神经刺激器中呼吸触发的胸骨旁肌电记录的制作方法

本发明涉及一种呼吸植入系统，例如可植入的呼吸起搏系统和睡眠呼吸暂停治疗系统。

背景技术：

喉位于颈部中并且参与呼吸、发声(说话)以及保护气管免于吸入食物和水。图1a示出人喉解剖结构的冠状面剖视图而图1b示出横切面剖视图，人喉解剖结构包括会厌101、甲状软骨102、声带103、环甲肌104、杓状软骨105、环杓后肌(pcam)106、声带肌107、环状软骨108、喉返神经(rln)109、杓横肌110、杓斜肌111、喉上神经112和舌骨113。

在呼吸的吸气阶段期间，喉的神经和肌肉外展(打开)声带103以允许空气进入肺。在呼吸的呼气阶段期间，喉的神经和肌肉加合(关闭)声带103以产生浊音。在静止时，呼吸频率通常在每分钟12到25次呼吸。所以，例如，每分钟20次呼吸导致3秒的呼吸时间，其中包括1.5秒吸气阶段和1.5秒呼气阶段(假定50/50的比例)。呼吸频率变化取决于身体活动。

喉返神经(rln)109的单侧和双侧的损伤或者断裂最初会导致喉(和喉下部)支撑肌暂时的局部麻痹。rln109的双侧中断导致环杓后肌(pcam)106的外展肌功能丧失，这是具有急性窒息和生命威胁的情况。这样严重的情况通常需要双侧声带麻痹外科治疗，例如脊髓前侧柱切断术或者杓状软骨切除术，继而会限制发声并且存在生理性气道保护的风险。

另一个更新的治疗rln损伤的方法是使用呼吸植入物，其在吸气期间电刺激(起搏)pcam106以外展(打开)声带103。在呼气期间，声带103放松(关闭)以促进发声。在第一代呼吸植入系统中，患者能够根据他或她的身体状态(如静止、正常行走、楼梯等)通过手动切换起搏器装置的刺激频率来改变起搏/呼吸频率(每分钟呼吸次数)，前提是人体可以在一定的锁定范围内适应人工外部施加的呼吸频率。因此，患者和呼吸起搏器可以被描述为几乎在相同频率上但没有相位匹配(没有锁相)的自激振荡器。有时，两个系统是同相的，但是其它时候两个系统可能是异相的，因此对患者的益处将会减少。

更新的第二代呼吸植入物产生刺激触发信号以使起搏器的刺激定时与患者的呼吸周期同步。刺激触发信号定义呼吸循环期间的特定时间点以启动对目标神经组织的刺激。该时间点具体可以是呼吸的吸气或呼气阶段的开始或结束、呼吸暂停或任何其他定义的时间点。为了检测期望的时间点，已经研究了几种类型的呼吸传感器以产生在每个呼吸周期内变化的呼吸感测信号。这些包括例如各种传声器、加速度计传感器和压力传感器(位于胸膜间隙中)。肌电图(emg)测量也正被研究用于开发刺激触发信号。

除了用于rln损伤的喉起搏器之外，还存在呼吸植入神经刺激器，其电刺激支配舌根的舌下神经以治疗睡眠呼吸暂停。这些睡眠呼吸暂停治疗系统使用在呼吸的吸气阶段触发的呼吸传感器，例如，在胸膜间隙使用生物阻抗测量或压力传感器。

美国专利申请14/677,023(通过引用整体并入本文)描述了将肌内传感器放置在胸骨旁肌的身体内。但不幸的是，该放置位置仍然可以捕获源自上覆胸肌的大量不需要的emg信号。胸肌产生的emg信号比胸骨旁肌产生的emg信号大得多，这些信号是由(例如臂部的)运动引起的，而不是通过胸骨旁肌的呼吸活动引起的。

技术实现要素：

本发明的实施例涉及用于呼吸受损的植入患者的呼吸植入系统的呼吸传感器。传感器主体由电绝缘材料制成，并且构造成适配在两个相邻的肋骨之间以及在植入患者的胸肌和胸骨旁肌之间，其底表面邻近胸骨旁肌的浅层表面而顶表面邻近胸肌的深层表面。至少一个胸骨旁传感器电极位于传感器主体的底表面上并且构造成与传感器主体的电绝缘材料配合以感测表示受附近胸肌的电活动影响最小的相邻胸骨旁肌的电活动的胸骨旁肌电图(emg)信号。

