用于优化多电极神经起搏的系统及相关方法

文档序号:10556450阅读:325来源:国知局
用于优化多电极神经起搏的系统及相关方法
【专利摘要】除了其它实施例外,本公开内容还描述了用于选择待在神经起搏过程中使用的电极组合的系统及相关方法。神经起搏系统(例如,用于膈肌激活的膈神经起搏系统)的第一电极组合集合可以被映射(或被测试),以确定电极组合相对于目标神经的位置。一旦目标神经的大体位置被获知,就可以测试更局部化的第二电极组合集合,以确定用于神经刺激的最适合的电极组合。在映射过程的各个阶段中,非最佳的电极组合可以被丢弃,而不作为用于神经起搏过程中的候选。本文所描述的系统和方法可以允许选择在膈肌起搏期间最适合于刺激左膈神经和右膈神经的电极组合。
【专利说明】
用于优化多电极神经起搏的系统及相关方法
[0001] 相关申请的交叉引用
[0002] 本申请根据美国法典第35条第119(e)款要求2014年1月21日提交的美国临时申请 No. 61/929,901的优先权,通过引用将其全部内容并入本文。
技术领域
[0003] 本公开内容涉及使用电刺激对减弱的神经生理功能进行的恢复、增强和/或调制。 某些实施例提供了用于映射并选择在解剖上接近于目标神经的最佳电极的方法。非限制性 实施例包括神经刺激装置、电极结构、电极、传感器,以及相关的方法。
【背景技术】
[0004] 神经的电刺激被广泛地应用于一系列条件的处理中,并且可以被应用于控制肌肉 活动或者生成感觉。神经可以通过手术的方式将电极植入神经内部、周围或附近,并且借助 于所植入的或外部的电源激活电极来刺激。
[0005] 膈神经通常会传输来自大脑的信号,该信号会引起呼吸所需的膈肌的收缩。但是, 各种条件可能会防止合适的信号被传递给膈神经。这些条件包括:
[0006] ?影响脊髓或脑干的永久性或暂时性损伤或疾病;
[0007] ?肌萎缩性脊髓侧索硬化症(ALS);
[0008] ?降低的白天或晚上通气驱力(例如,中枢性睡眠呼吸暂停,気症候群(Ondine's curse));以及
[0009] ?在麻醉剂和/或机械通气的影响下的降低的通气驱力。
[0010]这些条件影响着相当数量的人。
[0011] 插管和正压力机械通气(MV)可被使用几个小时或几天,有时几周的时间段,以帮 助危重患者在重症监护病房(I⑶)中时呼吸。有些患者可能无法恢复自主呼吸并且因此需 要延长的或永久的机械通气。虽然机械通气最初可以救生,但是它具有一系列严重的问题 和/或副作用。机械通气:
[0012] ?常常引起呼吸机所致肺损伤(VILI)和肺泡损伤,这会导致流体在肺中的积累和 增加的对感染的易感性(呼吸机关联的肺炎;VAP);
[0013] ?通常需要镇静,以减少急性插管患者的不适和焦虑;
[0014] ?引起废用隔膜肌的快速萎缩(呼吸机所致隔膜功能障碍,VIDD);
[0015] ?因为肺被加压并且隔膜是不活动的,所以会不利地影响静脉回流;
[0016] ?干扰进食和说话;
[0017] ?需要不容易携带的装置;以及
[0018] ?如果患者未能恢复正常呼吸并且变得对呼吸机依赖,则会增加在医院死亡的风 险。
[0019] 受到镇静作用且与机械呼吸机连接的患者无法正常呼吸,因为对膈肌及辅助呼吸 肌的中枢神经驱动受到抑制。不活动会导致肌肉废用性萎缩以及健康状况的整体下降。膈 肌萎缩快速发生,并且对患者而言能够是严重的问题。根据已发表的器官捐赠患者的研究 (Levine等,New England Journal of Medicine,358:1327_1335,2008年),仅在 18-69小时 的机械通气之后,所有的膈肌纤维就已经平均收缩52-57%。肌纤维萎缩会导致肌无力以及 增加的疲劳性。因此,呼吸机引起的膈肌萎缩能够导致患者变得对呼吸机依赖。据报告,在 美国、欧洲和加拿大,每年有超过840,000位ICU患者变得对呼吸机依赖。
[0020] 众所周知,对于具有永久性呼吸功能不全症的某些患者,由于缺少或减少的自脑 干下行的中枢驱动,因而可行的且有利的是通过使用植入电极对膈神经进行电刺激("起 搏")来有节奏地激活膈肌。多种方法已经被公开。
[0021] 方法1使用通过手术植入颈部或上胸部内的袖套式(cuff-like)电极来直接刺激 膈神经,例如,可从美国纽约康马克市的埃弗里生物医学设备公司(Avery Biomedical Devices Inc.)购得的Mark IV呼吸起搏器系统。电极与通过手术植入的接收器连接并且通 过穿戴在所植入的接收器之上的天线与外部发射器配对。植入用于膈神经起搏的电极需要 重大手术,该手术可能因膈神经细小(直径大约2mm)、纤弱且位于胸部深处的主要血管当中 的事实而是有风险的且复杂的。这种类型的手术涉及很高的成本并且通常仅适用于否则将 会在其余生都依赖于机械通气的某些患者。
[0022] 方法2使用植入肌肉内的电极来起搏膈肌,例如,由俄亥俄州奥伯林市的突触生物 医学公司(Synapse Biomedical Inc.)销售的NeuRx膈肌起搏系统⑧(NeuRx Diaphragm Pac ing System?)。为了映射膈肌内的运动点并将多个电极缝合于运动点附近,外科麻醉 和腹腔镜手术是必要的。这种类型的手术同样涉及大量的时间和成本,并且目前仅适用于 脊髓损伤(SCI)或肌萎缩性脊髓侧索硬化症(ALS)患者,这些患者否则将在其余生依赖于机 械通气。
[0023] 在以方法1或方法2来起搏的某些患者中,发现与机械通气患者相比,由膈神经起 搏提供的有节奏的负压呼吸动作有助于降低肺损伤和感染的速率和程度。膈起搏同样由 Ayas等人(1999; "Prevention of human diaphragm atrophy with short periods of electrical stimulation")证明是用于保持或提高由SCI致瘫的膈肌的强度和耐久性的有 效方法。这种类型的证据涉及肌肉神经的电激活的众所周知的基础生理效应,本公开内容 部分地基于该生理效应。
[0024] 方法3涉及使用血管内植入的电极来刺激神经的系统和方法,该系统和方法由 Joaquin Andres Hoffer石开发出且在题目为 "Transvascular Nerve Stimulation Apparatus and Methods"的美国专利No. 8,571,662中进行了描述,通过引用将该专利全部 内容并入本文。危重的ICU患者通常不适合方法1和2。对于ICU患者中的短期使用,方法3由 于不需要通常要在全麻醉下进行的微创手术的事实而具有独特的优势。方法3通过经皮插 入患者中央静脉(例如,左锁骨下静脉、上腔静脉)内的暂时的、可去除的、多腔的、多电极的 导管有节奏地激活膈肌。在通常未能戒掉且变得依赖于呼吸机的危重患者中,预期在美国 专利No.8,571,662中所描述的起搏治疗会防止、减轻或逆转膈肌的废用性萎缩并保持膈肌 耐久性,从而促使患者成功戒掉机械通气。

【发明内容】

[0025]在暂时依靠机械通气的ICU患者中,能够有理由预期膈肌的短期起搏会防止、减缓 或逆转典型的MV引起的膈肌废用性萎缩的快速进展。当导管被合适地安置于中央静脉之内 时,如同上文结合方法3来描述的,重要的是为神经刺激选择最佳的双极电极组合,该最佳 双极电极组合可以是双极电极对。用于确定电极组合是否为最佳的一个因素可以是与目标 神经的接近度。在选择最佳电极组合时,较低的且较安全的电荷量和电流能够被用来激活 膈神经,从而防止对诸如其它神经、肌肉或心脏之类的附近结构的过度刺激或不需要的激 活。
[0026] 本公开内容的一种实施例提供了根据起搏参数、感测参数和/或众多其它参数来 映射并选择最佳电极对的自动化算法和方法。本公开内容中所描述的用以映射并选择最佳 电极的算法和方法可以有用于经血管的膈神经起搏治疗。另外,经起搏的膈肌可以恢复负 压通气,由此提供更具生理性的呼吸模式并降低正压通气的水平及其对肺部的有害影响。
[0027] 本公开内容的其它实施例包括:用以生成用于多电极导管上的个体电极的起搏参 数、感测参数和/或众多其它参数的映射的算法,用于相对于电极结构在血管内的位置映射 目标神经的算法,用于自动选择最佳电极的算法,以及用以经由所选电极在治疗的传递期 间监测刺激的功效的算法。这样的算法可以被应用于方法中或者被实现于装置中。虽然这 些及其它实施例可以一起应用,但是个体实施例可以以其它组合以及其它环境来应用。例 如,本文所描述的算法可以与用于各种诊断和/或治疗应用的本领域已知的各种神经血管 起搏或感测系统结合起来应用。
[0028] 本公开内容的实施例可以被应用于恢复呼吸,治疗诸如废用肌肉萎缩和慢性疼痛 之类的疾病,以及涉及神经刺激的其它用途。本公开内容的实施例可以应用于急性或慢性 状况的治疗。本公开内容的实施例还可以应用于评估重定位或去除和替代患者体内的电极 结构的必要性。
[0029] 本公开内容的一种实施例涉及神经的经血管刺激。在经血管刺激中,一个或多个 电极的合适布局被定位于在解剖学上接近于待刺激的神经的血管内。电流从电极起穿过血 管壁,以刺激目标神经。
