JP3684514B2 - 閉塞性睡眠無呼吸患者治療用の医療用装置、及び睡眠からの覚醒検知用の医療用装置 - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、睡眠無呼吸の治療に電気的刺激を用いる医療用装置に関する。
【０００２】
【従来の技術及び発明が解決しようとする課題】
睡眠無呼吸は、概ね２つの医学的症候群により認識されている。第１は、中枢の睡眠無呼吸である。それは、固有時間で呼吸の周期を開始しかつ制御するのに必要な神経筋の刺激を、人体が自動的に発生させることを失敗することに関する。この状態を治療するために電気的刺激を採用することについての研究が、Ｇｌｅｎｎ氏の”Ｄｉａｐｈｒａｇｍ Ｐａｃｉｎｇ：Ｐｒｅｓｅｎｔ Ｓｔａｔｕｓ”（横隔膜ペーシング：その現状：Ｐａｃｅ誌、第Ｉ巻、第３５７−３７０頁、１９７８年７−９月）で論じられている。
【０００３】
第２の睡眠無呼吸症候群は、閉塞性の睡眠無呼吸として知られている。通常、上部気道（鼻と咽頭）の散大筋の収縮が、吸気作用の時点におけるそれらの開通を可能にする。閉塞性の睡眠無呼吸では、気道の障害が力の平衡失調の結果として生じる。気道のつぶれ（吸気時に咽頭を貫通する負の圧力勾配）と、気道の開口（筋肉収縮）に寄与する閉塞性の無呼吸を喚起するメカニズムは、上部気道のサイズ減少、それらの伸展性の増加、及び筋肉拡大筋の活動減少を含む。筋肉拡大筋は、呼吸筋肉に密接にリンクされ、そしてこれらの筋肉は、刺激か呼吸中枢の機能低下に類似した態様で反応する。睡眠の間に観察される通気に関する変動（周期的な呼吸の交互の呼吸亢進と呼吸減退）は、従って、上部の気道の不安定性と口腔咽頭の障害の発生を促進する。頤舌筋の呼吸のための能動化が、特に睡眠の間は無効なことがわかっている。無呼吸の心臓血管への影響には、心臓周期の障害（心搏緩徐、房室心ブロック、心室性期外収縮）及び血行力学的障害（肺動脈の及び全身性の高血圧）を含む。これは自律神経系における刺激の物質代謝的かつ機械的な影響の結果として生じる。上部気道の閉塞症の緩和に先行する脳波記録の覚醒は、睡眠の断片化の原因である。それゆえにこの症候群は、罹病率（日周期性の昏蒙亢進と心臓血管の合併症の結果）の増大に関わる。
【０００４】
閉塞性の睡眠無呼吸症候群の治療方法は、それらの神経を刺激する電気的信号を発生させ、上部気道の開通性を維持するために、患者の上部気道筋肉を能動化することである。例えば、Ｍｅｅｒへの米国特許第４，８３０，００８号では、吸気の運動がモニターされ、電気信号がモニターされた吸気の運動に応じて上部気道筋肉に導かれる。あるいは米国特許第５，１２３，４２５号では、カラーは、無呼吸発現を検出するために、呼吸機能をモニターするセンサーとエレクトロニクスモジュールを含み、カラーに位置する電極に電気的バーストを発生させる。電気的バーストは、上部気道筋肉を刺激している神経に電極から経皮的に転送される。あるいはＫａｌｌｏｋの米国特許第５，１７４，２８７号では、センサーは胸部と上部気道内の横隔膜と圧力の収縮に関する電気的活動をモニターする。横隔膜の電気的活動が吸気作用周期が進行中であることを示し、プレッシャセンサーが、気道の異常な差圧を示すときは、閉塞性の睡眠無呼吸の存在が推定され、電気的刺激が上部気道の筋肉組織に印加される。あるいはＷａｔａｒｕ等の米国特許第５，１７８，１５６号では、左右の鼻孔及び口を通して呼吸を感知する呼吸感知センサーを含み、無呼吸事象を識別し、それによって頤舌筋の電気的刺激をトリガする。あるいはＭｅｅｒの米国特許第５，１７８，１５６号では、口内で舌下に設ける電極が、上部気道の開通性を維持するために、頤舌筋の電気的刺激に使用される。あるいはＫａｌｌｏｋ等の米国特許第５，２１１，１７３号では、センサーが上部気道の刺激の効果を決定するために使用され、刺激のパルス幅と振幅が、センサーからの測定値に応じて変更される。あるいはＫａｌｌｏｋ等の米国特許第５，２１５，０８２号では、無呼吸事象の開始の感知時に、刺激ジェネレーターは、強度を刺激の途中で徐々に増大するように可変させて上部気道の筋肉を刺激する信号を供給する。しかしながら、医学的に有用な治療システムにおいても、これらの治療態様を実行するには多くの実際的難しさが残る。特に、もし刺激が検出された吸気作用に応じてあるいは誤検知された無呼吸事象により生じるならば、患者が初めから眠ることも、いったん起きた後に睡眠に戻ることも難しくすることがあり得る。Ｍｅｅｒの００８特許」によれば、この問題の解決は、上部気道筋肉の活動電位をモニターすることで患者がいつ目が覚めているかを判断し、正常の上部気道筋肉活動が検出されないときだけ刺激を始めるようにすることである。しかしながらこのアプローチは、実施するには多くの困難な点があり、不適当な刺激か刺激の失敗につながり得るものとなっている。
【０００５】
それゆえに、本発明は、患者が能動化された無呼吸治療装置を作動させつつ睡眠できるようにする装置と方法を提供することを目的とする。
【０００６】
また本発明は、患者が能動化された無呼吸治療装置作動させつついったん起きた後に睡眠に戻れるようにする装置と方法を提供することも目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
上記及び他の目的は、本発明の無呼吸治療システムによって達成される。我々は感知された吸気作用に応じた電気的刺激のバーストによる睡眠無呼吸の治療方法を見い出した。この方法は、覚醒事象の検知と電圧刺激強度を感知された吸気作用に応じて患者に知覚可能範囲下に維持する。このレベル刺激は、知覚できる上部気道刺激なしで患者が睡眠に戻ることを可能とするために、覚醒事象の検知後の予め定めた時間にわたって維持する。また、本発明では、患者の不眠の少なくとも１つのパラメーター特性を検出し、そのパラメーターの関数として上述の予め定めた時間を調整する。例えば、パラメーターとしては、検出された覚醒事象の持続期間、検出された覚醒事象の強度、検出された覚醒事象と先行する覚醒事象の間の経過時間を示すパラメーターとすることができる。予め定めた時間が経過した後、刺激強度を増大させ、刺激強度を、吸気作用の間に患者の気道の開通性を回復させることができるようにする。
【０００８】
覚醒事象は、患者からの手動の信号（たとえば、装置の電源投入かリセットの指標）や患者の動作、あるいは患者の呼吸波形中の患者の覚醒を示す変化（呼吸運動か気流での変化）のような多種類の指標によって供給できる。例えば、患者の動作による呼吸運動波形中の変化は、動作による人為事象特性を示す呼吸運動信号の種々のパラメーターをモニターすることによって検出できる。
【０００９】
患者が、予め定めた時間の完了より前に睡眠に戻る場合、本システムは、無呼吸事象のモニターと、睡眠無呼吸の検知に応じた刺激を増加させることができる。例えば、無呼吸は、正常呼吸周期と比較したときに無呼吸の特性を示す呼吸運動波形パラメーターのモニターによって検出できる。
【００１０】
もし所望であれば、検出された覚醒事象に応じて刺激を充分に抑制するか、オフとすることができ、そして予め定めた時間が経過した後にオンとすることができる。あるいは、他の作用モードで、予め定めた時間が経過した後に各刺激バーストにより印加される刺激量は、刺激の急な再開による患者の覚醒を防ぐために、傾斜関数によって決めることができる。傾斜関数では、所望の刺激レベルが達成されるまで、刺激強度は徐々に刺激バーストを増大させる。従って、傾斜関数は、吸気作用に応じて患者に知覚できるレベルより低い強度で刺激を開始することを含むことができ、そして強度の増加が予め定めたレートであるバーストに続いて刺激バーストを供給する。上述の態様と同様に、本発明も、患者の不眠の少なくとも１つのパラメーター特性を検出し、そのパラメーターの関数として増加のレートを調整することを含む。それから強度の増加を予め定めたレベルで中止する。
【００１１】
本発明の他の態様では、患者の睡眠からの覚醒検出は、人体動作による人為事象の特性である波形の少なくとも１つのパラメーターについての患者の呼吸運動波形をモニターすることによって実行する。それからモニターしたパラメーター値を、患者が覚醒しているかどうか判断するために、予め定めた限度と比較する。この覚醒検知方法は、睡眠中の正常呼吸による緩慢かつ通常の呼吸運動波形のトレースと人体動作による大変急速なトレースの間の差の観察に基づいている。たとえば、選択するパラメーターは、波形の吸気上昇時間、ピークまでの吸気時間、吸気の開始から呼気のオフセットまでの時間、吸気ピークピーク時間、呼気ピークピーク時間あるいは呼吸間時間とすることができる。例えば、吸気作用開始の検知後に来る波形の急速な増加は、睡眠中の呼吸よりも患者の人体動作に特有のものであり、それゆえに呼吸運動の吸気上昇時間をモニターすることができ、そしてもしそれが長くて約２２０ミリ秒であれば、ある程度まで患者が目覚めていることが断定できる。あるいは、もしモニターされたパラメーターがピークまでの吸気時間であれば、長くて７５０ミリ秒の時間が覚醒を示す。あるいは、もしモニターされたパラメーターが、吸気開始から呼気のオフセットまでの時間であれば、長くても１０００ミリ秒の時間が覚醒を示す。あるいは、もしモニターされたパラメーターが吸気ピークピーク時間か呼気ピークピーク時間か呼吸間時間（単一の呼吸周期長の尺度）であれば、長くても２秒間が覚醒を示す。
【００１２】
本発明は、上記の予め定めた限度のための固定的値には制限されないが、その代わりにパラメーターのベースライン値からの変化に基づくようにすることもできる。あるいは、患者の個々の要求に検知を適合させるため、装置にプログラムすることができる。例えば、予め定めた限度が、パラメーターのベースライン平均値に基づくようにすることもできる。好ましくは、パラメーターの指数移動平均を計算し、この移動平均時間を、予め定めた比較限度を確立する定数によって調整する。例えば、もしパラメーターが吸気上昇時間であれば、１０００〜１５００ミリ秒を引いた移動平均ベースライン値より小さい吸気上昇時間が覚醒を示す。あるいは、もしパラメーターがピークまでの吸気時間であれば、ベースライン値から約１４００〜２１００ミリ秒を引いたピークまでの吸気時間が、覚醒を示す。あるいは、もしパラメーターが吸気開始から呼気のオフセットまでの時間であればベースラインから約２２００〜３３００ミリ秒を引いた値よりも吸気開始から呼気のオフセット時間が短ければ、覚醒を示す。
【００１３】
もし覚醒の補助的証拠が所望であれば、複数のパラメーターをモニターし、覚醒の決定前に、それらをそれぞれの限度と比較することができる。またパラメーター値は、単一のデータポイントでなく平均値とすることができる。例えば、パラメーターの２つか３つの値を平均して予め定めた限度と比較する。
【００１４】
無呼吸治療では電気的刺激に伴う患者の不快を防ぐことが望ましいので、患者が目が覚めている間は、覚醒検知時にすぐに電気的刺激を下げる調整をすることが望ましい。これは電気的刺激の不快さによって患者が目覚めることをも防ぐ。覚醒が確実に検出され得ることを保証するために、他の検出器からの覚醒決定に伴う呼吸運動波形からの出力を併用することが望ましい。例えば、活動センサーの出力をモニターして予め定めた限度と比較する。患者が目覚めているかどうかの判断は、覚醒検知方法が覚醒を検出したかどうかによる。
【００１５】
【発明の実施の形態及び実施例】
本発明は、呼吸周期の吸気位相に同調させて上部気道の筋肉組織の刺激を供給することによる閉塞性の無呼吸の治療装置と方法に関する。図１〜５で、正常の呼吸活動を示す。図１の患者１０は、空気２０の吸気作用の間に気道１５を開けている。図２は、２つの完全な呼吸周期にわたる典型的な呼吸運動波形を示す。このアナログ波形は、患者の胸部に付着させるベルト変換器（たとえば、ＥＰＭＳ Ｓｙｓｔｅｍｓ Ｒｅｓｐ−Ｅｚ Ｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙ Ｂｅｌｔ Ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ）によって発生させることができる。これは睡眠実験において睡眠無呼吸の検知と分析のために従来使用されるタイプのベルト変換器である。波形の各々の波は、呼気完了時の負のピーク３０と、吸気作用の完了時の正のピーク３５と、吸気作用の開始を示す変向点４０によって特性を決定される。それゆえに波形の各々の波は、呼吸停止３２と、吸気段階３３と、呼気段階３４の期間に分離できる。同じ識別可能な特性を有する呼吸運動波形を、胸内の圧力、胸内のインピーダンスあるいは筋電図記録の電位差のような他の生理的な信号をモニターすることによって供給できる。波形の他の特性は、睡眠無呼吸治療で呼吸活動をモニターするための呼吸波形をトラッキングかつ分析することでも識別できる。正常の呼吸での呼吸運動波形は、図５、６で示すように気流に関連する。図６で、フロー変換器からの正常呼吸の気流のトレースが示される。図９は、気流を生じさせる正常の呼吸運動に対応するトレースを示す。
【００１６】
図５、７で、閉塞性の睡眠無呼吸事象の開始における同一の患者の呼吸が示される。図５は、閉塞性の無呼吸事象の特性である気道閉塞症１７を伴う患者１０の気道１５を示す。図６は、正常の呼吸運動波形４３での吸気のピーク４５ａ−ｄが、ほぼ同じ振幅であることを示す。図７と比較すると、波形４７において、吸気のピーク５０ａ−ｄは、閉塞性無呼吸の開始時に直前の吸気の最大振幅５２より顕著に大きくなる。これは、塞がれた気道を通して呼吸することの難しさにより患者が吸気運動を増大させたことを反映する。
【００１７】
本発明の装置と方法では、増大した呼吸運動を、吸気段階の間に気道の開放を維持する上部気道筋肉への同期刺激によって避け得る。好ましくは、刺激する筋肉は、舌下神経のまわりに位置させるカフ電極によって刺激する頤舌筋である。閉塞性の睡眠無呼吸時におけるこの刺激の影響を、図８の気流トレースで確認できる。図中５３ａとして示す第１の期間に正常呼吸の気流を生じさせ刺激を使用可能である。図中５３ｂで示す第２の期間に、気道の閉塞と気流容量の減少（無呼吸）により刺激は使用不能である。図中５３ｃで示す第３の期間に、刺激は再開され、気道の開通性を回復し、そして気流容量を増大させる。これを達成することができる装置の主要な要素のブロック図を、図９で示す。本装置は、吸気段階を感知し、上部気道筋肉に電気的刺激パルスを伝送することができるトランスミッタ／コントローラ５５を含む。トランスミッタ／コントローラ５５は、植え込み型でも外部装置でもよい。しかし、以下の説明では、主に電池により動力供給する外部装置に関する。従来のベルト変換器のような呼吸の変換器６０が、トランスミッタ／コントローラ５５へ呼吸の波形情報を送出する。トランスミッタ／コントローラ５５は、患者の筋肉を刺激するために、アンテナ／電極システム６５を通して刺激パルスを送出する。アンテナ／電極システムは、筋肉刺激のために従来公知の双極ＲＦ結合システムとすることができる。たとえば、Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ社のモデル３６４２Ｂ双極受信機に接続したＭｅｄｔｒｏｎｉｃ社のモデル３５３８ＡＲ−Ｆアンテナ及びＭｅｄｔｒｏｎｉｃ社のモデル３９９０ハーフカフ神経電極を用いることができる。図示のように、外科的に植え込まれた受信アンテナ、リード及び電極は、トランスミッタ／コントローラに付加した外部の伝送アンテナと経皮的に高周波接続する。このようなシステムには、シリアル通信ソフトを有するラップトップ型のパーソナルコンピュータのようなプログラマー７０を付加することが望ましく、種々のパラメーターと共にトランスミッタ／コントローラ５５をプログラムすることで個々の患者に装置を適合させることができる。それゆえに図９の装置は、医師によってプログラムされ得るようにし、そして呼吸周期の吸気段階における上部気道の閉塞を防ぐために、患者によって各々夜に使用される。そのような装置は、患者が使用するのに容易でなければならないことは当然である。そして所定の医学的管理なしで使用されるので、安全に多くの異なる動作条件に適合させることができなければならない。
【００１８】