传感器主体可以具体地是桨形的。至少一个胸骨旁传感器电极可以包括一对双极感测电极，并且它可以是圆形、正方形或矩形的。

呼吸传感器还可包括至少一个胸肌传感器电极，其位于与至少一个胸骨旁传感器电极相对的电极主体的顶表面上。至少一个胸肌传感器电极构造成与传感器主体的电绝缘材料配合以感测表示相邻胸肌的电活动的胸肌emg信号。至少一个胸肌传感器电极可以包括一对双极感测电极，并且它可以是圆形、正方形或矩形的。呼吸传感器还可以包括一个或多个缝线附接点，所述缝线附接点附接到传感器主体并且构造成当呼吸传感器植入患者体内时将传感器主体固定地附接到相邻的组织。

本发明的实施例还包括具有根据前述任一项的呼吸传感器的呼吸植入系统。呼吸植入系统可以具体地是具有刺激电极的喉植入系统，该刺激电极将呼吸起搏信号传递到喉部的环杓后肌。或者呼吸植入系统可以是具有刺激电极的睡眠呼吸暂停治疗系统，该刺激电极将呼吸起搏信号传递到舌下神经或isln(喉内上神经)。

附图说明

图1a示出了人喉解剖结构的冠状剖视图，图1b示出了人喉解剖结构的横截面视图。

图2示出了根据本发明的实施例的呼吸植入系统。

图3将肺活量计参考信号波形与正常呼吸期间的胸骨旁emg呼吸传感器波形进行比较。

图4示出了来自呼吸植入系统中胸骨旁肌中的记录电极的emg信号和ecg信号。

图5示出了根据本发明的一个实施例的呼吸器肌肉结构的一部分以及呼吸传感器的横截面视图。

图6a示出了如图5中的呼吸传感器的俯视/仰视平面图，示出了传感器电极的不同形状。

图6b示出了如图5中的呼吸传感器的侧视图，示出了各种传感器电极配置。

具体实施方式

本发明的各实施例涉及改进的呼吸植入物，其使用植入在胸骨旁肌的内部或附近的呼吸传感器来检测呼吸障碍患者的呼吸活动。这种系统还可以使用三轴加速度传感器和/或陀螺仪作为运动/位置传感器。这些传感器可以是位于主植入物外壳内部的特定形式的小型装置包，或者是在外部处于可通信地连接到主植入物外壳的单独壳体中。这种呼吸植入系统包括例如喉起搏器系统和睡眠呼吸暂停治疗系统。

图2示出了这种呼吸植入系统的一个实施例，其具有植入起搏处理器201，植入起搏处理器201接收来自植入在胸骨旁肌中的植入呼吸传感器202的呼吸信号，该呼吸传感器检测植入患者的呼吸活动。可选地，三轴加速度运动传感器也位于起搏处理器201的外壳内并产生运动信号。基于呼吸信号，起搏处理器201产生呼吸起搏信号，该呼吸起搏信号与检测到的呼吸活动同步并且通过处理器引线将起搏信号传递到植入目标呼吸神经组织中的刺激电极203以促进植入患者的呼吸。

关于呼吸传感器202的具体实施方式，应当理解，在呼吸的吸气阶段期间，各呼吸肌——例如膈肌、肋间外肌以及肋间内肌的胸骨旁部分(后者被称为胸骨旁肌)——总是活跃的。在每个呼吸周期中，在吸气期间，这些肌肉都会不自主地活动并收缩。特别地，胸骨旁肌(也称为软骨间肌或肋间内肌的胸骨旁部分)在吸气期间提升肋骨。因此，本发明的一些具体实施方案利用胸骨旁肌的收缩，具体是通过胸骨旁呼吸传感器202，实现为肌电图(emg)传感器。