[0030] 本公开内容的另一种实施例涉及在人或其它哺乳动物(例如,猪、黑猩猩)的颈部 和胸部内的神经的经血管刺激。图1和15例示了在人体的颈部和胸部内的所选神经和血管 的解剖图,并且特别地例示了左和右膈神经(PhN)、迷走神经(VN)、颈内静脉(IJV)、头臂静 脉(BCV)、上腔静脉(SVC)和锁骨下静脉(ScV)的相对位置。
[0031] 在一种示例性的实施例中,一种电刺激的方法可以包括:经由第一多个电极组合 中的每个按每次一个的方式将一系列第一电刺激传递给神经;监测对于神经的第一电刺激 中的每个的第一患者响应;基于指示第一多个电极组合的第一子集接近神经的第一患者响 应来选择第一子集;基于第一电极组合的第一子集内的电极,确定第二多个电极组合;经由 第二多个电极组合中的每个按每次一个的方式将一系列第二电刺激传递给神经;监测对于 神经的第二电刺激中的每个的第二患者响应;并且基于第二患者响应,选择第二多个电极 组合的第二子集,其中第二子集包括具有比第二多个电极组合中的其它电极组合更大的第 二患者响应的电极组合。
[0032] 电刺激的方法可以另外地或作为选择地包括下列步骤或特征中的一个或多个:第 一电刺激可以包括在一个或多个患者呼吸的呼气末阶段期间传递的多个电脉冲;所述多个 电脉冲中的每个都可以具有与所述多个电脉冲中的其它电脉冲不同的电荷量;所述多个电 脉冲中的每个都可以具有与所述多个电脉冲中的其它电脉冲相同的电荷量;第二电刺激可 以在第一电刺激之后被传递;监测第一患者响应和监测第二患者响应的步骤中的每个都可 以包括从传感器获取指示气流、体积或压力中的至少一个的信息;监测第一患者响应和监 测第二患者响应的步骤中的至少一个可以包括从传感器获取指示肌电图描记活动、中心静 脉压、心率、胸壁加速、血氧饱和度、二氧化碳浓度、导管位置、机械移动或阻力中的至少一 个的信息;第一多个电极组合的第一子集可以沿着导管的一部分而布置;第一多个电极组 合及第二多个电极组合中的电极组合可以包括双极电极对;选择第一多个电极组合的第一 子集可以包括相对于第一患者响应将第一多个电极组合中的电极组合进行排序,并且选择 第二多个电极组合的第二子集可以包括相对于第二患者响应将第二多个电极组合中的电 极组合进行排序,并且第一患者响应及第二患者响应可以指示对于各自的第一电刺激及第 二电刺激的膈肌响应;选择第一多个电极组合的第一子集或者选择第二多个电极组合的第 二子集的步骤中的至少一个可以包括相对于激活阈值将电极组合进行排序并且丢弃具有 比其它电极组合的激活阈值高的激活阈值的电极组合;第一患者响应或第二患者响应中的 至少一个可以包括对于除了膈肌外的生理特征的不良影响,并且第一多个电极组合或第二 多个电极组合的各自的第一子集或第二子集的选择不包括导致不良影响的电极组合;该方 法还可以包括确定与第二多个电极组合的第二子集的至少一个电极组合对应的募集曲线; 该方法还可以包括调整到第一多个电极组合或第二多个电极组合中的电极组合中的一个 的电流的脉冲宽度和幅度,使得第一电刺激或第二电刺激导致在预设的脉冲宽度范围内的 分级的神经募集;在第一多个电极组合内的电极可以位于细长主体上;在第一多个电极组 合内的电极可以是位于细长主体的近端部分上的近端电极,神经可以是左膈神经,并且细 长主体还可以包括位于细长主体的远端部分上的远端电极,并且该方法还可以包括:经由 第三多个电极组合中的每个按每次一个的方式将一系列第三电刺激传递给右膈神经,其中 第三多个电极组合包括远端电极;监测对于神经的第三电刺激中的每个的第三患者响应; 基于指示第三多个电极组合的第三子集接近右膈神经的第三患者响应来选择第三子集;基 于在第三电极组合的第三子集内的电极,确定第四多个电极组合;经由第四多个电极组合 中的每个按每次一个的方式将一系列第四电刺激传递给右膈神经;监测对于神经的第四电 刺激中的每个的第四患者响应;并且基于第四患者响应,选择第四多个电极组合的第四子 集,其中第四子集包括具有比第四多个电极组合中的其它电极组合更大的第四患者响应的 电极组合;该方法还可以包括将细长主体的近端部分定位于接近左膈神经的第一血管内, 并且将细长主体的远端部分定位于接近右膈神经的第二血管内;并且第一电刺激的速率和 第二电刺激的速率可以至少部分基于:a)对应的呼气末阶段的持续时间,以及b)对应的第 一患者响应及第二患者响应的持续时间。
[0033] 在另一种示例性实施例中,一种电刺激的方法可以包括:使用第一电极组合将第 一电刺激传递给神经,其中第一电刺激包括在一个或多个第一患者呼吸中的每个的呼气末 阶段期间传递的第一多个电脉冲;使用第二电极组合将第二电刺激传递给神经,其中第二 电刺激包括在与第一患者呼吸不同的一个或多个第二患者呼吸中的每个的呼气末阶段期 间传递的第二多个电脉冲;监测对于第一电刺激及第二电刺激中的每个的膈肌响应;并且 基于膈肌响应,确定与第一电极组合及第二电极组合中的每个对应的神经激活阈值。
[0034] 电刺激的方法可以另外地或作为选择地包括下列步骤或特征中的一个或多个:第 一电极组合及第二电极组合可以位于接收来自呼吸机的呼吸辅助的患者的血管内;神经可 以是膈神经;第一电极组合及第二电极组合可以包括双极电极对;监测膈肌的响应可以包 括用传感器来感测流量、体积或压力中的至少一个;神经激活阈值可以是在不会导致神经 募集的第一电荷量值与总会导致神经募集的第二电荷量值之间的阈值电荷量值;多个电脉 冲中的大约一半可以导致神经募集,所述多个电脉冲中的大约一半中的每个都传递标称阈 值电荷量值。
[0035] 在一种实施例中,膈肌起搏系统可以包括:包括多个电极的电极组件;配置为监测 对于电刺激的患者响应的至少一个传感器;以及刺激控制单元,所述刺激控制单元被配置 为:经由第一多个电极组合中的每个按每次一个的方式将一系列第一电刺激传递给神经; 接收来自至少一个传感器的指示对于该系列第一电刺激的第一患者响应的输入;基于指示 第一多个电极组合的第一子集接近神经的第一患者响应来选择第一子集;基于在第一电极 组合的第一子集内的电极,确定第二多个电极组合;经由第二多个电极组合中的每个按每 次一个的方式将一系列第二电刺激传递给神经;从至少一个传感器接收指示对于该系列第 二电刺激的第二患者响应的输入;并且基于第二患者响应,选择第二多个电极组合的第二 子集,其中第二子集包括具有比第二多个电极组合中的其它电极组合更大的第二患者响应 的电极组合。
[0036] 该系统可以另外地或作为选择地包括下列特征中的一个或多个:电极组件可以是 配置用于插入患者的静脉系统内的导管;患者响应可以是气流、体积或压力中的至少一个; 患者响应可以是肌电图描记活动、中心静脉压、心率、胸壁加速、血氧饱和度、二氧化碳浓 度、导管位置、机械移动或阻力中的至少一个;第一电刺激及第二电刺激中的每个都可以包 括多个电脉冲,并且刺激控制单元还可以被配置为在接收来自呼吸机的呼吸辅助的患者的 呼气末阶段期间传递多个电脉冲;患者响应可以指示对于电刺激的膈肌响应;刺激控制单 元可以被配置为选择第二子集,使得第二子集包括具有比第二多个电极组合中的其它电极 组合更低的激活阈值的电极组合;刺激控制单元可以被配置为基于与电极组合对应的激活 阈值高于与第一多个电极组合或第二多个电极组合中的另一个电极组合对应的激活阈值 的确定而停止将电刺激传递到第一多个电极组合或第二多个电极组合中的电极组合;刺激 控制单元可以配置为调整第一电刺激或第二电刺激中的一个的电流的脉冲宽度和幅度;如 果对于第一电刺激或第二电刺激中的一个的患者响应指示神经的超大募集,则刺激控制单 元可以被配置为调整第一电刺激或第二电刺激中的一个的电流的幅度;并且该至少一个传 感器可以包括两个或更多个传感器。
[0037] 本公开内容的更多实施例以及示例实施例的特征被例示于附图中和/或在本说明 书的文字中进行描述和/或在所附的权利要求中进行描述。应当理解,前述一般描述以及下 面的【具体实施方式】两者都只是示例性的和解释性的,并且并不是如同权利要求那样对本发 明进行限定。
【附图说明】
[0038] 图1是示出根据一种示例性实施例的患者体内的左和右膈神经相对于患者的心脏 和膈肌的位置以及多电极导管的布置的示意图。
[0039]图2是膈肌起搏系统的一种实施例的部件的框图。
[0040] 图3是根据一种示例性实施例的能够用于经血管的膈神经刺激的待定位于患者的 左锁骨下静脉和上腔静脉内的多电极导管的一个实例。
[0041] 图4A是根据一种示例性实施例的定位于患者的左锁骨下静脉内的与左膈神经非 常接近的两对导管安装式膈神经刺激电极的一个实例。
[0042]图4B是根据一种示例性实施例的定位于患者的上腔静脉内的与右膈神经非常接 近的两对导管安装式膈神经刺激电极的一个实例。
[0043]图5示出了根据一种示例性实施例的目标神经的理论电募集曲线。
[0044] 图6根据一种示例性实施例示出了气道压力和气道流量曲线,并且例示了在机械 通气期间的吸气、呼气以及呼气末阶段。
[0045] 图7示出了根据一种示例性实施例的能够用于刺激膈神经的不同刺激模式。
