植入的医疗设备中的生理学振动检测的制作方法

专利名称：植入的医疗设备中的生理学振动检测的制作方法
技术领域：
本申请大体上涉及医疗设备，且更具体地，涉及用于感测喉部振动或咳嗽的系统、 设备和方法。
背景技术：
植入长期电刺激器，诸如心脏刺激器，来递送一种或多种医学治疗是已知的。心脏刺激器的实例包括可植入心律管理(CRM)设备如起搏器，可植入心脏除颤器(ICD)，和能够执行起搏和除颤功能的可植入设备。CRM设备是向所选的心腔提供电刺激以治疗心律紊乱的可植入设备。例如，可植入起搏器是一种用定时的起搏脉冲使心脏起搏的CRM设备。如果正确地运行，起搏器能弥补心脏不能以适当的节律使自身起搏的功能不全，以便通过迫使执行最小的心率来满足代谢需求。一些CRM设备使递送到心脏不同区域的起搏脉冲同步化，以便使收缩协调。协调的收缩能使心脏有效地泵送，同时提供充足的心脏输出。已经建议刺激神经靶位(指神经的刺激、神经刺激或神经调节)来治疗多种病理状况。例如，研究已表明电刺激颈动脉窦神经可引起实验性高血压的降低，并且直接电刺激颈动脉窦本身的压力感受区引起实验性高血压中的反射性减弱。发明概述本文讨论的各个实施方案涉及喉部振动和咳嗽的检测。被配置成植入至患者中的可植入系统的实施方案包括加速度计、神经刺激器和控制器。所述神经刺激器被配置成递送神经刺激至神经靶位。所述控制器被配置成使用所述加速度计检测喉部振动或咳嗽，并且被配置成使用所述神经刺激器并使用检测到的喉部振动或检测到的咳嗽作为对编程的神经刺激治疗的输入，以递送所述编程的神经刺激治疗。根据一个方法实施方案，将加速度计用来检测喉部振动或咳嗽。使用检测到的喉部振动或检测到的咳嗽作为所述神经刺激治疗的输入来控制神经刺激治疗。本概述是本申请的一些教导的综述，且并非是对本发明主题的排他性或穷尽性处理。关于本发明主题的进一步详情可见发明详述和附带的权利要求。本发明的范围由后附的权利要求及其等同形式限定。附图简述在附图的各图中通过举例说明多个实施方案。这些实施方案是说明性的并且不是本发明主题的穷尽或排他性的实施方案。

图1图示了用于感测本发明主题的多个实施方案中使用的生理信号的各种技术。图2图示了根据多个实施方案的可植入神经刺激器和可植入CRM设备。
图3图示了心音Sl和S2，诸如可以使用加速度计所检测的。图4图示了心音与QRS波和左心室压两者之间的关系。图5图示了用于计算用来确定心率的心音之间间歇时间的方法的实施方案。图6图示了用于使用心音来计算平均心率或计算HRV的方法的实施方案。图7图示了用于在有神经刺激的时间段和无神经刺激的时间段期间使用心音来确定心率的方法的实施方案。图8图示了用于使用心音来检测心律失常的方法的实施方案。图9图示了用于基于使用心音确定的心率来调节神经刺激的方法的实施方案。图10图示了具有专用神经刺激电极和心电图感测电极(单极连接至金属盒(can) 或是双极的)的组合式神经导联的实施方案。图11图示了具有神经刺激导联和用来远程检测心脏活动的分开的感测短线导联 (stub lead)的可植入神经刺激设备的实施方案。图12A-12B图示了具有窄场向量(narrow field vector)感测能力的设备的实施方案。图13图示了具有宽场向量(wide field vector)感测能力的设备的实施方案。图14图示了根据多个实施方案的用于远程心率确定的远程心脏R-波检测。图15图示了用于监测心率以对神经刺激治疗进行反馈的方法的实施方案。图16图示了用于对神经刺激治疗的心率信息进行趋势分析的方法的实施方案。图17图示了用于检测心律失常的方法的实施方案。图18图示了用于调节神经刺激治疗的方法的实施方案。图19图示了远程心脏起搏检测电路(cardiac pace detection circuitry)的实
