JPH08224317A

JPH08224317A - 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

Info

Publication number: JPH08224317A
Application number: JP7266210A
Authority: JP
Inventors: Donald J Erickson; ジェイ．エリックソンドナルド; Roy L Testerman; エル．テスターマンロイ
Original assignee: Medtronic Inc
Current assignee: Medtronic Inc
Priority date: 1994-09-21
Filing date: 1995-09-21
Publication date: 1996-09-03
Anticipated expiration: 2015-09-21
Also published as: JP3684514B2; DE69527903D1; US5522862A; DE69527903T2; EP0702978A3; EP0702978B1; EP0702978A2

Abstract

(57)【要約】【課題】感知された吸気作用に応じて電気的刺激バー
ストによる睡眠無呼吸の治療装置を提供する。【解決手段】本装置は、覚醒事象を検出し、その後感
知された吸気作用に応じてそれ以下では患者が知覚でき
ない電圧刺激強度を維持する。知覚可能な上部気道刺激
なしで患者が睡眠に戻るのを許容するために、覚醒事象
の検知後に、この刺激レベルを予め定められた時間にわ
たって維持される。

Description

【発明の詳細な説明】

【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”Ｄｉａ
ｐｈｒａｇｍＰａｃｉｎｇ：ＰｒｅｓｅｎｔＳｔａ
ｔｕｓ”（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５，１７
８，１５６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５，２
１１，１７３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Ｋ
ａｌｌｏｋ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２２００〜３３
００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１
０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、ＥＰＭＳＳｙｓ
ｔｅｍｓＲｅｓｐ−ＥｚＲｅｓｐｉｒａｔｏｒｙ
ＢｅｌｔＴｒａｎｓｄｕｃｅｒ）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３
０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４
３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Ｍｅｄｔｒｏ
ｎｉｃ社のモデル３５３８ＡＲ−Ｆアンテナ及びＭｅｄ
ｔｒｏｎｉｃ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７
５（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（ＥＰＭＳＳｙｓｔｅｍｓ
Ｒｅｓｐ−ＥｚＲｅｓｐｉｒａｔｏｒｙＢｅｌｔＴ
ｒａｎｓｄｕｃｅｒ）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７
５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（１／２５
６）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１
２０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１３
０、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１５
２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ＬＥ
Ｄインジケータ１５６と吸気作用ＬＥＤインジケータ１
５８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１７
３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１
７５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１８
５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１７
５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２
０８及び刺激平坦域２０９を単相性の波形ウィンドー２
００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１
７０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２
１７は、正しく吸気作用として識別され、刺激パルス２
１９がそれに応じて生じる。図１９では、呼吸信号１７
０での３個のほぼ連続する急速な上向きのふれ２２０
ａ、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２２
７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２４
０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Ｐ
Ｋ２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〜Ｔ
４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２４２
ａ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Ｐ
Ｋ２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１７
０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、１／１
６、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２
４２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２４
２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。Ｔ
３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１
２８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２
５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３６
０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４０
０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。Ａｎｄ
ｅｒｓｏｎ等の米国特許第４，４２８，３７８号やＭｕ
ｌｌｅｔｔ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４
００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４
９８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５０
３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５２
２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１５
８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６
０２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６０
４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６
２４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Ｍ
ｅｄｔｒｏｎｉｃ社のＩＴＲＥＬＩＩＭｏｄｅｌ７
４２４）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。Ｍｅｄｔｒ
ｏｎｉｃ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１１５ＲＦ発振器１２０ＲＳ−２３２シリアル・インタフェース１２５ＲＦ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２３７ＲＦ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５００ＲＦ発振器回路５１３リセットスイッチ

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者ロイエル．テスターマンアメリカ合衆国ミネソタ州 55427ニューホープフォーティースアベニューノース 8515

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】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。
【請求項２】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。
【請求項３】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。
【請求項４】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。
【請求項５】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。
【請求項６】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。
【請求項７】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。
【請求項８】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。
【請求項９】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。
【請求項１０】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。
【請求項１１】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。
【請求項１２】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。
【請求項１３】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。
【請求項１４】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。
【請求項１５】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。
【請求項１６】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。
【請求項１７】以下の要件からなり、患者の睡眠から
の覚醒を検知する医療用装置。（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。
【請求項１８】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。
【請求項１９】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。
【請求項２０】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。
【請求項２１】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。
【請求項２２】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。
【請求項２３】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。
【請求項２４】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。
【請求項２５】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。
【請求項２６】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１
０００〜１５００ミリ秒を引いたものである請求項２５
の医療用装置。
【請求項２７】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。
【請求項２８】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２
５の医療用装置。
【請求項２９】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。
【請求項３０】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。
【請求項３１】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。
【請求項３２】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。