CN113646845A - 用于基于诱发响应量化来递送感觉模拟的方法和系统 - Google Patents

Abstract

一种用于递送感觉刺激的系统包括：传感器；感觉刺激器，该感觉刺激器被配置为在睡眠期期间向患者递送感觉刺激，该感觉刺激具有变化的刺激强度水平；以及计算机系统。一个或多个物理处理器利用计算机程序指令被编程，计算机程序指令当被执行时使得计算机系统：基于来自传感器的患者在睡眠期期间的大脑活动信息来确定患者的睡眠阶段信息；基于患者的所确定的睡眠阶段信息向感觉刺激器提供输入，所提供的输入使得感觉刺激器向患者递送感觉刺激；从患者获得刺激响应信息，该刺激响应信息包括对所递送的感觉刺激的患者大脑响应；并且确定刺激强度水平的范围，在该范围内，患者大脑响应达到阈值。

Description

用于基于诱发响应量化来递送感觉模拟的方法和系统

技术领域

本公开涉及用于向患者递送感觉刺激的方法和系统，具体涉及用于基于诱发响应量化来自动调整睡眠期间感觉刺激的模拟强度范围的方法和系统。

背景技术

睡眠是一种与外部环境断开联系的可逆状态，其特征在于静止和警觉性降低。贯穿整个晚上的睡眠，大脑和身体的状态并不一致，许多人认为的这一事实意味着睡眠有多种用途。

正常睡眠的特征在于睡眠阶段，睡眠阶段以周期方式(睡眠周期)发生，并且对睡眠的恢复价值具有不同的贡献。可以利用多导睡眠图(PSG)标识五个睡眠阶段。阶段1和2为轻度睡眠阶段，其特征分别在于θ(4Hz至8Hz)振荡大脑活动、以及睡眠纺锤波和K复合波。阶段3以及以前还有阶段4为深度睡眠阶段，其特征在于慢波和δ活动(0.5Hz至4Hz)。快速眼动(REM)睡眠通常发生在睡眠开始大约90分钟之后，并且其特征在于眼动、心率和呼吸增加。

用于监测睡眠的系统是已知的。已知系统在睡眠期期间检测受试者的睡眠阶段。所检测的睡眠阶段包括与慢波睡眠相对应的阶段。通常，基于固定慢波检测参数来检测慢波睡眠。

最近结果表明，在深度睡眠(阶段3和阶段4)期间的外周(例如，电、磁或感觉)刺激可以增强慢波活动，并且增加睡眠的恢复价值。通过以下方式以闭环方式递送感觉刺激：在睡眠期期间监测用户的脑电图(EEG)；标识适当刺激时刻并且递送听觉刺激，以增强睡眠慢波，而不会引起唤醒。

头皮记录的EEG数据/信息的高时间分辨率向研究大脑对外部事件或内部事件的响应提供了良好的基础。这样的事件引发刻板的大脑响应、时间和相位锁定到事件开始，被称为事件相关电位(ERP)。ERP是由在信息处理期间同步激发的大型神经群的总突触后电位引起的电压波动。ERP被计算为在多个事件之上的平均波形，并且ERP波形中连续波峰的幅度和延迟可以用于确定大脑中信息处理的时间进程。从清醒到慢波睡眠(SWS)的睡眠阶段3，听觉诱发的ERP遭受逐渐的幅度减小和延迟增加，但它们可以在快速眼动(REM)睡眠期间超过清醒值。

可替代地，EEG还可以揭示各种心理状态和过程中涉及的不同振荡系统之间的相互作用和功能角色。正在进行的EEG活动的频率特定改变反映了底层神经元群同步性的减小或增大，并且表现为特定EEG频带中功率的降低或增加。当那些改变被时间锁定到特定事件时，它们被称为事件相关去同步(ERD)或事件相关同步(ERS)。事件相关去同步(ERD)表示节律活动的幅度减小，而事件相关同步(ERS)表示幅度增加。

睡眠期间感觉刺激的影响取决于多个因素。这些因素包括刺激强度、睡眠周期内的刺激定时、正在进行的慢波相位、睡眠的深度、以及受试者的年龄/性别。当涉及到听觉刺激时，音量是起主要作用的因素之一。太低的音量不会到达睡眠中的大脑(睡眠中的大脑被接线为阻挡非相关刺激)，而太高的音量可能会引起意识感知并且导致觉醒。

不同的强度调制策略是可能的，例如：以逐渐增加的方式滴定刺激强度；或使强度取决于对睡眠深度的估计。然而，在所有情况下，为了在不引起唤醒的情况下递送有效刺激，在限定强度上限和强度下限的预限定范围内调制强度。这些极限可以通过感知测试针对每个用户来主观确定。

下限可以被设置为感知敏感度阈值(例如，用户所感知的最低音调音量)。为了设置上限，可以向每个用户呈现强度逐渐增加的刺激，并且然后要求每个用户估计他们认为可以唤醒他们的强度。然而，这种方法非常费力并且不是很直观，因为受试者几乎不了解他们在睡眠期间可以耐受而不会被唤醒的最大强度。

增加刺激强度的刺激产生事件相关电位(ERP)幅度的可靠增加。在听觉刺激的情况下，刺激为音量。图1示出了在受试者的睡眠阶段3期间随着音调音量增加，听觉诱发ERP的这种幅度增加。对于瞬态响应和稳态响应两者，在视觉和体感域中，也可以跨刺激模式观察到相同现象。类似地，不同频带中的事件相关频谱功率改变(例如，事件相关去同步(ERD)或事件相关同步(ERS))也对刺激强度敏感。图1的图表示出了Y轴上的(以微伏为单位测量的)幅度。时间在图1的图表的X轴上，并且以微秒为单位进行测量。

参考图1，曲线A(即，在0dB处)基本上平坦，并且这里描绘为基线参考。图1中的曲线B和曲线C分别对应于39dB和43dB。如图1所示，曲线C(即，43dB)明显导致最高ERP幅度。虽然由于人大脑中的其他保护机制在睡眠期间的相互影响(诸如K复合波和睡眠纺锤波的生成)，响应的形状从清醒变为睡眠，但是响应幅度衰减或完全没有响应是刺激突显性的明确指示。附加地，在非REM睡眠中服务于异常检测的机制被反映在对重复刺激(习惯)的响应的逐渐衰减，但通过刺激特性的突然改变而恢复到全幅度。这支持大脑跨所有睡眠阶段继续处理外部事件的想法，其中响应幅度表征刺激相关性。

这些EEG特点可以用于标识外部刺激是否对大脑产生影响。在慢波睡眠增强的上下文中，经常会出现两个问题：1)所递送的刺激是否真的到达了大脑的感觉系统？以及2)考虑到可能的受试者可变性，最佳刺激强度(听觉刺激情况下的音量)范围是多少？

不同年龄、性别、敏感度简档的个体具有对声音、光或触摸的不同耐受性、不同唤醒阈值、以及不同EEG范围。因此，如果感觉刺激用于增强睡眠，则需要考虑个体差异。

此外，对于用于家庭环境的设备，人们必须处理传感器和/或执行器不可避免的错位，传感器和/或执行器不可避免的错位可能会导致即使递送也无法感知的刺激。意识到这点对于正确估计向这样的系统的用户报告的各种睡眠参数很重要。

目前，30％的所递送的睡眠疗法似乎低于一般感知水平。除那以外，必须添加个体间差异，这引起仍然不会在EEG中产生任何可测量影响(即，可能由于个体的不同听力水平或睡眠深度的差异)的高于一般感知水平的音调。然后，另一方面，存在音调相关唤醒的问题，这使睡眠碎片化，并且减少可能在晚上递送的刺激量。所有这些都贡献于多个个体(例如，跨研究的20％的无响应者)的低慢波活动增强。

发明内容

相应地，本专利申请的一个或多个实施例的一个目的是提供一种用于递送感觉刺激的系统。该系统包括：传感器，该传感器被配置为测量患者在睡眠期期间的大脑活动信息；感觉刺激器，该感觉刺激器被配置为在睡眠期期间向患者递送感觉刺激，该感觉刺激具有变化的刺激强度水平；以及计算机系统。计算机系统包括一个或多个物理处理器，该一个或多个物理处理器与传感器和感觉刺激器可操作地连接。一个或多个物理处理器利用计算机程序指令被编程，该计算机程序指令当被执行时使得计算机系统：基于患者在睡眠期期间的大脑活动信息来确定患者的睡眠阶段信息；基于患者的所确定的睡眠阶段信息向感觉刺激器提供输入，所提供的输入使得感觉刺激器向患者递送感觉刺激；从患者获得刺激响应信息，该刺激响应信息包括对所递送的感觉刺激的患者大脑响应；以及确定刺激强度水平的范围，在该范围内，患者大脑响应达到阈值。