施方案。图20图示了使用图19中图示的起搏检测电路检测脉冲的实施方案的流程图。图21图示了用于将检测到的起搏与右心室起搏相关联的方法的实施方案。图22图示了用于检测抗心动过速起搏(ATP)的方法的实施方案。图23图示了使用抗心动过速起搏作为神经刺激治疗的输入的方法的实施方案。图24图示了使用检测到的起搏作为输入的闭环神经刺激的多个实施方案。图25图示了经带通滤波的气管音的实施例，诸如可以用于多个实施方案中。图26图示了用于过滤气管音的方法的实施方案。图27图示了用于滴定神经刺激的方法的实施方案。图28图示了用于通过监测被滤波至神经刺激频率的加速度计来检测喉部振动的方法的实施方案。图29图示了用于控制神经刺激的方法的实施方案。图30图示了使用在神经刺激脉冲串(burst)期间监测到的经滤波的加速度计信号来控制神经刺激的方法的实施方案。图31图示了用于使用加速度计数据快速滴定神经刺激治疗的方法的实施方案。图32图示了用于使用加速度计远程感测一个或多个呼吸参数以用于诊断目的或用于闭环神经刺激的方法的实施方案。发明详述
下面对本发明主题的详细描述参考附图，附图通过图示显示了可以实施本发明主题的具体方面和实施方案。对这些实施方案进行充分详细地说明使得本领域专业技术人员能够实施本发明主题。在不背离本发明主题的范围的前提下，可以利用其它实施方案，并且可以作出结构、逻辑、和电学改变。在本公开书中提到“某个”、“一个”或“多个”实施方案不一定是指同一实施方案，并且此提法考虑一个以上的实施方案。因此，下面的详述不应被视为具有限制性意义，并且其范围仅由附带的权利要求以及此权利要求有权请求的法律等同形式的全部范围来限定。牛理学综述为了利于读者的阅读，本文提供了对与自主神经刺激相关的生理学的简要讨论。 自主神经系统(ANS)调节“不随意”器官，而随意(骨骼)肌的收缩受躯体运动神经的控制。 不随意器官的实例包括呼吸和消化器官，并且还包括血管和心脏。通常，ANS以不随意的、 反射性的方式发挥作用，例如，来调节腺体，调节皮肤、眼、胃、肠和膀胱中的肌肉，并且调节心肌和血管周围的肌肉。ANS包括交感神经系统和副交感神经系统。交感神经系统与应激和对紧急事件的 “战斗或逃避反应”有关。在这些效应中，“战斗或逃避反应”增加血压和心率，从而增加骨骼肌血流，并且抑制消化活动，从而提供用于“战斗或逃避”的能量。副交感神经系统与松弛和“休息和消化反应”相关，在这些效应中，尤其是降低血压和心率，并且促进消化活动以保存能量。ANS维持正常的体内功能，并且与体神经系统一起发挥作用。当刺激交感神经系统时，心率和力量增加，并且当抑制交感神经系统(或刺激副交感神经系统)时，心率和力量减小。传入神经向神经中枢传送冲动。传出神经从神经中枢向外传送冲动。刺激交感和副交感神经系统可以具有除心率和血压之外的效应。例如，刺激交感神经系统扩张瞳孔，减少唾液和粘液产生，松弛支气管肌肉，减少胃的不随意收缩(蠕动) 的连续波和胃的运动性，增加肝脏对糖原向葡萄糖的转化，减少肾脏的尿分泌，并且松弛膀胱壁并闭合膀胱括约肌。