JPH08224318A - 上部気道障害を処理するための医療用装置 - Google Patents

上部気道障害を処理するための医療用装置

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JPH08224318A
JPH08224318A JP7266211A JP26621195A JPH08224318A JP H08224318 A JPH08224318 A JP H08224318A JP 7266211 A JP7266211 A JP 7266211A JP 26621195 A JP26621195 A JP 26621195A JP H08224318 A JPH08224318 A JP H08224318A
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    • A—HUMAN NECESSITIES
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Abstract

(57)【要約】 【課題】 患者の上部気道の筋肉の電気的刺激によって
上部呼吸閉塞症を治療する装置を提供する。 【解決手段】 外科的にインピーダンス感知回路を患者
に植え込む。インピーダンス感知センサーは、患者の胸
内の圧力特性信号を検出可能である。植え込まれたイン
ピーダンス感知回路は、患者の呼吸周期の吸息位相と吸
気位相の間に印加された電気的刺激とを識別可能であ
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、電気的刺激を採用
して、閉塞性の睡眠無呼吸や上部気道抵抗症候群のよう
な閉塞性の気道障害の治療を行うための医療用装置に関
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
ｐｈｒａｇｍ Ｐａｃｉｎｇ：Ｐｒｅｓｅｎｔ Ｓｔａ
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（交互に行
われる周期的呼吸の拡張と減圧）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。Ｇｕｉｌｌｅｍｉｎａｕｌｔ Ｃ．等の論文「Ｉ
ｄｉｏｐａｔｈｉｃ Ｈｙｐｅｒｓｏｍｎｉａ Ｒｅｖ
ｉｓｉｔｅｄ：Ｔｈｅ Ｕｎｋｎｏｗｎ Ｕｐｐｅｒ
ＡｉｒｗａｙＲｅｓｉｓｔａｎｃｅ Ｓｙｎｄｒｏｍ
ｅ， Ｓｌｅｅｐ Ｒｅｓ．２０：２５１、１９９１」
で述べられている上部気道抵抗症候群、あるいはＢｒｏ
ｎｉａｔｏｗｓｋｉ Ｍ．等の論文「Ｌａｒｙｎｇｅａ
ｌ Ｐａｃｅｍａｋｅｒ．ＩＩ． Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉ
ｃ Ｐａｃｉｎｇ ｏｆ ＲｅｉｎｎｅｒｖａｔｅｄＰ
ｏｓｔｅｒｉｏｒ Ｃｒｉｃｏａｒｙｔｅｎｏｉｄ Ｍ
ｕｓｃｌｅｓ ｉｎｔｈｅ Ｃａｎｉｎｅ， Ｌａｒｙ
ｎｇｏｓｃｏｐｅ９５：１１９４−９８、１９８５」で
述べられている声帯麻痺のように上部気道に影響を及ぼ
す他の状態も知られている。
【０００４】閉塞性の睡眠無呼吸症候群そして他の上部
気道状態の治療方法は、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、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、襟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、圧力
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５，１７８，１
５６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Ｋａｌｌ
ｏｋ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、患者が始めから眠る
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、検出された呼吸運動に応じた
呼吸運動と治療の実際的検知を含む無呼吸治療装置を供
給することが本発明の目的である。
【０００６】
【課題を解決するための手段】本発明は、患者の上部気
道の筋肉の電気的刺激によって閉塞性の上部気道状態を
治療するものであり、吸気運動を検出し、吸気運動に応
じて上部気道の筋肉を刺激する。このような装置は、完