本专利申请的一个或多个实施例的又一方面是提供一种用于递送感觉刺激的方法。该方法由计算机系统实现，该计算机系统包括一个或多个物理处理器，该一个或多个物理处理器执行计算机程序指令，该计算机程序指令当被执行时执行该方法。该方法包括：使用计算机系统基于患者在睡眠期期间的大脑活动信息来确定患者的睡眠阶段信息，患者在睡眠期期间的大脑活动信息由传感器测量；基于患者的所确定的睡眠阶段信息向感觉刺激器提供输入，所提供的输入使得感觉刺激器向患者递送感觉刺激，该感觉刺激具有变化的刺激强度水平；从患者获得刺激响应信息，该刺激响应信息包括对所递送的感觉刺激的患者大脑响应；以及使用计算机系统确定刺激强度水平的范围，在该范围内，患者大脑响应达到阈值。

一个或多个实施例的又一方面是提供一种用于递送感觉刺激的系统。该系统包括：用于测量患者在睡眠期期间的大脑活动信息的装置；用于在睡眠期期间向患者递送感觉刺激的装置，该感觉刺激具有变化的刺激强度水平；以及用于利用至少一个处理器执行机器可读指令的装置，其中机器可读指令包括：基于患者在睡眠期期间的大脑活动信息来确定患者的睡眠阶段信息；基于患者的所确定的睡眠阶段信息向用于递送的装置提供输入，所提供的输入使得用于递送的装置向患者递送感觉刺激，用于递送的装置具有变化的刺激强度水平；从患者获得刺激响应信息，该刺激响应信息包括对所递送的感觉刺激的患者大脑响应；以及确定刺激强度水平的范围，在该范围内，患者大脑响应达到阈值。

参考附图，在考虑以下描述和所附权利要求之后，本专利申请的这些和其他目的、特征和特性，以及相关结构元件的操作方法和功能以及部分的组合和制造的经济性，将变得更加显而易见，所有这些都形成本说明书的一部分，其中相似的附图标记指定各个图中的对应部分。然而，要清楚地理解，附图仅用于说明和描述的目的，并不旨在作为对本专利申请的限制的限定。

附图说明

图1示出了在睡眠阶段3(深度睡眠)中不同音量处的感觉刺激下，来自单个受试者的示例性事件相关电位(ERP)；

图2示出了根据本专利申请的一个实施例的用于递送感觉模拟的示例性系统；

图3示出了根据本专利申请的一个实施例的用于递送感觉模拟的另一示例性系统；

图4(a)至图4(c)示出了示例性刻板事件相关大脑响应；

图5示出了根据本专利申请的一个实施例的用于确定最小刺激强度水平的示例性处理过程/步骤；

图6示出了根据本专利申请的一个实施例在三个不同音量组中在睡眠阶段3期间从听觉诱发ERP中提取的示例性特征；

图7示出了根据本专利申请的一个实施例的示例性特征分布；

图8示出了根据本专利申请的一个实施例的对音量非常敏感的(例如，在时间0和1000递送的)音调的示例性响应，以及在相同音量处、然而在受试者之间不同的响应大小；以及

图9示出了根据本专利申请的一个实施例的用于递送感觉模拟的方法。

具体实施方式

如本文中所使用的，除非上下文另有明确指示，否则单数形式“一”、“一个”和“该”包括复数引用。如本文中所使用的，两个或更多个部分或部件“联接”的陈述应当意味着：部分直接或间接(即，通过一个或多个中间部分或部件)结合或一起操作，只要发生链接。如本文中所使用的，“直接联接”意味着两个元件彼此直接接触。如本文中所使用的，“固定联接”或“固定”意味着两个部件被联接，以便在保持相对于彼此的恒定定向的同时，作为一体移动。如本文中所使用的，除非上下文另有明确指示，否则术语“或”意味着“和/或”。

如本文中所使用的，词语“整体式”意味着部件被创建为单个零件或单个单元。也就是说，包括单独创建并且然后联接在一起作为一个单元的零件的部件不是“整体式”部件或本体。如本文中所采用的，两个或更多个部分或部件相互“接合”的陈述应当意味着：部分直接或通过一个或多个中间部分或部件相互施加力。如本文中所采用的，术语“数目”应当意味着一或大于一的整数(即，多个)。

本文中所使用的方向短语(诸如例如而非限制性地，顶、底、左、右、上、下、前、后及其派生词)涉及附图中所示的元件的定向，并且除非其中明确记载，否则不对权利要求进行限制。

本专利申请提供了一种用于递送感觉刺激的系统100。系统100包括传感器102、感觉刺激器104和计算机系统106。传感器102被配置为测量患者在睡眠期期间的大脑活动信息。感觉刺激器104被配置为在睡眠期期间向患者递送感觉刺激。感觉刺激包括变化的刺激强度水平。计算机系统106包括一个或多个物理处理器108，该一个或多个物理处理器108与传感器102和感觉刺激器104可操作地连接。利用计算机程序指令对一个或多个物理处理器108进行编程，计算机程序指令当被执行时使得计算机系统106：基于患者在睡眠期期间的大脑活动信息来确定患者的睡眠阶段信息；基于患者的所确定的睡眠阶段信息向感觉刺激器104提供输入，所提供的输入使得感觉刺激器104向患者递送感觉刺激；从患者获得刺激响应信息，该刺激响应信息包括对所递送的感觉刺激的患者大脑响应；以及确定刺激强度水平的范围，在该范围内，患者大脑响应达到阈值。在一些实施例中，它达到(并超过)阈值的事实指示大脑对感觉刺激做出响应。

在一些实施例中，患者可以互换地称为消费者、用户、个体或受试者。

事件相关电位(ERP)是所测量的大脑响应，其是特定感觉、认知或运动事件的直接结果。例如，在一些实施例中，它是对刺激的任何刻板电生理响应。以这种方式对大脑的研究提供了一种评估大脑运转的非侵入性手段。在一些实施例中，ERP借助于脑电图(EEG)来测量。在一些实施例中，ERP的脑磁图(MEG)等同物是ERF或事件相关场。诱发电位和诱生电位为ERP的亚型。

在一些实施例中，系统100被配置用于标识针对接收感觉刺激的受试者/患者的最佳刺激强度范围；并且用于估计这样的感觉刺激的影响。在一些实施例中，系统100被配置为提高现有睡眠疗法/设备/系统/组合的有效性。也就是说，在一些实施例中，系统100被配置为基于个体来确定最好刺激强度水平(例如，在听觉刺激情况下的最好音量水平)，该最好刺激强度水平确保大脑响应并且不干扰睡眠。在一些实施例中，系统100提供消费者量身定做的解决方案。

通过在深度睡眠期间使用外周(例如，电、磁或感觉)刺激来增强睡眠慢波(SW)，可以增加睡眠的恢复价值。刺激以闭环方式递送，以增强SW，同时避免从睡眠中唤醒。刺激强度是确定感觉刺激有效性的因素之一。低强度处的刺激不会增强慢波，而过高强度处的刺激可能导致睡眠障碍。系统100把以下两者考虑在内：个体间睡眠差异和个体内睡眠差异。系统100基于以下事实：增加刺激强度会导致对应事件相关大脑响应的幅度增加，这是刺激突显性的明确指示。在一些实施例中，系统100和方法200被配置为基于诱发响应量化来自动调整在睡眠期间的感觉刺激的强度范围

在一些实施例中，传感器102被配置为测量患者在睡眠期期间的大脑活动信息。在一些实施例中，传感器102可以被称为EEG感测单元。在一些实施例中，EEG感测单元/传感器102被配置为经由附接到患者头部的一个或多个EEG传感器102，贯穿患者的睡眠期而连续监测EEG。在一些实施例中，来自一个或多个EEG传感器102的信号被馈送到信号分析/处理单元106中。

