項】
1.電脈沖發(fā)生器，頻率分析器和傳感器在制備系統(tǒng)中的應用，其中所述傳感器用于基于測量的與肌肉的固有收縮相關(guān)的生理學信號限定測量的頻區(qū)； 其中所述電脈沖發(fā)生器被配置以與固有頻率不同的頻率刺激肌肉或與所述肌肉關(guān)聯(lián)的神經(jīng)，其中所述電脈沖發(fā)生器的刺激頻率是限定刺激頻區(qū)的基礎(chǔ)； 其中所述系統(tǒng)用于通過用所述頻率分析器對落在所述測量的頻區(qū)內(nèi)的信號陣列的測量的功率與落在所述刺激頻區(qū)內(nèi)的信號陣列的測量的功率進行比較來確定所述刺激對肌肉或與所述肌肉關(guān)聯(lián)的神經(jīng)的影響。2.權(quán)利要求1所述的應用，其中所述生理學信號是表示呼吸的信號。3.權(quán)利要求1所述的方法應用，其中所述肌肉是膈肌。4.權(quán)利要求2所述的應用，其中所述測量的頻區(qū)包含與患者的呼吸頻率近似的頻率范圍。5.傳感器，頻率分析器在制備用于一種治療發(fā)生障礙的呼吸的系統(tǒng)中的應用，其中所述傳感器用于檢測表示患者呼吸的信號； 其中所述頻率分析器用于在與呼吸一致的頻率范圍內(nèi)對表示呼吸的信號進行頻率分析以確定固有呼吸速率或頻率和在以不同于所述固有呼吸頻率的頻率刺激患者的一側(cè)偏側(cè)膈過程中進行呼吸信號的頻率分析； 其中所述系統(tǒng)用于通過基于計算的捕獲指數(shù)來修改刺激參數(shù)來治療發(fā)生障礙的呼吸，所述計算的捕獲指數(shù)通過將近似所述刺激頻率的頻率范圍中的功率分布除以與呼吸一致的頻率范圍的功率而獲得。6.權(quán)利要求5所述的應用，其中所述表示呼吸的信號是經(jīng)胸廓阻抗。7.權(quán)利要求5所述的應用，其中所述刺激頻率低于所述固有呼吸頻率。8.權(quán)利要求5所述的應用，其中如果所述捕獲指數(shù)低于特定閾值則增加所述刺激功率。9.權(quán)利要求5所述的應用，其中如果所述捕獲指數(shù)高于特定閾值則減小所述刺激功率。
【文檔編號】A61N1/36GK105854181SQ201610245292
【公開日】2016年8月17日
【申請日】2010年8月19日
【發(fā)明人】馬克·蓋爾勞德, 馬克·C·林恩, 蘭迪·W·韋斯特隆德, 克里斯托夫·J·詹姆斯, 安東尼斯·潘特利昂, 托德·P·戈布利什
【申請人】里斯比卡迪亞公司