全に植え込み型の刺激システムで実行できる。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植
え込み型のパルス発生器（ＩＰＧ：Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ
社のＩＴＲＥＬ ＩＩ Ｍｏｄｅｌ７４２４）を患者に
植え込むことができる。Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ社のＩＴＲ
ＥＬ ＩＩ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。それゆえに、患者が制
御可能な装置作用のパラメーターは、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装置の補助的操作パ
ラメータを予めセットできる。
【０００７】そのようなシステムで重大な重要なこと
は、患者の呼吸運動の検知とを分析を可能にする呼吸セ
ンサーのタイプと位置である。心臓ペースメーカーの出
力レートの制御のために分時拍出量を測定することに使
用されるようなインピーダンスセンサーを、呼吸運動セ
ンサーに使用できる。そのようなセンサーは、Ｓｔｅｉ
ｎｈａｕｓ等の米国特許第５，２０１，８０８号、Ｗａ
ｈｌｓｔｒａｎｄ等の米国特許第５，２７１，３９５
号、あるいはＰｌｉｃｃｈｉ等の米国特許第４，５９
６，２５１号に開示されている。インピーダンスセンサ
ーは、外科的にＩＰＧの植え込みの時点で植え込まれ
る。呼吸運動を検出するために、胸部の電気インピーダ
ンスの経時変化が、２つの植え込まれた電極によって決
定される。例えば、電極を皮下に位置決めし、あるいは
ＩＰＧケースに置き、そして同じケース上の電気的に絶
縁している部分によって分離させ得る。それゆえに、１
つの電極は、適当な位置に置くことができる第２の電極
の位置は、僅かな患者の上体の動作によっても影響を受
ける胸部の幾何学的変化の検知を可能にしなければなら
ない。好ましい実施形態では、１つの電極をケースのハ
ウジングとし、第２の電極を、神経電極アセンブリに伸
びているリードの環状電極とする。インピーダンスを測
定するために、電流が、ＩＰＧの導電性のハウジングと
刺激リードの環状電極の間で流れるようにし、結果とし
て生じる電圧を測定する。インピーダンス信号のＤＣ成
分は取り除き、ＡＣ成分は、インピーダンスの変化に比
例したデジタルカウントかパルスに処理する。インピー
ダンス信号の補助的フィルタリングは、動作の影響よう
な生理的な人為事象を取り除くために必要でもある。そ
れから吸気作用と同期した刺激を、神経のまわりの電極
へリードを通してパルス発生器から供給する。
【０００９】そのような圧力感知かインピーダンスは、
気道状態の治療のための医療用装置により、後述の詳細
な説明のように作ることができる。
【００１０】
【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
することによる上部気道疾患の治療装置に関する。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。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。波形の他
の特性は、上部気道刺激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。
【００１１】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部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。
【００１２】本発明の装置では、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一個以上の上部気
道筋肉への同期刺激によって避け得る。刺激する筋肉
は、舌下神経のまわりに置いたカフ電極によって刺激し
得る頤舌筋のような上部気道のかなり多くの筋肉から選
択できる。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の期間に刺激が再開さ
れ、気道の開通性を回復し、そして気流容量を増大させ
る。
【００１３】上述のような装置の動作は、図９で示した
ような完全に植え込み型の刺激システムで実行する。図
９で示すように、たとえば呼吸センサーからの入力を含
むように設計変更された植え込み型のパルス発生器６０
（ＩＰＧ：例えばＭｅｄｔｒｏｎｉｃ社のＩＴＲＥＬ