在一些实施例中，与患者的大脑活动有关的信息可以包括和/或指示患者的慢波活动(SWA)(例如，慢波、睡眠纺锤波、K复合波等)、患者的睡眠压力、患者的睡眠阶段和/或患者的其他特性。在一些实施例中，传感器102可以包括一个或多个传感器，该一个或多个传感器生成直接传达这样的信息的输出信号。例如，传感器102可以包括电极，电极被配置为检测由患者大脑内的电流流动产生的电活动。在一些实施例中，传感器102可以包括一个或多个传感器，该一个或多个传感器生成输出信号，该输出信号间接传达与患者睡眠期间的大脑活动有关的信息。例如，一个或多个传感器102可以基于以下项来生成输出：患者的心率(例如，传感器102可以是心率传感器)、患者的移动(例如，传感器102可以包括加速度计，使得可以使用活动记录信号来分析睡眠)、眼部活动、面部肌肉活动、患者的呼吸、和/或患者的其他特性。在一些实施例中，传感器102的一部分由接触患者的耳朵的、上文所描述的导电材料形成。

作为另一示例，可以从一个或多个监测设备(例如，EEG监测设备、或其他大脑活动监测设备)获得与患者的大脑活动有关的信息。在一些实施例中，一个或多个监测设备和相关联传感器102可以被配置为监测患者的大脑活动。这些监测设备可以包括一个或多个传感器102。比如，传感器102可以被配置为获得与患者的大脑活动有关的信息。

在一些实施例中，传感器102包括用于发送信号/信息的传输器和用于接收信号/信息的接收器。在一些实施例中，传感器102被配置为与计算机系统106无线通信。如图3所示，在一些实施例中，传感器102被配置为与计算机系统106和/或计算机系统106的一个或多个物理处理器108可操作地连接。在一些实施例中，传感器102被配置为与感觉刺激器104通信。在一些实施例中，传感器102与数据库132通信。在一些实施例中，可以从数据库132获得与患者的大脑活动有关的信息，数据库132正在由传感器102进行实时更新。

在一种场景中，监测设备可以获得信息(例如，基于来自传感器102的信息)，并且通过网络(例如，网络150)向计算机系统106(例如，包括服务器108)提供信息以进行处理。在另一场景中，在获得信息后，监测设备可以处理所获得的信息，并且通过网络(例如，网络150)将经处理的信息提供给计算机系统106。在又一场景中，监测设备可以自动向计算机系统106(例如，包括服务器108)提供(例如，所获得的或经处理的)信息。

在一些实施例中，传感器102被配置为生成输出信号，该输出信号传达与患者的大脑活动有关的信息和/或其他信息。传感器102被配置为在患者的睡眠期期间以正在进行的方式、在睡眠期期间以规律间隔和/或在其他时间生成输出信号。在一些实施例中，患者的大脑活动可以对应于当前睡眠阶段、患者的SWA、和/或患者的其他特性。在一些实施例中，患者的大脑活动可以与快速眼动(REM)睡眠、非快速眼动(NREM)睡眠和/或其他睡眠相关联。在一些实施例中，患者的睡眠阶段可以包括以下项中的一项或多项：NREM阶段N1、阶段N2或阶段N3睡眠、REM睡眠、和/或其他睡眠阶段。在一些实施例中，N1对应于轻度睡眠状态，并且N3对应于深度睡眠状态。在一些实施例中，NREM阶段3或阶段2睡眠可以是慢波(例如，深度)睡眠。在一些实施例中，传感器102可以包括直接和/或间接测量这样的参数的一个或多个传感器。例如，传感器102可以包括电极，电极被配置为检测由患者的大脑内的电流流动产生的沿着患者的头皮的电活动。在一些实施例中，一个或多个传感器102是EEG电极和/或其他传感器。在一些实施例中，EEG贯穿患者的睡眠期而表现出改变。在一些实施例中，例如，EEGδ功率(还被称为慢波活动(SWA))的明显改变通常是可见的。

尽管在一些实施例中，传感器102可以位于靠近患者的单个位置，但这并不旨在限制。传感器102可以包括一个或多个传感器，该一个或多个传感器设置在多个位置，诸如例如：以可移除方式与患者的皮肤联接，以可移除方式与患者的衣服联接，由患者穿戴(例如，作为患者所穿戴的头带、腕带、头巾等)，和/或在其他位置。例如，传感器102可以经由粘着剂和/或其他联接机构与患者的皮肤可移除地联接。在一些实施例中，传感器102被放置在患者乳突的略微下方，靠近患者的主要动脉。在一些实施例中，传感器102利用粘着剂被附接到患者。在一些实施例中，传感器102直接被施加到患者的头部，或者被集成到患者所要穿戴的某种帽子中。

在一些实施例中，感觉刺激器104还被称为执行器或刺激执行器。在一些实施例中，感觉刺激器104被配置为从计算机系统106接收信息，并且基于所接收的信息来生成感觉刺激并且向患者提供感觉刺激。在一些实施例中，感觉刺激器104被配置为基于从计算机系统106接收的信息，而停止、继续/重新开始、调整或开始提供给患者的感觉刺激。

在一些实施例中，从计算机系统106接收的信息可以包括所确定的睡眠阶段信息。在一些实施例中，除了其他东西之外，所确定的睡眠阶段信息包括当向患者递送感觉刺激时的模拟定时。在一些实施例中，感觉刺激器104被配置为基于所确定的睡眠阶段信息来生成并提供感觉刺激。在一些实施例中，感觉刺激器104被配置为基于从计算机系统106接收的信息，来调整提供给患者的感觉刺激的刺激强度。

在一些实施例中，由感觉刺激器104提供的感觉刺激具有变化的刺激强度水平。

在一些实施例中，感觉刺激器104被配置为基于所接收的与患者的大脑活动有关的信息，而在患者的最不可唤醒状态期间向患者提供感觉刺激。

在一些实施例中，感觉刺激器104被配置为在睡眠期之前、在睡眠期期间、在睡眠期之后和/或在其他时间向患者提供感觉刺激。在一些实施例中，感觉刺激器104被配置为向患者提供感觉刺激，而不会在睡眠期间引起唤醒。在一些实施例中，例如，感觉刺激器104可以被配置为在睡眠期中的慢波睡眠期间向患者提供感觉刺激。在一些实施例中，感觉刺激器104可以被配置为向患者提供感觉刺激，以诱生和/或调整患者的慢波活动(SWA)。在一些实施例中，睡眠慢波与患者在睡眠期期间的慢波活动(SWA)相关联。在一些实施例中，感觉刺激器104被配置为使得诱生和/或调整SWA包括诱生、增加和/或增强患者的睡眠慢波。

在一些实施例中，感觉刺激器104可以被配置为通过非侵入性大脑刺激和/或其他方法，来诱生、增加和/或增强睡眠慢波。在一些实施例中，感觉刺激器104可以被配置为通过使用感觉刺激的非侵入性大脑刺激，来诱生、增加和/或增强睡眠慢波。

在一些实施例中，系统100被配置为应用于各种类型的感觉刺激，包括听觉刺激、视觉刺激和体感刺激。在一些实施例中，感觉刺激可以包括不同类型的感觉刺激。在一些实施例中，感觉刺激选自由以下项组成的组：嗅觉刺激、体感刺激、听觉刺激、视觉刺激、触摸刺激、味觉刺激、以及触觉刺激。在一些实施例中，感觉刺激可以包括臭味、音调、气味、声音、视觉刺激(例如，睁眼和/或闭眼时闪烁的光)、触摸、味觉、触觉(例如，振动或非接触式触觉)刺激、和/或其他感觉刺激。在一些实施例中，例如，可以向患者提供声调，以诱生、增加和/或增强睡眠慢波。在一些实施例中，感觉刺激器104的示例可以包括以下项中的一项或多项：音乐播放器、音调生成器、患者头皮上的电极集合、用以递送振动刺激(还被称为体感刺激)的单元、生成磁场以直接刺激大脑皮层的线圈、光生成器、香味分配器、和/或其他感觉刺激器。

在一些实施例中，感觉刺激器104包括无线音频设备和一个或多个音频扬声器。在一些实施例中，头带可以由患者穿戴。在一些实施例中，头带包括无线音频设备和一个或多个音频扬声器。在一些实施例中，一个或多个音频扬声器可以位于患者的耳朵中和/或附近。