図１０は、図９のトランスミッタ／コントローラ５５のブロック図である。マイクロプロセッサ７５（モトローラ６８ＨＣ０５Ｂ６）はトランスミッタ／コントローラ５５の主要な作用を制御する。呼吸のためのベルト呼吸変換器８０（ＥＰＭＳ Ｓｙｓｔｅｍｓ Ｒｅｓｐ−Ｅｚ Ｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙ ＢｅｌｔＴｒａｎｓｄｕｃｅｒ）は、約＋／−１０〜＋／−１００ミリボルトの最新の呼吸波形の差信号を生じさせる。この信号は、一般的には呼吸ベルト変換器に取り付けた圧電結晶の端子の電気的出力である。変換器８０からの信号は、フィルター／アンプ回路８５に接続され、アナログ／ディジタルコンバータ９５に適合するように、差分信号を濾過、増幅する。マイクロプロセッサ７５への出力８７は、呼吸変換器８０がトランスミッタ／コントローラ５５に接続しているかどうかを示す。これは呼吸変換器８０が接続していないとき、マイクロプロセッサ７５が誤差指標を生じさせ、及び／または装置からの刺激をシャットダウンすることを許容する。ゲイン制御装置９０は、呼吸オフセット信号８５を供給する回路に接続する。ゲイン制御装置９０は、マイクロプロセッサ７５への出力９２とマイクロプロセッサ７５からの入力９３を含み、アナログ／ディジタルコンバータ９５によって使用するのに適当なレベルに信号をセットする。アナログ／ディジタルコンバータ９５は、ゲイン制御装置９０とマイクロプロセッサ７５に接続する。アナログ／ディジタルコンバータ９５は、入力電圧（０〜２．５ボルトの範囲の単極電圧）に基づいて０〜２５５の範囲でマイクロプロセッサ７５にデジタル出力を生じさせる。ゲイン制御装置９０は、０〜２５５の範囲と０〜２５５範囲の８０％をカバーするオフセット範囲（波形の正のピークから負のピーク間を測定する）の中央の平均デジタル出力を供給する電圧を調整する。本システム用のクロックレートによって作るオフセット信号のサンプリングは、各３１ミリ秒ごとに生じる。これは、マイクロプロセッサ７５による呼吸位相の分析を容易にするために、十分に定義されたデジタル化された呼吸波形を生じさせる。
【００１９】
マイクロプロセッサ７５は、波形の吸気作用位相を識別し、本システムは、アンテナ出力１００でのその位相の持続期間にわたって形成される刺激バーストを供給することができる。マイクロプロセッサ７５は、２重Ｄ／Ａ変換器１０５に接続する。Ｄ／Ａ変換器１０５は、刺激整形器１１０（アナログ回路）とその出力が接続する。これらの要素の組み合わせにより、「刺激ウィンドー」を形成、供給する。刺激をいつ供給するかを制御し、かつ刺激をどのくらいアンテナ出力１００に供給するかも制御する。ＲＦ結合刺激バーストは、このウィンドーの範囲内で供給される。マイクロプロセッサ７５は、Ｄ／Ａ変換器１０５のためのデジタル値をセットする。２重Ｄ／Ａ変換器１０５は、直列で接続し、刺激パルスの振幅すなわち、０〜８ボルトを３２ミリボルトごとに２５６分するのをセットする第１のディジタル／アナログ部と、刺激バーストの形状すなわち、上昇期間と下降期間の間における刺激の形状と持続期間を、出力の各３１ミリ秒間隔を８ビット解像度（１／２５６）で最大振幅の０〜１００％を有する関数として、一般的には、２５０ミリ秒の上昇時間にわたる直線状の傾斜関数と、１２５ミリ秒の下降時間にわたる直線状の傾斜関数がデフォルト設定であるが、あるいは、サイン関数のような傾斜非線形関数を使用して刺激をより速くオンとすることができる）をセットする第２のディジタル／アナログ部を備えている。マイクロプロセッサ７５への入力１１２は、刺激ゲインが適切に制御されたかどうかマイクロプロセッサ７５が判断することを可能にする。ＲＦ発振器１１５は、４６０ＫＨｚ方形波信号を供給する。この方形波信号は、予めプログラムされた脈搏数とパルス持続時間たとえば、２０〜５０パルス／秒の範囲のレート、と６０〜１００マイクロ秒の持続期間）でマイクロプロセッサ７５によって正弦波にゲートされ、刺激整形器１１０からの刺激ウィンドー信号と結合され、アンテナ出力１００から整形刺激バーストが供給される。最大の発振器出力は、山対谷で８．０ボルトの出力である。発振器は、マイクロプロセッサ７５からの出力１１７によってオンとされ、刺激ウィンドーの始まりと終了で発振器出力に同期する。マイクロプロセッサタイマ割り込みへの入力１１９が、発振器１１５によって生じた刺激パルスのタイミングを制御する。
【００２０】
ＲＳ−２３２シリアル・インタフェース１２０は、システムのプログラマブルなパラメーターを標準的コンピュータインタフェースを通しての患者の要求に対応するために調整することを可能にする。例えば、刺激パルス振幅、刺激パルス幅、刺激パルス周波数、刺激バースト持続期間、そして刺激傾斜オン／オフ時間は、インタフェース１２０を通して調整できる。またインタフェース１２０は、システムで種々のデータを記憶、回復するために使用できる。例えば、患者の名前、病院のコード番号、処方せん調剤日付及び最後の追跡日付を、マイクロプロセッサのＥＥＰＲＯＭに記憶させることができ、シリアル・インタフェース１２０を通して必要時に読み出せる。また、患者応諾データとシステム性能データは、インタフェース１２０を通してシステムによって読み出し及び蓄積できる。例えば、電源オンの合計時間、電力周期かリセットサイクル数、平均電池電圧と故障検出は、マイクロプロセッサ７５に記憶でき、そして必要に応じてインタフェース１２０を通して検索できる。
【００２１】
図１１は、トランスミッタ／コントローラ５５に接続するＲＦ出力アンテナ１２５とリード１３０、及び出力アンテナ１２５と適当なＲＦ結合した植え込み型の受信アンテナ１３５とリード１４０を示す。
【００２２】
図１２は、トランスミッタ／コントローラ５５の制御盤１５０を示す。制御盤１５０は、患者が刺激をオン、オフすることができるオンオフスイッチ１５２を含む。またオンオフスイッチ１５２は、自動的にシステムをリセット、再初期化する。瞬間リセットボタン１５４は、患者がソフトウェア初期設定を再生することを可能にする。例えば、患者は、覚醒後に少なくとも５秒間のうちにリセットボタンを押し下げ、患者が再び眠るまで、刺激を短期間の間停止すべきであることを示せる。電源投入ＬＥＤインジケータ１５６は、患者に対して吸気作用ＬＥＤインジケータ１５８が明るいうちはトランスミッタ／コントローラ５５がオンとなっており、吸気作用段階の間に吸気作用段階が正しく検出されていることを患者に示す。もし所望であれば、電源投入ＬＥＤインジケータ１５６と吸気作用ＬＥＤインジケータ１５８を組み合わせることができ、最初の５分間は明るくなって装置がオンとなった後は吸気作用の検知時にだけ明るくなるように結合することができる。低電圧ＬＥＤインジケータ１６０は、患者に電池交換の指標を提供する。電池には、直列に３本のＡＡアルカリ蓄電池と、別の長寿命リチウムバックアップ電池を使用する。バックアップ電池は、電池交換の間やシステムがオフとされるときに、システムクロック作用とプログラムされたパラメーターをシステムに保持する。例えば、もしシステムが、電池電圧が３．２ボルトまで降下したときにシャットダウンするようになっていれば、インジケータ１６０が、電圧が３．６ボルトまで降下してときにオンとなるように設定できる。この指標は、患者が電池交換を行うことを可能とし、かつ装置が患者が眠っている状態でシャットダウンすることによって生じ得る閉塞性の無呼吸の再開を避け得るようにしている。アンテナＬＥＤインジケータ１６２は、トランスミッタ／コントローラ５５からのＲＦ出力アンテナ１２５が切断されたことの検出に応じて明るくなる。ベルトＬＥＤインジケータ１６４は、呼吸変換器６０の切断検出に応じて明るくなる。
【００２３】
図１３、１４はシステムの作用の基本モードを示し、患者の呼吸信号１７０がモニターされる。信号１７０の吸気位相１７２を、タイミングポイント１７３と吸気ピーク１７４を見つけて波形解析で識別する。またシステムは、上部気道筋肉組織に適切な双極刺激バーストを供給する。刺激バーストは、吸気位相１７２に同期させる。刺激バーストの形状は、刺激ウィンドー１７５として示され、刺激ウィンドー１７５は、特に患者に必要なレベルに医師がセットしたピーク振幅１７７、上昇期間に刺激を徐々に増大させる傾斜路１７９、下降期間に刺激を徐々に減少させる傾斜路１８１を含む。ピーク振幅１７７は、マイクロプロセッサ７５によって１秒に１回モニターされ、規定値の１０％の範囲内であるかどうか判断される。理想的には、刺激は、タイミングポイント１７３と同時の出発点１８３を有し、終点１８５まで続く。終点１８５は、正確に吸気のピーク１７４にある。しかしながら、吸気のピーク１７４に達したかどうか、信号の振幅が増大し続けるかどうかが不確かなために、信号１７０が下向することによってシステムがピークをはっきりと識別するまで、刺激ウィンドー１７５の終点１８５は生じない。従って終点１８５は、吸気のピーク１７４のわずか後に生じる。
【００２４】
図１５〜２２は、刺激ウィンドー１７５をどのように形成するか及び信号１７０の吸気位相１７２にどのように同期するか詳細を示す。図１５は、所望の振幅電圧２０５、刺激上昇時間２０７、刺激降下時間２０８及び刺激平坦域２０９を単相性の波形ウィンドー２００を示す。刺激平坦域２０９が維持される時間は、信号１７０の吸気位相１７２の持続期間によって決定される。図１６では、図１７で示されるように、呼吸信号１７０から感知された吸気作用の間隔によって決定される連続した刺激バースト出発点の間のバースト期間２１１が示される。図１８〜２０で示すように、咳か人体動作によって引き起こされる不定期の波形異常が存在するが、それらが刺激をトリガしたり、刺激を長時間続けさせることを許容しない。例えば、図１８では、呼吸信号１７０の中の急速な増加２１５では、刺激バーストをトリガしない。スローレート限度が吸気作用検知に使用されるからである。その場合、呼吸信号１７０の傾きが変化したレートを、スローレート限度と比較され、それが検出された吸気作用のための好ましい範囲を超えるべきことが見出される。呼吸信号１７０中の連続する増加２１７は、正しく吸気作用として識別され、刺激パルス２１９がそれに応じて生じる。図１９では、呼吸信号１７０での３個のほぼ連続する急速な上向きのふれ２２０ａ、２２０ｂ、２２０ｃの存在し、これらは第２か第３のふれ２２０ｂ、２２０ｃのための刺激バーストをトリガしない。患者の正常の呼吸によって作られる不応限度は、第２のふれ２２０ｂと第３のふれ２２０ｃについて一致しないので、図２０では、呼吸信号１７０の上向きのふれ２２５が、非常に長期間続く。刺激バースト２２７がこのふれ２２５に応じて生じるが、予め定めた時間経過後にポイント２２９で終わる。ＲＦ発振器がどのように刺激パルスと同期したＲ−Ｆバーストを供給するかを図２１、２２に示す。図２１は、制御信号（刺激パルス）２３０を示し、これは、ＲＦ方形波信号２３２を生じさせるために、Ｒ−Ｆ発振器を能動化する。この信号２３２はその後刺激パルスによってゲート制御され、そして実際の刺激バーストを形成するために、単相性の整形波形ウィンドー２００と結合する。波２３５は、Ｒ−Ｆアンテナで測定され、実際のゲートで制御されるＲＦ搬送波を示し、ほぼ、２０〜３０ミリ秒のＲＦ搬送波遅延期間２３７によって遅延されている。
【００２５】
無呼吸治療システムの機能の多くは、マイクロプロセッサ７５によって制御される。マイクロプロセッサの機能について重要なことは、呼吸信号１７０を分析し、刺激を取り出すべきときと、取り出すべきでないときを判断することである。人為事象的フリー呼吸は、一般的には図２３の呼吸信号１７０のような周期的信号を示す。図２３では、吸気作用は上向きのふれ２４０として示される。呼吸信号１７０の各周期は、３つの位相に分解できる。第１は、能動的吸気位相Ｔ２であり、吸気作用が呼気が始まるピークＰＫ１に向かい始めるターニングポイント２４２からの時間である。第２の段階は、Ｔ２の終了からＴ３の終了までの能動的呼気位相であり、正の吸気ピークＰＫ１から負の呼気ピークＰＫ２までの時間である。第３の位相は、Ｔ３の終了からＴ４の終了までの呼吸停止であり、能動的吸気作用の終了から次の吸気作用の始まりへの時間である。Ｔ１〜Ｔ４はマイクロプロセッサ７５によってモニターされる。Ｔ１は吸気の上昇時間の尺度であり、吸気作用の能動的位相のサブの構成要素である。それはピーク値の７５％までの吸気の上昇時間を示す。Ｔ２は能動的吸気位相の時間である。Ｔ３は能動的吸気／呼気位相時間である。Ｔ４は単一の呼吸周期長さである。これらの値をモニターするために、マイクロプロセッサ７５は、吸気のターニングポイント２４２と吸気のピークＰＫ１と負の呼気のピークＰＫ２と次の吸気のターニングポイント２４２ａを見付ける必要がある。一般にこれらのポイントは、種々の傾き及び／または振幅判定基準によって見つけ得る。マイクロプロセッサによっても各位相のＰＫ１とＰＫ２振幅値がモニターされる。これらの変数の平均値を計算して、無呼吸治療装置のメモリに記憶させ得る。呼吸波形を分析するために使用されるいかなる方法も、あるいは睡眠の間に生じ得る波形における正常の変化に適合する無呼吸の開始を検出するために使用されるいかなる方法も採用可能である。
【００２６】
呼吸停止の間に、移動平均のベースライン傾き値が、マイクロプロセッサ７５によって算出される。ベースラインの傾きの計算値は、先行する傾きの指数重み付け平均値であり、先行する８個の傾き値を合計することによって算出され、それぞれ重み付け要素１／２、１／４、１／８、１／１６、１／３２、１／６４、１／１２８、１／２５６に掛け合わせられる。それから吸気ターニングポイント２４２、２４２ａがベースライン傾きが正であり実時間の傾きが予めセットした要素によってベースライン傾きを超えるポイントとして規定される。この要素は、好ましくは約２〜４倍で、たとえば１．５〜５倍の範囲である。傾き閾値は、呼吸信号１７０中のいかなる心臓の人為事象でも除外できるように十分大きくなければならない。吸気の段階の始まりが非常に漸進的なものであり得るため、予備の閾値基準がポイントＴＨＲ１を見つけるために使用され得る。閾値は、先行するピークから谷への振幅の指数重み付け平均値の１／４を加えた最後に検出された負のピークの振幅としてどの位相でもセットされる。先行するピークから谷への振幅の指数重み付け平均値は、先行する８個のピークから谷への振幅値を合計することによって算出され、それぞれ重み付け要素１／２、１／４、１／８、１／１６、１／３２、１／６４、１／１２８、１／２５６に掛け合わせられる。吸気のターニングポイント検知時に刺激バーストを使用可能である。
【００２７】
最後の検出された負のピークの振幅を取り出すことによって得られる算出振幅値と信号１７０の振幅を比較することによって吸気のターニングポイント２４２を識別し、吸気の上昇時間Ｔ１を見い出し、そして先行するピークから谷への振幅の指数重み付け平均値の３／４を加えた信号１７０の振幅がこれらの値を超えるとき、Ｔ１とＴＨＲ２が見つけ出される。それからＴ１は吸気作用の検知が真正であるかどうかを判断するために、記憶された最大値及び最小値と比較される。最小値より少ないＴ１値は、一般的には咳か動作か他の変換器動作に対応する。最小値より少ないＴ１は、刺激を呼吸信号１７０がＴＨＲ２を超えるとすぐに使用不能とされる。これは上述のスローレート限度である。Ｔ１が最大値を超えるところでは、吸気のターニングポイント２４２の検知に誤差があり得るので、刺激はすぐに使用不能とする。Ｔ１の一般的最小値は２２０ミリ秒であるが、Ｔ１の一般的最大値は、先行する呼吸周期からのＴ１の指数重み付け平均値に７８１ミリ秒を加えた値である。
【００２８】
それから吸気作用時間Ｔ２と吸気作用ピークＰＫ１が呼吸信号の極大（すなわち、呼吸信号の指数移動平均の傾きが、負に正から行くところ。）で見い出される。既にピークに達したことを保証する極大を過ぎたところでのヒステリシス減少すなわち、指数移動平均傾きは、減少ポイントでの負のままである。一般的減少値は、先行するピークから谷への振幅の指数重み付け平均値の１２．５％である。ピークが人為事象であるかどうかは、Ｔ２の最小許容値で決まる。一般的な最小Ｔ２値は、７５０ミリ秒である。Ｔ２が有効呼吸信号のターニングポイントのため、Ｔ２の最大許容値により、時間の超過が決定される。最大のＴ２は、Ｔ２の履歴値によりセットされる。例えば、最大のＴ２は、８個の先行するＴ２値の指数移動平均に１０９３ミリ秒を加えた値とすることができる。ＰＫ１の検知か最大の許容Ｔ２値の達成時に、刺激平坦域はオフとされ、刺激の下降傾斜が始まる。安全予防措置としてトータルの刺激バーストは、２．５秒を超えることを許されない。これは上述の刺激の持続期間限度である。
【００２９】
吸気作用／呼気時間Ｔ３及び負の呼気ピークＰＫ２は、極小振幅で見い出される。負のピークに達したことを保証する等しいヒステリシス量の付加を伴う。一般的ヒステリシス量は、先行するピークから谷への振幅の指数重み付け平均値の２．１２５％である。Ｔ３は最小許容値に達したかどうかを判断するためにチェックされる。一般的な最小のＴ３値は、１０００ミリ秒である。Ｔ３の最大許容値は、Ｔ３の履歴値によりセットされ、もしＴ３が最大値を超えるならば、好ましい人為的フリー呼吸位相が識別されるまで、刺激はそれ以後の位相で使用不能とされる。例えば、最大のＴ３値は、８個の先行するＴ３値の指数移動平均値に１４０６ミリ秒を加えた値とすることができる。