ＩＩ Ｍｏｄｅｌ７４２４）を圧力センサー７０からの
呼吸感知のために患者６５に植え込むことができる。Ｍ
ｅｄｔｒｏｎｉｃ社のＩＴＲＥＬ ＩＩ植え込み型のＩ
ＰＧ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。それゆえに患者が制御可能な装置の作用のパラメー
ターを、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
通して装置の補助的操作パラメータを予めセットでき
る。電極７０を測定しているインピーダンスは、終端に
刺激電極７３を接続したリード７２のまわりに配置され
た環状電極である。それゆえに、刺激電極７３とリード
７２の外科用植え込みは、インピーダンス測定回路の１
つの測定電極７０と対応する導電体７１の植え込みを可
能にする。吸気作用と同期した刺激は、舌下神経１７４
のまわりの神経電極１７３へリード１７２を通してパル
ス発生器１６０から供給される。
【００１５】図１０は、本実施形態装置の主要な要素の
ブロック図である。本装置は、コントローラー８０を含
む。コントローラー８０は、吸気位相を感知し、上部気
道の筋肉に電気的刺激パルスを伝送することができる。
インピーダンス感知回路８５は、コントローラー８０に
呼吸のための波形情報を送り、コントローラー８０は、
患者の筋肉を刺激するために、電極９０を通して刺激パ
ルスを送り出す。電極は、Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ社のＭｏ
ｄｅｌ３９９０ハーフカフ神経電極を採用することがで
きる。プログラマー９５は、個々の患者に装置を適合さ
せるために、種々のパラメーターを有するコントローラ
ー８０の遠隔プログラミングができる。従って、図１０
の装置は医師によってプログラムされ、その後呼吸周期
の吸気位相の間の上部気道の閉塞を防ぐために、患者に
よって夜ごとに使用される。基本的オン／オフ能力のあ
るプログラマーを、患者が予めプログラムされた治療を
可能にしあるいは動作不能にできるように、患者にも供
給してもよい。全体のシステムが、患者にとって使用し
易くなければならないことは当然であり、一定の医学的
管理なしで使用されることから、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。
【００１６】図１１は、図１０のコントローラー８０の
ブロック図である。マイクロプロセッサ１００は、コン
トローラー８０の主要な動作を制御する。インピーダン
ス感知回路８５からの圧力信号８９が、アンプ／フィル
タ８７に接続され、信号８９と自動ゲイン制御回路８８
から人為事象の影響を濾過する。フィルタはアナログ／
ディジタルコンバータ９１のようなアナログかデジタル
信号の互換処理装置とするとよい。マイクロプロセッサ
１００は、Ｄ／Ａコンバータ１０１と発振器１０２にデ
ータを供給する。発振器１０２は、刺激整形器１０３が
刺激波形を出力信号１０４に整形することを可能にす
る。テレメトリーシステム１０５は、マイクロプロセッ
サと通信するために、外部のプログラマー（図示せず）
が使用される。
【００１７】インピーダンス感知回路８５は、リード７
２、インピーダンス測定電極７０及びＩＰＧ６０を含
む。インピーダンス感知回路８５は、インピーダンス測
定電極７０へのリード７２による周期的二相電流パルス
出力によって心臓のインピーダンスを測定することがで
き、結果として生じる電圧を感知する。結果として生じ
る電圧が感知されると、インピーダンスの変化を反映す
る電圧波形を発生させるために、ＡＣ結合態様で復調さ
れる。測定されたインピーダンス変化は、呼気及び吸気
速度がそれらの最大値に達し、いかなる呼吸動作もない
ときにゼロ値を有する呼吸周期の位相に対応するピーク
を有する信号を伴う患者の呼吸運動の周波数と振幅の変
化に関連付けられる。インピーダンス信号は、呼吸の吸
気位相の間に負であるので、センサー出力は、好ましく
は逆転し、吸気作用は負から正へ向かう状態の電圧を与
える。予め定めた期間（例えば２０〜１００ミリ秒間）
にわたってマイクロプロセッサ１００はインピーダンス
波形をサンプリングし、最後のサンプリング時に、イン
ピーダンス波形電圧の変化の振幅を示す値を決定する。
インピーダンス感知回路８５のいくつかの構成要素は、
外部から供給されたパラメーター値を必要とする演算要
素で、例えば外部プログラミング装置を使用する医師に
よって供給される。また、対話形のプロトコルを、イン
ピーダンス感知回路８５の応答を最適化するために、こ