胸骨旁肌的活动和肌肉量具有内侧到背侧的梯度以及颅尾梯度，这意味着胸骨旁肌从胸骨到肋骨基部逐渐变小。胸骨旁呼吸传感器202可以插入位于胸骨和起搏处理器附近(参见图2)的胸腔中的肋骨间隙中的胸骨旁肌或与其相邻，优选地在第二或第三间隙中，并且因此从胸骨旁肌获取可靠的呼吸信号。第二或第三间隙提供最厚的肌肉部分(约6-10mm)以固定呼吸传感器202，并且具有的胸肌部分最小，因此胸肌的预计阴影效果或交叉污染最小。另外，该位置在空间上靠近起搏处理器201，并且将呼吸传感器202放置到胸骨旁肌中的手术创口小并且手术不复杂。

胸骨旁呼吸传感器202与运动传感器/陀螺仪组合在一起还可以避免在胸腔主动旋转和弯曲期间的误刺激。已知胸骨旁肌在胸腔的旋转和弯曲期间是活跃的，并且在运动传感器的帮助下，可以测量这些特定的弯曲和旋转并且避免误刺激。

吸气肋间肌在吸气期间引起肋骨的升高也可以通过肌电图(emg)用肌内emg呼吸传感器202测量，该传感器202感测胸骨旁肌的电活动并检测吸气的开始。胸骨旁emg呼吸传感器202的放置可以如上面针对胸骨旁压力传感器所述，放置在靠近胸骨的胸骨旁肌中，以避免遮蔽所感测的emg信号的emg活动。图3将上部的肺活量计参考信号波形(其中正信号是吸气，负信号是呼气)与下部所示的胸骨旁emg呼吸传感器波形进行比较。因为刺激电极206被放置在相对远离胸骨旁肌的喉中的pca肌肉中，所以在胸骨旁emg呼吸信号中将不会看到刺激伪像。

emg呼吸传感器还将检测人体最大的生物信号，即心电图(ecg)。肺在呼吸期间的扩张和放气也会使心脏移动，并且心脏的电轴也在呼吸期间移动。这表明emg和ecg信号可以一起用于产生呼吸触发信号；例如，通过检测呼吸的开始。在图4中，顶部波形显示了覆盖有ecg的r波峰值的胸骨旁emg，其显示了由胸骨旁emg传感器测量的典型原始波形。在图4中部的波形中，10-60hz附近的带通滤波器突出了ecg的r波峰值。在图4底部的波形中，不同的带通滤波器(50-400hz)显示了emg信号的提取。每个信号可以计算吸气的开始，并且可以使用两个信号的组合来产生用于呼吸植入物的触发刺激。ecg信号提取的添加可以在同一记录中提供第二组呼吸传感器，并且为检测吸气的开始增加价值。

除了通过刺激环杓后肌来治疗受损的喉结构之外，本发明的实施方案还可用于治疗睡眠呼吸暂停。在患有这种疾病的人的睡眠期间，在气道被阻塞时发生呼吸暂停事件(阻塞性呼吸暂停事件)并且空气不能进入或排出。呼吸努力增加(呼吸不足)并且如果气道阻塞(呼吸暂停)时大大增加。在该情况下，包括胸骨旁肌的所有呼吸肌都增大活动量以重启空气流动。

这种增加的神经活动可以在胸骨旁肌传感器中记录为呼吸努力的增加，该记录可基于每次呼吸的吸气和呼气之间的压力差(最大到最小压力)，也可基于检测到增加的emg活动，例如基于吸气和呼气之间的emg整流带通滤波信号。并且在这样的呼吸暂停治疗系统中，上述的基于加速度的运动传感器可用于自动检测人何时躺下和睡觉，从而开始测量来自呼吸传感器的呼吸信号以便检测呼吸暂停事件。例如，来自运动传感器的带通滤波加速度信号(0.1-0.5hz)将指示与肋骨架的运动相关的运动加速度。

因此，如果呼吸努力的变化(如从呼吸信号和运动信号确定的)超过某个阈值水平并且在最近的呼吸中增大，则检测到呼吸暂停事件。然后，起搏处理器可以使用来自胸骨旁呼吸传感器的呼吸信号来确定呼吸循环期间的给定具体点，例如，吸气或呼气的开始或结束。然后，起搏处理器向刺激部位(例如，舌下神经或isln)产生呼吸同步刺激信号，直到在呼吸信号中检测到表明呼吸暂停事件已经解决的改善。在一些实施例中，一旦呼吸努力稍微增加，就可以开始触发呼吸刺激以便防止呼吸暂停。在其他实施例中，一旦呼吸努力略微增加就可以开始未触发的连续刺激，以便在整个睡眠阶段期间防止呼吸不足或阻塞。