【００３０】
呼吸の繰り返し周期Ｔ４は、最後の吸気の開始（ｎ−１）から現在の吸気の開始（ｎ）への呼吸間隔を示す。他の波形パラメーターと同様に、Ｔ４は指数平均される。この平均値は、次の呼吸開始を予測するためのパラメーターとして使用される。刺激バースト開始が生理的な吸気開始に可能な限り近いことが治療上重要である。実際、正常な場合には、咽頭の筋肉の筋電図活動が横隔膜の筋電図活動の開始に先行する。初期の咽頭の活動が、上部気道の開通性を吸気作用の間に作られた負圧に耐えるようにする。それゆえに、予め定めた時間（５００ミリ秒）を平均のＴ４値から減算でき、次の呼吸を予測し、吸気運動と同調した刺激を可能にする。従って、刺激が好ましくは以下の場合に使用可能とされる：（１）Ｔ４計算値から計算される吸気作用の予想開始時、あるいは（２）吸気作用の予想開始時の計算された時間より早く生じるならば、有効な吸気ターニングポイントの検知時。
【００３１】
システムがオンとされるか、リセットされるとき、呼吸信号分析処理の初期化が行われる。Ｔ１〜Ｔ４と、ベースライン計算値／信号アセスメントの初期期間のデフォルト値が設定され、オフセット／ゲイン調整が始められる。例えば、デフォルトパラメーターは、
Ｔ１＝１５００ミリ秒、
Ｔ２＝２５００ミリ秒、
Ｔ３＝３７５０ミリ秒、
Ｔ４＝１２秒
とセットでき、作用の初期に、刺激は抑制され（たとえばおよそ６０秒間）、その間にシステムが波形についてのベースラインデータを作り出す。ベースラインデータは、受信された平均信号とその全体的振幅についてのデータを含む。システムは、検知範囲の中心に呼吸信号をセットするために、このデータを使用する。例えば、４個の８秒間波形ベースライン平均値を計算し、指数関数的に平均する。この値は、アナログ／ディジタルコンバータの検知範囲の中心へ信号のベースラインを調整するために使用できる（すなわち、０〜２５５の範囲中の１２８の平均出力）。その後、さらに８秒間の指数平均値によって信号をモニターし、必要であれば中央に位置させ続けるために調整する。初めに信号のゲイン量も８秒間に検出される最高、最低のピーク値を取り出すことによってセットする。そしてゲインをおおよそ調整してクリッピングを防ぎかつ微小信号を避ける。その後、ゲインは、信号中で検出した先行する８個の正及び負の振幅ピーク差の指数平均値を算出することによって制御する。そしてアンプゲインを調整するためにその平均値を使用し、アナログ／ディジタルコンバータレンジの８０％を信号がカバーする。これは、最大と最小の基準に対して平均値を試し、そしてゲイン制御をインクリメント及びデクリメントして予め定めた最大と最小の範囲内で保持することによって達成される。
【００３２】
それゆえに、呼吸信号１７０が図２４で示されたような咳の影響２５０を含むとき、あるいは図２５で示されたような動作による人為事象２５２を含むとき、上述の波形解析は、正常の吸気作用の通常の形態から人為事象の形態を微分し、それらの人為事象が不適当な刺激をトリガしないことを保証する。不正な呼吸周期の長い一連が出現する場合、刺激は停止され、システムは、新規な補正サイクルを通して人為事象的フリー信号を同期させようとする。
【００３３】
同じ波形解析は、刺激をオンとするのに好ましい時間を識別するための患者の無呼吸の開始の指標をも供給でき、あるいは、刺激が気道を開くことに効果的であるかどうかを決定できる。理想的な診断上の設定では、閉塞性の無呼吸検知は、空気流がない状態での呼吸運動を測定することを含む。しかしながら、使い易い治療用あるいは植え込み型の装置で、気流測定は容易には行えない。それゆえに、呼吸運動が、無呼吸発現の開始を識別するために使用される。例えば、無呼吸の開始で、図２６の吸気容量グラフで示すように、気流測定値２６０は、正常の気流ピーク２６２と、それに続く減少したピーク２６４、２６６、２６８、及び復帰ピーク正常の空気取り入れ２７０を示す。図２７の比較のための呼吸信号１７０は、ピーク２７２における正常呼吸運動を伴う反対の状況を示し、塞がれた気道が患者を呼吸運動を空気吸入ピーク２７４、２７６、２７８で示すように漸次増大させる。ピーク２８０では、患者は、無呼吸に応じてわずかに彼自身が目覚め、気道を正常の呼吸のために開いている。上述の波形解析からは、装置が正常かつ非閉塞呼吸のためのベースライン値を作るためにオンとされたあとすぐに、ＰＫ１からＰＫ２への振幅と、呼吸運動波形の他のパラメーターを測定することができる。それからこれらの値はメモリで記憶され、無呼吸事象の特性である予め定めた限界値を上まわる増大した吸気運動を識別するために、各呼吸周期中の同じパラメーターと比較される。個々の患者の要求により、閾値を装置にプログラムできる。無呼吸事象の開始の検知時に、刺激が気道の開通性を回復可能にでき、あるいは与えられた刺激強度が気道を開通させるのに不十分であれば、刺激強度が増大される。
【００３４】
波形解析は、患者の検知覚醒にも使用できる。診断上の設定では、覚醒はＥＥＧ、ＥＯＧ及び筋電図信号を使用して臨床的に決定される。本質的には目覚めつつあるときの覚醒は、睡眠状態である。これらの信号は、使い易い治療の装置か植え込み型の装置では容易に利用できない。しかしながら、咳の分析と呼吸波形中の人為事象的動作による影響が覚醒の指標を与える。咳による人為事象を伴う典型的な呼吸波形が図２４で示され、典型的な動作による人為事象の影響が図２５で示される。これらの波形が通常の呼吸活動には存在しないことをＴ１−Ｔ４とＰＫ１とＰＫ２の値が示す。事実、急速な増加時間と頻繁な正及び負のピークは覚醒期間の間の人体動作の特性である。それゆえに、確立された閾値より短く、検出された複数のピークＰＫ１、ＰＫ２の存在と関連する複数の検出されたＴ１−Ｔ４値は、覚醒の検出である。この検出された覚醒は、患者が睡眠に戻るまで、刺激の開始を遅らせるために使用できる。心臓ペースメーカーで使用されるような体動センサーを本装置に含ませ、患者の覚醒の判断に使用できる。例えば、体動センサーからの信号をモニターし、もし予め定めた振幅と持続期間の閾値を満足していれば、それは覚醒の検出である。覚醒をより正確に検出するためにも、体動センサーの覚醒判断を、呼吸波形での覚醒検出と結合させることができる。それから例えば、もし体動センサーと呼吸波形が覚醒を示すならば、患者への刺激は使用不能である。呼吸波形と体動センサー用の覚醒判断の閾値は、個々の患者の睡眠活動に応じて装置に予めプログラムできる。
【００３５】
図２８〜３０のブロック図は、吸気作用検知と吸気作用検知に応じた刺激の基本的方法を示す。概略的には、ベースライン振幅とオフセット計算値が呼吸運動波形のために確立される。それから波形は、吸気の開始（すなわち、吸気のターニングポイントの達成）から呼気の開始（すなわち、吸気のピークＰＫ１の達成）まで、そして呼気のオフセット（すなわち、負の呼気のピークＰＫ２の達成）までトラッキングされる。適応可能な時間／形態フィルタを、呼吸パターン中の基準変化への調整に使用する。先行する呼吸間隔の平均値が、次の呼吸のために予測された開始を供給するために使用され、刺激は、予測された開始と同調して能動化され、そしてそれによって実際の呼吸にわずかに先行する。呼吸が予測より早いとき、刺激は検出された吸気作用開始で始められる。全てのシステム周辺装置入力と出力のブロック３００における初期設定は、システムの電力投入時、あるいはのマニュアルでリセットされたときに能動化される。ブロック３０２における呼吸のオフセット計算は、波形をサンプリングし、ＤＣ結合アンプのための平均オフセットを見つけることによって着手される。それからシステムは、ブロック３０５で呼気のオフセットを検出することによって波形にそれ自身を同期させる。それからシステムは、ブロック３０７で初期設定ステップを実行され、システムは、波形のアンプゲインをセットし、正常の形態上のパラメーターを確立するために、いくつかの呼吸周期をトラッキングする。時間参照値は、最後の吸気の開始に関しても確立され、予測された開始を次の呼吸のために算出できる。それからブロック３１０で予測された開始のための適切な時間が経過したかどうかをシステムは決定する。イエスであれば、ブロック３１５における刺激遅延のための要求がテストされ、もし遅延が必要でなければ、刺激はブロック３１２で使用可能となる。ノーであれば、ブロック３２０において、吸気作用開始の検知のために波形がテストされる。イエスであれば、吸気作用開始検知のために、ブロック３２５における刺激遅延のための要求のテストが、刺激がブロック３３０ですでに使用可能であるかどうかのテストとともになされる。もしそれらのテストが一致すれば、刺激はブロック３３５で使用可能となり、次の予測された開始時間がブロック３４０で算出される。ブロック３２０においての吸気開始検知後、振幅限界値（ＴＨＲ２）と上昇時間（Ｔ１）がブロック３４５で算出される。もし上昇時間が、ブロック３５０であまりに長いことが分かれば、検出された吸気作用開始が無効な開始検知であろうから、刺激はブロック３５２で使用不能となる。同様に、もし上昇時間が、ブロック３５５であまりに短いことが分かれば、検出された吸気作用開始が無効な開始検知であろうから、刺激はブロック３５７で使用不能となる。それからシステムは、ブロック３６０で呼気開始（ＰＫ１）を探し、これが検出されるときは刺激は使用不能となる。もし検出されなければ、刺激時間がブロック３６５でチェックされもしそれがあまりに長ければ、刺激はブロック３６７で使用不能となる。いったん呼気の開始（ＰＫ１）が識別されると、システムは、ブロック３７０で呼気のオフセット（ＰＫ２）を探す。一度呼気のオフセットが発見されると、システムは、ブロック３７５で傾きベースラインの算出を開始し、次の吸気の開始を見つけることができる。それからシステムは、再びブロック３１０における予測された吸気開始の分析によって新規な周期を開始する。
【００３６】
上部気道の刺激が、患者の睡眠の邪魔をする非常に別の間隔を有することができるので、患者が刺激の開始前に眠ることを許容されることが非常に重要であり、もし目覚めれば、刺激の影響を感じずに睡眠に戻ることができる。これは図３１で示された刺激遅延システムによって達成される。刺激遅延コントローラー４００は、覚醒事象検出器４０５から覚醒信号を受信する。上述のように覚醒事象検出器４０５は、波形解析を通して検出された動作であり得るし、あるいは覚醒を示す他の事象でもあり得る。例えば、患者がリセットボタンを押したり、あるいは装置をオフとして、目が覚めており、刺激の遅延を望むことを手動で示す。あるいは上述のように、装置自身が、体動センサーを含むかもしれない。心臓ペースメーカーで患者の体動を検出するために採用されるものと類似した人体動作に反応する。Ａｎｄｅｒｓｏｎ等の米国特許第４，４２８，３７８号やＭｕｌｌｅｔｔの米国特許第５，０３１，６１８号に開示される神経刺激器で使用された位置検出器のように、圧電センサーや、覚醒事象検出器４０５からの信号は、刺激遅延コントローラー４００によって受信され、そして同時に、それは刺激を動作不能にする信号４１０を刺激出力段に送る。それからいつ、どのように刺激を再開するかを刺激遅延コントローラー４００は決定しなければならない。例えば、オンとされるのに応じて、刺激は、完全にユニットの初期設定位相（一般的には約６０秒）にわたって抑制され、患者の要求に応じて前もってプログラムされた０〜２０分の範囲にわたって抑制される。例えば、１５分の遅延が、患者がまず眠るために使用され得る。あるいは、リセットボタンをプッシュすれば、第２の予めプログラムされた遅延も（電源投入遅延より一般的には短い）が能動化され、刺激をも抑制する。例えば、１〜５分遅延でも眠気を感じている患者には十分かもしれない。それが遅延期間の間に刺激を完全に抑制するのに便利であるが、患者が知覚できる生理的な応答レベルを下まわるレベルに刺激レベルを減少させることが必要なだけである。抑制しないで刺激レベルを減少させることは、完全に刺激傾斜路コントローラー４１５を能動化することによって達成でき、コントローラ４１５が能動化されると、非常に低い値に刺激振幅を減少させ、徐々に予め選択された時間に移って増大させてゆき、選択時間の終わりには、供給された刺激は、装置にプログラムされた最大の刺激振幅とされる。例えば、刺激は、推定された患者の不眠の度合いに基づいて、３０〜６０秒間にわたって傾斜させることができる。どちらかの１つの完全な刺激抑制が傾斜遅延刺激は、患者が所望により使用できる。図３２で示すように、好ましい遅延システムでは、最大限のプログラムされた刺激４３５が達成されるまで、完全な刺激抑制を伴う遅延４２５は、傾斜制御された刺激４３０と結合される。また好ましい実施形態では、患者の不眠の一個以上のパラメーター、たとえば覚醒事象の周波数、強度あるいは持続期間の特性を刺激遅延コントローラーが記録して反応し、覚醒パラメーターか結合パラメーターが予めプログラムされた基準と一致するならば、遅延期間が自動的に調整される。従って、低強度の短い、頻繁な覚醒期間（たとえば患者の睡眠期間にわたる患者のタイミング）は、患者が非常に眠く、短い遅延だけが供給された（たとえば、約３０秒間の傾斜を伴って１分ぐらい）ことを推定させる。一方、床に就いている患者のように、より長い持続期間の覚醒事象かより強烈な覚醒事象の場合、患者が眠れずにおり、より長い遅延が供給される（たとえば、６０秒間の傾斜を伴って５分ぐらい）ことが推定される。個々のパラメーターの選択や、パラメーターの結合は、覚醒を検出するのに選択された方法に基づき、上述のように患者でテストすることで当業者には容易に調整できる。好ましいパラメーターは、上述のような呼吸波形の分析と、体動応答型の心臓ペースメーカーでの体動センシング実施により、得られる。
【００３７】
１つの実施形態では、５つの覚醒情報源、即ち電源リセット、マニュアルリセット、位置検出器、呼吸波形及び体動センサーが、覚醒事象検出器４０５をトリガするために本システムで採用される。刺激遅延の制御とともにこれらのパラメーターのすべてのモニターはマイクロプロセッサ７５によって操作できる。電源リセットは、患者が床に入って、刺激遅延コントローラー４００での１５分の遅延を引き起こすときに能動化される。マニュアルリセットは、覚醒を示すために患者によって能動化され、５分遅延が刺激遅延コントローラー４００によって供給される。位置検出器は、患者の呼吸部位に取り付けられ、そこで患者の体勢（すなわち、患者が、横臥している直立しているかどうか）を判断できる。そして患者が横臥から座るか立つかする状態の変化も判断する。立つか座るかしている姿勢への変化の検知で覚醒が検出され、そして８分の遅延が刺激遅延コントローラー４００によって印加される。呼吸波形は、指数移動平均上昇時間の算出とともに、上昇時間Ｔ１に関してモニターされる。平均の上昇時間が２５０ミリ秒を下まわるとき、覚醒が推定され、そして刺激遅延コントローラー４００が１分の遅延を供給する。圧電体動センサーは、患者の体動を示すために呼吸部位の表面に取り付ける。このセンサーは、表面のたわみによってセンサー出力を発生させるが、患者の動作からの圧縮波がその表面を撓ませるように取り付けられる。体動センサーの出力は、患者の動作変化を検出するのためにモニターされる。これは、まず体動センサーの出力をモニターし、電源リセットの１６分間における１分間隔でのセンサー出力の計算４個の８秒平均値レベルを算出し、４個の８秒平均値を平均して患者のベースライン体動レベルとすることによって可能であり、その後、このセンサーはほぼ毎秒ごとにモニターされ、センサー出力の指数移動平均が算出される。平均出力が予めプログラムされたレベル（たとえば、ベースラインレベルの３〜５倍）に達するとき、覚醒が推定され、そして３０秒の遅延が刺激遅延コントローラー４００によって印加される。刺激遅延コントローラー４００の出力は、覚醒検知パラメーター間の相互関係によっても決定される。例えば、電源リセット後の１５分の遅延の間に、もしマニュアルリセットが検出されれば、コントローラー４００は、マニュアルリセットによって供給される電源投入か、５分遅延によって供給される残りの１５分の遅延より長い遅延を供給する。すなわち、より長い遅延が常によいとき上述の遅延期間に加えて、呼吸波形と体動センサーから検出された覚醒に応じて供給された遅延は、感知された覚醒の持続期間と感知された覚醒間の時間での覚醒検知数に基づいて調整される。例えば、もし覚醒が少なくとも１５秒間にわたり呼吸波形と体動センサーの両方で検出されれば、はっきりした覚醒が推定され、２分の遅延がコントローラー４００によって供給される。他方、もし体動センサーだけが複数の短い覚醒期間（たとえば、３〜１０秒離れている３〜５回の覚醒）を示すならば、患者が単に眠っていて動いているだけであると推定でき、体動センサーに応じてコントローラー４００によって供給される遅延を１０秒に減少させることができる。また、上述の装置がプログラマブルであるので、上述のような種々の遅延時間と他のシステムパラメーターは、治療している医師によって異なる設定にプログラムされ得る装置のデフォルト値であるかもしれない。