[0046] 图8示出了能够与机械通气同步使用的不同刺激模式,其中刺激在呼气末阶段内 传递。
[0047] 图9A例示了根据一种示例性实施例的与机械通气同步的膈肌起搏的特性。该曲线 图示出了流量信号、刺激电荷量、膈肌响应、脉冲宽度调制和电流。它还示出了指示在其内 阈值激活被期望的脉冲宽度值的范围的示例性的预配置的脉冲宽度区。
[0048]图9B根据一种示例性实施例例示了与机械通气同步的膈肌起搏,并且示出了与膈 神经的电刺激对应的流量、压力、EMG和加速测量。
[0049] 图10A是根据一种示例性实施例的通过一组个体数据点的最佳拟合获得的募集曲 线的一个实例。
[0050] 图10B是根据一种示例性实施例的通过对使用每个脉冲宽度值来获得的多个数据 点求均值而获得的募集曲线的一个实例。
[0051] 图11是根据一种示例性实施例的在用以识别很可能位于在解剖学上最接近于目 标神经的导管的局部化区域的算法的第一阶段中使用的预配置的电极对的一个实例。 [0052]图12是根据一种示例性实施例的算法的第二阶段的一个实例,在算法的第二阶段 期间阶段一中位于所识别的导管区内的所有电极都被评估。一个目标可以是识别最佳电极 组合。
[0053]图13示出了根据一种示例性实施例的映射算法的流程图。
[0054]图14A示出了根据一种示例性实施例的图13的映射算法的第一阶段的流程图。
[0055] 图14B示出了根据一种示例性实施例的图13的映射算法的第二阶段的流程图。
[0056] 图14C示出了根据一种示例性实施例的图13的映射算法的第三阶段的流程图。
[0057] 图15示出了根据一种示例性实施例的监控算法的流程图。
【具体实施方式】
[0058] 总体概述
[0059] 除了其它实施例外,本公开内容还描述了用于选择待在神经起搏过程中使用的电 极组合的系统及相关方法。神经起搏系统(例如,膈肌起搏系统)的电极组件的多个电极组 合可以被映射(或被测试)以确定每种组合在电刺激目标神经时的相对功效。刺激功效在本 文中可以指的是,例如,以每个刺激脉冲的最低可能电荷量持续刺激神经的能力。典型地, 为引起刺激所需的电荷量取决于相对于目标神经的电极位置一一在电极组合与目标之间 的距离越短,每个脉冲所需的电荷量就越少。在映射过程的各个阶段,需要更高电荷量来刺 激神经的、在调制电荷量时没有足够快地最大程度地刺激神经的、在调制电荷量时过快地 最大程度地刺激神经的、没有按照稳定的且周期性的方式来刺激神经的、会导致对其它神 经或解剖学结构的所不希望的刺激的、或者(否则的话)不是最佳的电极组合都可以被丢 弃,而不作为用于神经起搏过程中的候选者。在一种实施例中,映射过程可以在经由膈神经 的电刺激进行膈肌起搏之前执行,并且所选的电极组合(一个或多个)可以被用来在后续的 膈肌起搏期间刺激膈神经。在某些实施例中,映射过程可以在膈肌起搏开始之后执行,以确 保最佳电极组合正被用来刺激膈神经。在其它实施例中,映射过程可以既在膈肌起搏之前 也在起搏期间的一个或多个时间执行,以确保最佳电极在整个刺激时段期间被使用。
[0060] 现在将详细地描述一种示例的膈肌起搏系统的部件。如图1所示,该系统可以包括 多电极组件2。组件2可以包括细长主体4,在本例中为导管,其中电极6沿着细长主体4的长 度纵向安置。导管可以使用在超声成像的辅助下的Seldinger技术或者任何其它合适的插 入方法快速地经皮插入。导丝可以首先通过皮下注射针插入静脉内,并且导管的远端尖部 然后可以越过导丝并前进到静脉内。导管的形状和机械性质可以被设计用于推动导管以在 与右和左膈神经相邻的区域内平缓地紧抱静脉壁。
[0061] 图3例示了多电极组件2的一种实施例。图3示出了围绕细长主体4的轴相对彼此旋 转90度的组件2的两个视图。细长主体4可以是具有多个远端电极6a-6f和多个近端电极6g-6r的导管。尽管6个远端电极和12个近端电极被示出,但是细长主体4也可以包括任何数量 的电极。电极可以被保持于导管内的多个电极组件上。在一种实施例中,电极可以通过孔裸 露于细长主体4的外部。孔可以将由电极组合创建的电场范围限定于具体的期望区域。细长 主体4可以被配置为使得左电极阵列(电极6g-6r)被配置为刺激患者的左膈神经,并且右电 极阵列(6a-6f)被配置为刺激患者的右膈神经。
[0062] 虽然两个电极可以被用于对左和右膈神经中的每个的双极刺激,但是应当意识 到,其它数量的电极也可以被用本公开内容的实施例实践,并且可以形成电极组合。例如, 四个电极能够被用于刺激每个膈神经,如图4A和4B所示。在某些实施例中,单个电极可以被 用于对神经的所谓单极刺激,在单极刺激的情形中,刺激电路通过使用安置于身体之内或 之上的另一个位置处的参考电极来完成。电极组合可以是配置为对神经进行电刺激的一个 或多个电极的任意集合。电荷量平衡的双相刺激脉冲可以使组织损伤和电极腐蚀最小化。 [0063]图4A和图4B例示了细长主体4的一种实施例,该细长主体4可以是用以支撑电极的 导管或者其它结构,示出了通过安置于左锁骨下静脉内的血管内电极传递给左膈神经PhN (左)的经血管刺激的两个通道以及通过沿上腔静脉SVC的侧壁安置的血管内电极传递给右 膈神经PhN(右)的经血管刺激的两个通道。每个膈神经都能够从不止一个血管内电极组合 部分或完全募集。
[0064]来自不止一个电极组合的局部神经募集可以可用于随时间降低肌肉疲劳度。膈肌 起搏系统可以基于特定的时间间隔或特定数目的呼吸而在用于神经刺激的电极组合之间 (例如,在图4A中的左电极对和右电极对之间;或者在图4B中的左电极对和右电极对之间) 来回交替。在可以降低肌肉疲劳度的另一种实施例中,神经可以使用异相刺激的两个电极 组合来募集,从而允许在没有导致所产生的肌肉力量中增加的波动的情况下以较低的速率 来刺激每个通道。如果细长主体4在患者体内移动,则多个电极组合的使用还可以允许神经 的一致性募集。
[0065] 对于有关能够用本公开内容的实施例来实践的多个电极的血管内布置以及电极 结构的配置的更多信息,参见2009年7月25日提交的美国申请No. 12/524,571(现为美国专 利Νο·8,571,662),2013年 11 月22日提交的、题目为"Apparatus for Assisted Breathing by Transvascular Nerve Stimulation and Related Methods"的美国临时申请Νο·61/ 907,993,以及2014年 11 月21 日提交的、题目为"Apparatus and Methods for Assisted Breathing by Transvascular Nerve Stimulation"的美国申请No.14/550,485,在此出于 所有目的通过引用将上述每个的公开内容整体并入本文。另外,在接收电荷量平衡的双相 刺激脉冲的电极可以被用来将刺激脉冲发射到膈神经内时,其它配置都是可能的。例如,多 个阴极电极接触都可以结合单个阳极电极接触来使用,或者反之亦然。
[0066] 参照图2,膈肌起搏系统可以包括与刺激控制单元8电通信的电极6。每个电极都可 以经由引线(一个或多个)与刺激控制单元8电连接。该系统还可以包括配置为监测患者对 刺激的响应和/或其它生理特性的一个或多个传感器12。一个或多个传感器12能够是用于 调节施用于患者的刺激的反馈控制方案的一部分。
[0067] -个或多个传感器12能够将指示下列中的一个或多个的数据传输给刺激控制单 元8:肌电图描记活动(肌肉内、表面和/或食道内监测的)、中心静脉压(该信号的任何具体 分量)、心率、胸壁加速、血氧饱和度、二氧化碳浓度、导管在静脉内的位置/深度、机械移动 (例如,来自加速度计、长度计和/或应变计)、阻力(例如,来自阻抗呼吸描记器和/或压阻式 传感器)和/或其它生理或机械参数。将意识到的是,这些信息在由刺激控制单元8使用之前 能够被适当地处理(例如,过滤、调节(conditioned)、放大等)。
[0068] 本文所使用的术语"体积"包括(但不限于)吸入潮气量(Inspired Tidal Volume)、呼出潮气量(Expired Tidal Volume)或分钟通气量(Minute Volume)。本文所使 用的术语"压力"包括(但不限于)气道压力、肺泡压力、呼吸机压力、食管压力、胃内压力、跨 膈压力、胸内压力、呼气末正压力或肋膜压力。任何压力都可以经由其与呼吸机呼吸的相位 关联的峰值压力、平均压力、基线压力或压力-时间乘积来表示。本文所使用的术语"流量" 包括(但不限于)吸气气流或呼气气流。
[0069]多电极组件2还能够凭借其在中央静脉内的布置可选地监测对象的生理变量。这 样监测的生理变量能够包括(但不限于):中心静脉压、心电图、以及混合静脉血氧饱和度。