将emg定位在胸骨旁肌的肌肉组织内的一个问题是可能通过感测其他肌肉(例如上覆的胸肌)中的电活动引起emg信号的交叉污染。由此产生的污染信号可能不适用于呼吸触发刺激，因为在胸肌活动(例如任何手臂运动)期间没有可检测的相位信号。

为了使这种交叉污染降至最低，本发明的实施例包括如图5所示的呼吸传感器，其配置成位于胸肌和胸骨旁肌之间，而不是如上述的插入胸骨旁肌的肌体内。呼吸传感器500包括传感器主体501，传感器主体501由电绝缘材料制成并且构造成适配在两个相邻的肋骨之间以及植入患者的胸肌和胸骨旁肌之间。当植入患者体内时，传感器主体501的底表面502与胸骨旁肌的浅层表面相邻地适配，并且传感器主体501的顶表面503与胸肌的深层表面相邻地适配。至少一个胸骨旁传感器电极504位于传感器主体501的底表面502上，其构造成与传感器主体501的电绝缘材料配合以感测表示受附近胸肌的电活动的影响最小的附近胸骨旁肌的电活动的胸骨旁肌电图(emg)信号。

呼吸传感器500还可包括一个或多个缝合线附接点(为清楚起见未示出)，其附接到传感器主体501并且构造成当呼吸传感器500植入患者时将传感器主体501固定地附接到相邻组织，以防止呼吸传感器500随时间移位/旋转。

图5中所示的呼吸传感器500的具体实施例还包括至少一个胸肌传感器电极505，其位于电极体501的与至少一个胸骨旁传感器电极504相对的顶表面503上。至少一个胸肌传感器电极505构造成与传感器主体501的电绝缘材料配合，以在通过传感器主体501的底表面502上的至少一个胸骨旁传感器电极504检测胸骨旁emg信号的同时感测表示相邻胸肌的电活动的胸肌emg信号。胸肌emg信号表示关于胸骨旁emg信号的伪像，其可以由信号处理算法减去。由此产生的处理过的胸骨旁emg信号中没有通常大得多的胸肌emg信号伪像，因此该信号更准确地反映植入患者的呼吸循环。在其他实施例中，可以使用两个不同的在空间上分离的传感器桨片，一个用于记录胸骨旁肌emg信号，另一个用于记录胸肌emg信号。然而，将两个传感器电极组合在单个传感器主体上减少了可植入部件的数量，简化了外科医生的操作，并减少了植入的手术创伤。

呼吸传感器501的形式可以类似于脊髓刺激中使用的桨状电极，即，具有桨状传感器主体501，其适配在两个相邻的肋骨之间并且应该根据需要尽量短。整个呼吸传感器501的宽度和长度应尽可能小以便进行微创手术，但足够大以便抑制来自胸肌的交叉污染信号。

传感器电极504/505可以更具体地是如图5所示的一对双极感测电极，其可以是任何有用的形状，例如图6a中所示的圆形、正方形或矩形。图6b示出了如图5中的呼吸传感器的侧视图，其中各种传感器电极配置示出了传感器电极504/505可以凹进到传感器主体501的表面下方，与传感器主体501的表面齐平，或者突出到传感器主体501的表面上方。

除了刚刚描述的检测两个emg信号的传感器电极之外，一些实施例还可包括前述的加速度传感器以检测患者的运动状态。例如，加速度传感器可以是处理器/刺激器外壳的部件。在这样的实施例中，功率管理考虑因素表明可能不需要一直连续地感测和记录emg信号和加速度信号。在某些情况下，单独的胸骨旁emg信号可能足以可靠地检测呼吸循环；例如，当患者在静止，很少运动或不运动时。为了使能耗最低，胸肌传感器和加速度传感器可以关闭。