【００３８】
患者が遅延の完了より前に睡眠に戻る場合、無呼吸事象をモニターし、閉塞性の睡眠無呼吸の検知に応じて刺激を維持あるいは増加させることができる。例えば、１つの実施態様として、呼吸運動波形の最高、最低振幅をモニター、振幅の指数移動平均を算出する。各連続する３個の呼吸周期の各々の振幅が平均振幅を１０％超えるとき、無呼吸が推定され、遅延コントローラー４００は遅延を取り消し、それによって刺激が可能になる。誤った無呼吸検知を防ぐために、本装置は、第１の無呼吸検出後の遅延プログラムに応じて１〜３個の補助的無呼吸発現の検知までを、無呼吸検知を確かめるための３〜５分にわたって維持するようにプログラムできる。図３３〜４１の回路図に言及すると、図３３は、４つのピンコネクター４５２を通して受信される変換器信号を処理するためのローパスフィルター４５０と差動ローパスアンプ４６０を示す。コネクター４５４からの１つの線は、変換器が適切に接続していることを示すために、マイクロプロセッサ７５に接続する。３個のオペレーショナルアンプ４６２ａ、４６２ｂ、４６２ｃがアンプ４６０で使用される。アンプ４６０からの信号出力は、図３４に示すゲイン制御装置４７０に送られる。ゲイン制御装置４７０は、４個のアナログスイッチ４７２ａ、４７２ｂ、４７２ｃ、４７２ｄの一個以上をマイクロプロセッサ７５が選択することで駆動される。抵抗器４７４ａ、４７４ｂ、４７４ｃ、４７４ｄは、マイクロプロセッサ７５によって必要により選択あるいは選択解除される。抵抗器４７４ａ〜ｄは、各々異なる値を有し、回路からのそれらの選択か選択解除により、調整すべき信号のゲインが変わる。ゲイン制御装置４７０からの信号出力は、図３５のオフセット制御回路４８０に送られる。図３５に言及すると、アナログオフセットは、マイクロプロセッサ７５によって制御されるＤ／Ａ変換器４８２によって発生させられる。結果として生じる増幅されかつオフセットされた呼吸信号は、アナログ／ディジタルコンバータ４８３に送られ、信号はデジタル化されて、そしてマイクロプロセッサに７５に送られる。アナログ／ディジタルコンバータ４８３は、波形情報をマイクロプロセッサ７５に与えるために使用され、マイクロプロセッサ７５は、信号ゲインとオフセットを制御することができる。所定間隔（たとえば、８秒）にわたるアナログ／ディジタルコンバータ４８３から呼吸信号をマイクロプロセッサはサンプリングし、かつ平均する。それからこの算出された平均オフセットは、Ｄ／Ａ変換器４８２を通して発生させるべきＤＣオフセットを決定するために使用される。有効な呼吸信号のための指数平均ピーク／天底値は、図３４のマイクロプロセッサゲイン制御線を通してゲインを決定するために使用される。図３６は、刺激整形回路４９０を示す図で、２重のＤ／Ａ変換器が、マイクロプロセッサ７５からの信号を単相性の波形に変換し、刺激パルスの形状を規定する。コンバータ４９２の第１段は、刺激の形状を規定しているマイクロプロセッサ７５からディジタル信号を受信する。この刺激は、傾斜部分と平坦部分を波形に含んでおり、第１段４９４で最大ゲインにおいてアナログ波形を出力する。コンバータ４９６の第２段は、マイクロプロセッサ７５からディジタル信号を受信する。この信号は、印加すべきゲインとコンバータからのアナログ出力がその所望のレベルに波形のゲインを減少させることを示す。電圧レベル回路４９７は、ポテンショメータ４９８とともにＲＦ信号の出力レベルを制御する（刺激出力の最大値及び第１、第２コンバータ段４９４、４９６を調整するために）。マイクロプロセッサ７５は刺激レベル出力をモニターし、そして過電圧機能不全の予めプログラムされた刺激レベル特性とそのレベルを比較し、もしそれを超えれば刺激出力が使用不能となる。この回路からの出力信号は、図３８のアンテナ出力回路のＲＦ出力スイッチングトランジスター４２２にバイアスを掛けるために使用される。図３７のＲＦ発振器回路５００に言及すると、マイクロプロセッサ７５は、能動ゲート５０２によって発振器をオンとし、また能動ゲート５０３によってパルスをゲート制御する。リセットスイッチ５１３が押されるとき、ラッチ５１２は、ゲート５０４を通しての刺激出力を動作不能にする。アンテナが取り除かれると、ラッチ５１４は、ゲート５０４を通しての刺激出力を動作不能にする。これらの事象のいずれの後でも、刺激がマイクロプロセッサ７５によって再使用可能でなければならない。出力信号５１５は、図３８のアンテナ出力回路５２０に送られ、図３６の刺激整形回路３９０で形成された信号と結合される。アンテナ出力回路５２０では、信号は、アンテナコネクター５２４で装置の所望の出力信号にＮＰＮパワートランジスター５２２を通して結合される。アンテナ接続の存在を検出するために、ＮチャンネルＦＥＴ５２６を採用しているアンテナ検出器回路が用いられ、この回路は図３７のラッチ５１４と、図４１のＬＥＤアンテナインジケータ１６２への信号出力５２８を備えている。図３９、４０は、それぞれ電源投入リセット回路５３０と、マニュアルリセット回路５４０を含む患者が実行可能なリセット装置を示す。電源投入リセット回路５３０では、装置に動力を供給することは、マイクロプロセッサ７５を能動化させるためのリセットをもたらす。マニュアルリセット回路５４０で、患者はリセットスイッチ５１３を押して、マイクロプロセッサ７５をリセットし、図３７で示すようにラッチ５１４によって刺激出力を動作不能にすることができる。図４１は、吸気作用ＬＥＤインジケータ１５８を含むインジケータ回路５５０を示し、この回路は、システムが初めにオンとされたとき、各々マイクロプロセッサ７５から制御される電源投入表示と低電池ＬＥＤ表示１６０及びＲＦの検出された切断に応じて出力アンテナを照らすアンテナＬＥＤインジケータ１６２に応答する。
【００３９】
図４２で、患者６００に使用される上述のシステムが示される。このシステムは外部のトランスミッタ／コントローラ５５、患者の胸部の周囲のベルト６０２を含む呼吸変換器６０及びベルト６０２からトランスミッタ／コントローラ５５に延びてトランスミッタ／コントローラ５５に呼吸波形情報を供給するリード６０４を含む。感知された波形に応じて、トランスミッタ／コントローラ５５は、患者６００の上部気道筋肉６１０（頤舌筋筋肉）を刺激するために、アンテナ／電極システム６５を通してパルス刺激を送出する。アンテナ／電極システム６５は、リード６１０と出力アンテナ６ｌ２によりトランスミッタ／コントローラ５５に接続する。出力アンテナ６ｌ２は、受信アンテナ６２０にＲＦ信号６１５によって結合し、リード６２２により刺激電極６２４に接続する。刺激電極６２４は、舌下神経６３０を刺激するために位置決めされている。
【００４０】
上述のように、本装置は、図４３で示すような完全に植え込み型の刺激システムでも実行できる。図４３で、植え込み型のパルス発生器７１０（たとえば、呼吸センサーからの入力を含むように変更されたＭｅｄｔｒｏｎｉｃ社のＩＴＲＥＬ ＩＩ Ｍｏｄｅｌ７４２４）を、プレッシャセンサー７１５から呼吸感知のために患者７００に植え込むことができる。Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ社のＩＴＲＥＬＩＩ植え込み型神経刺激器は、経皮的なＲＦテレメトリーによってモード変化を可能にしている進歩したプログラマブルな特徴を有する。装置作用の患者が制御可能パラメーターは、それゆえに小さなハンドヘルド型のテレメトリー装置を通して患者が制御できるが、医師が外部のプログラマーを通しての装置の補助的操作パラメータを予めセットできる。プレッシャセンサー７１５は、動的差圧プレッシャセンサータイプであり、たとえばＡｎｄｅｒｓｏｎの米国特許第４，４０７，２９６号やＡｎｄｅｒｓｏｎ等の米国特許第４，４８５，８１３号のようなものである。プレッシャセンサー７１５は、外科的に植え込まれ、胸膜腔内のたとえば胸骨上切痕のようなスペースや、道管と食道の間あるいは肋間スペースと圧力が共通する。胸骨上切痕は、腹板のすぐ上の上胸部のよく知られている人体構造であり、胸膜腔内のスペースと解剖学的に連続性している。胸膜腔内の圧力変化が特有の呼吸波形を供給することは、よく知られており、正式にそれは呼吸ベルト変換器によって生じるものに非常に類似し、そして同期刺激を生じさせるために、上述の態様と同じように分析され得る。呼吸運動検知のための補助的あるいは代用の方法は、胸郭のインピーダンスか肋骨内面のＥＭＯか横隔膜筋電図の測定である。吸気作用への同期刺激は、舌下神経７３０のまわりの電極７２０にリード７１８を通してパルス発生器７１０から供給される。
【００４１】
本発明は、上記各実施形態に限定されるものではなく、種々の他の実施形態や実施形態の変形例とも使用可能である。
【図面の簡単な説明】
【図１】正常な呼吸体動を示す患者の側面断面の図である。
【図２】呼吸運動波形と呼吸運動波形の段階を示すグラフである。
【図３】呼吸気流波形のグラフを示すグラフである。
【図４】対応する呼吸運動波形を示すグラフである。
【図５】閉塞性の無呼吸の開始における図１の患者の側面断面図である。
【図６】正常の吸気運動を示す吸気運動呼吸の波形を示すグラフである。
【図７】無呼吸事象の開始における正常の吸気運動の変化を示すグラフである。
【図８】呼吸の気流を示す呼吸波形（図６、７で示された呼吸運動波形ではなく、無呼吸事象における患者の）のグラフである。
【図９】本発明による無呼吸治療装置の１つの実施形態のブロック図である。
【図１０】図９の上部気道トランスミッタ／コントローラのブロック図である。
【図１１】植え込まれた受信アンテナへの図１０のＲＦ出力アンテナの結合を示す平面図である。
【図１２】図１０の上部気道トランスミッターの制御盤の図である。
【図１３】図９の上部気道トランスミッターからの刺激同期する呼吸波形を示すグラフである。
【図１４】図９の上部気道トランスミッターからの刺激の同期化を示す波形グラフである。
【図１５】マイクロプロセッサ、Ｄ／Ａコンバータ及び図１４の刺激バーストウィンドーを作るための図１０で示す刺激整形器によって供給される整形波形を示すグラフである。
【図１６】図１５で示すような２つの刺激バーストウィンドーを示す波形と、バースト期間を示す図である。
【図１７】呼吸波形に同期した図１６による波形を示すグラフである。
【図１８】図１７の波形の咳か動作の人為事象による刺激の休止を示すグラフである。
【図１９】呼吸波形の通常の不応期の外側にあり、人為事象的吸気信号の存在による刺激休止を示す図１７による波形のグラフである。
【図２０】呼吸波形中の持続性の吸気信号に応じた刺激バーストの丸めを示す図１７による波形のグラフである。
【図２１】図１５〜２０の各刺激バーストに結合され、マイクロプロセッサから信号に応じてオンとなった発振器信号を示す波形である。
【図２２】アンテナ出力で取り出される図１０の装置のための出力波形であり、図２１の発振器信号とＲＦ搬送波の結合遅延を伴う図１５の刺激バーストウィンドーの形成を示す。
【図２３】図１０の呼吸変換器による吸気周期のための分析ポイントを伴う呼吸波形である。
【図２４】咳による人為事象を伴う図２３による呼吸波形である。
【図２５】動作による人為事象を伴う図２３による呼吸波形である。
【図２６】吸気気流波形と、無呼吸事象の間の図２３による呼吸運動波形との比較を示す図である。
【図２７】無呼吸事象間の図２３による呼吸運動波形の比較を示す図である。
【図２８】図１０の装置による呼吸の波形分析と刺激の誘導を示すブロック図である。
【図２９】図１０の装置による呼吸の波形分析と刺激の誘導を示すブロック図である。
【図３０】図１０の装置による呼吸の波形分析と刺激の誘導を示すブロック図である。
【図３１】患者の覚醒に応じた図１０の装置の作用のブロック図である。
【図３２】図３１による患者の覚醒に応じて能動化した傾斜振幅及び遅延機能を示す図である。
【図３３】図１０の装置の呼吸運動信号の濾過と増幅のための回路図である。
【図３４】図１０の装置のゲイン制御装置の回路図である。
【図３５】図１０の装置のＡ／Ｄ変換器の回路図である。
【図３６】図１０の装置のＤ／Ａコンバータと刺激整形器の回路図である。
【図３７】図１０の装置のＲＦ発振器の回路図である。
【図３８】図１０の装置のアンテナ出力回路図である。
【図３９】電源リセットを含む図１０の装置の実行可能なリセット回路図である。
【図４０】電源リセットとマニュアルリセットを含む図１０の装置の実行可能なリセット回路図である。
【図４１】図１２の制御盤のパネルインジケータの回路の図である。
【図４２】図９の無呼吸治療装置を患者に適用した状態の図である。
【図４３】植え込み型のパルス発生器と胸内植え込み型のプレッシャセンサーを使用している本発明の実施形態を示す図である。
【符号の説明】
１０ 患者
２０ 空気
１５ 気道
５５ トランスミッタ／コントローラ
６０ 呼吸変換器
６５ アンテナ／電極システム
７０ プログラマー
７５ マイクロプロセッサ
８０ 呼吸変換器
１００ アンテナ出力
１１０ 刺激整形器
１１５ ＲＦ発振器
１２０ ＲＳ−２３２シリアル・インタフェース
１２５ ＲＦ出力アンテナ
１３５ 受信アンテナ
１５０ 制御盤
１７５ 刺激ウィンドー
２００ 波形ウィンドー
２１９ 刺激パルス
２２７ 刺激バースト
２３０ 制御信号
２３７ ＲＦ搬送波遅延期間
４００ 刺激遅延コントローラー
４０５ 覚醒事象検出器
４１５ 刺激傾斜路コントローラー
４６０ アンプ
４７０ ゲイン制御装置
４８０ オフセット制御回路
４８３ アナログ／ディジタルコンバータ
５００ ＲＦ発振器回路
５１３ リセットスイッチ
【発明の属する技術分野】
本発明は、睡眠無呼吸の治療に電気的刺激を用いる医療用装置に関する。
【０００２】
【従来の技術及び発明が解決しようとする課題】
睡眠無呼吸は、概ね２つの医学的症候群により認識されている。第１は、中枢の睡眠無呼吸である。それは、固有時間で呼吸の周期を開始しかつ制御するのに必要な神経筋の刺激を、人体が自動的に発生させることを失敗することに関する。この状態を治療するために電気的刺激を採用することについての研究が、Ｇｌｅｎｎ氏の”Ｄｉａｐｈｒａｇｍ Ｐａｃｉｎｇ：Ｐｒｅｓｅｎｔ Ｓｔａｔｕｓ”（横隔膜ペーシング：その現状：Ｐａｃｅ誌、第Ｉ巻、第３５７−３７０頁、１９７８年７−９月）で論じられている。
【０００３】
第２の睡眠無呼吸症候群は、閉塞性の睡眠無呼吸として知られている。通常、上部気道（鼻と咽頭）の散大筋の収縮が、吸気作用の時点におけるそれらの開通を可能にする。閉塞性の睡眠無呼吸では、気道の障害が力の平衡失調の結果として生じる。気道のつぶれ（吸気時に咽頭を貫通する負の圧力勾配）と、気道の開口（筋肉収縮）に寄与する閉塞性の無呼吸を喚起するメカニズムは、上部気道のサイズ減少、それらの伸展性の増加、及び筋肉拡大筋の活動減少を含む。筋肉拡大筋は、呼吸筋肉に密接にリンクされ、そしてこれらの筋肉は、刺激か呼吸中枢の機能低下に類似した態様で反応する。睡眠の間に観察される通気に関する変動（周期的な呼吸の交互の呼吸亢進と呼吸減退）は、従って、上部の気道の不安定性と口腔咽頭の障害の発生を促進する。頤舌筋の呼吸のための能動化が、特に睡眠の間は無効なことがわかっている。無呼吸の心臓血管への影響には、心臓周期の障害（心搏緩徐、房室心ブロック、心室性期外収縮）及び血行力学的障害（肺動脈の及び全身性の高血圧）を含む。これは自律神経系における刺激の物質代謝的かつ機械的な影響の結果として生じる。上部気道の閉塞症の緩和に先行する脳波記録の覚醒は、睡眠の断片化の原因である。それゆえにこの症候群は、罹病率（日周期性の昏蒙亢進と心臓血管の合併症の結果）の増大に関わる。
【０００４】