[0070] 膈肌起搏系统能够另外地或作为选择地包括用于感测呼吸机的参数的呼吸传感 器14(图2)。在这方面,呼吸传感器14能够被配置为与用于危重护理呼吸机内的任何标准呼 吸电路接口连接,并且因此,起搏系统可以独立于所使用的呼吸机的品牌和型号。呼吸传感 器14,凭借其与呼吸电路串联的位置,可以监测和/或测量多个通气参数,并且将这样的参 数传送至刺激控制单元8。呼吸传感器14能够作为用于调节施用于患者的刺激的反馈控制 方案的一部分。所感测到的、计算出的或推算出的通气参数可以包括(但不限于)气流(吸入 的和/或呼出的)、体积和压力(气道、食道、胃部、和/或前者的某些组合/派生物)。在某些实 施例中,其它传感器可以有助于一个或多个通气参数的获得。在一种实施例中,呼吸传感器 14可以监测来自在患者与呼吸机之间的呼吸电路的流量、体积或压力。在另一种实施例中, 呼吸传感器14可以直接与呼吸机通信,以确定流量、体积或压力。
[0071] 进出呼吸机的示例参数都可以被测得。呼吸传感器14可以位于呼吸机的外部,使 得系统独立于呼吸机型号。但是,膈肌起搏系统同样能够被集成起来以使用呼吸机的内部 传感器或者由呼吸机从外部供应的信号以用于适当的操作,使得能够省略另外的外部呼吸 传感器。
[0072] 刺激控制单元8可以部分地起着信号发生器的作用,用于响应于接收自一个或多 个传感器12、14的信息和/或由临床医生编程到系统内的信息而提供对膈肌的治疗。临床医 生或其它用户可以使用一个或多个输入器件15将信息输入刺激控制单元8中。输入器件15 可以包括用以手动输入信息的键盘,或者可以包括与刺激控制单元8通信的呼吸机或者其 它器件。接收自用户或另一个器件的输入信息可以包括在映射过程或膈肌起搏期间使用的 或者(否则的话)与其相关的任何信息。刺激控制单元8可以被配置为传递完全可编程的刺 激。
[0073] 如图2所示,膈肌起搏系统的刺激控制单元8还可以包括电源、脉冲生成电路、定时 器、信号处理部分和控制器,其每个都被配置为经由硬件、软件或者任何其它必要的部件来 执行本文所描述的各种功能和过程。图2所示的膈肌起搏系统部件中的每个都可以与各种 其它部件电耦接或者(否则的话)通信。在一种实施例中,控制器可以是分布式控制系统。 [0074] 一旦导管被完全插入所期望的血管(一个或多个)内(图1),映射电极的过程就能 够被初始化。参照图3,对远端电极组的选择性刺激可以被用来定位右膈神经,而对近端电 极组的选择性刺激可以被用来定位左膈神经。
[0075]相对于神经的电极配置/定向
[0076]除了电极与神经的接近度外,电极相对于神经的配置也是可以降低刺激神经轴突 所需的电流量的因素。在理论中和在实践中,当电极和电流的方向与神经平行(诸如图4A和 4B所示)时,神经轴突需要较低的激活电流,从而产生足够大的纵向跨膜去极化来开启动作 电位。由于神经前进(course)的方向可能没有被准确地获知,并且可以从一个个体到另一 个体变化,因而能够测试各种电极组合以确保在神经刺激期间选择到最佳电极。图3的实施 例可以包括两行平行的电极,从这些电极当中能够选择具有相对于导管和神经的各种定向 的电极对。
[0077 ]在映射期间的刺激模式和募集曲线形成(de ve 1 opmen t)
[0078] 参照图5,募集曲线或S形曲线可以被用来表征膈肌对于神经刺激的响应。募集曲 线可以通过以具体的电极组合多次刺激神经(例如,传递多个电脉冲76,例如,图7-9所示的 那些),测量膈肌响应,以及准备出用以形成膈肌响应的模型的最佳拟合线来形成。因而,募 集曲线可以对于每个刺激部位和电极组合是唯一的。
[0079] 图5描绘了可以包括五个元素或部分的募集曲线16的一个实例。曲线的第一元素 被称为零募集,并且可以对应于没有引起来自肌肉(例如,膈肌)的响应的刺激。在零募集部 分的一种实施例中,两个或三个电脉冲76(见图7)可以被传递给神经,这可以使该阶段期间 所需的时间以及传递的刺激最小化。零募集部分可以帮助用户识别激活阈值,该激活阈值 是肌肉开始对神经刺激响应的阈值。该第二部分,激活阈值,可以代表具有导致阈值激活或 肌肉收缩的特定概率(例如,50%)的电荷量水平。激活阈值可以被定义为以任意百分比,并 且能够低于或高于50%。第三部分,比例募集,是募集曲线16的描述在电荷量水平与激活阈 值和最大募集水平之间的募集之间的关系的部分。募集曲线的比例募集部分可以被用来生 成在治疗期间使用的刺激参数。第四部分,最大募集,是于其处生成可能性最高的肌肉响应 的电荷量水平。最大募集点标记(demark)募集曲线的比例募集部分的结束。最后部分,称为 超大募集,是在比最大募集电荷量更大的电荷量下的任意募集。该区域的斜率可以小于比 例券集区域。
[0080] 本公开内容的一个方面涉及募集曲线的自动的、受反馈控制的生成,如图5、图10A 和图10B所描绘的。如同将在下文更详细地描述的,刺激控制单元8可以传递强度在监测身 体的响应的同时不断增加的刺激脉冲的斜坡(ramp ),这可以减少在募集曲线生成过程中所 需的时间以及传递的刺激。刺激斜坡以及刺激脉冲的量化能够用所传递的每单位电荷量的 单个数据点(图10A)或者所传递的每单位电荷量的多个数据点(图10B)来获得。
[0081] 募集曲线的自动生成可以引起刺激控制单元8基于由先前的脉冲在刺激斜坡内引 起的生理响应来传递刺激斜坡(多个电脉冲76)。在刺激和响应参数没有处于可配置的范围 或阈值之内的情况下,控制系统可以停止刺激并且适当地调整刺激参数。新的刺激斜坡然 后可以被传递以用于重配置的电荷量下的S形采集。然后可以生成完整的募集曲线,而无需 传递无助于令人满意的募集曲线的生成的不必要刺激,如同可配置的阈值所定义的。一种 实施例可以描绘定义用于激活阈值的适当脉冲宽度范围的阈值的特征;如果激活在所配置 的脉冲宽度区内没有被检测到,则系统可以停止刺激并且在开始刺激之前增大或减小脉冲 电流(见图9和14C)。其它实施例可以描绘定义用于激活阈值的适当的电流范围同时使脉冲 宽度恒定的阈值的特征;如果激活在所配置的电流区内没有被检测到,则系统可以停止刺 激并且在开始刺激之前增大或减小脉冲宽度。其它实施例能够使用参数的组合来重配置所 传递的电荷量,并且可以描绘参数的可配置区的特征,所述可配置区包括(但不限于):零募 集、比例募集和超大募集,如图5所描绘的。
[0082] 本公开内容的一个方面提供了一种用于映射用于募集与机械通气同步进行的膈 肌起搏的膈神经的最佳电极,而无需在映射过程期间中止机械通气的方法。该方法可以使 用多电极导管以及自动化反馈控制算法,该算法可智能地选择一小部分电极并且可以使作 为映射过程的一部分所需的时间以及传递的刺激最小化。如同结合图13所进一步描述的, 电极组合可以基于对于先前刺激的生理响应(例如,膈肌响应)来选择,用于评估。对刺激的 生理响应可以通过监测气道压力、气道流量、肌电图、胸壁加速或者由膈肌的收缩产生的或 与其相关的任何其它信号的所产生的变化来量化。在图8的实施例中,例如,刺激可以在患 者的呼吸周期中的呼气末(安静)阶段期间传递(见图6),并且正因如此不会中断定期的机 械通气。
[0083] 图6例示了在呼吸的吸气和呼气阶段期间的示例性的气道压力和气道流量曲线。 患者可以在被插管并被呼吸机辅助时展示出这样的压力和流量曲线。图7-9中所示的电脉 冲76可以在例如一个或多个呼吸的呼气末阶段72期间由膈肌起搏系统传递给患者,在此期 间,背景流量和压力值保持为相对恒定。
[0084] 图7-9例示了可以被用来测试电极组合的示例性神经刺激模式,该神经刺激模式 可以包括每个电极组合的募集曲线的全部或一部分的形成。电极组合可以被测试以定位用 于期望结果(例如,用以起搏膈肌的膈神经刺激)的最佳电极。图7-9中所例示的神经刺激模 式可以在本文所描述的算法的各个阶段中的任一阶段期间实现,例如,在结合图13-14C所 描述的电极组合的测试期间。对于某些电极组合,刺激模式可以被实现为形成完整的募集 曲线,例如,图5、10A和10B所示的那些募集曲线。
[0085] 图7-9被一般化,以示出在一段时间(x轴)上传递的且每个都具有特定的刺激电荷 量(y轴)的电脉冲76。但是,每个脉冲76的刺激电荷量可以根据电流幅度、脉冲宽度(电流被 施加的时长)、电压或者这些参数的组合而变化。例如,反过来参照图5,为了实现沿X轴所示 的电荷量的增加,连续的电脉冲76可以被施加达不同的时间量,同时可以保持电流幅度为 恒定。因此,个体脉冲的脉冲宽度可以沿着图5的X轴增大。作为选择,为了实现沿X轴所示的 电荷量的增加,可以在连续的脉冲76期间施加不同的电流幅度,同时保持脉冲宽度为恒定。 同样地,电压可以被增大或减小,以增加或减少电荷量。因此,本文所描述的膈肌起搏系统 和方法可以改变脉冲宽度、电流幅度或电压,或者组合,以实现变化的电荷量水平。
[0086] 如图7所示,电脉冲76可以按各种模式来传递。在一种实施例中,膈肌起搏系统可 以包括至少三种刺激模式:Stim.Mode l、Stim.Mode 2和Stim.Mode 3。在第一模式中,称为 St im. Mode 1,连续的脉冲76可以在单个呼气末阶段72期间传递。在一种实施例中, St im. Mode 1的每个脉冲76可以相对于前一脉冲76增加电荷量。如上所述,电荷量增加可以 因较大的脉冲宽度、较大的电流、较大的电压、或者这些参数当中的变化的组合而产生。六 个电脉冲可以在每个呼气末阶段72期间被传递。但是,在其它实施例中,少于或多于六个的 电脉冲也可以在呼气末阶段72期间被传递,并且在一种实施例中,三个电脉冲可以在呼气 末阶段72期间被传递。对于Stim.Mode 1的脉冲76的膈肌响应可以允许特定电极组合的募 集曲线的形成。例如,Stim.Mode 1的脉冲76可以允许系统确定当用经测试的电极组合刺激 时神经的激活阈值和最大募集水平。