刺激副交感神经系统(抑制交感神经系统)收缩瞳孔，增加唾液和粘液产生，收缩支气管肌肉，增加胃和大肠中的分泌和运动性，增加小肠中的消化活动， 增加尿分泌，以及收缩膀胱壁并松弛膀胱括约肌。与交感和副交感神经系统相关的功能有许多并且可以彼此复杂地整合。迷走神经调节可用来治疗多种心血管疾病，包括但不限于心力衰竭、MI (心肌梗死)后重塑和高血压。这些病症简述如下。心力衰竭是指其中心脏功能引起低于正常的心输出量的临床综合征，上述心输出量可降低至足以满足组织代谢需求的水平之下。心力衰竭本身可表现为由伴行静脉和肺充血引起的充血性心力衰竭(CHF)。心力衰竭可以由各种病因诸如缺血性心脏病、高血压和糖尿病引起。高血压是心脏病和其它相关的心脏复合病变的原因。当血管收缩时发生高血压。 结果，心脏更剧烈地工作以维持在较高血压下的流动，这样会引起心力衰竭。高血压通常涉及很高的血压，诸如全身动脉血压暂时地或持续地升高到可能诱发心血管损害或其它不良后果的水平。高血压已被任意地定义为高于HOmmHg的收缩压或高于90mmHg的舒张压。未控制的高血压的后果包括但不限于，视网膜血管病和中风、左心室肥大和衰竭、心肌梗死、夹层动脉瘤和肾血管病。心脏重塑指心室的复杂重塑过程，其涉及结构、生化、神经激素和电生理因素，可在MI或减少心输出量的其他病因之后发生。心室重塑由所谓的后向性心力衰竭所引起的用于增加心输出量的生理代偿机制触发，后向性心力衰竭增加心室的舒张充盈压并且由此增加所谓的前负荷(即，在舒张期结束时心室内的血量使心室伸展的程度)。在收缩期期间，前负荷的增加引起搏出量增加，即称为Frank-Starling原理的现象。然而，当在一段时间内心室由于增加的前负荷而伸展时，心室变为扩张。在给定的收缩压下，心室体积的扩大引起心室壁应力增加。连同由心室所做的压力-体积功增加，这样的作用是对心室心肌肥大的刺激。扩张的不利之处是强加在正常的、残留心肌上的过度工作负荷，并且增加管壁张力(Laplace定律)，其代表了对肥大的刺激。如果肥大不足以与增加的张力相匹配，则接着发生恶性循环，引起进一步和进行性的扩张。当心脏开始扩张时，传入压力感受器和心肺感受器信号发送到血管舒缩中枢神经系统控制中心，其以激素分泌和交感神经放电作为响应。血液动力学、交感神经系统和激素改变(诸如存在或不存在血管紧张素转化酶(ACE) 活性)的组合导致了参与心室重塑的细胞结构中的有害改变。引起肥大的持续应力诱发心肌细胞的凋亡(即，程序性细胞死亡)并最终导致壁变薄，引起心脏功能的进一步恶化。因此，尽管心室扩张和肥大最初可能是代偿性的并且增加心输出量，但该过程最终导致收缩功能障碍和舒张功能障碍。已经表明心室重塑的程度与MI后和心力衰竭患者的死亡率增加正相关。治疗实施例多个实施方案提供外置式或内置式的独立式设备，以提供神经刺激治疗。例如，本发明主题可通过神经刺激来递送抗重塑治疗作为MI后或心力衰竭治疗的一部分。作为实例而非限制性的，神经刺激还可用于高血压治疗和条件反射治疗中。本发明主题还可以在非心脏应用，诸如在治疗癫痫症、抑郁症、疼痛、肥胖症、高血压、睡眠障碍和神经精神障碍的疗法中实施。多个实施方案提供整合神经刺激和一种或多种其他治疗，诸如心动过缓起搏、抗心动过速治疗、重塑治疗等的系统或设备。