在一些实施例中，一系列尺寸(例如，小(S)、中(M)和大(L))的可互换耳塞附件被配置为与耳朵插入物的外壳可移除地联接，使得患者可以找到最舒适的可互换耳塞附件并且将其附接到外壳。在一些实施例中，耳塞附件由导电材料形成，使得耳塞附件形成传感器102的一部分。

在一些实施例中，外壳包括形成传感器102、感觉刺激器104和/或系统100的其他部件的一部分的电子部件。在一些实施例中，感觉刺激器104、传感器102与耳朵插入物一体形成，使得耳朵插入物、感觉刺激器104和传感器102看起来形成单个一体化物理对象，该单个一体化物理对象对于患者而言是舒适的，以插入他或她的耳朵并且从他或她的耳朵中移除。在一些实施例中，耳朵插入物是基于以下项而定制形成的：表示患者的耳朵的三维数据、患者的耳朵的物理模具/模型、和/或其他信息。无论是基于三维数据直接制作定制耳朵插入物，还是由基于三维数据形成的模具或其他部件来制作定制耳朵插入物，都可以基于三维数据来定制耳朵插入物，以填充患者的耳道以及患者的大部分外耳，而不从患者头部突出，以便使得在睡眠和/或其他活动期间能够舒适(例如，使耳朵插入物的、与患者耳朵接触而不妨碍舒适的表面积最大化)。在一些实施例中，耳朵插入物可以被定制为包括构建于耳朵插入物中的小管道(例如，具有约2mm至3mm的近似直径)，以便于听到环境声音(例如，在睡眠期间和/或在清醒的情况下)。在一些实施例中，耳朵插入物可以被定制，使得耳朵插入物的在患者耳屏之下的区域被平滑，以例如如果患者选择侧睡，允许靠在耳机上的耳屏空间。

在一些实施例中，外壳和耳塞附件形成对应夹持或其他接合表面，这些表面被配置为彼此可移除地联接。在一些实施例中，外壳上的接合表面包括导电表面，使得通过耳塞附件的电信号由外壳接收。在一些实施例中，外壳可以包括一个或多个特征(例如，缠绕在患者耳朵周围的钩子)以增强与患者耳朵的联接。在一些实施例中，耳朵插入物以三种不同的材料弹性水平(例如，非常柔软、柔软和坚硬)制成。

在一些实施例中，系统100包括计算机系统106，该计算机系统106包括一个或多个物理处理器108，该一个或多个物理处理器108与传感器102和感觉刺激器104可操作地连接。在一些实施例中，利用计算机程序指令对一个或多个物理处理器108进行编程，计算机程序指令当被执行时使得计算机系统106执行各种功能。

如图3所示，系统100可以包括服务器108(或多个服务器108)。在一些实施例中，服务器108包括一个或多个物理/硬件处理器108。在图3中，数据库132被示出为单独实体，但是在一些实施例中，数据库132可以是计算机系统106的一部分。如根据上文和下文的讨论将清楚的，在一些实施例中，系统100包括计算机系统106，该计算机系统106具有一个或多个物理/硬件处理器108，利用计算机程序/机器可读指令对该一个或多个物理/硬件处理器108进行编程，该计算机程序/机器可读指令当被执行时，使得计算机系统106从传感器102获得信息/数据。在一些实施例中，计算机系统106还可以被称为用于利用至少一个硬件处理器108执行机器可读指令的装置106。

在一些实施例中，服务器108包括大脑活动信息子系统112、睡眠阶段确定子系统114、刺激响应信息子系统116、刺激强度范围确定子系统120、感觉刺激器控制子系统118、或其他部件或子系统。在一些实施例中，大脑活动信息子系统112、睡眠阶段确定子系统114、刺激响应信息子系统116、刺激强度范围确定子系统120、感觉刺激器控制子系统118、或其他部件或子系统可以一起称为信号处理或信号分析设备/单元。

在一些实施例中，大脑活动信息子系统112被配置为从传感器102接收或获得患者的大脑活动信息。在一些实施例中，大脑活动信息子系统112被配置为进一步处理所接收或获得的大脑活动信息。在一些实施例中，大脑活动信息子系统112包括大脑活动信号特征提取单元，该大脑活动信号特征提取单元被配置为从传感器102所提供的信号、数据或信息中提取大脑活动特征。在一些实施例中，大脑活动信息子系统112是可选的，并且来自传感器102的患者的大脑活动信息可以由睡眠阶段确定子系统114直接接收或获得。在这样的实施例中，睡眠阶段确定子系统114包括大脑活动特征提取单元，该大脑活动特征提取单元被配置为从传感器102所提供的信号、数据或信息中提取大脑活动特征。

在一些实施例中，睡眠阶段确定子系统114被配置为从信号或信息中提取特性，该特性与大脑活动成比例，该信号或信息从传感器102获得。在一些实施例中，睡眠阶段确定子系统114包括提取算法，该提取算法被配置为从信号或信息中提取特性，该特性与大脑活动成比例，该信号或信息从传感器102获得。在一些实施例中，睡眠阶段确定子系统114包括基于机器学习的方法(即，使用历史数据/信息而训练的方法)，该基于机器学习的方法被配置为从信号或信息中提取特性，该特性与大脑活动成比例，该信号或信息从传感器102获得。在一些实施例中，睡眠阶段确定子系统114包括处理模块或信号处理模块。

在一些实施例中，睡眠阶段确定子系统114被配置为基于患者在睡眠期期间的(来自传感器102的)大脑活动信息，来确定患者的睡眠阶段信息。在一些实施例中，睡眠阶段信息包括：1)用户/患者当前所处的睡眠阶段；2)睡眠深度；3)关于唤醒的信息；以及4)刺激定时信息(即，可以向患者递送感觉刺激的时间)。

信号分析单元不限于上文所描述的块。在一些实施例中，睡眠分阶器/睡眠阶段确定子系统114可以由估计(最佳)刺激定时的任何逻辑来代替，或被省略。在一些实施例中，睡眠阶段确定子系统114被配置为使用最先进的睡眠分阶算法来自动检测受试者当前所处的睡眠阶段。附加地，在一些实施例中，睡眠阶段确定子系统114被配置为监测睡眠深度和唤醒。基于该信息，睡眠阶段确定子系统114被配置为限定可以向患者递送感觉刺激的刺激时间。在一些实施例中，该信息(即，可以向患者递送感觉刺激的时间)被发送到感觉刺激器控制子系统118。

在一些实施例中，感觉刺激器控制子系统118被配置为(从睡眠阶段确定子系统114)接收信息，并且基于所接收的信息来向感觉刺激器104提供输入，所提供的输入使得感觉刺激器104基于所确定的睡眠阶段信息来向患者递送感觉刺激。在一些实施例中，所提供的输入包括开始、继续/重新开始、调整或停止感觉刺激。在一些实施例中，计算机系统106被配置为实时或接近实时地调整感觉刺激的刺激强度(例如，音量)，以增强睡眠慢波，而不激起患者的唤醒。

唤醒事件可以包括从睡眠中觉醒和/或与患者的清醒相关联的其他唤醒事件。响应于检测到可能的唤醒事件，感觉刺激器控制子系统118可以使得感觉刺激器104终止提供感觉刺激，并且然后确定可能的唤醒事件是否为错误的唤醒事件。在一些实施例中，响应于确定可能的唤醒事件为错误的唤醒事件，感觉刺激器控制子系统118可以使得感觉刺激器104重新开始/继续提供感觉刺激，该感觉刺激的强度基于最近确定的睡眠阶段信息和最近的大脑活动信息来确定。

在一些实施例中，刺激响应信息子系统116/刺激响应单元被配置为监测对递送到患者的感觉刺激的即时响应。

在一些实施例中，刺激响应信息包括对所递送的感觉刺激的患者大脑响应。在一些实施例中，刺激响应信息由相同的传感器(传感器102)测量。在一些实施例中，刺激响应信息包括波形、波形中正波峰和/或负波峰的幅度、波形中的峰峰距离、波形的平均幅度、波形中连续波峰的延迟、以及在预限定的间隔内的波形之下的面积。在一些实施例中，刺激响应信息的形式为波形。在一些实施例中，刺激响应信息包括1)波形的幅度、2)连续波峰的延迟、3)从波形中提取的曲线之下的面积、以及可以从这样的波形中提取的其他刺激响应信息。