[0087] 图7还例示了第二刺激模式,称为Stim.Mode 2。在Stim.Mode 2中,类似于 Stim.Mode 1,电脉冲76可以在呼气末阶段72期间被传递。但是,在Stim.Mode 2中,连续的 电脉冲76可以具有比Stim.Mode 1的连续脉冲的电荷量值更紧靠于一起的电荷量值。具有 更紧密间隔的电荷量值的连续的脉冲76可以允许更准确地确定与所测试的电极组合对应 的募集曲线。例如,相对于与图7的Stim.Mode 1所示的脉冲,在图7的Stim.Mode 2中所示出 的脉冲可以允许更准确地确定激活阈值和最大募集水平。
[0088]第三刺激模式被示出为图7的Stim.Mode 3。在该实例中,在单个呼气末阶段72内 的脉冲76可以每个都具有相同的电荷量值,尽管在不同的呼气末阶段72内的脉冲76的电荷 量值可以是不同的。例如,在后一呼气末阶段内的脉冲76的电荷量值可以大于在前一呼气 末阶段内的脉冲76的电荷量值。在单个呼气末阶段72期间施加具有相同电荷量的多个脉冲 76可以允许对该电极组合和电荷量的膈肌响应被多次测量。该系统可以取均值或使用算法 来消除异常响应,从而允许更准确地确定对具体的电极组合和电荷量的膈肌响应。
[0089]在任何Stim.Mode中,在呼气末阶段72期间传递的脉冲的数目可以至少部分基于 下列因素中的一个或多个:a)呼气末阶段的持续时间,b)膈肌起搏系统能够刺激的最大速 率,以及c)膈肌响应(例如,由每个脉冲76引起的压力、气流、体积、胸部加速等的变化)的持 续时间。在呼气末阶段期间传递的脉冲76的最佳数目(最佳的刺激速率)可以通过考虑这些 因素中的一个或多个来确定。仅作为一个说明性的实例,刺激脉冲76可以按4Hz的速率来传 递,以允许在脉冲76之间有250ms,其可以稍长于由脉冲76及其所产生的膈肌响应导致的压 力和气流波达到峰值并逐渐消失,而不与下一个膈肌响应重叠所需的时间。但是,脉冲传递 的频率能够高于或低于4Hz,并且可以根据众多的考虑和测试条件而变化。在映射期间使刺 激的速率最优化可以使通过使用将会仍然允许准确的膈肌响应测量的可能性最高的频率 来选择用于神经刺激的最佳电极所需的总体时间最小化。
[0090]图8例示了图7的示例性刺激模式,其中曲线描绘了在吸气和呼气阶段期间的流 量。在一种实施例中,图8所示的流量是关于接收来自呼吸机的呼吸辅助的患者的。如在图8 中能够看出的,当背景流量相对恒定(且接近于0)时,各种刺激模式的脉冲76可以在呼气末 阶段72期间被传递。
[0091 ]图9A例示了在患者的四个呼吸期间的示例性流量、刺激电荷量、膈肌响应、脉冲宽 度和电流水平。在这四个呼吸期间,患者可以正接收来自呼吸机的呼吸辅助,并且电极组合 的测试可以在呼吸机辅助呼吸的呼气末阶段72(分别为72a、72b、72c和72d)期间发生。流量 例示于图9A的顶部。电脉冲76的刺激电荷量示于流量信号的正下方。膈肌起搏系统的电脉 冲76可以影响在呼气末阶段期间的流量。对电脉冲76的膈肌响应被示出于图9A的刺激电荷 量部分下方。膈肌响应可以作为响应于电脉冲76的流量、压力或其它参数的变化而被测量。 在图9A中还示出了每个电脉冲76的脉冲宽度,该脉冲宽度是每个脉冲76被施加的时长。最 后,在图9A的底部,例示了每个脉冲宽度的电流水平。如通过比较本实例的刺激电荷量、脉 冲宽度和电流水平能够看出,刺激电荷量可以在单个呼气末阶段期间通过修改脉冲宽度来 改变,而在同一呼气末阶段期间,电流可以保持不变。
[0092]膈肌响应可以帮助起搏系统修改电脉冲76以提取关于在用经测试的电极组合来 刺激时神经的激活阈值和最大募集水平的更准确的信息。例如,参照图9A中的呼气末阶段 72a,膈肌响应是低的且响应于前四个脉冲76而相对稳定的,并且然后响应于第五脉冲76而 增加。因此,神经的激活阈值可以位于在阶段72a的第四及第五脉冲76的电荷量水平之间的 某处。
[0093]为了给激活阈值确定更窄的范围,在第二呼气末阶段72b期间传递的脉冲76可以 全都落入比包含阶段72a的电荷量的范围更窄的范围内。同样地,在第三呼气末阶段72c期 间传递的脉冲76可以全都落入更窄的电荷量范围内。例如,在阶段72b期间传递的每个脉冲 76都可以具有在阶段72a期间传递的第三和第五脉冲的电荷量之间的电荷量。在阶段72c期 间传递的每个脉冲76可以具有比阶段72a的第五脉冲的电荷量更高的电荷量,其中在连续 的脉冲76之间的电荷量差类似于在阶段72b的连续脉冲76之间的电荷量差。以此方式,该系 统可以确定激活阈值AT的更准确估计,该激活阈值AT可以是例如阶段72b的第三脉冲的刺 激电荷量(对应于在阶段72b期间的膈肌响应的增加)。
[0094]在阶段72c期间,膈肌响应在本实例中响应于刺激电荷量的增加而成比例地增加。 因此,这些电荷量可以落入与图5的募集曲线类似的募集曲线的比例募集部分内。最后,在 第四呼气末阶段72d期间传递的电脉冲76可以被用来确定募集曲线的最大募集水平和超大 募集部分。如能够在与阶段72d对应的膈肌响应部分中看出的,膈肌响应在阶段72d期间变 饱和并且保持为稳定且高,即使每个脉冲76的刺激电荷量不断增加。
[0095]图9B例示了响应于电脉冲76而由一个或多个传感器12、14确定的示例性的流量、 压力、EMG和加速测量。流量、压力、EMG活动和加速(例如,胸壁的)可以指示对电脉冲76的膈 肌响应。如在图9B中能够看出的,压力会响应于刺激电荷量在激活阈值以上而下降,因为膈 肌通过收缩来作出响应,该收缩会导致肺部的扩张。EMG活动会增加,因为膈肌肌肉已经受 到电刺激。当脉冲76在激活阈值以上并且膈肌受到刺激时,患者的胸壁或其它部分的加速 会增加,从而使肺部和胸部扩张。
[0096] 在一种实施例中,膈肌起搏系统是可以传递具有在所定义的范围内的脉冲宽度的 脉冲76的恒流系统。在一个实例中,脉冲宽度的定义范围为10-300ys。在各种实施例中,电 流可以为〇 . 1mA与10mA、0.25mA与5mA,或者0.5mA与2mA之间,并且在一个实例中为1mA。因 此,如果在激活阈值PW(AT)处或附近的脉冲76的脉冲宽度在具体的范围R(例如,图9A的影 线所示的范围R)内,则它会是有用的。范围R可以是完整的脉冲宽度范围的一部分,例如,前 20%。在一种实施例中,范围R为10至68ys。因此,膈肌起搏系统可以修改脉冲76的电流水 平,如在呼气末阶段72a和72b之间所示,以获得在范围R内的激活阈值脉冲宽度PW(AT)。
[0097] 图10A和10B例示了可以基于图9A的电极组合测试形成的示例性募集曲线。参照图 10A,在较短的脉冲宽度处(例如,在图9A的呼气末阶段72b期间传递的前两个脉冲),膈肌响 应可以是0或接近0。这部分对应于募集曲线的零募集部分。随着脉冲宽度增大(例如,在图 9A的呼气末阶段72c期间传递的所有脉冲),膈肌响应可以大体上成比例地增加。曲线的这 个部分对应于曲线的比例募集部分。最后,当脉冲宽度在特定水平(例如,在图9A的呼气末 阶段72d期间传递的所有脉冲)以上时,膈肌响应可以在其最大容量处饱和并且不再增加, 对应于募集曲线的超大募集部分。最佳拟合线可以使用与脉冲76的脉冲宽度(X轴)以及它 们所产生的膈肌响应(y轴)对应的数据点来计算出。
[0098] 为了形成图10B的募集曲线,对特定电极组合的测试可以多次执行,并且与所测试 的脉冲宽度以及它们所引起的膈肌响应对应的数据点可以被求平均。例如,在四个呼气期 间发生的图9A的过程可以在其它呼吸集期间重复一次或多次。数据点然后可以被求平均, 并且最佳拟合线可以使用这些均值来计算出。
[0099]映射过程的示例性实施例
[0100] 图11-14C将被参考,以描述测试多个电极组合以确定用于神经刺激的最佳电极组 合的过程的示例性实施例。对于每个被测试的电极组合,电脉冲76可以如同以上所描述的 那样被传递给神经,并且膈肌起搏系统可以能够形成与该具体电极组合及其对目标神经的 影响对应的募集曲线。
[0101] 本公开内容的实施例提供了能够快速地且自动地优化经由任何多电极起搏导管 (例如,在 2013 年 11 月22 日提交的、题目为"Apparatus for Assisted Breathing by Transvascular Nerve Stimulation and Related Methods" 的美国临时申请No .61/907, 993以及2014年 11 月21 日提交的、题目为"Apparatus and Methods for Assisted Breathing by Transvascular Nerve Stimulation"的美国申请No. 14/550,485中描述的 导管,通过引用将这两份申请的公开内容整体并入本文)的刺激的传递的系统。一种实施例 提供了用于按照自动化方式反复评估并选择一小部分合适的刺激电极的方法。刺激传递可 以通过选择适合于神经刺激而不需要圆满插入的导管的运动的适当的一小部分电极来优 化。如果导管的电极的一些或全部能够产生与至少一个目标神经的一部分相交的电荷量 场,则导管可以是圆满插入的。