閉塞性の睡眠無呼吸症候群の治療方法は、それらの神経を刺激する電気的信号を発生させ、上部気道の開通性を維持するために、患者の上部気道筋肉を能動化することである。例えば、Ｍｅｅｒへの米国特許第４，８３０，００８号では、吸気の運動がモニターされ、電気信号がモニターされた吸気の運動に応じて上部気道筋肉に導かれる。あるいは米国特許第５，１２３，４２５号では、カラーは、無呼吸発現を検出するために、呼吸機能をモニターするセンサーとエレクトロニクスモジュールを含み、カラーに位置する電極に電気的バーストを発生させる。電気的バーストは、上部気道筋肉を刺激している神経に電極から経皮的に転送される。あるいはＫａｌｌｏｋの米国特許第５，１７４，２８７号では、センサーは胸部と上部気道内の横隔膜と圧力の収縮に関する電気的活動をモニターする。横隔膜の電気的活動が吸気作用周期が進行中であることを示し、プレッシャセンサーが、気道の異常な差圧を示すときは、閉塞性の睡眠無呼吸の存在が推定され、電気的刺激が上部気道の筋肉組織に印加される。あるいはＷａｔａｒｕ等の米国特許第５，１７８，１５６号では、左右の鼻孔及び口を通して呼吸を感知する呼吸感知センサーを含み、無呼吸事象を識別し、それによって頤舌筋の電気的刺激をトリガする。あるいはＭｅｅｒの米国特許第５，１７８，１５６号では、口内で舌下に設ける電極が、上部気道の開通性を維持するために、頤舌筋の電気的刺激に使用される。あるいはＫａｌｌｏｋ等の米国特許第５，２１１，１７３号では、センサーが上部気道の刺激の効果を決定するために使用され、刺激のパルス幅と振幅が、センサーからの測定値に応じて変更される。あるいはＫａｌｌｏｋ等の米国特許第５，２１５，０８２号では、無呼吸事象の開始の感知時に、刺激ジェネレーターは、強度を刺激の途中で徐々に増大するように可変させて上部気道の筋肉を刺激する信号を供給する。しかしながら、医学的に有用な治療システムにおいても、これらの治療態様を実行するには多くの実際的難しさが残る。特に、もし刺激が検出された吸気作用に応じてあるいは誤検知された無呼吸事象により生じるならば、患者が初めから眠ることも、いったん起きた後に睡眠に戻ることも難しくすることがあり得る。Ｍｅｅｒの００８特許」によれば、この問題の解決は、上部気道筋肉の活動電位をモニターすることで患者がいつ目が覚めているかを判断し、正常の上部気道筋肉活動が検出されないときだけ刺激を始めるようにすることである。しかしながらこのアプローチは、実施するには多くの困難な点があり、不適当な刺激か刺激の失敗につながり得るものとなっている。
【０００５】
それゆえに、本発明は、患者が能動化された無呼吸治療装置を作動させつつ睡眠できるようにする装置と方法を提供することを目的とする。
【０００６】
また本発明は、患者が能動化された無呼吸治療装置作動させつついったん起きた後に睡眠に戻れるようにする装置と方法を提供することも目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
上記及び他の目的は、本発明の無呼吸治療システムによって達成される。我々は感知された吸気作用に応じた電気的刺激のバーストによる睡眠無呼吸の治療方法を見い出した。この方法は、覚醒事象の検知と電圧刺激強度を感知された吸気作用に応じて患者に知覚可能範囲下に維持する。このレベル刺激は、知覚できる上部気道刺激なしで患者が睡眠に戻ることを可能とするために、覚醒事象の検知後の予め定めた時間にわたって維持する。また、本発明では、患者の不眠の少なくとも１つのパラメーター特性を検出し、そのパラメーターの関数として上述の予め定めた時間を調整する。例えば、パラメーターとしては、検出された覚醒事象の持続期間、検出された覚醒事象の強度、検出された覚醒事象と先行する覚醒事象の間の経過時間を示すパラメーターとすることができる。予め定めた時間が経過した後、刺激強度を増大させ、刺激強度を、吸気作用の間に患者の気道の開通性を回復させることができるようにする。
【０００８】
覚醒事象は、患者からの手動の信号（たとえば、装置の電源投入かリセットの指標）や患者の動作、あるいは患者の呼吸波形中の患者の覚醒を示す変化（呼吸運動か気流での変化）のような多種類の指標によって供給できる。例えば、患者の動作による呼吸運動波形中の変化は、動作による人為事象特性を示す呼吸運動信号の種々のパラメーターをモニターすることによって検出できる。
【０００９】
患者が、予め定めた時間の完了より前に睡眠に戻る場合、本システムは、無呼吸事象のモニターと、睡眠無呼吸の検知に応じた刺激を増加させることができる。例えば、無呼吸は、正常呼吸周期と比較したときに無呼吸の特性を示す呼吸運動波形パラメーターのモニターによって検出できる。
【００１０】
もし所望であれば、検出された覚醒事象に応じて刺激を充分に抑制するか、オフとすることができ、そして予め定めた時間が経過した後にオンとすることができる。あるいは、他の作用モードで、予め定めた時間が経過した後に各刺激バーストにより印加される刺激量は、刺激の急な再開による患者の覚醒を防ぐために、傾斜関数によって決めることができる。傾斜関数では、所望の刺激レベルが達成されるまで、刺激強度は徐々に刺激バーストを増大させる。従って、傾斜関数は、吸気作用に応じて患者に知覚できるレベルより低い強度で刺激を開始することを含むことができ、そして強度の増加が予め定めたレートであるバーストに続いて刺激バーストを供給する。上述の態様と同様に、本発明も、患者の不眠の少なくとも１つのパラメーター特性を検出し、そのパラメーターの関数として増加のレートを調整することを含む。それから強度の増加を予め定めたレベルで中止する。
【００１１】
本発明の他の態様では、患者の睡眠からの覚醒検出は、人体動作による人為事象の特性である波形の少なくとも１つのパラメーターについての患者の呼吸運動波形をモニターすることによって実行する。それからモニターしたパラメーター値を、患者が覚醒しているかどうか判断するために、予め定めた限度と比較する。この覚醒検知方法は、睡眠中の正常呼吸による緩慢かつ通常の呼吸運動波形のトレースと人体動作による大変急速なトレースの間の差の観察に基づいている。たとえば、選択するパラメーターは、波形の吸気上昇時間、ピークまでの吸気時間、吸気の開始から呼気のオフセットまでの時間、吸気ピークピーク時間、呼気ピークピーク時間あるいは呼吸間時間とすることができる。例えば、吸気作用開始の検知後に来る波形の急速な増加は、睡眠中の呼吸よりも患者の人体動作に特有のものであり、それゆえに呼吸運動の吸気上昇時間をモニターすることができ、そしてもしそれが長くて約２２０ミリ秒であれば、ある程度まで患者が目覚めていることが断定できる。あるいは、もしモニターされたパラメーターがピークまでの吸気時間であれば、長くて７５０ミリ秒の時間が覚醒を示す。あるいは、もしモニターされたパラメーターが、吸気開始から呼気のオフセットまでの時間であれば、長くても１０００ミリ秒の時間が覚醒を示す。あるいは、もしモニターされたパラメーターが吸気ピークピーク時間か呼気ピークピーク時間か呼吸間時間（単一の呼吸周期長の尺度）であれば、長くても２秒間が覚醒を示す。
【００１２】
本発明は、上記の予め定めた限度のための固定的値には制限されないが、その代わりにパラメーターのベースライン値からの変化に基づくようにすることもできる。あるいは、患者の個々の要求に検知を適合させるため、装置にプログラムすることができる。例えば、予め定めた限度が、パラメーターのベースライン平均値に基づくようにすることもできる。好ましくは、パラメーターの指数移動平均を計算し、この移動平均時間を、予め定めた比較限度を確立する定数によって調整する。例えば、もしパラメーターが吸気上昇時間であれば、１０００〜１５００ミリ秒を引いた移動平均ベースライン値より小さい吸気上昇時間が覚醒を示す。あるいは、もしパラメーターがピークまでの吸気時間であれば、ベースライン値から約１４００〜２１００ミリ秒を引いたピークまでの吸気時間が、覚醒を示す。あるいは、もしパラメーターが吸気開始から呼気のオフセットまでの時間であればベースラインから約２２００〜３３００ミリ秒を引いた値よりも吸気開始から呼気のオフセット時間が短ければ、覚醒を示す。
【００１３】
もし覚醒の補助的証拠が所望であれば、複数のパラメーターをモニターし、覚醒の決定前に、それらをそれぞれの限度と比較することができる。またパラメーター値は、単一のデータポイントでなく平均値とすることができる。例えば、パラメーターの２つか３つの値を平均して予め定めた限度と比較する。
【００１４】
無呼吸治療では電気的刺激に伴う患者の不快を防ぐことが望ましいので、患者が目が覚めている間は、覚醒検知時にすぐに電気的刺激を下げる調整をすることが望ましい。これは電気的刺激の不快さによって患者が目覚めることをも防ぐ。覚醒が確実に検出され得ることを保証するために、他の検出器からの覚醒決定に伴う呼吸運動波形からの出力を併用することが望ましい。例えば、活動センサーの出力をモニターして予め定めた限度と比較する。患者が目覚めているかどうかの判断は、覚醒検知方法が覚醒を検出したかどうかによる。
【００１５】
【発明の実施の形態及び実施例】
本発明は、呼吸周期の吸気位相に同調させて上部気道の筋肉組織の刺激を供給することによる閉塞性の無呼吸の治療装置と方法に関する。図１〜５で、正常の呼吸活動を示す。図１の患者１０は、空気２０の吸気作用の間に気道１５を開けている。図２は、２つの完全な呼吸周期にわたる典型的な呼吸運動波形を示す。このアナログ波形は、患者の胸部に付着させるベルト変換器（たとえば、ＥＰＭＳ Ｓｙｓｔｅｍｓ Ｒｅｓｐ−Ｅｚ Ｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙ Ｂｅｌｔ Ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ）によって発生させることができる。これは睡眠実験において睡眠無呼吸の検知と分析のために従来使用されるタイプのベルト変換器である。波形の各々の波は、呼気完了時の負のピーク３０と、吸気作用の完了時の正のピーク３５と、吸気作用の開始を示す変向点４０によって特性を決定される。それゆえに波形の各々の波は、呼吸停止３２と、吸気段階３３と、呼気段階３４の期間に分離できる。同じ識別可能な特性を有する呼吸運動波形を、胸内の圧力、胸内のインピーダンスあるいは筋電図記録の電位差のような他の生理的な信号をモニターすることによって供給できる。波形の他の特性は、睡眠無呼吸治療で呼吸活動をモニターするための呼吸波形をトラッキングかつ分析することでも識別できる。正常の呼吸での呼吸運動波形は、図５、６で示すように気流に関連する。図６で、フロー変換器からの正常呼吸の気流のトレースが示される。図９は、気流を生じさせる正常の呼吸運動に対応するトレースを示す。
【００１６】
図５、７で、閉塞性の睡眠無呼吸事象の開始における同一の患者の呼吸が示される。図５は、閉塞性の無呼吸事象の特性である気道閉塞症１７を伴う患者１０の気道１５を示す。図６は、正常の呼吸運動波形４３での吸気のピーク４５ａ−ｄが、ほぼ同じ振幅であることを示す。図７と比較すると、波形４７において、吸気のピーク５０ａ−ｄは、閉塞性無呼吸の開始時に直前の吸気の最大振幅５２より顕著に大きくなる。これは、塞がれた気道を通して呼吸することの難しさにより患者が吸気運動を増大させたことを反映する。
【００１７】
本発明の装置と方法では、増大した呼吸運動を、吸気段階の間に気道の開放を維持する上部気道筋肉への同期刺激によって避け得る。好ましくは、刺激する筋肉は、舌下神経のまわりに位置させるカフ電極によって刺激する頤舌筋である。閉塞性の睡眠無呼吸時におけるこの刺激の影響を、図８の気流トレースで確認できる。図中５３ａとして示す第１の期間に正常呼吸の気流を生じさせ刺激を使用可能である。図中５３ｂで示す第２の期間に、気道の閉塞と気流容量の減少（無呼吸）により刺激は使用不能である。図中５３ｃで示す第３の期間に、刺激は再開され、気道の開通性を回復し、そして気流容量を増大させる。これを達成することができる装置の主要な要素のブロック図を、図９で示す。本装置は、吸気段階を感知し、上部気道筋肉に電気的刺激パルスを伝送することができるトランスミッタ／コントローラ５５を含む。トランスミッタ／コントローラ５５は、植え込み型でも外部装置でもよい。しかし、以下の説明では、主に電池により動力供給する外部装置に関する。従来のベルト変換器のような呼吸の変換器６０が、トランスミッタ／コントローラ５５へ呼吸の波形情報を送出する。トランスミッタ／コントローラ５５は、患者の筋肉を刺激するために、アンテナ／電極システム６５を通して刺激パルスを送出する。アンテナ／電極システムは、筋肉刺激のために従来公知の双極ＲＦ結合システムとすることができる。たとえば、Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ社のモデル３６４２Ｂ双極受信機に接続したＭｅｄｔｒｏｎｉｃ社のモデル３５３８ＡＲ−Ｆアンテナ及びＭｅｄｔｒｏｎｉｃ社のモデル３９９０ハーフカフ神経電極を用いることができる。図示のように、外科的に植え込まれた受信アンテナ、リード及び電極は、トランスミッタ／コントローラに付加した外部の伝送アンテナと経皮的に高周波接続する。このようなシステムには、シリアル通信ソフトを有するラップトップ型のパーソナルコンピュータのようなプログラマー７０を付加することが望ましく、種々のパラメーターと共にトランスミッタ／コントローラ５５をプログラムすることで個々の患者に装置を適合させることができる。それゆえに図９の装置は、医師によってプログラムされ得るようにし、そして呼吸周期の吸気段階における上部気道の閉塞を防ぐために、患者によって各々夜に使用される。そのような装置は、患者が使用するのに容易でなければならないことは当然である。そして所定の医学的管理なしで使用されるので、安全に多くの異なる動作条件に適合させることができなければならない。
【００１８】
図１０は、図９のトランスミッタ／コントローラ５５のブロック図である。マイクロプロセッサ７５（モトローラ６８ＨＣ０５Ｂ６）はトランスミッタ／コントローラ５５の主要な作用を制御する。呼吸のためのベルト呼吸変換器８０（ＥＰＭＳ Ｓｙｓｔｅｍｓ Ｒｅｓｐ−Ｅｚ Ｒｅｓｐｉｒａｔｏｒｙ ＢｅｌｔＴｒａｎｓｄｕｃｅｒ）は、約＋／−１０〜＋／−１００ミリボルトの最新の呼吸波形の差信号を生じさせる。この信号は、一般的には呼吸ベルト変換器に取り付けた圧電結晶の端子の電気的出力である。変換器８０からの信号は、フィルター／アンプ回路８５に接続され、アナログ／ディジタルコンバータ９５に適合するように、差分信号を濾過、増幅する。マイクロプロセッサ７５への出力８７は、呼吸変換器８０がトランスミッタ／コントローラ５５に接続しているかどうかを示す。これは呼吸変換器８０が接続していないとき、マイクロプロセッサ７５が誤差指標を生じさせ、及び／または装置からの刺激をシャットダウンすることを許容する。ゲイン制御装置９０は、呼吸オフセット信号８５を供給する回路に接続する。ゲイン制御装置９０は、マイクロプロセッサ７５への出力９２とマイクロプロセッサ７５からの入力９３を含み、アナログ／ディジタルコンバータ９５によって使用するのに適当なレベルに信号をセットする。アナログ／ディジタルコンバータ９５は、ゲイン制御装置９０とマイクロプロセッサ７５に接続する。アナログ／ディジタルコンバータ９５は、入力電圧（０〜２．５ボルトの範囲の単極電圧）に基づいて０〜２５５の範囲でマイクロプロセッサ７５にデジタル出力を生じさせる。ゲイン制御装置９０は、０〜２５５の範囲と０〜２５５範囲の８０％をカバーするオフセット範囲（波形の正のピークから負のピーク間を測定する）の中央の平均デジタル出力を供給する電圧を調整する。本システム用のクロックレートによって作るオフセット信号のサンプリングは、各３１ミリ秒ごとに生じる。これは、マイクロプロセッサ７５による呼吸位相の分析を容易にするために、十分に定義されたデジタル化された呼吸波形を生じさせる。
【００１９】
マイクロプロセッサ７５は、波形の吸気作用位相を識別し、本システムは、アンテナ出力１００でのその位相の持続期間にわたって形成される刺激バーストを供給することができる。マイクロプロセッサ７５は、２重Ｄ／Ａ変換器１０５に接続する。Ｄ／Ａ変換器１０５は、刺激整形器１１０（アナログ回路）とその出力が接続する。これらの要素の組み合わせにより、「刺激ウィンドー」を形成、供給する。刺激をいつ供給するかを制御し、かつ刺激をどのくらいアンテナ出力１００に供給するかも制御する。ＲＦ結合刺激バーストは、このウィンドーの範囲内で供給される。マイクロプロセッサ７５は、Ｄ／Ａ変換器１０５のためのデジタル値をセットする。２重Ｄ／Ａ変換器１０５は、直列で接続し、刺激パルスの振幅すなわち、０〜８ボルトを３２ミリボルトごとに２５６分するのをセットする第１のディジタル／アナログ部と、刺激バーストの形状すなわち、上昇期間と下降期間の間における刺激の形状と持続期間を、出力の各３１ミリ秒間隔を８ビット解像度（１／２５６）で最大振幅の０〜１００％を有する関数として、一般的には、２５０ミリ秒の上昇時間にわたる直線状の傾斜関数と、１２５ミリ秒の下降時間にわたる直線状の傾斜関数がデフォルト設定であるが、あるいは、サイン関数のような傾斜非線形関数を使用して刺激をより速くオンとすることができる）をセットする第２のディジタル／アナログ部を備えている。マイクロプロセッサ７５への入力１１２は、刺激ゲインが適切に制御されたかどうかマイクロプロセッサ７５が判断することを可能にする。ＲＦ発振器１１５は、４６０ＫＨｚ方形波信号を供給する。この方形波信号は、予めプログラムされた脈搏数とパルス持続時間たとえば、２０〜５０パルス／秒の範囲のレート、と６０〜１００マイクロ秒の持続期間）でマイクロプロセッサ７５によって正弦波にゲートされ、刺激整形器１１０からの刺激ウィンドー信号と結合され、アンテナ出力１００から整形刺激バーストが供給される。最大の発振器出力は、山対谷で８．０ボルトの出力である。発振器は、マイクロプロセッサ７５からの出力１１７によってオンとされ、刺激ウィンドーの始まりと終了で発振器出力に同期する。マイクロプロセッサタイマ割り込みへの入力１１９が、発振器１１５によって生じた刺激パルスのタイミングを制御する。