在一些实施例中，刺激响应信息子系统116/刺激响应单元还被配置为标识最小刺激强度水平和/或最大刺激强度水平。

在一些实施例中，刺激强度范围确定子系统120被配置为标识最小刺激强度水平和/或最大刺激强度水平。在一些实施例中，刺激强度范围确定子系统120被配置为基于从刺激响应信息子系统116/刺激响应单元获得的刺激响应信息，来确定患者的刺激强度范围。在一些实施例中，刺激强度范围包括最小刺激强度水平和最大刺激强度水平。

在一些实施例中，刺激响应信息子系统116/刺激响应单元或刺激强度范围确定子系统120被配置为基于所获得的刺激响应信息来确定患者的刺激强度范围。在一些实施例中，刺激强度水平的范围包括最小刺激强度水平和最大刺激强度水平。在一些实施例中，最小刺激强度水平是所递送的感觉刺激引发可检测的患者大脑响应的最低刺激强度水平。在一些实施例中，最大刺激强度水平是患者大脑响应已经达到饱和水平的最高刺激强度水平。在一些实施例中，刺激强度水平的范围还包括基线刺激强度水平。在一些实施例中，最小刺激强度水平是所获得的刺激响应信息达到与基线刺激强度水平的差异的最低刺激强度水平，并且最大刺激强度水平是所获得的刺激响应信息达到与基线刺激强度水平的差异的最高刺激强度水平。

在一些实施例中，最大刺激强度水平是患者大脑响应不再改变(即，患者大脑响应已经达到饱和)时的刺激强度水平。在一些实施例中，最大刺激强度水平低于产生唤醒的刺激强度。

在一些实施例中，最小刺激强度水平是期望特征高于预限定的阈值时的最低刺激强度水平。在一些实施例中，最小刺激强度水平是存在可检测的患者大脑响应时的刺激强度水平。

在一些实施例中，刺激强度范围还包括基线刺激强度。在一些实施例中，基线刺激强度是没有患者大脑响应时的刺激强度。

可选地，系统100被配置为：如果感觉刺激触发了任何患者大脑响应，则与系统100的用户接口160通信。

在一些实施例中，刺激响应单元/刺激响应信息子系统116或刺激强度范围确定子系统120被配置为计算在多个刺激事件(包括单个模拟事件的情况)之上、在感觉刺激开始附近的事件相关响应(ERP)。

在一些实施例中，事件相关响应被计算为在刺激开始附近对准的固定持续时间的窗口中，原始信号(即，事件相关响应ERP)或给定频带中的EEG功率(即，去同步(ERD)或同步(ERS))的时间锁定平均。然后，依据刺激模式，提取所得刺激响应波形中连续波峰的幅度和延迟、曲线之下的面积和其他相关特征。

图4中示出了对不同模式的以及在清醒和睡眠的不同状态中的刺激的刻板响应的一些示例。图4示出了示例性刻板事件相关患者大脑响应。例如，图4(a)示出了在Fz处记录的在清醒和不同睡眠阶段期间的听觉诱发电位(AEP)迹线；图4(b)示出了在ls红光刺激(黑条)期间计算的事件相关去同步(ERD)时间进程；以及图4(c)示出了在清醒期间不同模式中的感觉诱发电位。图4(a)中的St II至St IV分别代表睡眠阶段S2至S4。

在一些实施例中，刺激响应单元/刺激响应信息子系统116或刺激强度范围确定子系统120被配置为确定刺激强度水平的范围，在该范围内，患者大脑响应达到阈值。在一些实施例中，阈值是预先确定的或预限定的。

在一些实施例中，刺激响应单元/刺激响应信息子系统116或刺激强度范围确定子系统120被配置为计算刺激强度水平的范围的最小刺激强度水平，在该范围内，患者大脑响应达到阈值。在一些实施例中，最小刺激强度水平是刺激引发可检测的患者大脑响应的最低强度。在一些实施例中，为了计算下刺激边界，对于不同的刺激强度或强度间隔，包括零在内，向睡眠中的受试者/患者呈现多个刺激(试验)(针对睡眠深度进行控制)。在一些实施例中，为了可靠估计，需要施加足够数目的刺激(每个刺激强度至少100个)。

在一些实施例中，不同强度的刺激/感觉刺激可以按顺序或随机次序或使用来自心理物理学的阶梯过程来递送。在所有情况下，对于每个考虑的刺激强度，通过在该强度处的所有试验，来计算在刺激开始附近的预限定持续时间的窗口中的平均EEG响应。然后，提取相关特征。在一些实施例中，特征包括：刺激响应波形中的第一/第二/等正波峰或负波峰的幅度；峰峰距离；和/或在预限定的间隔内的平均幅度或在曲线之下的面积等。

在一些实施例中，为了增强信噪比，可以在提取特征之前应用各种滤波或拟合过程。在一些实施例中，附加地，在计算平均响应之前，使用绝对或相对阈值(例如，高于200μV的幅度、或超过均值EEG幅度例如两个标准偏差的幅度)，包含极值的单个试验波形可以被标识为包含伪像，并且被排除。

在一些实施例中，用于确定刺激强度水平的范围的处理步骤在图5中被可视化，在该范围内，患者大脑响应达到阈值。在图5中，处理步骤n1、n2、……是指强度限制；F1、F2、……是所提取的特征。

参考图5，在一些实施例中，系统100被配置为预处理患者在睡眠期期间的(例如，来自传感器102的)大脑活动信息；在感觉刺激开始附近执行分割；拒绝伪像(可选过程)；执行包括滤波和拟合的附加变换(可选过程)；计算平均刺激响应波形；并且提取特征。

在一些实施例中，然后，将针对每个刺激强度组(即，测试值)的特征(其在技术上是组均值)与基线进行统计比较。这可以是以下项中的一项：1)来自同一晚上的、针对强度0的刺激强度组而计算的特征；2)在假(无刺激)晚上期间针对所有试验而计算的特征；3)相同大小的随机EEG摘录的样本之上的均值；以及4)常数。

在一些实施例中，存在若干统计测试，其允许测试两个或更多个组的均值之间的差异。每个统计测试都有特定要求，这些特定要求需要满足才能应用于数据。例如，对于t测试或ANOVA：测试变量必须是连续的(间隔/比率)且近似正态分布，样本必须相互独立，并且它们不包含异常值。非参数测试(诸如Wilcoxson符号秩测试)不对被测试变量的概率分布做任何假设，但要求数据配对且来自同一群，并且必须随机且独立选取每对数据。假设满足必要要求，比较(被测试变量和基线变量的)两个概率分布，并且计算拒绝在这种情况下时两个均值之间没有差异的假设(虚假设)的概率。将称为p值的该概率与称为显著性水平(通常为α＝0.05)的预先选取的概率进行比较。如果所计算的p值小于所选取的显著性水平，则拒绝虚假设，并且可以说被测试值与基线之间存在差异。为了抵消当进行多个测试时拒绝虚假设的机会增加，可以经由统计学中称为Bonferroni校正的过程，与所进行的测试数目成比例地减小α的值。然而，这样的校正只是等同于选择另一(更严格的)显著性水平。在一些实施例中，最小刺激强度水平然后被限定为最低刺激强度水平，对于该最低刺激强度水平，所提取的特征中的任何特征显示出与基线的显著差异。

图6示出了到目前为止在听觉刺激的上下文中描述的概念的具体示例。在睡眠阶段3(或睡眠阶段2)中的睡眠期期间递送不同音量的音调(每个音量组n＝200)。从经预先处理的EEG信号(或大脑活动信息)中提取在音调开始附近的三秒长区段(即，在刺激开始前一秒开始，并且在刺激开始后2秒结束)。对于每个音量组，计算时间锁定平均(ERP)，并且可选地，拟合10阶多项式。然后，检测到从音调开始250毫秒(ms)后的第一负波峰(即，特征F1)。F1的值是该点处的均值EEG幅度。因此，如果要测试每个音量组的均值EEG幅度与基线(音量＝0dB)的均值EEG幅度之间的差异，则比较两组中每个试验的特征F1被计算时的幅度分布(参见图7)。幅度值呈正态分布，并且应用t测试来确定两组的均值是否具有统计差异。音量组1(其中均值音量为39dB)与基线(均值音量为0dB)之间的测试得出p值＝0.0371，其小于α＝0.05，因此这两个均值在统计上具有显著差异。音量组2(均值音量48dB)与基线之间的测试给出了p值＝0.0026，这也是显著的。