[0102] 结合图11-14C所描述的对电极组合的反复评估可以在电极选择期间通过快速聚 焦于最有可能提供令人满意的膈肌响应的电极组合而节省时间。首先,沿细长主体4的长度 的电极组合的子集(称为初级组合(见图11))可以被测试以确定神经相对于细长主体4的大 体位置。可能没有必要测试所有可能的电极组合来确定神经的大体位置。然后,基于接近神 经的初级电极组合的局部子集,另一个电极组合(称为次级电极组合)可以被测试(见图 12)。对细长主体4的特定区域进行局部化并且然后确定另外的电极组合可以防止必须测试 沿着细长主体4的整个长度的电极组合的众多排列。
[0103]该系统可以通过分析并比较对跨越一系列电极组合传递的刺激的膈肌响应来快 速会聚于合适的电极组合及其相应的刺激参数。该系统还可以考虑生理参数(例如,心率、 ECG、中心静脉压等)并且丢弃表现出所不希望的刺激效果(包括(但不限于)对可能在解剖 学结构上位于目标区附近(图1)的迷走神经、窦房结等的刺激)的电极组合或刺激配置。各 种刺激模式能够出于对响应进行比较的目的而使用,例如,结合图7-9在上文描述的模式。 众多传感器和信号伪影能够被用来对刺激的生理响应进行量化,所述生理响应包括(但不 限于):肌电图、安置于身体内/上的加速度计、中心静脉压、血氧饱和度、二氧化碳浓度、导 管在静脉内的位置/深度、机械移动、气道流量和气道压力。
[0104] 在一种实施例中,刺激控制单元8可以执行测试并排序电极组合的迭代过程,以会 聚于合适的电极组合。通过将刺激斜坡传递给不断变小的电极组合集合,最佳电极组合可 以被识别出,同时减少映射过程期间所需的总体时间以及传递给身体的电荷量。
[0105] 在第一阶段内,算法可以同等地刺激预期会关于膈神经适当定向的一系列可配置 的电极组合。图11提供了预配置的电极组合的一个实例。生理响应能够被描述为在由整个 刺激链引起的任何信号伪影中的所总计的总扰动。基于所引起的对比的所希望的和所不希 望的生理响应,算法可以识别出在插入的导管上很可能位于接近神经的地方的位置。在该 所识别的导管区内的电极组合(例如,图12所示的那些电极组合)对于刺激传递很可能是最 佳的。
[0106] 在第二阶段内,在该识别区域内的电极可以用刺激斜坡来刺激,并且基于所引起 的生理响应进行比较式评估。对刺激传递的生理响应能够通过众多信号来量化,这些信号 包括(但不限于)肌电图、安置于身体内/上的加速度计、中心静脉压、血氧饱和度、二氧化碳 浓度、导管在静脉内的位置/深度、机械移动、气道流量及气道压力。在一种实施例中,气道 压力可以被用来量化对一连串的呼气末刺激(例如,如图8所示)的膈肌响应。由电极组合在 该阶段期间引起的响应的比较得出用于刺激的潜在众多最佳电极组合。该众多最佳组合能 够随后被配置,使得它们全部或者其中一小部分被用于在起搏期间的刺激传递。
[0107] 图13例示了用于为神经刺激确定最佳电极组合的过程的总体概述。在步骤1310 中,沿细长主体4(例如,导管)的长度的第一多个电极组合可以针对它们刺激目标神经的能 力来测试。如上所述,该过程可以有助于定位最靠近目标神经的导管的部分。图11对应于步 骤1310,并且在图11中的箭头指示示例性初级电极组合(作为电极对示出),这些初级电极 组合可以被测试以确定导管的哪个部分最靠近目标神经(一个或多个)。在一种实施例中, 六个近端电极组合(例如,6g/6h、6i/6 j、6k/61、6m/6n、6o/6p和6q/6r)可以在步骤1310期间 被测试,以确定它们对左膈神经的影响。同样地,六个远端电极组合(例如,6a/6b、6b/6c、 6c/6d、6d/6e和6e/6f)可以在步骤1310期间被测试,以确定它们对右膈神经的影响。但是, 不同的近端或远端初级电极组合可以另外地或作为选择地进行测试,并且少于六个或多于 六个的组合可以在步骤1310期间被测试。在各种电极组合都已经被测试之后,刺激控制单 元8可以基于对来自所测试的组合的刺激的膈肌响应来确定导管的哪个或哪些部分位于最 靠近目标神经(一个或多个)的地方。
[0108] 在步骤1320中,在步骤1310中识别出的第二多个电极组合可以被进一步测试,并 被排序以确定它们对于神经刺激的适应性。第二多个电极组合可以包括在局部化区域内的 电极组合的子集以及另外的次级电极组合。图12对应于步骤1320,并且例示了可以被进一 步测试的各种电极组合(作为电极对示出)。在一个实例中,步骤1320的测试会导致一个或 多个近端电极组合被识别为最适合对左膈神经进行刺激,并且一个或多个远端电极组合被 识别为最适合对右膈神经进行刺激。
[0109]在步骤1330中,在步骤1320中识别出的合适的电极组合可以被进一步测试,并且 募集曲线(例如,图5、10和11所示的募集曲线)可以针对每个组合来形成。
[0110] 图14A-14C更详细地例示了图13的步骤。图14A对应于步骤1310,图14B对应于步骤 1320,并且图14C对应于步骤1330。
[0111] 在图14A和11所示的映射过程的第一阶段内,刺激可以被传递给分布于细长主体4 上的预配置的电极组合。在该阶段内,一个目标可以是识别很可能在解剖学结构上位于较 靠近目标神经的位置的导管的局部化区域。在一种实施例中,预配置的电极组合的初始集 合不包括沿着导管的长度的所有可能的电极组合。很可能接近于目标神经的电极组合可以 通过比较它们对于整个刺激斜坡的总计的总响应来识别,而不必考虑所涉及的激活阈值或 募集曲线。导致所不希望的生理效应的表现的电极组合可以在该阶段期间被消除。
[0112] 图14A详细地例示了用于识别位于非常接近目标神经之处的细长主体4的子部分 的算法。一般地,在步骤1410-1440中,电脉冲76可以被传递给电极组合,并且对每个组合的 膈肌响应可以被处理。在步骤1410中,该系统可以从第一多个电极组合中选出电极组合(在 本文中也称为初级组合)。第一多个电极组合可以是被编程到刺激控制单元8中的预配置列 表。在一种实施例中,第一多个电极组合可以是图11中所示的电极对。在步骤1410-1440中, 电极组合中的每个都可以按每次一个的方式来刺激。
[0113] 在步骤1420中,神经可以通过将电流传递到第一多个组合的第一电极组合来进行 电刺激。电流可以作为包括一个或多个脉冲76(例如,图7-9所示的那些脉冲)的电刺激来传 递,每个脉冲都具有脉冲宽度和电流幅度。同样,在步骤1420中,算法还可以监测患者对神 经的电刺激的响应。在一种实施例中,一个或多个传感器12和/或一个或多个呼吸传感器14 可以被用来监测患者对于刺激的响应。传感器12、14可以提供关于例如患者的膈肌响应(例 如,通过感测指示膈肌响应的流量、压力、体积、机械移动或者任何其它参数),该电刺激是 否会对其它解剖学特征造成所不希望的影响(例如,通过感测肌电图描记活动或心率),或 者本文所公开的可由传感器12、14测得的任何其它患者响应的信息。
[0114]在步骤1430中,算法可以确定是否在第一多个电极组合中的所有电极组合都已经 被刺激。如果并非所有电极组合都已经被刺激,则算法可以移动到第一多个电极组合中的 下一个电极组合(步骤1440),并且进行刺激并处理对于该下一个电极组合的患者响应(步 骤1420)。在一种实施例中,为了节省时间,如果系统已经找到了具有较低激活阈值的电极 组合,则步骤1420可以针对具体的电极组合而停止。
[0115]当第一多个电极中的所有电极组合都已经被测试过时,系统可以确定第一多个电 极组合中的两个或更多个是否示出阈值激活(步骤1450)。如果所传递的电刺激(例如,三个 电脉冲76的集合)包括在膈肌没有响应的电荷量与膈肌作出响应的电荷量之间的范围,则 组合可以示出阈值激活。膈肌响应(或没有)可以如同上文所描述的那样通过一个或多个传 感器12、14来测量。
[0116] 如果组合中的两个或更多个不示出阈值激活,则系统可以确定任意电极组合是否 示出超大募集(步骤1460)。如果所传递的电荷量不断增加的电脉冲不会导致膈肌响应的增 大,则电极组合可以示出超大募集。如果电极组合示出超大募集,则系统可以使电流幅度减 小一个单位(步骤1470)。如果组合中的两个或更多个没有示出阈值激活(步骤1450),并且 没有一个组合会引起超大募集(步骤1460),则电流可以增加一个单位(步骤1480)。如果两 个或更多个组合示出了阈值激活(步骤1450),则对于每个电极组合的膈肌响应可以被添 加,并且这些组合可以根据它们相应的膈肌响应来排序(步骤1490),所述膈肌响应由一个 或多个传感器12、14确定。