神经刺激治疗神经刺激治疗的实例包括用于呼吸问题诸如睡眠障碍性呼吸、用于血压控制诸如治疗高血压，用于心律管理，用于心肌梗死和局部缺血，用于心力衰竭，用于癫痫症、用于抑郁症、用于疼痛、用于偏头痛和用于进食障碍和肥胖症的神经刺激治疗。许多推荐的神经刺激治疗包括刺激迷走神经。在此其他神经刺激治疗的列举并不是穷尽的列举。可使用电、 声、超声、光和磁刺激来提供神经刺激。可使用神经套囊、经血管内送入的导联或经皮电极的任意一种来递送电神经刺激。一个治疗实施方案涉及防止和/或治疗心室重塑。自主神经系统的活动至少部分地是作为MI的结果而发生或由于心力衰竭而发生的心室重塑的原因。已经证明使用例如 ACE抑制剂或β -受体阻断剂，通过药物干预可影响重塑。然而，药物治疗有副作用的风险， 并且它也难以以精确的方式调节药物的效应。本发明主题的实施方案采用电刺激方式来调节自主活动，称为抗重塑治疗(ART)。当与心室再同步起搏结合递送时，也称为重塑控制治疗(RCT)，此自主活动的调节可协同地发挥作用来逆转或防止心脏重塑。一个神经刺激治疗实施方案涉及通过刺激压力反射持续以足以降低高血压的时段来治疗高血压。压力反射是可通过刺激压力感受器或传入神经干来触发的反射。压力反射神经靶位包括压力变化的任意传感器(例如，用作压力传感器的感觉神经末梢)，其对由壁内压力增加所引起的壁的拉伸敏感，并且其作为趋于减小该压力的中枢反射机制的受体而发挥作用。压力反射神经靶位还包括从压力感受器延伸的神经通路。可用作压力反射神经靶位的神经干的实例包括迷走神经、主动脉和颈动脉神经。心肌刺激治疗各种神经刺激治疗可与各种心肌刺激治疗整合。治疗的整合可具有协同效应。多种治疗可彼此同步化，并且可在各治疗之间共享传感数据。心肌刺激治疗使用对心肌的电刺激来提供心脏治疗。下面提供心肌刺激治疗的一些实例。起搏器是用定时起搏脉冲使心脏起搏的设备，最普遍地用于治疗心室率过低的心动过缓。如果正确地运行，起搏器能弥补心脏不能以适当的节律使自身起搏的功能不全，以便通过迫使执行最小的心率来满足代谢需求。还已经开发了在心动周期期间影响心腔收缩的方式和程度以便促进血液的有效泵送的可植入设备。当各腔以协调的方式收缩时，心脏的泵送更有效，此结果通常是由心房和心室内的特殊传导通路所提供的，该通路能使兴奋 (即，去极化)在整个心肌内迅速地传导。这些通路将兴奋性冲动从窦房结传导至心房肌， 传导至房室结，并且因此传导至心室肌以产生两个心房和两个心室的协调收缩。这样同时将各腔肌纤维的收缩同步化以及将各心房或心室与对侧心房或心室的收缩同步化，并且使每个心房或心室的收缩与对侧心房或心室同步。若没有由正常发挥作用的特殊传导通路所提供的同步化，心脏的泵送效率将极大地降低。这些传导通路和其它心室间或心室内传导缺陷的病理学可能是心力衰竭的诱发因素，心力衰竭是指其中心功能的异常引起心输出量降低至足以满足外周组织的代谢需求的水平以下的临床综合征。为了处理这些问题，已经开发了能向一个或多个心腔提供适当的定时电刺激以试图改善心房和/或心室收缩的协同性的可植入心脏设备，此称为心脏再同步治疗(CRT)。心室再同步能用于治疗心力衰竭， 因为尽管不直接影响收缩性，但再同步可导致心室更协调的收缩，使泵送效率改善和心输出量增加。一个CRT实例同时地或间隔以规定的双心室偏移间歇时间，并就固有心房收缩的检测或心房起搏的递送而言在规定的心房_心室延迟间歇时间后，对两个心室施加刺激脉冲。CRT可以有益于减少可在MI后和心力衰竭患者中发生的不利的心室重塑。