因此，音量组1(其中均值音量为39dB)被选择为用于该受试者的最小音量。可适用于该示例的备选特征包括：前250毫秒(ms)中第一正波峰的幅度、围绕正波峰或负波峰的100毫秒(ms)窗口中的均值幅度、以及绝对峰峰差值。

图6示出了在三个不同音量组中(在行中)从睡眠阶段3期间的听觉诱发ERP中提取的示例性特征。图6的左手侧图表示出了Y轴上的(以微伏为单位测量的)幅度。时间在图表的X轴上，并且以毫秒为单位进行测量。图6的右手侧图表在Y轴上示出了(以微伏为单位测量的)在左手侧图表上显示的信号的平均值的幅度。时间在图表的X轴上，并且以毫秒为单位进行测量。图6中的图表的最顶部的集合(即，右侧和左侧)示出了0dB的均值音量的数据。图6中的图表的中间集合(即，右侧和左侧)示出了39dB的均值音量的数据。图6中的图表的最底部的集合(即，右侧和左侧)示出了48dB的均值音量的数据。

图6中的图表示出了在音调附近的EEG迹线的三秒长的组。在图6中，左手侧图表示出了刺激开始(例如，在0和1000处，由虚线示出)，第2列中的绘图/右侧图表中的迹线ERP是使用来自第1列的绘图/左侧图表中所示出的试验而计算的ERP，并且迹线FERP指示ERP的10阶多项式拟合。黑色“+”号指示与刺激开始后250毫秒(ms)的第一负波峰重合的被选择的特征F1。

图7示出了根据本专利申请的实施例的示例性特征分布。图7的图表在Y轴上示出了试验的数目。幅度在图7的图表的X轴上，并且以微伏为单位进行测量。

在一些实施例中，可以应用简单阈值化。然后，最小刺激强度水平被限定为最低刺激强度，对于该最低刺激强度，特征中的任何特征跨越预限定或预先确定的阈值。如果使用上文示例并且阈值为-4，则最小音量将是特征F1低于-4的最低音量。阈值还可以被设置为基线水平的比例(例如，基线的3倍大，或基线均值与标准偏差的两倍相加)。

在一些实施例中，如果使用阶梯过程，则根据所检测的患者大脑响应，在逐个试验的基础上改变刺激强度水平。从刻度的一侧(比如，高刺激强度水平)开始，递送该刺激强度的试验。如果检测到患者大脑响应(通过上文所描述的方式中的任何方式)，则降低刺激强度，直至检测不到响应。然后，刺激强度再次逐步增加，直至检测到患者大脑响应，此时，强度再次降低。该过程继续进行达预限定数目的转变点或反转。然后，最小刺激强度水平被标识为阶梯会聚的点或最后几个(例如，3个)反转点的均值。为了考虑EEG可变性，可以在每个阶梯步骤处使用相同刺激强度的多个试验。

在一些实施例中，如果显示有效的预限定的刺激强度引起唤醒，则在实践中确定最小刺激强度水平可以是应用的策略。在这种情况下，这种“默认”刺激强度对于特定用户而言太高，并且需要使用上文所描述的策略找到新的有效最小刺激强度水平。

最大刺激强度水平是在睡眠期期间向用户呈现刺激的最大值。最大刺激强度水平不必超过可能对用户有害的水平，因此，最大刺激强度水平应始终低于公认安全标准(例如，对于听觉刺激，大于85dB的音量水平被视为可能有害)。附加地，在一些实施例中，最大刺激强度水平必须高于已经使用先前章节中描述的过程而被设置的最小刺激水平。

在一些实施例中，为了选取最大刺激强度水平，可以使用上文所概述的特征提取过程。对于1)已达到统计显著性和2)低于安全标准水平的每个刺激强度组，可以计算该特征从基线的百分比增加。然后，可以选择最大刺激水平作为该百分比超过预限定/预先确定的阈值的最低强度值。在具有听觉诱发ERP的示例中，最大音量可以被设置在特征F1是基线的比如至少5倍大的音量组处。

在一些实施例中，类似于最小刺激强度选择，还可以应用简单阈值化。然后，最大刺激强度水平被限定为特征中的任何特征跨越预限定/预先确定的阈值的最低强度。如果使用上文示例并且阈值为-5，则最大音量将是特征F1低于-5的最低音量。

所选择的最大强度还可以被确定为达到影响的饱和之前的强度。换言之，当增加强度时，所评估的特征未示出任何增加或至少没有显著增加。

在一些实施例中，刺激强度水平不必引起从睡眠中唤醒，因此最大刺激强度水平还可以被选择为未达到唤醒的最高强度。在一些实施例中，所使用的特征将是指示微唤醒是否已经被激起的二进制值。然后，最大刺激强度水平将是最低刺激强度水平，对于该最低刺激强度水平，使用采用被测试变量的二项分布的任何统计测试，检测到该组与基线之间的百分比唤醒试验的显著差异。

在一些实施例中，α(8Hz至12Hz)和β(12Hz至30Hz)EEG带中的患者大脑振荡已经与唤醒相关联。因此，那些带中的ERD/ERS响应还可以用于设置最大刺激强度水平。在一些实施例中，超过预限定/预先确定的阈值或达到与基线的显著差异的αERS和/或βERS表明：强度不应超过该强度组的水平。

在一些实施例中，如果没有发现事件相关响应ERP与基线显著不同，则存在用于假设刺激未引起任何大脑活动修改的基础。这可能是由执行器(即，听觉刺激情况下的扬声器)的错位或阻挡、或受试者对刺激不敏感引起的。在这两种情况下，刺激都可以被认为是无效的，并且提供给用户/患者的关于刺激有效性(或睡眠相关参数)的任何反馈都将是不准确的。

在一些实施例中，如果在从感知强度到安全标准水平的间隔内所有被测试强度未达到与基线的显著差异，则向系统100的用户接口160发送警告。在一些实施例中，该警告可以直接被传达给用户，或被用于调整可能已经受到刺激无效性影响的(例如，估计的或计算的)任何睡眠参数。

在一些实施例中，重点在于非快速眼动(NREM)睡眠期间的感觉刺激。然而，在REM睡眠期间也可以施加刺激。在这样的实施例中，还可以应用先前章节中所描述的过程，其中唯一区别在于：刺激专门针对在快速眼动(REM)睡眠期间递送。

图8示出了非常一致的跨受试者/患者的示例性结果。例如，图8示出了对(在时间0和1000递送的)音调的示例性响应对(不同颜色的)音量非常敏感。然而，在一些实施例中，相同音量处的响应的大小在受试者/患者之间不同。

参考图9，提供了一种用于递送感觉刺激的方法200。方法200由计算机系统106实现，该计算机系统106包括一个或多个物理/硬件处理器108，该一个或多个物理/硬件处理器108执行计算机程序/机器可读指令，计算机程序/机器可读指令当被执行时，执行方法200。在一些实施例中，方法200包括：在过程202处，基于睡眠期期间的来自传感器102的患者的大脑活动信息来确定患者的睡眠阶段信息；在过程204处，基于患者的所确定的睡眠阶段信息向感觉刺激器104提供输入，所提供的输入使得感觉刺激器104向患者递送感觉刺激，该感觉刺激具有变化的刺激强度水平；在过程206处，从患者获得刺激响应信息，该刺激响应信息包括对所递送的感觉刺激的患者大脑响应；以及在过程208处，确定刺激强度水平的范围，在该范围内，患者大脑响应达到阈值。

在一些实施例中，系统100的子系统被配置为连续获得后续大脑活动信息、睡眠阶段信息和刺激响应信息。作为一个示例，后续信息可以包括对应于后续时间(在与用于确定刺激强度水平的范围的信息相对应的时间之后)的附加信息。后续信息可以用于进一步更新或修改患者大脑响应的阈值、患者的最大刺激强度水平和最小强度水平(例如，新信息可以用于动态更新或修改患者大脑响应的阈值、最大刺激强度水平、以及最小强度水平)等。例如，后续信息还可以被配置为提供进一步的输入，以确定患者大脑响应的阈值、最大刺激强度水平、以及最小强度水平。在一些实施例中，系统100的子系统可以被配置为确定患者大脑响应的阈值、最大刺激强度水平和最小强度水平，和/或被配置为控制感觉刺激器104，以根据基于先前收集的信息或后续信息以递归方式细化(例如，通过简档细化算法的递归应用而细化的)的简档，来调整对患者的感觉刺激。