れらのプログラマブルなパラメーターと協力して使用で
きる。例えば、回路の初期ゲインを供給する呼吸プロト
コルは、睡眠時に正常に患者が呼吸している場合に使用
できる。テストの間の感知されたインピーダンス値は、
テレメトリーシステムと回路８５のために所望の範囲に
プログラムされた初期ゲインによって、医師が観察でき
る。
【００１９】マイクロプロセッサ１００は、インピーダ
ンス感知回路８５からのデジタル化された振幅値から呼
吸運動波形の吸気作用位相を識別し、本システムは、電
極９０においてのその位相の持続期間にわたる整形され
た刺激バーストを供給できる。吸気作用の開始は、圧力
波形の傾き中の予めセットされた閾値より大きいが最大
の傾き値よりは小さい持続する増加として特性を決定さ
れる。一般的に、吸気ターニングポイントは、４０〜１
００ミリ秒の２サンプル期間にわたる１．５〜５倍の振
幅の圧力信号の増加によって示される。圧力信号のピー
ク振幅は、吸気作用の終了と呼気の開始を示す。一般的
に、圧力波形の負の傾きが識別され、３つの連続するサ
ンプリング期間（約６０〜１５０ミリ秒）にわたって持
続するならば、吸気ピークが検出される。
【００２０】また、呼吸圧力信号のアナログ導関数が、
吸気作用の開始とオフセットを判断するために使用でき
る。アナログモードの作用において、ＩＰＧがインピー
ダンス感知回路８５の出力を処理し、圧力センサーに印
加される液圧の時間導関数を得る。信号のベースライン
値が、約１０個の連続する電圧測定値を平均することに
よって確立される。もしその平均値が予め定めた電圧だ
けベースライン値を上まわるならば、ベースライン値は
平均値にリセットされる。いったん有効なベースライン
電圧が確立されると、閾値電圧がベースライン電圧から
確立され（たとえば、ベースライン電圧から定数を引い
た値として）、その値は吸気作用の開始に対応する。セ
ンサーからの信号によって閾値電圧が達成されるとき、
刺激は使用可能となる。信号電圧は、吸気開始の誤りの
正指標を防ぐために平均され、閾値電圧と比較される。
吸気オフセットは、第２の閾値電圧（すなわち、負であ
る呼吸周期の呼気位相についての電圧特性）を計算する
ことによって類似した態様で見つけ出せる。またそれ
は、第２の閾値が達成されたポイントを識別する。
【００２１】図１２〜１５は、本システムの作用の基本
モードを示す。植え込まれたインピーダンス感知回路か
ら得られる患者の呼吸信号１１０がモニターされ、信号
１１０の吸気位相１１２が、波形分析でタイミングポイ
ント１１３と吸気ピーク１１４が識別される。この呼吸
信号１１０は、呼吸周期の吸気位相を示すことで測定さ
れた気管内の圧力１１１と密接に対応することが判別さ
れる。本システムは、吸気位相１１２と同期した適切な
上部気道筋肉組織に双極刺激バーストを供給する。刺激
バーストは、刺激ウィンドー１１５として示され、刺激
ウィンドー１１５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１１７を含む。上昇時間の間に徐
々に増大する刺激及び下降時間の間に徐々に減少する刺
激は、所望であれば供給され得る。理想的には、刺激
は、タイミングポイント１２３と同時の出発点１１３を
有し、終点１２５まで続く。終点１２５は、正確に吸気
ピーク１１４にある。しかしながら、吸気ピーク１１４
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１１０が下方へ向かうと分かる
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１１５の終点は生じない。従って終
点１２５は、吸気ピーク１１４のわずか後に生じる。
【００２２】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】植え込まれたパルス発生器と植え込まれた胸内
の圧力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。
【図１０】植え込まれたパルス発生器と植え込まれたイ
ンピーダンス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。
【図１０】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１１】患者の上部気道に適用された図６のトランス
ミッタ／コントローラのブロック図である。
【図１２】図１０の上部気道トランスミッターからの刺
激に同期する呼吸波形を示すグラフである。