[0117] 在步骤1500中,系统确定是否两个更高级的初级电极组合出现。如果一个电极组 合的总的所引起的膈肌响应大于另一个电极组合的总的所引起的膈肌响应,则它可以是相 对于另一个电极组合更高级的。因而,在步骤1500中,系统可以确定两个电极组合是否会引 起比其它电极组合更大的膈肌响应。如同在别处所述的,膈肌响应可以通过一个或多个传 感器12、14来测量或者从来自它们的信息得出。在一种实施例中,膈肌响应的特性(例如, (例如,流量、压力、EMG信号或者膈肌响应的其它指标的变化的)响应持续时间、响应弛豫时 间以及响应半衰减时间)可以被用来对电极组合排序并确定哪些组合引起更大的膈肌响 应。如果两个更高级组合不出现,则如果组合没有资格称为高级组合其就可以被去除(步骤 1510)。例如,如果少于两个组合示出激活阈值,或者多个组合引起了彼此很接近的膈肌响 应,则两个更高级组合可以不出现。例如,如果电极组合造成对迷走神经或窦房结的刺激, 或者造成如例如由一个或多个传感器12、14确定的任何其它所不希望的影响,则它们可能 是没有资格的。剩余的组合则可以相对于它们的对应激活阈值进行排序(步骤1510)。在一 种实施例中,具有较低激活阈值的电极组合排位高于具有较高激活阈值的电极组合。较低 的激活阈值可以允许在膈肌起搏期间传递给身体的电荷量最小化。在不适合的电极组合被 去除之后,系统可以确定两个更高级组合是否已经出现(步骤1520)。如果两个更高级组合 不出现,则用户可以被通知(步骤1530)细长主体4的可能的重定位。
[0118] 作为选择,如果两个更高级组合出现了,则电流幅度可以被调整,使得近似的激活 阈值可以通过具有在脉冲宽度范围的最低20%的范围内的脉冲宽度的脉冲76来获得。在其 它实施例中,脉冲76可以具有在脉冲宽度范围的另一区段内的脉冲宽度。该调整可以允许 对脉冲宽度有约束的系统实现对于特定电极组合和神经的完整募集曲线的测试和形成。
[0119] 最后,图14A的算法可以导致下列项被确定:a)更高级的初级电极组合,以及b)对 应的次级组合(步骤1550)。初级电极组合可以是通过14A的算法找到的,用以引起合适的膈 肌响应并且有资格成为更高级组合的第一多个电极组合的子集。可以比其它电极组合的膈 肌响应高的合适的膈肌响应可以是关于神经的接近度的指标。对应的次级组合可以由系统 基于在更高级的初级电极组合子集内的电极来确定。
[0120] 例如,参照图12,电极对6k/61和6m/6n是示例性的更高级的初级电极组合,并且剩 余的电极对(由箭头指示)是基于更高级的初级组合而形成的对应的次级组合。不是更高级 的初级组合的其它初级电极对(例如,6i/6j)可以被包括于该次级组合集合内,因为它们与 更高级的初级组合的接近度。例如,如果更高级的初级组合6k/61排位最高,则相邻的电极 6i/6j可以被包括于该次级组合集合内,以进行进一步的测试,即使6i/6j之前已作为初级 组合被测试。当再次被测试时,不同的刺激参数可以基于在初级组合的测试期间获得的膈 肌响应来使用。更高级的初级和对应的次级组合(步骤1550)可以被共同称为第二多个电极 组合。从第一多个电极组合的局部化子集中得出第二多个电极组合可以防止必须测试沿着 导管的长度的更多种类的组合,例如,图12中所示的那些组合。
[0121] 因此,在一种实施例中,步骤1550(图14A)和步骤1310(图13)的输出可以是第二多 个电极组合。第二多个电极组合可以包括两个初级电极组合(例如,在图14A的算法期间被 测试的两个组合)以及它们对应的次级组合(例如,可以基于初级组合的电极而形成的各种 其它电极组合)。在其它实施例中,步骤1550和1310的输出少于或多于两个更高级的初级电 极组合,例如,一个、三个、五个或更多个初级电极组合,以及任意数量的对应的次级组合。
[0122] 结合图14A-14C所描述的算法可以由膈肌起搏系统执行,以选择用于刺激单个神 经的电极。在一种实施例中,该过程可以被重复,以选择用于刺激第二神经的最佳电极。例 如,如果膈肌起搏系统包括结合图1和3所描述的电极组件2,则图14A-14C的过程可以首次 被实施,以确定用于左膈神经的刺激的最佳近端电极,以及第二次被实施,以确定用于右膈 神经的刺激的最佳远端电极。
[0123] 但是,在一种实施例中,如果映射过程被执行以选择用于刺激左膈神经和右膈神 经的最佳电极,则近端和远端电极的测试可以并行进行。在本实施例中,图14A-14C的过程 在近端和远端电极集合两者上执行,但是电刺激可以在相同的呼气末阶段(一个或多个)期 间被传递给左膈神经和右膈神经两者。刺激脉冲76可以在用于刺激左膈神经的电极组合与 用于刺激右膈神经的电极组合之间交替,从而允许在一个或多个呼吸期间测试并准确监测 两个组合。在又一种实施例中,左膈神经和右膈神经可以被同时测试,其中图14A-14C的过 程在近端和远端电极集合两者上执行。单方面布置的传感器12、14(例如,加速度计)可以被 用来单独监测对于刺激每个神经的同时脉冲76的个体偏侧膈肌响应,并且在某些实施例 中,确定左膈神经和右膈神经刺激的单独贡献。
[0124] 参照图14B,该图例示了图13的步骤1320,在图14A的步骤1550中确定的第二多个 电极组合可以被进一步测试并排序。图14B的中间步骤类似于图14A的步骤,并因此这里不 再重复。但是,图14B的算法的输出(步骤1560)可以是第二多个电极组合的一个子集。在一 种实施例中,图14B的输出可以是用于刺激神经的两个电极组合,尽管该输出可以是单个电 极组合或多于两个的电极组合。如果该输出是两个电极组合,则这两个组合可以被用来刺 激相同的神经,如图4A和4B所示。
[0125] 参照图14C,该图示出了图13的步骤1330,在图14B的步骤1560中识别出的组合可 以被进一步测试。在步骤1570中,可以传递具有在完整脉冲宽度范围的前20% (该20%部分 可以是图9A中所示的范围R)内的脉冲宽度的电脉冲76(刺激),并且膈肌响应可以通过一个 或多个传感器12、14来确定。在一种实施例中,膈肌起搏系统在步骤1570期间可以处于 Stim.Mode 2中,尽管在该步骤期间也可以使用其它模式和次级模式。如果阈值激活在目标 脉冲宽度范围R内没有被获得(步骤1580),则电流可以根据任意零募集是否被观察到来降 低或增大(步骤1590、1600和1610)。如果在目标脉冲宽度范围R内阈值激活被获得(步骤 1580),则刺激可以对于完整的脉冲宽度范围来继续(步骤1620)。系统可以确定是否所有的 组合都已经被测试(步骤1630)并迭代直到每个组合都已经被测试过(步骤1640)。最后,系 统可以提取与所测试的电极组合中的一个或多个对应的数据点的最佳拟合线,并且识别所 测试的组合的斜率和激活阈值(步骤1650)。最佳拟合线可以是与所测试的电极组合和神经 对应的募集曲线,例如,图5、10A和1 OB所示的那些募集曲线。
[0126] 在一种实施例中,优先于具有沿着比例募集部分具有较小斜率的募集曲线的电极 组合,具有沿着比例募集部分具有较大斜率的募集曲线的电极组合被选择用于神经刺激。 沿着比例募集部分的较大斜率可以允许针对最大募集的测试被更快速地完成。另外,优先 于具有变化更多的斜率的组合,具有沿着比例募集部分更恒定的斜率的电极组合可以被选 择用于神经刺激,因为笔直的比例募集部分可以简化对神经刺激的控制。
[0127] 在一种实施例中,在图13的步骤1310和1320中测试的电极组合(亦可见图14A和 14B)被用具有一致的刺激斜坡的电脉冲76来刺激。排序可以依据对该一致的刺激斜坡的总 计的总响应。因此,Stim.Mode 1 (如图8所示)可以被用于映射的这些前两阶段。在 Stim.Mode 1中,刺激的每次训练都可以被约束于单个呼气末阶段。一旦最佳电极组合已经 被确定,系统就可以使用那些电极组合来刺激神经,分析对每个组合的膈肌响应,并且提取 与每个组合对应的募集曲线。
[0128] 参照图15,另一种实施例提供了一种用于监测使用膈肌起搏系统传递的起搏的性 能的方法。在以上所述的映射过程期间的测试(用以选择最佳电极组合)可以以比用于用那 些选择的电极组合进行的随后的膈肌起搏的频率低的频率来执行。因此,膈肌起搏系统具 有在映射过程期间获得的信息,该信息能够被用来预测身体对于实际膈肌起搏的响应。图 15的方法可以经由本文所描述的映射及募集曲线生成方法的使用来自主地纠正性能的劣 化。该方法可以包括身体对于所传递的一连串刺激的响应的恒定量化(步骤1700、1710和 1720)。如果所引起的响应不是对于基于之前所获得的募集曲线而配置的刺激脉冲而预期 到的响应(步骤1730),则系统可以自动停止刺激并重新执行图13的映射过程(步骤1740)。 在一种实施例中,肌肉疲劳、肌肉增强或者导管移动可以导致在起搏期间的膈肌响应与所 预期的响应一致。一种实施例可以包括用于以可配置的间隔(例如,以预设的时间间隔)或 者在它检测到生理响应中相对于预期生理响应的任何异常时触发映射和募集曲线生成过 程的刺激控制单元8。