在一些实施例中，系统100被配置为从患者获得输入参数。在一些实施例中，这些输入参数可以包括年龄(例如，借助于一次性调查问卷，其中用户可以输入他/她的出生日期)、精神状态(例如，当前/过去压力水平的主观印象)、或白天活动跟踪的结果(例如，身体活动的量和强度)。

在一些实施例中，输入参数由患者(或护理人员)使用用户接口160输入到计算机系统106中。在一些实施例中，计算机系统106可以包括用于进一步处理该信息的患者输入参数信息子系统。在一些实施例中，系统100被配置为接收患者输入参数信息，以使用患者输入参数信息来确定刺激强度水平的范围，在该范围内，患者大脑响应达到阈值。在一些实施例中，系统100被配置为基于从患者获得的输入参数来更改其系统参数中的一些系统参数。在一些实施例中，系统参数包括阈值。

在一些实施例中，图2和图3所示的各种计算机和子系统可以包括一个或多个计算设备，该一个或多个计算设备被编程以执行本文中所描述的功能。计算设备可以包括一个或多个电子存储装置(例如，数据库132或其他电子存储装置)、利用一个或多个计算机程序指令而被编程的一个或多个物理处理器、和/或其他部件。计算设备可以包括通信线路或端口，以使得能够经由有线技术或无线技术(例如，以太网、光纤、同轴电缆、WiFi、蓝牙、近场通信或其他通信技术)与网络(例如，网络150)或其他计算平台交换信息。计算设备可以包括多个硬件、软件和/或固件部件，这些部件一起操作以提供本文中归属于服务器的功能。例如，计算设备可以由作为计算设备一起操作的计算平台云来实现。

电子存储装置可以包括以电子方式存储信息的非暂态存储介质。电子存储装置的电子存储介质可以包括以下项中的一项或两项：与服务器一体提供(例如，基本上不可移除)的系统存储装置，或经由例如端口(例如，USB端口、火线端口等)或驱动器(例如，磁盘驱动器等)能够可移除地连接到服务器的可移除存储装置。电子存储装置可以包括以下项中的一项或多项：光学可读存储介质(例如，光盘等)、磁性可读存储介质(例如，磁带、磁性硬盘驱动器、软盘驱动器等)、基于电荷的存储介质(例如，EEPROM、RAM等)、固态存储介质(例如，闪存驱动器等)、和/或其他电子可读存储介质。电子存储装置可以包括一个或多个虚拟存储资源(例如，云存储装置、虚拟专用网络和/或其他虚拟存储资源)。电子存储装置可以存储软件算法、由处理器确定的信息、从服务器接收的信息、从客户端计算平台接收的信息、或使得服务器能够如本文中所描述的那样运转的其他信息。

处理器可以被编程为提供服务器中的信息处理能力。如此，处理器可以包括以下项中的一项或多项：数字处理器、模拟处理器、或被设计为处理信息的数字电路、被设计为处理信息的模拟电路、状态机、和/或用于以电子方式处理信息的其他机构。在一些实施例中，处理器可以包括多个处理单元。这些处理单元可以物理位于同一设备内，或处理器可以表示协同操作的多个设备的处理功能。处理器可以被编程为执行计算机程序指令，以执行子系统112至120或其他子系统的本文中所描述的功能。处理器可以被编程为通过以下项来执行计算机程序指令：软件；硬件；固件；软件、硬件或固件的某种组合；和/或用于在处理器上配置处理能力的其他机构。在一些实施例中，硬件处理器可以互换地称为物理处理器。在一些实施例中，机器可读指令可以可互换地称为计算机程序指令。

应当领会，由本文中所描述的不同子系统112至120提供的功能的描述是出于说明目的，而非旨在限制，因为子系统112至120中的任何子系统可以提供比所描述的更多或更少的功能。例如，可以消除子系统112至120中的一个或多个子系统，并且其功能中的一些或所有功能可以由子系统112至120中的其他子系统来提供。作为另一示例，附加子系统可以被编程为执行本文中归属于子系统112至120中的一个子系统的功能中的一些或所有功能。

应当领会，图2和图3所示的执行操作的不同子系统112至120可以驻存在具有传感器102和感觉刺激器104的系统中。在一些实施例中，图2和图3所示的执行操作的不同子系统112至120可以驻存在独立的监测设备中。

在一些实施例中，计算机系统106和/或物理处理器/服务器108被包括在与患者相关联的智能电话和/或其他计算设备中。在一些实施例中，计算机系统106和/或物理处理器/服务器108被包括在平板计算机、膝上型计算机、台式计算机、服务器计算机和/或其他计算设备中。在一些实施例中，智能电话包括输入，该输入被配置为接收由传感器102生成的输出信号中的信息、和/或其他信息。输入设备可以是和/或包括：智能电话中包括的麦克风、USB输入设备、苹果闪电(Apple Lightning)型连接器(其还可以提供功率)、组合麦克风/耳机插孔、和/或其他设备。在一些实施例中，转换器设备被配置为转换输出信号和/或来自传感器102的输出信号中的信息，以传输到智能电话输入设备并且由智能电话输入设备接收。在一些实施例中，计算机系统106和/或物理处理器/服务器108被配置为使得子系统112至120和/或其他子系统形成在计算机系统106和/或物理处理器/服务器108上运行的电子应用(“app”)。在一些实施例中，app(如上文关于子系统112至120和/或其他子系统所描述的)从转换器和传输器设备读取经变换的信号，将其转换回到EEG信号(如果需要)，并且分析信号以确定上文所描述的信息。

在一些实施例中，如图2所示，系统100可以包括用户接口160，该用户接口160被配置为在系统100与用户(例如，患者或护理人员等)之间提供接口，通过该接口，用户可以向系统100提供信息并且从系统100接收信息。这使得数据、结果和/或指令和任何其他可传达项(统称为“信息”)能够在用户与系统100之间进行传达。适合包含在用户接口中的接口设备的示例包括小键盘、按钮、开关、键盘、旋钮、控制杆、显示屏、触摸屏、扬声器、麦克风、指示灯、声音警报、以及打印机。在一些实施例中，信息可以通过用户接口以听觉信号、视觉信号、触感信号和/或其他感觉信号的形式提供给患者。要理解，硬接线或无线的其他通信技术在本文中也被设想为用户接口。例如，在一些实施例中，用户接口可以与电子存储装置132所提供的可移除存储接口集成。在该示例中，信息从可移除存储装置(例如，智能卡、闪存驱动器、可移除盘等)加载到系统100中，该可移除存储装置使得用户能够定制系统100。适于与系统100一起用作用户接口的其他示例性输入设备和技术包括但不限于RS-232端口、RF链路、IR链路、调制解调器(电话、电缆、以太网、互联网等)。简而言之，用于通过系统100传达信息的任何技术都被设想为用户接口。

在一些实施例中，系统100还可以包括通信接口，该通信接口被配置为通过适当的无线通信方法(例如，Wi-Fi、蓝牙、互联网等)，基于所确定的副交感神经系统信息，向感觉刺激器104发送输入/控制信号。在一些实施例中，系统100可以包括递归调谐子系统，该递归调谐子系统被配置为使用可用数据或信息以递归方式调谐其智能决策做出子系统，以提供对感觉刺激器104的更好的整体调整和/或对感觉刺激器104的更好的整体控制。在一些实施例中，智能决策做出子系统、通信接口和递归调谐子系统可以是计算机系统106(包括服务器108)的一部分。

在一些实施例中，本专利申请包括或涵盖如下的任何系统，其中可以使用睡眠记录，通过简单地将输入信号乘以具有小步长的因子来逐渐改变信号的幅度，并且测量所得音量。在这样的系统中，由于干预，所以将观察到音量边界的改变。在一些实施例中，示例性信号模拟器可以包括SIGGI 2(http://brainvision.co.uk/easycap-siggi-ii)。为了使其更加精确，可以检测现有记录中的SW，并且只可以调制那些SW而非整个信号的幅度。在这两种情况下，都会导致音量边界发生改变。在一些实施例中，在这样的系统中，用于感觉刺激的数据/信息/信号与通过多个晚上和/或受试者的EEG信号一起被记录。在一些实施例中，在这样的系统中，可以确定受试者特定的刺激强度边界、以及刺激强度极限与多个已知事件相关特征的幅度的相关性。在这样的系统中，可以使用人造信号，该人造信号模拟不同强度水平处的音调开始之后短间隔内的幅度差异。