【００２０】
ＲＳ−２３２シリアル・インタフェース１２０は、システムのプログラマブルなパラメーターを標準的コンピュータインタフェースを通しての患者の要求に対応するために調整することを可能にする。例えば、刺激パルス振幅、刺激パルス幅、刺激パルス周波数、刺激バースト持続期間、そして刺激傾斜オン／オフ時間は、インタフェース１２０を通して調整できる。またインタフェース１２０は、システムで種々のデータを記憶、回復するために使用できる。例えば、患者の名前、病院のコード番号、処方せん調剤日付及び最後の追跡日付を、マイクロプロセッサのＥＥＰＲＯＭに記憶させることができ、シリアル・インタフェース１２０を通して必要時に読み出せる。また、患者応諾データとシステム性能データは、インタフェース１２０を通してシステムによって読み出し及び蓄積できる。例えば、電源オンの合計時間、電力周期かリセットサイクル数、平均電池電圧と故障検出は、マイクロプロセッサ７５に記憶でき、そして必要に応じてインタフェース１２０を通して検索できる。
【００２１】
図１１は、トランスミッタ／コントローラ５５に接続するＲＦ出力アンテナ１２５とリード１３０、及び出力アンテナ１２５と適当なＲＦ結合した植え込み型の受信アンテナ１３５とリード１４０を示す。
【００２２】
図１２は、トランスミッタ／コントローラ５５の制御盤１５０を示す。制御盤１５０は、患者が刺激をオン、オフすることができるオンオフスイッチ１５２を含む。またオンオフスイッチ１５２は、自動的にシステムをリセット、再初期化する。瞬間リセットボタン１５４は、患者がソフトウェア初期設定を再生することを可能にする。例えば、患者は、覚醒後に少なくとも５秒間のうちにリセットボタンを押し下げ、患者が再び眠るまで、刺激を短期間の間停止すべきであることを示せる。電源投入ＬＥＤインジケータ１５６は、患者に対して吸気作用ＬＥＤインジケータ１５８が明るいうちはトランスミッタ／コントローラ５５がオンとなっており、吸気作用段階の間に吸気作用段階が正しく検出されていることを患者に示す。もし所望であれば、電源投入ＬＥＤインジケータ１５６と吸気作用ＬＥＤインジケータ１５８を組み合わせることができ、最初の５分間は明るくなって装置がオンとなった後は吸気作用の検知時にだけ明るくなるように結合することができる。低電圧ＬＥＤインジケータ１６０は、患者に電池交換の指標を提供する。電池には、直列に３本のＡＡアルカリ蓄電池と、別の長寿命リチウムバックアップ電池を使用する。バックアップ電池は、電池交換の間やシステムがオフとされるときに、システムクロック作用とプログラムされたパラメーターをシステムに保持する。例えば、もしシステムが、電池電圧が３．２ボルトまで降下したときにシャットダウンするようになっていれば、インジケータ１６０が、電圧が３．６ボルトまで降下してときにオンとなるように設定できる。この指標は、患者が電池交換を行うことを可能とし、かつ装置が患者が眠っている状態でシャットダウンすることによって生じ得る閉塞性の無呼吸の再開を避け得るようにしている。アンテナＬＥＤインジケータ１６２は、トランスミッタ／コントローラ５５からのＲＦ出力アンテナ１２５が切断されたことの検出に応じて明るくなる。ベルトＬＥＤインジケータ１６４は、呼吸変換器６０の切断検出に応じて明るくなる。
【００２３】
図１３、１４はシステムの作用の基本モードを示し、患者の呼吸信号１７０がモニターされる。信号１７０の吸気位相１７２を、タイミングポイント１７３と吸気ピーク１７４を見つけて波形解析で識別する。またシステムは、上部気道筋肉組織に適切な双極刺激バーストを供給する。刺激バーストは、吸気位相１７２に同期させる。刺激バーストの形状は、刺激ウィンドー１７５として示され、刺激ウィンドー１７５は、特に患者に必要なレベルに医師がセットしたピーク振幅１７７、上昇期間に刺激を徐々に増大させる傾斜路１７９、下降期間に刺激を徐々に減少させる傾斜路１８１を含む。ピーク振幅１７７は、マイクロプロセッサ７５によって１秒に１回モニターされ、規定値の１０％の範囲内であるかどうか判断される。理想的には、刺激は、タイミングポイント１７３と同時の出発点１８３を有し、終点１８５まで続く。終点１８５は、正確に吸気のピーク１７４にある。しかしながら、吸気のピーク１７４に達したかどうか、信号の振幅が増大し続けるかどうかが不確かなために、信号１７０が下向することによってシステムがピークをはっきりと識別するまで、刺激ウィンドー１７５の終点１８５は生じない。従って終点１８５は、吸気のピーク１７４のわずか後に生じる。
【００２４】
図１５〜２２は、刺激ウィンドー１７５をどのように形成するか及び信号１７０の吸気位相１７２にどのように同期するか詳細を示す。図１５は、所望の振幅電圧２０５、刺激上昇時間２０７、刺激降下時間２０８及び刺激平坦域２０９を単相性の波形ウィンドー２００を示す。刺激平坦域２０９が維持される時間は、信号１７０の吸気位相１７２の持続期間によって決定される。図１６では、図１７で示されるように、呼吸信号１７０から感知された吸気作用の間隔によって決定される連続した刺激バースト出発点の間のバースト期間２１１が示される。図１８〜２０で示すように、咳か人体動作によって引き起こされる不定期の波形異常が存在するが、それらが刺激をトリガしたり、刺激を長時間続けさせることを許容しない。例えば、図１８では、呼吸信号１７０の中の急速な増加２１５では、刺激バーストをトリガしない。スローレート限度が吸気作用検知に使用されるからである。その場合、呼吸信号１７０の傾きが変化したレートを、スローレート限度と比較され、それが検出された吸気作用のための好ましい範囲を超えるべきことが見出される。呼吸信号１７０中の連続する増加２１７は、正しく吸気作用として識別され、刺激パルス２１９がそれに応じて生じる。図１９では、呼吸信号１７０での３個のほぼ連続する急速な上向きのふれ２２０ａ、２２０ｂ、２２０ｃの存在し、これらは第２か第３のふれ２２０ｂ、２２０ｃのための刺激バーストをトリガしない。患者の正常の呼吸によって作られる不応限度は、第２のふれ２２０ｂと第３のふれ２２０ｃについて一致しないので、図２０では、呼吸信号１７０の上向きのふれ２２５が、非常に長期間続く。刺激バースト２２７がこのふれ２２５に応じて生じるが、予め定めた時間経過後にポイント２２９で終わる。ＲＦ発振器がどのように刺激パルスと同期したＲ−Ｆバーストを供給するかを図２１、２２に示す。図２１は、制御信号（刺激パルス）２３０を示し、これは、ＲＦ方形波信号２３２を生じさせるために、Ｒ−Ｆ発振器を能動化する。この信号２３２はその後刺激パルスによってゲート制御され、そして実際の刺激バーストを形成するために、単相性の整形波形ウィンドー２００と結合する。波２３５は、Ｒ−Ｆアンテナで測定され、実際のゲートで制御されるＲＦ搬送波を示し、ほぼ、２０〜３０ミリ秒のＲＦ搬送波遅延期間２３７によって遅延されている。
【００２５】
無呼吸治療システムの機能の多くは、マイクロプロセッサ７５によって制御される。マイクロプロセッサの機能について重要なことは、呼吸信号１７０を分析し、刺激を取り出すべきときと、取り出すべきでないときを判断することである。人為事象的フリー呼吸は、一般的には図２３の呼吸信号１７０のような周期的信号を示す。図２３では、吸気作用は上向きのふれ２４０として示される。呼吸信号１７０の各周期は、３つの位相に分解できる。第１は、能動的吸気位相Ｔ２であり、吸気作用が呼気が始まるピークＰＫ１に向かい始めるターニングポイント２４２からの時間である。第２の段階は、Ｔ２の終了からＴ３の終了までの能動的呼気位相であり、正の吸気ピークＰＫ１から負の呼気ピークＰＫ２までの時間である。第３の位相は、Ｔ３の終了からＴ４の終了までの呼吸停止であり、能動的吸気作用の終了から次の吸気作用の始まりへの時間である。Ｔ１〜Ｔ４はマイクロプロセッサ７５によってモニターされる。Ｔ１は吸気の上昇時間の尺度であり、吸気作用の能動的位相のサブの構成要素である。それはピーク値の７５％までの吸気の上昇時間を示す。Ｔ２は能動的吸気位相の時間である。Ｔ３は能動的吸気／呼気位相時間である。Ｔ４は単一の呼吸周期長さである。これらの値をモニターするために、マイクロプロセッサ７５は、吸気のターニングポイント２４２と吸気のピークＰＫ１と負の呼気のピークＰＫ２と次の吸気のターニングポイント２４２ａを見付ける必要がある。一般にこれらのポイントは、種々の傾き及び／または振幅判定基準によって見つけ得る。マイクロプロセッサによっても各位相のＰＫ１とＰＫ２振幅値がモニターされる。これらの変数の平均値を計算して、無呼吸治療装置のメモリに記憶させ得る。呼吸波形を分析するために使用されるいかなる方法も、あるいは睡眠の間に生じ得る波形における正常の変化に適合する無呼吸の開始を検出するために使用されるいかなる方法も採用可能である。
【００２６】
呼吸停止の間に、移動平均のベースライン傾き値が、マイクロプロセッサ７５によって算出される。ベースラインの傾きの計算値は、先行する傾きの指数重み付け平均値であり、先行する８個の傾き値を合計することによって算出され、それぞれ重み付け要素１／２、１／４、１／８、１／１６、１／３２、１／６４、１／１２８、１／２５６に掛け合わせられる。それから吸気ターニングポイント２４２、２４２ａがベースライン傾きが正であり実時間の傾きが予めセットした要素によってベースライン傾きを超えるポイントとして規定される。この要素は、好ましくは約２〜４倍で、たとえば１．５〜５倍の範囲である。傾き閾値は、呼吸信号１７０中のいかなる心臓の人為事象でも除外できるように十分大きくなければならない。吸気の段階の始まりが非常に漸進的なものであり得るため、予備の閾値基準がポイントＴＨＲ１を見つけるために使用され得る。閾値は、先行するピークから谷への振幅の指数重み付け平均値の１／４を加えた最後に検出された負のピークの振幅としてどの位相でもセットされる。先行するピークから谷への振幅の指数重み付け平均値は、先行する８個のピークから谷への振幅値を合計することによって算出され、それぞれ重み付け要素１／２、１／４、１／８、１／１６、１／３２、１／６４、１／１２８、１／２５６に掛け合わせられる。吸気のターニングポイント検知時に刺激バーストを使用可能である。
【００２７】
最後の検出された負のピークの振幅を取り出すことによって得られる算出振幅値と信号１７０の振幅を比較することによって吸気のターニングポイント２４２を識別し、吸気の上昇時間Ｔ１を見い出し、そして先行するピークから谷への振幅の指数重み付け平均値の３／４を加えた信号１７０の振幅がこれらの値を超えるとき、Ｔ１とＴＨＲ２が見つけ出される。それからＴ１は吸気作用の検知が真正であるかどうかを判断するために、記憶された最大値及び最小値と比較される。最小値より少ないＴ１値は、一般的には咳か動作か他の変換器動作に対応する。最小値より少ないＴ１は、刺激を呼吸信号１７０がＴＨＲ２を超えるとすぐに使用不能とされる。これは上述のスローレート限度である。Ｔ１が最大値を超えるところでは、吸気のターニングポイント２４２の検知に誤差があり得るので、刺激はすぐに使用不能とする。Ｔ１の一般的最小値は２２０ミリ秒であるが、Ｔ１の一般的最大値は、先行する呼吸周期からのＴ１の指数重み付け平均値に７８１ミリ秒を加えた値である。
【００２８】
それから吸気作用時間Ｔ２と吸気作用ピークＰＫ１が呼吸信号の極大（すなわち、呼吸信号の指数移動平均の傾きが、負に正から行くところ。）で見い出される。既にピークに達したことを保証する極大を過ぎたところでのヒステリシス減少すなわち、指数移動平均傾きは、減少ポイントでの負のままである。一般的減少値は、先行するピークから谷への振幅の指数重み付け平均値の１２．５％である。ピークが人為事象であるかどうかは、Ｔ２の最小許容値で決まる。一般的な最小Ｔ２値は、７５０ミリ秒である。Ｔ２が有効呼吸信号のターニングポイントのため、Ｔ２の最大許容値により、時間の超過が決定される。最大のＴ２は、Ｔ２の履歴値によりセットされる。例えば、最大のＴ２は、８個の先行するＴ２値の指数移動平均に１０９３ミリ秒を加えた値とすることができる。ＰＫ１の検知か最大の許容Ｔ２値の達成時に、刺激平坦域はオフとされ、刺激の下降傾斜が始まる。安全予防措置としてトータルの刺激バーストは、２．５秒を超えることを許されない。これは上述の刺激の持続期間限度である。
【００２９】
吸気作用／呼気時間Ｔ３及び負の呼気ピークＰＫ２は、極小振幅で見い出される。負のピークに達したことを保証する等しいヒステリシス量の付加を伴う。一般的ヒステリシス量は、先行するピークから谷への振幅の指数重み付け平均値の２．１２５％である。Ｔ３は最小許容値に達したかどうかを判断するためにチェックされる。一般的な最小のＴ３値は、１０００ミリ秒である。Ｔ３の最大許容値は、Ｔ３の履歴値によりセットされ、もしＴ３が最大値を超えるならば、好ましい人為的フリー呼吸位相が識別されるまで、刺激はそれ以後の位相で使用不能とされる。例えば、最大のＴ３値は、８個の先行するＴ３値の指数移動平均値に１４０６ミリ秒を加えた値とすることができる。
【００３０】
呼吸の繰り返し周期Ｔ４は、最後の吸気の開始（ｎ−１）から現在の吸気の開始（ｎ）への呼吸間隔を示す。他の波形パラメーターと同様に、Ｔ４は指数平均される。この平均値は、次の呼吸開始を予測するためのパラメーターとして使用される。刺激バースト開始が生理的な吸気開始に可能な限り近いことが治療上重要である。実際、正常な場合には、咽頭の筋肉の筋電図活動が横隔膜の筋電図活動の開始に先行する。初期の咽頭の活動が、上部気道の開通性を吸気作用の間に作られた負圧に耐えるようにする。それゆえに、予め定めた時間（５００ミリ秒）を平均のＴ４値から減算でき、次の呼吸を予測し、吸気運動と同調した刺激を可能にする。従って、刺激が好ましくは以下の場合に使用可能とされる：（１）Ｔ４計算値から計算される吸気作用の予想開始時、あるいは（２）吸気作用の予想開始時の計算された時間より早く生じるならば、有効な吸気ターニングポイントの検知時。
【００３１】
システムがオンとされるか、リセットされるとき、呼吸信号分析処理の初期化が行われる。Ｔ１〜Ｔ４と、ベースライン計算値／信号アセスメントの初期期間のデフォルト値が設定され、オフセット／ゲイン調整が始められる。例えば、デフォルトパラメーターは、
Ｔ１＝１５００ミリ秒、
Ｔ２＝２５００ミリ秒、
Ｔ３＝３７５０ミリ秒、
Ｔ４＝１２秒
とセットでき、作用の初期に、刺激は抑制され（たとえばおよそ６０秒間）、その間にシステムが波形についてのベースラインデータを作り出す。ベースラインデータは、受信された平均信号とその全体的振幅についてのデータを含む。システムは、検知範囲の中心に呼吸信号をセットするために、このデータを使用する。例えば、４個の８秒間波形ベースライン平均値を計算し、指数関数的に平均する。この値は、アナログ／ディジタルコンバータの検知範囲の中心へ信号のベースラインを調整するために使用できる（すなわち、０〜２５５の範囲中の１２８の平均出力）。その後、さらに８秒間の指数平均値によって信号をモニターし、必要であれば中央に位置させ続けるために調整する。初めに信号のゲイン量も８秒間に検出される最高、最低のピーク値を取り出すことによってセットする。そしてゲインをおおよそ調整してクリッピングを防ぎかつ微小信号を避ける。その後、ゲインは、信号中で検出した先行する８個の正及び負の振幅ピーク差の指数平均値を算出することによって制御する。そしてアンプゲインを調整するためにその平均値を使用し、アナログ／ディジタルコンバータレンジの８０％を信号がカバーする。これは、最大と最小の基準に対して平均値を試し、そしてゲイン制御をインクリメント及びデクリメントして予め定めた最大と最小の範囲内で保持することによって達成される。
【００３２】