[0129] 虽然本文已经参考特定应用的说明性实施例对本公开内容的原理进行了描述,但 是应当理解,本公开内容并不限定于此。使用本文所提供的教导的本领技术人员将意识到 额外修改、应用、实施例及等价物的替代全部落入本文所描述的实施例的范围之内。因此, 本发明不应当被理解为受限于前述描述。
【主权项】
1. 一种电刺激的方法,包括: 经由第一多个电极组合中的每个按每次一个的方式将一系列第一电刺激传递给神经; 监测对于神经的第一电刺激中的每个的第一患者响应; 基于指示所述第一多个电极组合的第一子集接近神经的第一患者响应来选择第一子 集; 基于在第一电极组合的第一子集内的电极,确定第二多个电极组合; 经由所述第二多个电极组合中的每个按每次一个的方式将一系列第二电刺激传递给 神经; 监测对于神经的第二电刺激中的每个的第二患者响应;以及 基于第二患者响应,选择所述第二多个电极组合的第二子集,其中第二子集包括具有 比所述第二多个电极组合中的其它电极组合更大的第二患者响应的电极组合。2. 根据权利要求1所述的方法,其中第一电刺激包括在一个或多个患者呼吸的呼气末 阶段期间传递的多个电脉冲。3. 根据权利要求2所述的方法,其中所述多个电脉冲中的每个都具有与所述多个电脉 冲中的其它电脉冲不同的电荷量。4. 根据权利要求2所述的方法,其中所述多个电脉冲中的每个都具有与所述多个电脉 冲中的其它电脉冲相同的电荷量。5. 根据权利要求1所述的方法,其中第二电刺激在第一电刺激之后被传递。6. 根据权利要求1所述的方法,其中监测第一患者响应和监测第二患者响应的步骤中 的每个都包括从传感器获取指示气流、体积或压力中的至少一个的信息。7. 根据权利要求1所述的方法,其中监测第一患者响应和监测第二患者响应的步骤中 的至少一个包括从传感器获取指示肌电图描记活动、中心静脉压、心率、胸壁加速、血氧饱 和度、二氧化碳浓度、导管位置、机械移动或阻力中的至少一个的信息。8. 根据权利要求1所述的方法,其中所述第一多个电极组合的第一子集沿着导管的一 部分布置。9. 根据权利要求1所述的方法,其中所述第一多个电极组合和所述第二多个电极组合 中的电极组合包括双极电极对。10. 根据权利要求1所述的方法,其中选择所述第一多个电极组合的第一子集包括相对 于第一患者响应对所述第一多个电极组合中的电极组合进行排序,并且选择所述第二多个 电极组合的第二子集包括相对于第二患者响应对所述第二多个电极组合中的电极组合进 行排序,并且其中第一患者响应和第二患者响应指示对于各自的第一电刺激和第二电刺激 的膈肌响应。11. 根据权利要求1所述的方法,其中选择所述第一多个电极组合的第一子集或者选择 所述第二多个电极组合的第二子集的步骤中的至少一个包括相对于激活阈值对电极组合 进行排序并且丢弃具有比其它电极组合的激活阈值高的激活阈值的电极组合。12. 根据权利要求1所述的方法,其中第一患者响应或第二患者响应中的至少一个包括 对除了膈肌之外的生理特征的不良影响,并且所述第一多个电极组合或所述第二多个电极 组合中的各自的第一子集或第二子集的选择不包括导致所述不良影响的电极组合。13. 根据权利要求1所述的方法,还包括确定与所述第二多个电极组合的第二子集中的 至少一个电极组合对应的募集曲线。14. 根据权利要求1所述的方法,还包括调整至所述第一多个电极组合或所述第二多个 电极组合中的电极组合中的一个的电流的脉冲宽度和幅度,使得第一电刺激或第二电刺激 导致在预设的脉冲宽度范围内的分级的神经募集。15. 根据权利要求1所述的方法,其中在所述第一多个电极组合内的电极位于细长主体 上。16. 根据权利要求15所述的方法,其中在所述第一多个电极组合内的电极是位于细长 主体的近端部分上的近端电极,所述神经是左膈神经,细长主体还包括位于细长主体的远 端部分上的远端电极,并且所述方法还包括: 经由第三多个电极组合中的每个按每次一个的方式将一系列第三电刺激传递给右膈 神经,其中所述第三多个电极组合包括远端电极; 监测对于神经的第三电刺激中的每个的第三患者响应; 基于指示所述第三多个电极组合的第三子集接近右膈神经的第三患者响应来选择第 三子集; 基于第三电极组合的第三子集内的电极,确定第四多个电极组合; 经由第四多个电极组合中的每个按每次一个的方式将一系列第四电刺激传递给右膈 神经; 监测对于神经的第四电刺激中的每个的第四患者响应;以及 基于第四患者响应,选择所述第四多个电极组合的第四子集,其中第四子集包括具有 比所述第四多个电极组合中的其它电极组合更大的第四患者响应的电极组合。17. 根据权利要求16所述的方法,还包括: 将细长主体的近端部分定位于接近左膈神经的第一血管内;以及 将细长主体的远端部分定位于接近右膈神经的第二血管内。18. 根据权利要求1所述的方法,其中第一电刺激的速率以及第二电刺激的速率至少部 分基于:a)对应的呼气末阶段的持续时间,以及b)对应的第一患者响应和第二患者响应的 持续时间。19. 一种电刺激的方法,包括: 使用第一电极组合将第一电刺激传递给神经,其中第一电刺激包括在一个或多个第一 患者呼吸中的每个的呼气末阶段期间传递的第一多个电脉冲; 使用第二电极组合将第二电刺激传递给神经,其中第二电刺激包括在不同于第一患者 呼吸的一个或多个第二患者呼吸中的每个的呼气末阶段期间传递的第二多个电脉冲; 监测对于第一电刺激和第二电刺激中的每个的膈肌响应;以及 基于膈肌响应,确定与第一电极组合和第二电极组合中的每个对应的神经激活阈值。20. 根据权利要求19所述的方法,其中第一电极组合和第二电极组合位于接收来自呼 吸机的呼吸辅助的患者的血管内。21. 根据权利要求19所述的方法,其中所述神经是膈神经。22. 根据权利要求19所述的方法,其中第一电极组合和第二电极组合包括双极电极对。23. 根据权利要求19所述的方法,其中监测膈肌的响应包括用传感器来感测流量、体积 或压力中的至少一个。24. 根据权利要求19所述的方法,其中神经激活阈值是在不会导致神经募集的第一电 荷量值与总会导致神经募集的第二电荷量值之间的阈值电荷量值。25. 根据权利要求24所述的方法,其中多个电脉冲中的大约一半会导致神经募集,所述 多个电脉冲中的大约一半中的每个都传递标称阈值电荷量值。26. -种膈肌起搏系统,包括: 电极组件,包括多个电极; 至少一个传感器,被配置为监测对于电刺激的患者响应;以及 刺激控制单元,被配置为: 经由第一多个电极组合中的每个按每次一个的方式将一系列第一电刺激传递给神经; 从所述至少一个传感器接收指示对于所述一系列第一电刺激的第一患者响应的输入; 基于指示所述第一多个电极组合的第一子集接近神经的第一患者响应来选择第一子 集; 基于在第一电极组合的第一子集内的电极,确定第二多个电极组合; 经由所述第二多个电极组合中的每个按每次一个的方式将一系列第二电刺激传递给 神经; 从所述至少一个传感器接收指示对于所述一系列第二电刺激的第二患者响应的输入; 以及 基于第二患者响应,选择所述第二多个电极组合的第二子集,其中第二子集包括具有 比所述第二多个电极组合中的其它电极组合更大的第二患者响应的电极组合。27. 根据权利要求26所述的系统,其中所述电极组件是配置用于插入患者的静脉系统 中的导管。28. 根据权利要求26所述的系统,其中所述患者响应为气流、体积或压力中的至少一 个。29. 根据权利要求26所述的系统,其中所述患者响应是肌电图描记活动、中心静脉压、 心率、胸壁加速、血氧饱和度、二氧化碳浓度、导管位置、机械移动或阻力中的至少一个。30. 根据权利要求26所述的系统,其中第一电刺激和第二电刺激中的每个都包括多个 电脉冲,并且所述刺激控制单元还被配置为在接收来自呼吸机的呼吸辅助的患者的呼气末 阶段期间传递所述多个电脉冲。31. 根据权利要求26所述的系统,其中所述患者响应指示对电刺激的膈肌响应。32. 根据权利要求26所述的系统,其中所述刺激控制单元被配置为选择第二子集,使得 第二子集包括具有比所述第二多个电极组合中的其它电极组合更低的激活阈值的电极组 合。33. 根据权利要求26所述的系统,其中所述刺激控制单元被配置为基于与电极组合对 应的激活阈值高于与所述第一多个电极组合或所述第二多个电极组合中的另一个电极组 合对应的激活阈值的确定而停止到所述第一多个电极组合或所述第二多个电极组合中的 电极组合的电刺激的传递。34. 根据权利要求26所述的系统,其中所述刺激控制单元被配置为调整第一电刺激或 第二电刺激中的一个的电流的脉冲宽度和幅度。35. 根据权利要求26所述的系统,其中所述刺激控制单元被配置为如果对于第一电刺 激或第二电刺激中的一个的患者响应指示神经的超大募集,则调整第一电刺激或第二电刺 激中的一个的电流的幅度。36.根据权利要求26所述的系统,其中所述至少一个传感器包括两个或更多个传感器。
【文档编号】A61N1/05GK105916549SQ201580004954
【公开日】2016年8月31日
【申请日】2015年1月20日
【发明人】J·A·藿佛, G·沙达兰加尼, M-A·诺兰特, V·夏卡, B·D·楚恩
【申请人】西蒙·弗雷泽大学
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