在一些实施例中，系统100与本领域技术人员已知的任何睡眠设备/系统、任何睡眠组合、任何睡眠解决方案一起使用。在一些实施例中，系统100用于临床环境睡眠设备/系统中。在一些实施例中，系统100用于家庭环境睡眠设备/系统。在一些实施例中，移动应用可以是健康套件数字平台的一部分。

在权利要求中，放置在括号之间的任何附图标记不应解释为限制权利要求。词语“包括”或“包含”不排除存在除了权利要求中所列出的那些元件或步骤之外的元件或步骤。在列举若干装置的设备权利要求中，这些装置中的若干装置可以由同一个硬件项来体现。元件前面的词语“一”或“一个”不排除存在多个这样的元件。在列举若干装置的任何设备权利要求中，这些装置中的若干装置可以由同一个硬件项来体现。在相互不同的从属权利要求中记载某些元件的简单事实，并不表示这些元件不能组合使用。

尽管出于说明的目的，已经基于当前被认为是最实用和优选的实施例的内容对本专利申请进行了详细描述，但是要理解，这样的细节仅用于该目的，并且本专利申请不限于所公开的实施例，但是相反，旨在涵盖在所附权利要求的精神和范围内的修改和等同布置。例如，要理解，本专利申请设想在可能的范围内，任何实施例的一个或多个特征可以与任何其他实施例的一个或多个特征组合。

Claims (15)

1.一种用于递送感觉刺激的系统(100)，包括：

传感器(102)，被配置为测量患者在睡眠期期间的大脑活动信息；

感觉刺激器(104)，被配置为在所述睡眠期期间向所述患者递送感觉刺激，所述感觉刺激具有变化的刺激强度水平；以及

计算机系统(106)，其包括一个或多个物理处理器(108)，所述一个或多个物理处理器(108)与所述传感器和所述感觉刺激器可操作地连接，所述一个或多个物理处理器利用计算机程序指令被编程，所述计算机程序指令当被执行时使得所述计算机系统：

基于所述患者在所述睡眠期期间的所述大脑活动信息，确定所述患者的睡眠阶段信息；

基于所述患者的所确定的睡眠阶段信息向所述感觉刺激器提供输入，所提供的输入使得所述感觉刺激器向所述患者递送所述感觉刺激；

从所述患者获得刺激响应信息，所述刺激响应信息包括对所递送的感觉刺激的患者大脑响应；并且

确定所述刺激强度水平的范围，在所述范围内，所述患者大脑响应达到阈值。

2.根据权利要求1所述的系统，其中所述阈值是预先确定的，其中所述刺激强度水平的所述范围包括最小刺激强度水平和最大刺激强度水平，其中所述最小刺激强度水平是所递送的感觉刺激引发可检测的患者大脑响应的最低刺激强度水平，并且其中所述最大刺激强度水平是所述患者大脑响应已经达到饱和水平的最高刺激强度水平。

3.根据权利要求2所述的系统，其中所述刺激强度水平的所述范围还包括基线刺激强度水平，其中所述最小刺激强度水平是所获得的刺激响应信息达到与所述基线刺激强度水平的差异的所述最低刺激强度水平，并且其中所述最大刺激强度水平是所述患者大脑响应已经达到饱和水平的所述最高刺激强度水平。

4.根据权利要求1所述的系统，其中所述刺激响应信息包括波形、所述波形中正波峰和/或负波峰的幅度、所述波形中的峰峰距离、所述波形的平均幅度、所述波形中的连续波峰的延迟、以及在预限定的间隔内的所述波形之下的面积。

5.根据权利要求1所述的系统，其中所述感觉刺激选自由以下项组成的组：嗅觉刺激、听觉刺激、视觉刺激、触摸刺激、味觉刺激、以及触觉刺激。

6.一种用于递送感觉刺激的方法(200)，所述方法由计算机系统(106)实现，所述计算机系统(106)包括一个或多个物理处理器(108)，所述一个或多个物理处理器(108)执行计算机程序指令，所述计算机程序指令当被执行时执行所述方法，所述方法包括：

使用所述计算机系统基于患者在睡眠期期间的大脑活动信息来确定所述患者的睡眠阶段信息，所述患者在所述睡眠期期间的所述大脑活动信息由传感器(102)测量；

基于所述患者的所确定的睡眠阶段信息向感觉刺激器(104)提供输入，所提供的输入使得所述感觉刺激器向所述患者递送所述感觉刺激，所述感觉刺激具有变化的刺激强度水平；

从所述患者获得刺激响应信息，所述刺激响应信息包括对所递送的感觉刺激的患者大脑响应；以及

使用所述计算机系统确定所述刺激强度水平的范围，在所述范围内，所述患者大脑响应达到阈值。

7.根据权利要求6所述的方法，其中所述阈值是预先确定的，其中所述刺激强度水平的所述范围包括最小刺激强度水平和最大刺激强度水平，其中所述最小刺激强度水平是所递送的感觉刺激引发可检测的患者大脑响应的最低刺激强度水平，并且其中所述最大刺激强度水平是所述患者大脑响应已经达到饱和水平的最高刺激强度水平。

8.根据权利要求7所述的方法，其中所述刺激强度水平的所述范围还包括基线刺激强度水平，其中所述最小刺激强度水平是所获得的刺激响应信息达到与所述基线刺激强度水平的差异的所述最低刺激强度水平，并且其中所述最大刺激强度水平是所述患者大脑响应已经达到饱和水平的所述最高刺激强度水平。

9.根据权利要求6所述的方法，其中所述刺激响应信息包括波形、所述波形中正波峰和/或负波峰的幅度、所述波形中的峰峰距离、所述波形的平均幅度、所述波形中的连续波峰的延迟、以及在预限定的间隔内的所述波形之下的面积。

10.根据权利要求6所述的方法，其中所述感觉刺激选自由以下项组成的组：嗅觉刺激、听觉刺激、视觉刺激、触摸刺激、味觉刺激、以及触觉刺激。

11.一种用于递送感觉刺激的系统(100)，所述系统包括：

用于测量患者在睡眠期期间的大脑活动信息的装置(102)；

用于在所述睡眠期期间向所述患者递送感觉刺激的装置(104)，所述感觉刺激具有变化的刺激强度水平；以及

用于利用至少一个处理器(108)执行机器可读指令的装置(106)，其中所述机器可读指令包括：

基于所述患者在所述睡眠期期间的所述大脑活动信息，来确定所述患者的睡眠阶段信息；

基于所述患者的所确定的睡眠阶段信息向用于递送的装置提供输入，所提供的输入使得用于递送的装置向所述患者递送所述感觉刺激，用于递送的装置具有变化的刺激强度水平；

从所述患者获得刺激响应信息，所述刺激响应信息包括对所递送的感觉刺激的患者大脑响应；以及

确定所述刺激强度水平的范围，在所述范围内，所述患者大脑响应达到阈值。

12.根据权利要求11所述的系统，其中所述阈值是预先确定的，其中所述刺激强度水平的所述范围包括最小刺激强度水平和最大刺激强度水平，其中所述最小刺激强度水平是所递送的感觉刺激引发可检测的患者大脑响应的最低刺激强度水平，并且其中所述最大刺激强度水平是所述患者大脑响应已经达到饱和水平的最高刺激强度水平。

13.根据权利要求12所述的系统，所述刺激强度水平的所述范围还包括基线刺激强度水平，其中所述最小刺激强度水平是所获得的刺激响应信息达到与所述基线刺激强度水平的差异的所述最低刺激强度水平，并且其中所述最大刺激强度水平是所述患者大脑响应已经达到饱和水平的所述最高刺激强度水平。

14.根据权利要求11所述的系统，其中所述刺激响应信息包括波形、所述波形中正波峰和/或负波峰的幅度、所述波形中的峰峰距离、所述波形的平均幅度、所述波形中的连续波峰的延迟、以及在预限定的间隔内的所述波形之下的面积。

15.根据权利要求11所述的系统，其中所述感觉刺激选自由以下项组成的组：嗅觉刺激、听觉刺激、视觉刺激、触摸刺激、味觉刺激、以及触觉刺激。

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