それゆえに、呼吸信号１７０が図２４で示されたような咳の影響２５０を含むとき、あるいは図２５で示されたような動作による人為事象２５２を含むとき、上述の波形解析は、正常の吸気作用の通常の形態から人為事象の形態を微分し、それらの人為事象が不適当な刺激をトリガしないことを保証する。不正な呼吸周期の長い一連が出現する場合、刺激は停止され、システムは、新規な補正サイクルを通して人為事象的フリー信号を同期させようとする。
【００３３】
同じ波形解析は、刺激をオンとするのに好ましい時間を識別するための患者の無呼吸の開始の指標をも供給でき、あるいは、刺激が気道を開くことに効果的であるかどうかを決定できる。理想的な診断上の設定では、閉塞性の無呼吸検知は、空気流がない状態での呼吸運動を測定することを含む。しかしながら、使い易い治療用あるいは植え込み型の装置で、気流測定は容易には行えない。それゆえに、呼吸運動が、無呼吸発現の開始を識別するために使用される。例えば、無呼吸の開始で、図２６の吸気容量グラフで示すように、気流測定値２６０は、正常の気流ピーク２６２と、それに続く減少したピーク２６４、２６６、２６８、及び復帰ピーク正常の空気取り入れ２７０を示す。図２７の比較のための呼吸信号１７０は、ピーク２７２における正常呼吸運動を伴う反対の状況を示し、塞がれた気道が患者を呼吸運動を空気吸入ピーク２７４、２７６、２７８で示すように漸次増大させる。ピーク２８０では、患者は、無呼吸に応じてわずかに彼自身が目覚め、気道を正常の呼吸のために開いている。上述の波形解析からは、装置が正常かつ非閉塞呼吸のためのベースライン値を作るためにオンとされたあとすぐに、ＰＫ１からＰＫ２への振幅と、呼吸運動波形の他のパラメーターを測定することができる。それからこれらの値はメモリで記憶され、無呼吸事象の特性である予め定めた限界値を上まわる増大した吸気運動を識別するために、各呼吸周期中の同じパラメーターと比較される。個々の患者の要求により、閾値を装置にプログラムできる。無呼吸事象の開始の検知時に、刺激が気道の開通性を回復可能にでき、あるいは与えられた刺激強度が気道を開通させるのに不十分であれば、刺激強度が増大される。
【００３４】
波形解析は、患者の検知覚醒にも使用できる。診断上の設定では、覚醒はＥＥＧ、ＥＯＧ及び筋電図信号を使用して臨床的に決定される。本質的には目覚めつつあるときの覚醒は、睡眠状態である。これらの信号は、使い易い治療の装置か植え込み型の装置では容易に利用できない。しかしながら、咳の分析と呼吸波形中の人為事象的動作による影響が覚醒の指標を与える。咳による人為事象を伴う典型的な呼吸波形が図２４で示され、典型的な動作による人為事象の影響が図２５で示される。これらの波形が通常の呼吸活動には存在しないことをＴ１−Ｔ４とＰＫ１とＰＫ２の値が示す。事実、急速な増加時間と頻繁な正及び負のピークは覚醒期間の間の人体動作の特性である。それゆえに、確立された閾値より短く、検出された複数のピークＰＫ１、ＰＫ２の存在と関連する複数の検出されたＴ１−Ｔ４値は、覚醒の検出である。この検出された覚醒は、患者が睡眠に戻るまで、刺激の開始を遅らせるために使用できる。心臓ペースメーカーで使用されるような体動センサーを本装置に含ませ、患者の覚醒の判断に使用できる。例えば、体動センサーからの信号をモニターし、もし予め定めた振幅と持続期間の閾値を満足していれば、それは覚醒の検出である。覚醒をより正確に検出するためにも、体動センサーの覚醒判断を、呼吸波形での覚醒検出と結合させることができる。それから例えば、もし体動センサーと呼吸波形が覚醒を示すならば、患者への刺激は使用不能である。呼吸波形と体動センサー用の覚醒判断の閾値は、個々の患者の睡眠活動に応じて装置に予めプログラムできる。
【００３５】
図２８〜３０のブロック図は、吸気作用検知と吸気作用検知に応じた刺激の基本的方法を示す。概略的には、ベースライン振幅とオフセット計算値が呼吸運動波形のために確立される。それから波形は、吸気の開始（すなわち、吸気のターニングポイントの達成）から呼気の開始（すなわち、吸気のピークＰＫ１の達成）まで、そして呼気のオフセット（すなわち、負の呼気のピークＰＫ２の達成）までトラッキングされる。適応可能な時間／形態フィルタを、呼吸パターン中の基準変化への調整に使用する。先行する呼吸間隔の平均値が、次の呼吸のために予測された開始を供給するために使用され、刺激は、予測された開始と同調して能動化され、そしてそれによって実際の呼吸にわずかに先行する。呼吸が予測より早いとき、刺激は検出された吸気作用開始で始められる。全てのシステム周辺装置入力と出力のブロック３００における初期設定は、システムの電力投入時、あるいはのマニュアルでリセットされたときに能動化される。ブロック３０２における呼吸のオフセット計算は、波形をサンプリングし、ＤＣ結合アンプのための平均オフセットを見つけることによって着手される。それからシステムは、ブロック３０５で呼気のオフセットを検出することによって波形にそれ自身を同期させる。それからシステムは、ブロック３０７で初期設定ステップを実行され、システムは、波形のアンプゲインをセットし、正常の形態上のパラメーターを確立するために、いくつかの呼吸周期をトラッキングする。時間参照値は、最後の吸気の開始に関しても確立され、予測された開始を次の呼吸のために算出できる。それからブロック３１０で予測された開始のための適切な時間が経過したかどうかをシステムは決定する。イエスであれば、ブロック３１５における刺激遅延のための要求がテストされ、もし遅延が必要でなければ、刺激はブロック３１２で使用可能となる。ノーであれば、ブロック３２０において、吸気作用開始の検知のために波形がテストされる。イエスであれば、吸気作用開始検知のために、ブロック３２５における刺激遅延のための要求のテストが、刺激がブロック３３０ですでに使用可能であるかどうかのテストとともになされる。もしそれらのテストが一致すれば、刺激はブロック３３５で使用可能となり、次の予測された開始時間がブロック３４０で算出される。ブロック３２０においての吸気開始検知後、振幅限界値（ＴＨＲ２）と上昇時間（Ｔ１）がブロック３４５で算出される。もし上昇時間が、ブロック３５０であまりに長いことが分かれば、検出された吸気作用開始が無効な開始検知であろうから、刺激はブロック３５２で使用不能となる。同様に、もし上昇時間が、ブロック３５５であまりに短いことが分かれば、検出された吸気作用開始が無効な開始検知であろうから、刺激はブロック３５７で使用不能となる。それからシステムは、ブロック３６０で呼気開始（ＰＫ１）を探し、これが検出されるときは刺激は使用不能となる。もし検出されなければ、刺激時間がブロック３６５でチェックされもしそれがあまりに長ければ、刺激はブロック３６７で使用不能となる。いったん呼気の開始（ＰＫ１）が識別されると、システムは、ブロック３７０で呼気のオフセット（ＰＫ２）を探す。一度呼気のオフセットが発見されると、システムは、ブロック３７５で傾きベースラインの算出を開始し、次の吸気の開始を見つけることができる。それからシステムは、再びブロック３１０における予測された吸気開始の分析によって新規な周期を開始する。
【００３６】
上部気道の刺激が、患者の睡眠の邪魔をする非常に別の間隔を有することができるので、患者が刺激の開始前に眠ることを許容されることが非常に重要であり、もし目覚めれば、刺激の影響を感じずに睡眠に戻ることができる。これは図３１で示された刺激遅延システムによって達成される。刺激遅延コントローラー４００は、覚醒事象検出器４０５から覚醒信号を受信する。上述のように覚醒事象検出器４０５は、波形解析を通して検出された動作であり得るし、あるいは覚醒を示す他の事象でもあり得る。例えば、患者がリセットボタンを押したり、あるいは装置をオフとして、目が覚めており、刺激の遅延を望むことを手動で示す。あるいは上述のように、装置自身が、体動センサーを含むかもしれない。心臓ペースメーカーで患者の体動を検出するために採用されるものと類似した人体動作に反応する。Ａｎｄｅｒｓｏｎ等の米国特許第４，４２８，３７８号やＭｕｌｌｅｔｔの米国特許第５，０３１，６１８号に開示される神経刺激器で使用された位置検出器のように、圧電センサーや、覚醒事象検出器４０５からの信号は、刺激遅延コントローラー４００によって受信され、そして同時に、それは刺激を動作不能にする信号４１０を刺激出力段に送る。それからいつ、どのように刺激を再開するかを刺激遅延コントローラー４００は決定しなければならない。例えば、オンとされるのに応じて、刺激は、完全にユニットの初期設定位相（一般的には約６０秒）にわたって抑制され、患者の要求に応じて前もってプログラムされた０〜２０分の範囲にわたって抑制される。例えば、１５分の遅延が、患者がまず眠るために使用され得る。あるいは、リセットボタンをプッシュすれば、第２の予めプログラムされた遅延も（電源投入遅延より一般的には短い）が能動化され、刺激をも抑制する。例えば、１〜５分遅延でも眠気を感じている患者には十分かもしれない。それが遅延期間の間に刺激を完全に抑制するのに便利であるが、患者が知覚できる生理的な応答レベルを下まわるレベルに刺激レベルを減少させることが必要なだけである。抑制しないで刺激レベルを減少させることは、完全に刺激傾斜路コントローラー４１５を能動化することによって達成でき、コントローラ４１５が能動化されると、非常に低い値に刺激振幅を減少させ、徐々に予め選択された時間に移って増大させてゆき、選択時間の終わりには、供給された刺激は、装置にプログラムされた最大の刺激振幅とされる。例えば、刺激は、推定された患者の不眠の度合いに基づいて、３０〜６０秒間にわたって傾斜させることができる。どちらかの１つの完全な刺激抑制が傾斜遅延刺激は、患者が所望により使用できる。図３２で示すように、好ましい遅延システムでは、最大限のプログラムされた刺激４３５が達成されるまで、完全な刺激抑制を伴う遅延４２５は、傾斜制御された刺激４３０と結合される。また好ましい実施形態では、患者の不眠の一個以上のパラメーター、たとえば覚醒事象の周波数、強度あるいは持続期間の特性を刺激遅延コントローラーが記録して反応し、覚醒パラメーターか結合パラメーターが予めプログラムされた基準と一致するならば、遅延期間が自動的に調整される。従って、低強度の短い、頻繁な覚醒期間（たとえば患者の睡眠期間にわたる患者のタイミング）は、患者が非常に眠く、短い遅延だけが供給された（たとえば、約３０秒間の傾斜を伴って１分ぐらい）ことを推定させる。一方、床に就いている患者のように、より長い持続期間の覚醒事象かより強烈な覚醒事象の場合、患者が眠れずにおり、より長い遅延が供給される（たとえば、６０秒間の傾斜を伴って５分ぐらい）ことが推定される。個々のパラメーターの選択や、パラメーターの結合は、覚醒を検出するのに選択された方法に基づき、上述のように患者でテストすることで当業者には容易に調整できる。好ましいパラメーターは、上述のような呼吸波形の分析と、体動応答型の心臓ペースメーカーでの体動センシング実施により、得られる。
【００３７】
１つの実施形態では、５つの覚醒情報源、即ち電源リセット、マニュアルリセット、位置検出器、呼吸波形及び体動センサーが、覚醒事象検出器４０５をトリガするために本システムで採用される。刺激遅延の制御とともにこれらのパラメーターのすべてのモニターはマイクロプロセッサ７５によって操作できる。電源リセットは、患者が床に入って、刺激遅延コントローラー４００での１５分の遅延を引き起こすときに能動化される。マニュアルリセットは、覚醒を示すために患者によって能動化され、５分遅延が刺激遅延コントローラー４００によって供給される。位置検出器は、患者の呼吸部位に取り付けられ、そこで患者の体勢（すなわち、患者が、横臥している直立しているかどうか）を判断できる。そして患者が横臥から座るか立つかする状態の変化も判断する。立つか座るかしている姿勢への変化の検知で覚醒が検出され、そして８分の遅延が刺激遅延コントローラー４００によって印加される。呼吸波形は、指数移動平均上昇時間の算出とともに、上昇時間Ｔ１に関してモニターされる。平均の上昇時間が２５０ミリ秒を下まわるとき、覚醒が推定され、そして刺激遅延コントローラー４００が１分の遅延を供給する。圧電体動センサーは、患者の体動を示すために呼吸部位の表面に取り付ける。このセンサーは、表面のたわみによってセンサー出力を発生させるが、患者の動作からの圧縮波がその表面を撓ませるように取り付けられる。体動センサーの出力は、患者の動作変化を検出するのためにモニターされる。これは、まず体動センサーの出力をモニターし、電源リセットの１６分間における１分間隔でのセンサー出力の計算４個の８秒平均値レベルを算出し、４個の８秒平均値を平均して患者のベースライン体動レベルとすることによって可能であり、その後、このセンサーはほぼ毎秒ごとにモニターされ、センサー出力の指数移動平均が算出される。平均出力が予めプログラムされたレベル（たとえば、ベースラインレベルの３〜５倍）に達するとき、覚醒が推定され、そして３０秒の遅延が刺激遅延コントローラー４００によって印加される。刺激遅延コントローラー４００の出力は、覚醒検知パラメーター間の相互関係によっても決定される。例えば、電源リセット後の１５分の遅延の間に、もしマニュアルリセットが検出されれば、コントローラー４００は、マニュアルリセットによって供給される電源投入か、５分遅延によって供給される残りの１５分の遅延より長い遅延を供給する。すなわち、より長い遅延が常によいとき上述の遅延期間に加えて、呼吸波形と体動センサーから検出された覚醒に応じて供給された遅延は、感知された覚醒の持続期間と感知された覚醒間の時間での覚醒検知数に基づいて調整される。例えば、もし覚醒が少なくとも１５秒間にわたり呼吸波形と体動センサーの両方で検出されれば、はっきりした覚醒が推定され、２分の遅延がコントローラー４００によって供給される。他方、もし体動センサーだけが複数の短い覚醒期間（たとえば、３〜１０秒離れている３〜５回の覚醒）を示すならば、患者が単に眠っていて動いているだけであると推定でき、体動センサーに応じてコントローラー４００によって供給される遅延を１０秒に減少させることができる。また、上述の装置がプログラマブルであるので、上述のような種々の遅延時間と他のシステムパラメーターは、治療している医師によって異なる設定にプログラムされ得る装置のデフォルト値であるかもしれない。
【００３８】
患者が遅延の完了より前に睡眠に戻る場合、無呼吸事象をモニターし、閉塞性の睡眠無呼吸の検知に応じて刺激を維持あるいは増加させることができる。例えば、１つの実施態様として、呼吸運動波形の最高、最低振幅をモニター、振幅の指数移動平均を算出する。各連続する３個の呼吸周期の各々の振幅が平均振幅を１０％超えるとき、無呼吸が推定され、遅延コントローラー４００は遅延を取り消し、それによって刺激が可能になる。誤った無呼吸検知を防ぐために、本装置は、第１の無呼吸検出後の遅延プログラムに応じて１〜３個の補助的無呼吸発現の検知までを、無呼吸検知を確かめるための３〜５分にわたって維持するようにプログラムできる。図３３〜４１の回路図に言及すると、図３３は、４つのピンコネクター４５２を通して受信される変換器信号を処理するためのローパスフィルター４５０と差動ローパスアンプ４６０を示す。コネクター４５４からの１つの線は、変換器が適切に接続していることを示すために、マイクロプロセッサ７５に接続する。３個のオペレーショナルアンプ４６２ａ、４６２ｂ、４６２ｃがアンプ４６０で使用される。アンプ４６０からの信号出力は、図３４に示すゲイン制御装置４７０に送られる。ゲイン制御装置４７０は、４個のアナログスイッチ４７２ａ、４７２ｂ、４７２ｃ、４７２ｄの一個以上をマイクロプロセッサ７５が選択することで駆動される。抵抗器４７４ａ、４７４ｂ、４７４ｃ、４７４ｄは、マイクロプロセッサ７５によって必要により選択あるいは選択解除される。抵抗器４７４ａ〜ｄは、各々異なる値を有し、回路からのそれらの選択か選択解除により、調整すべき信号のゲインが変わる。ゲイン制御装置４７０からの信号出力は、図３５のオフセット制御回路４８０に送られる。図３５に言及すると、アナログオフセットは、マイクロプロセッサ７５によって制御されるＤ／Ａ変換器４８２によって発生させられる。結果として生じる増幅されかつオフセットされた呼吸信号は、アナログ／ディジタルコンバータ４８３に送られ、信号はデジタル化されて、そしてマイクロプロセッサに７５に送られる。アナログ／ディジタルコンバータ４８３は、波形情報をマイクロプロセッサ７５に与えるために使用され、マイクロプロセッサ７５は、信号ゲインとオフセットを制御することができる。所定間隔（たとえば、８秒）にわたるアナログ／ディジタルコンバータ４８３から呼吸信号をマイクロプロセッサはサンプリングし、かつ平均する。それからこの算出された平均オフセットは、Ｄ／Ａ変換器４８２を通して発生させるべきＤＣオフセットを決定するために使用される。有効な呼吸信号のための指数平均ピーク／天底値は、図３４のマイクロプロセッサゲイン制御線を通してゲインを決定するために使用される。