通常，可以应用功率管理系统，例如在美国专利申请14/677,018(其全部内容通过引用并入本文)中所公开的。加速度传感器信号可用于确定是否存在运动。当环境改变时——例如，患者活动增大时——可以激活胸肌emg传感器以感测要从胸骨旁emg信号中减去的胸肌emg信号。例如，植入物处理器可以通过各种不同的处理算法去除胸骨旁emg信号，例如均方根(rms)减法、原始信号减法、teagerkaiser能量减法、整流和带通滤波减法或具有任何这些不同处理算法的患者特定加权因子的减法(在患者试装配期间确定)。随着环境进一步改变——例如，患者活动进一步增大——可以激活加速度传感器以感测加速度信号。这些不同的信号感测模式可以由系统自动控制和/或由患者手动控制。

为了治疗睡眠呼吸暂停，可通过至少两种方式使用处理的胸骨旁emg信号。整流和带通滤波的emg信号的最大值和最小值之间的一次呼吸内的差异可以被定义为呼吸努力，其可以如上所述从处理的胸骨旁emg计算得出。由于睡眠呼吸暂停事件发生在气道至少部分阻塞的情况下，如果气道开始变窄则呼吸努力不自主地增加，并且如果呼吸道完全阻塞则呼吸努力大大增加。在该情况下，所有呼吸肌将表现出增大的神经支配以重启空气流动。这种增加的神经活动将被检测为呼吸努力增加，包括胸骨旁肌的活动增加。如果呼吸努力的变化超过某个阈值并且在最后几个呼吸循环中增大，则检测到呼吸暂停事件，其触发系统响应。例如，处理后的胸骨旁emg信号可以进一步用于检测呼吸循环期间的特定时刻，例如吸气或呼气的开始或结束时刻。此时，处理器可以向植入的刺激电极提供触发的治疗信号，直到处理后的胸骨旁肌emg信号有改善(指示呼吸暂停事件被解决)。可替代地，一旦检测到呼吸暂停事件，就可以自动开始连续刺激，直到系统检测到改善。一些呼吸暂停治疗系统可配置成呼吸努力有轻微增加则开始触发刺激，以避免严重的呼吸暂停事件。

对于睡眠呼吸暂停的治疗，如上所述的加速度传感器也可用于自动检测人的运动状态。当系统测出人在躺着和睡觉时，它可以开始监测胸骨旁emg信号以检测任何呼吸暂停事件的开始。带通滤波加速度传感器信号(0.1-0.5hz)表示肋骨架的移动。加速度信号与经处理的胸骨旁emg信号一起可用于计算呼吸努力，从而检测呼吸暂停事件。

本发明的实施例可以部分地以任何常规的计算机编程语言实现，例如vhdl、systemc、verilog、asm等。本发明的替代实施例可以实现为预编程的硬件元件、其他相关组件、或硬件和软件组件的组合。

实施例可以部分地实现为用于与计算机系统一起使用的计算机程序产品。这样的实施方式可以包括一系列的计算机指令，其固定在诸如计算机可读介质(例如，软盘、cd-rom、rom、或硬盘)的有形介质上，或者可以经由调制解调器或诸如通过媒介连接到网络的通信适配器的其他接口设备传输到计算机系统。该媒介可以是有形媒介(例如，光学或模拟通信线路)或利用无线技术(例如，微波、红外或其他传输技术)实现的媒介。所述一系列计算机指令关于系统实现这里之前描述的全部或部分功能。本领域技术人员应当理解，这样的计算机指令可以以用于许多计算机架构或操作系统的多种编程语言来编写。此外，这样的指令可以存储在诸如半导体、磁、光或其他存储设备的任何存储设备中，并且可以使用诸如光、红外、微波、或其他传输技术的任何通信技术来传输。预计这样的计算机程序产品可以作为带有印刷或电子文档的可移动媒体分发(例如，塑封软件)，通过计算机系统预装载(例如，在系统rom或硬盘上)，或者通过网络(例如，互联网或万维网)从服务器或电子布告栏分发。当然，本发明的一些实施例可以实现为软件(例如，计算机程序产品)和硬件二者的组合。本发明的其他实施实现为纯硬件，或纯软件(例如，计算机程序产品)。

尽管已经公开了本发明的各种示例性实施例，但是对于本领域技术人员来说明显的是，可以在实现本发明的一些优点而不脱离本发明的真实范围的情况下进行各种变型和修改。