【図１３】図９の上部気道トランスミッターからの刺激
の同期化を示す波形グラフである。
【図１４】対応する気管内の圧力波形を示す図である。
【符号の説明】
１０ 患者 １５ 気道 １７ 気道閉塞部 ２０ 空気 ６０ パルス発生器 ６５ 患者 ７０ 圧力センサー ７２ リード ７３ 電極 ７４ 舌下神経 ８０ コントローラー ８５ 圧力センサー ８７ アンプ／フィルタ ８８ 自動ゲイン制御回路 ９０ 電極 ９１ アナログ／ディジタルコンバータ １００ マイクロプロセッサ １０１ Ｄ／Ａコンバータ １０２ 発振器 １０３ 刺激整形器 １０５ テレメトリーシステム
【手続補正書】
【提出日】平成８年２月２９日
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】図面の簡単な説明
【補正方法】変更
【補正内容】
【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】植え込まれたパルス発生器と植え込まれた胸内
の圧カ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。
【図１０】植え込まれたパルス発生器と植え込まれたイ
ンピーダンスセンサーを使用している本発明による無呼
吸治療装置の１つの実施形態のブロック図である。
【図１１】患者の上部気道に適用された図６のトランス
ミッタ／コントローラのブロック図である。
【図１２】図１０の上部気道トランスミッターからの剌
激に同期する呼吸波形を示すグラフである。
【図１３】図９の上部気道トランスミッターからの剌激
の同期化を示す波形グラフである。
【図１４】対応する気管内の圧力波形を示す図である。
【符号の説明】 １０ 患者 １５ 気道 １７ 気道閉塞部 ２０ 空気 ６０ パルス発生器 ６５ 患者 ７０ 圧力センサー ７２ リード ７３ 電極 ７４ 舌下神経 ８０ コントローラー ８５ 圧力センサー ８７ アンプ／フィルタ ８８ 自動ゲイン制御回路 ９０ 電極 ９１ アナログ／ディジタルコンバータ １００ マイクロプロセッサ １０１ Ｄ／Ａコンバータ １０２ 発振器 １０３ 剌激整形器 １０５ テレメトリーシステム

Claims (7)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 以下の要件からなる、上部気道筋肉の電
    気的刺激によって患者の上部気道閉塞症を処理するため
    の医療用装置。 （ａ）植え込み型インピーダンス感知回路を含むパルス
    発生器、（ｂ）神経にパルス発生器から伸び、少なくと
    も患者の上部気道筋肉の１つを能動化する刺激リード、
    （ｃ）上記刺激リードに沿って伸び、患者の経胸腔的イ
    ンピーダンス特性信号を供給する上記インピーダンス感
    知回路と電気的に接続する少なくとも１つのインピーダ
    ンス測定電極、（ｄ）上記インピーダンス感知回路に応
    答し、患者の吸気作用の開始の少なくとも１つのパラメ
    ーター特性について、上記植え込まれたインピーダンス
    感知回路のインピーダンス信号をモニターする手段、
    （ｅ）上記モニター手段と接続し、吸気作用の開始を検
    出する手段、及び（ｆ）上記検出手段に応答し、吸気作
    用の開始と同期して気道の開通性を回復するレベルで電
    気的刺激を印加する手段。
  2. 【請求項２】 上記モニター手段が、インピーダンス信
    号の傾きの変化を測定する傾き測定手段を含む請求項１
    の装置。
  3. 【請求項３】 上記傾き測定手段が、約４０〜１００ミ
    リ秒の間隔で傾きの変化を測定する請求項２の装置。
  4. 【請求項４】 上記検出手段が、上記モニター手段に応
    答し、吸気作用の開始のための閾値をセットする閾値手
    段を含む請求項１の装置。
  5. 【請求項５】 上記閾値手段が以下の要件を含む請求項
    ４の装置。（ａ）上記モニター手段に応答し、モニター
    された信号のためのベースライン平均値を決定する手
    段、（ｂ）上記ベースライン決定手段に応答し、ベース
    ライン平均値の関数として閾値を決定する手段。
  6. 【請求項６】 インピーダンス信号をデジタル化するた
    めの手段を含む請求項１の装置。
  7. 【請求項７】 インピーダンス信号の時間導関数を供給
    する手段を含む請求項１の装置。
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