図３６は、刺激整形回路４９０を示す図で、２重のＤ／Ａ変換器が、マイクロプロセッサ７５からの信号を単相性の波形に変換し、刺激パルスの形状を規定する。コンバータ４９２の第１段は、刺激の形状を規定しているマイクロプロセッサ７５からディジタル信号を受信する。この刺激は、傾斜部分と平坦部分を波形に含んでおり、第１段４９４で最大ゲインにおいてアナログ波形を出力する。コンバータ４９６の第２段は、マイクロプロセッサ７５からディジタル信号を受信する。この信号は、印加すべきゲインとコンバータからのアナログ出力がその所望のレベルに波形のゲインを減少させることを示す。電圧レベル回路４９７は、ポテンショメータ４９８とともにＲＦ信号の出力レベルを制御する（刺激出力の最大値及び第１、第２コンバータ段４９４、４９６を調整するために）。マイクロプロセッサ７５は刺激レベル出力をモニターし、そして過電圧機能不全の予めプログラムされた刺激レベル特性とそのレベルを比較し、もしそれを超えれば刺激出力が使用不能となる。この回路からの出力信号は、図３８のアンテナ出力回路のＲＦ出力スイッチングトランジスター４２２にバイアスを掛けるために使用される。図３７のＲＦ発振器回路５００に言及すると、マイクロプロセッサ７５は、能動ゲート５０２によって発振器をオンとし、また能動ゲート５０３によってパルスをゲート制御する。リセットスイッチ５１３が押されるとき、ラッチ５１２は、ゲート５０４を通しての刺激出力を動作不能にする。アンテナが取り除かれると、ラッチ５１４は、ゲート５０４を通しての刺激出力を動作不能にする。これらの事象のいずれの後でも、刺激がマイクロプロセッサ７５によって再使用可能でなければならない。出力信号５１５は、図３８のアンテナ出力回路５２０に送られ、図３６の刺激整形回路３９０で形成された信号と結合される。アンテナ出力回路５２０では、信号は、アンテナコネクター５２４で装置の所望の出力信号にＮＰＮパワートランジスター５２２を通して結合される。アンテナ接続の存在を検出するために、ＮチャンネルＦＥＴ５２６を採用しているアンテナ検出器回路が用いられ、この回路は図３７のラッチ５１４と、図４１のＬＥＤアンテナインジケータ１６２への信号出力５２８を備えている。図３９、４０は、それぞれ電源投入リセット回路５３０と、マニュアルリセット回路５４０を含む患者が実行可能なリセット装置を示す。電源投入リセット回路５３０では、装置に動力を供給することは、マイクロプロセッサ７５を能動化させるためのリセットをもたらす。マニュアルリセット回路５４０で、患者はリセットスイッチ５１３を押して、マイクロプロセッサ７５をリセットし、図３７で示すようにラッチ５１４によって刺激出力を動作不能にすることができる。図４１は、吸気作用ＬＥＤインジケータ１５８を含むインジケータ回路５５０を示し、この回路は、システムが初めにオンとされたとき、各々マイクロプロセッサ７５から制御される電源投入表示と低電池ＬＥＤ表示１６０及びＲＦの検出された切断に応じて出力アンテナを照らすアンテナＬＥＤインジケータ１６２に応答する。
【００３９】
図４２で、患者６００に使用される上述のシステムが示される。このシステムは外部のトランスミッタ／コントローラ５５、患者の胸部の周囲のベルト６０２を含む呼吸変換器６０及びベルト６０２からトランスミッタ／コントローラ５５に延びてトランスミッタ／コントローラ５５に呼吸波形情報を供給するリード６０４を含む。感知された波形に応じて、トランスミッタ／コントローラ５５は、患者６００の上部気道筋肉６１０（頤舌筋筋肉）を刺激するために、アンテナ／電極システム６５を通してパルス刺激を送出する。アンテナ／電極システム６５は、リード６１０と出力アンテナ６ｌ２によりトランスミッタ／コントローラ５５に接続する。出力アンテナ６ｌ２は、受信アンテナ６２０にＲＦ信号６１５によって結合し、リード６２２により刺激電極６２４に接続する。刺激電極６２４は、舌下神経６３０を刺激するために位置決めされている。
【００４０】
上述のように、本装置は、図４３で示すような完全に植え込み型の刺激システムでも実行できる。図４３で、植え込み型のパルス発生器７１０（たとえば、呼吸センサーからの入力を含むように変更されたＭｅｄｔｒｏｎｉｃ社のＩＴＲＥＬ ＩＩ Ｍｏｄｅｌ７４２４）を、プレッシャセンサー７１５から呼吸感知のために患者７００に植え込むことができる。Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ社のＩＴＲＥＬＩＩ植え込み型神経刺激器は、経皮的なＲＦテレメトリーによってモード変化を可能にしている進歩したプログラマブルな特徴を有する。装置作用の患者が制御可能パラメーターは、それゆえに小さなハンドヘルド型のテレメトリー装置を通して患者が制御できるが、医師が外部のプログラマーを通しての装置の補助的操作パラメータを予めセットできる。プレッシャセンサー７１５は、動的差圧プレッシャセンサータイプであり、たとえばＡｎｄｅｒｓｏｎの米国特許第４，４０７，２９６号やＡｎｄｅｒｓｏｎ等の米国特許第４，４８５，８１３号のようなものである。プレッシャセンサー７１５は、外科的に植え込まれ、胸膜腔内のたとえば胸骨上切痕のようなスペースや、道管と食道の間あるいは肋間スペースと圧力が共通する。胸骨上切痕は、腹板のすぐ上の上胸部のよく知られている人体構造であり、胸膜腔内のスペースと解剖学的に連続性している。胸膜腔内の圧力変化が特有の呼吸波形を供給することは、よく知られており、正式にそれは呼吸ベルト変換器によって生じるものに非常に類似し、そして同期刺激を生じさせるために、上述の態様と同じように分析され得る。呼吸運動検知のための補助的あるいは代用の方法は、胸郭のインピーダンスか肋骨内面のＥＭＯか横隔膜筋電図の測定である。吸気作用への同期刺激は、舌下神経７３０のまわりの電極７２０にリード７１８を通してパルス発生器７１０から供給される。
【００４１】
本発明は、上記各実施形態に限定されるものではなく、種々の他の実施形態や実施形態の変形例とも使用可能である。
【図面の簡単な説明】
【図１】正常な呼吸体動を示す患者の側面断面の図である。
【図２】呼吸運動波形と呼吸運動波形の段階を示すグラフである。
【図３】呼吸気流波形のグラフを示すグラフである。
【図４】対応する呼吸運動波形を示すグラフである。
【図５】閉塞性の無呼吸の開始における図１の患者の側面断面図である。
【図６】正常の吸気運動を示す吸気運動呼吸の波形を示すグラフである。
【図７】無呼吸事象の開始における正常の吸気運動の変化を示すグラフである。
【図８】呼吸の気流を示す呼吸波形（図６、７で示された呼吸運動波形ではなく、無呼吸事象における患者の）のグラフである。
【図９】本発明による無呼吸治療装置の１つの実施形態のブロック図である。
【図１０】図９の上部気道トランスミッタ／コントローラのブロック図である。
【図１１】植え込まれた受信アンテナへの図１０のＲＦ出力アンテナの結合を示す平面図である。
【図１２】図１０の上部気道トランスミッターの制御盤の図である。
【図１３】図９の上部気道トランスミッターからの刺激同期する呼吸波形を示すグラフである。
【図１４】図９の上部気道トランスミッターからの刺激の同期化を示す波形グラフである。
【図１５】マイクロプロセッサ、Ｄ／Ａコンバータ及び図１４の刺激バーストウィンドーを作るための図１０で示す刺激整形器によって供給される整形波形を示すグラフである。
【図１６】図１５で示すような２つの刺激バーストウィンドーを示す波形と、バースト期間を示す図である。
【図１７】呼吸波形に同期した図１６による波形を示すグラフである。
【図１８】図１７の波形の咳か動作の人為事象による刺激の休止を示すグラフである。
【図１９】呼吸波形の通常の不応期の外側にあり、人為事象的吸気信号の存在による刺激休止を示す図１７による波形のグラフである。
【図２０】呼吸波形中の持続性の吸気信号に応じた刺激バーストの丸めを示す図１７による波形のグラフである。
【図２１】図１５〜２０の各刺激バーストに結合され、マイクロプロセッサから信号に応じてオンとなった発振器信号を示す波形である。
【図２２】アンテナ出力で取り出される図１０の装置のための出力波形であり、図２１の発振器信号とＲＦ搬送波の結合遅延を伴う図１５の刺激バーストウィンドーの形成を示す。
【図２３】図１０の呼吸変換器による吸気周期のための分析ポイントを伴う呼吸波形である。
【図２４】咳による人為事象を伴う図２３による呼吸波形である。
【図２５】動作による人為事象を伴う図２３による呼吸波形である。
【図２６】吸気気流波形と、無呼吸事象の間の図２３による呼吸運動波形との比較を示す図である。
【図２７】無呼吸事象間の図２３による呼吸運動波形の比較を示す図である。
【図２８】図１０の装置による呼吸の波形分析と刺激の誘導を示すブロック図である。
【図２９】図１０の装置による呼吸の波形分析と刺激の誘導を示すブロック図である。
【図３０】図１０の装置による呼吸の波形分析と刺激の誘導を示すブロック図である。
【図３１】患者の覚醒に応じた図１０の装置の作用のブロック図である。
【図３２】図３１による患者の覚醒に応じて能動化した傾斜振幅及び遅延機能を示す図である。
【図３３】図１０の装置の呼吸運動信号の濾過と増幅のための回路図である。
【図３４】図１０の装置のゲイン制御装置の回路図である。
【図３５】図１０の装置のＡ／Ｄ変換器の回路図である。
【図３６】図１０の装置のＤ／Ａコンバータと刺激整形器の回路図である。
【図３７】図１０の装置のＲＦ発振器の回路図である。
【図３８】図１０の装置のアンテナ出力回路図である。
【図３９】電源リセットを含む図１０の装置の実行可能なリセット回路図である。
【図４０】電源リセットとマニュアルリセットを含む図１０の装置の実行可能なリセット回路図である。
【図４１】図１２の制御盤のパネルインジケータの回路の図である。
【図４２】図９の無呼吸治療装置を患者に適用した状態の図である。
【図４３】植え込み型のパルス発生器と胸内植え込み型のプレッシャセンサーを使用している本発明の実施形態を示す図である。
【符号の説明】
１０ 患者
２０ 空気
１５ 気道
５５ トランスミッタ／コントローラ
６０ 呼吸変換器
６５ アンテナ／電極システム
７０ プログラマー
７５ マイクロプロセッサ
８０ 呼吸変換器
１００ アンテナ出力
１１０ 刺激整形器
１１５ ＲＦ発振器
１２０ ＲＳ−２３２シリアル・インタフェース
１２５ ＲＦ出力アンテナ
１３５ 受信アンテナ
１５０ 制御盤
１７５ 刺激ウィンドー
２００ 波形ウィンドー
２１９ 刺激パルス
２２７ 刺激バースト
２３０ 制御信号
２３７ ＲＦ搬送波遅延期間
４００ 刺激遅延コントローラー
４０５ 覚醒事象検出器
４１５ 刺激傾斜路コントローラー
４６０ アンプ
４７０ ゲイン制御装置
４８０ オフセット制御回路
４８３ アナログ／ディジタルコンバータ
５００ ＲＦ発振器回路
５１３ リセットスイッチ
Claims (32)
- 以下の要件からなる閉塞性の睡眠無呼吸患者を治療するための医療用装置。
（ａ）患者の吸気作用を感知する感知手段、（ｂ）上記感知手段と接続し、吸気作用の間の患者の気道の開通性保持するために感知された吸気作用に応じた有効な強度で気道筋肉組織等の患者の組織に対して電気的刺激バーストを供給する刺激手段、（ｃ）覚醒事象を検出する検出手段、（ｄ）上記検出部と接続し、刺激が患者に知覚できないように刺激の強度を減少させる強度減少手段、（ｅ）上記強度減少手段及び上記検出手段と接続し、覚醒事象の検知後の予め定めた時間にわたり上記強度を減少させた刺激を維持するクロック手段、（ｆ）上記クロック手段と接続し、時間が経過した後の予め定めた吸気作用の間に患者の気道の開通性を維持するのに有効となるように刺激強度を増大させる強度増大手段。 - 上記クロック手段と接続し、検出された覚醒事象のパラメーターの関数として上記予め定めた時間を調整する調整手段を含む請求項１の医療用装置。
- 上記パラメーターは、検出された覚醒事象の持続期間のパラメーター特性である請求項２の医療用装置。
- 上記パラメーターは、検出された覚醒事象の強度のパラメーター特性である請求項２の医療用装置。
- 上記パラメーターが、検出された覚醒事象と先行する覚醒事象の間の経過時間についてのパラメーター特性である請求項２の医療用装置。
- 上記刺激強度を減少させる手段が、完全に刺激を阻止する手段を含む請求項１の医療用装置。
- 上記刺激強度を増大させる手段が、刺激強度を傾斜させる手段を含む請求項１の医療用装置。
- 上記傾斜手段が、以下の要件からなる請求項７の医療用装置。
（ａ）患者に知覚できない刺激強度で刺激を開始する刺激開始手段、（ｂ）上記刺激開始手段と接続し、予め定めたレートにおける刺激の開始強度を増大させる強度増大手段、（ｃ）上記強度増大手段と接続し、予め定めた刺激強度における強度の増加を終わらせる増加終了手段。 - 上記覚醒事象を検出する検出手段が、患者からの手動の信号を読み込む手段を含む請求項１の医療用装置。
- 上記患者からの手動の信号を読み込む手段が、装置をオンとする手段を含む請求項９の医療用装置。
- 上記患者からの手動の信号を読み込む手段が、リセット手段を含む請求項９の医療用装置。
- 上記覚醒事象を検出する手段が、患者の移動を検出する手段を含む請求項１の医療用装置。
- 上記覚醒事象を検出する手段が、患者の呼吸波形の変化を検出する手段を含む請求項１の医療用装置。
- 患者の呼吸波形中の変化を検出する手段が、呼吸波形での動作による人為事象を決定する手段を含む請求項１３の医療用装置。
- 上記強度増大手段と接続し、睡眠無呼吸の検知に応じて刺激バーストの振幅を増大させる無呼吸検知手段を含む請求項１の医療用装置。
- 上記無呼吸検知手段が以下の要件からなる請求項１５の医療用装置。
（ａ）患者の吸気運動をモニターするモニター手段、（ｂ）上記モニター手段と接続し、ベースライン値と呼吸運動を比較する比較手段。 - 上記覚醒事象を検出する検出手段が以下の要件からなる請求項１から１６のいずれかの医療用装置。
（ａ）人体動作による人為事象を示す波形の少なくとも１つのパラメーターについて患者の呼吸運動波形をモニターするモニター手段、（ｂ）上記モニター手段と接続し、患者が目覚めているかどうかを決定するため予め定めた限度を有するパラメーターについて少なくとも１つの値を比較する比較手段。 - 上記パラメーターが、吸気上昇時間、ピークまでの吸気時間、吸気開始から呼気のオフセットまでの時間、吸気のピークピーク時間、呼気のピークピーク時間、そして呼吸間時間からなるグループから選択されたものである請求項１７の医療用装置。
- 上記吸気上昇時間が多くとも２２０ミリ秒である請求項１８の医療用装置。
- ピークまでの吸気の時間は、多くとも７５０ミリ秒である請求項１８の医療用装置。
- 吸気開始から呼気オフセットまでの時間は、多くとも１０００ミリ秒である請求項１８の医療用装置。
- 吸気のピークピーク時間は、多くとも２秒である請求項１８の医療用装置。
- 呼気のピークピーク時間は、多くとも２秒である請求項１８の医療用装置。
- 呼吸間時間は、多くとも２秒である請求項１８の医療用装置。
- 上記予め定めた限度が、パラメーター値のベースライン平均値に基づく請求項１７の医療用装置。
- 上記パラメーターは、吸気上昇時間であり、該吸気上昇時間は、多くともベースラインから１０００〜１５００ミリ秒を引いたものである請求項２５の医療用装置。
- 上記パラメーターは、ピークまでの吸気時間であり、該吸気時間は、多くともベースラインから１４００〜２１００ミリ秒を引いたものである請求項２５の医療用装置。
- 上記パラメーターは、吸気開始から呼気のオフセットまでの時間であり、上記吸気開始から呼気オフセットまでの時間が、多くともベースラインから２２００〜３３００ミリ秒を引いたものである請求項２５の医療用装置。
- 上記モニター手段と接続し、上記パラメーターの複数の値を平均し、かつ上記予め定めた限度と該平均値を比較する平均手段を含む請求項１７の医療用装置。
- 患者の要求に応じて上記予め定めた限度を調整する調整手段を含む請求項１７の医療用装置。
- 上記モニター手段と接続する治療調整手段、及び覚醒検知時に患者への電気的刺激を減少させて患者の治療を調整する比較手段とを含む請求項１７の医療用装置。
- 以下の要件からなる請求項１７の医療用装置。
（ａ）体動センサー、（ｂ）上記体動センサーと接続し、予め定めた限度とセンサー出力を比較する比較手段、（ｃ）上記体動センサー及び上記比較手段と接続し、センサー出力とパラメーター値の比較によって患者が目覚めているかどうかを決定する覚醒決定手段。
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