据推测，当施加CRT时，此有益效果的发生是在心脏泵送周期期间由心室所经历的壁应力分布改变的结果。心脏肌纤维在其收缩之前被拉伸的程度称为前负荷，并且肌纤维的最大张力和缩短速率随着前负荷的增加而增加。当心肌区的收缩相对于其它区域较晚时，这些相对区域的收缩将较晚收缩的区域拉伸并且增加前负荷。当收缩时施加于心肌纤维的张力或应力的程度称为后负荷。因为当血液泵出到主动脉和肺动脉中时，心室内的压力从舒张值迅速地升高到收缩值，因此由于兴奋性刺激冲动而首先收缩的心室部分要对抗的后负荷比收缩较晚的心室部分小。因此，收缩晚于其它区域的心肌区域要经受较高的前负荷和后负荷两者。与心力衰竭和由MI引起的心室功能障碍相关的心室传导延迟经常产生这种情况。 对晚激活的心肌区域的壁应力增加是最可能的心室重塑的触发因素。通过以可产生更协调的收缩的方式对在梗死区域附近的心室中的一个或多个位点进行起搏，CRT提供心肌区域的预激活，否则这些心肌区域将在收缩期期间较晚被激活并且经受较高的壁应力。重塑区域相对于其它区域的预激活使该区域解除机械应力，并且能够发生重塑的逆转或防止重塑发生。心脏复律，与QRS复合波(QRS complex)同步地递送给心脏的电击，和除颤，与QRS 复合波不同步地递送的电击，可用来终止大多数快速性心律失常。电击通过同时将心肌去极化并使其进入无反应状态来终止快速性心律失常。称为可植入心复律除颤器(ICD)的一类CRM设备当检测到快速性心律失常时通过向心脏递送电击脉冲来提供此类治疗。另一类用于心动过速的电治疗是抗心动过速起搏(ATP)。在心室ATP中，使用一次或多次起搏脉冲来竞争性地起搏心室，以试图打断引起心动过速的折返环路。现代的ICD —般具有ATP 性能，并且当检测到快速性心律失常时递送ATP治疗或电击脉冲。ATP可以称为超速起搏 (overdrive pacing)。存在其他超速起搏治疗，诸如间歇起搏治疗(IPT)，其也可以称为条件反射治疗。远稈牛理学感测植入的神经刺激设备的多个实施方案使用生理学感测来增强治疗或诊断。例如， 多个实施方案提供了基于心率的治疗，依靠心动周期的治疗，依靠抗心动过速起搏(ATP) 检测的治疗，依靠平均心率的治疗，依靠心率变异性(HRV)的治疗，或依靠其他心脏诊断的治疗。多个实施方案提供了输入，诸如对没有植入的心脏导联的植入的神经调节设备的那些输入。心脏活动、心脏起搏、喉部振动、咳嗽和/或其他电机械生理活动的远程感测可以提供进入神经调节滴定(titration)算法、神经调节治疗驱动算法、神经调节心力衰竭诊断和其他诊断以及部件(feature)的输入。图1图示了用于感测在本发明主题的多个实施方案中使用的生理信号的多种技术。例如，诸如可以用来提供闭环治疗或提供诊断的远程生理学感测100可以使用电极来进行，或可以使用加速度计(XL) 102来进行。用来远程感测心脏活动的电极可以用来检测心率103，检测AV间歇时间104，检测由心律管理(CRM)设备105提供的起搏，检测抗心动过速起搏(ATP) 106，或测量心率变异性(HRV) 107。这些实施例不意在是穷尽的列举，因为远程感测的心脏活动可以用于多种算法中。加速度计可以用来远程感测心脏活动，并且因此可以用来检测心率108或检测AV间歇时间109。加速度计还可以用来检测喉部振动110、咳嗽111或呼吸活动112，其可充当反馈或用于神经刺激治疗诸如迷走神经刺激治疗的其他输入。图2图示了根据多个实施方案的可植入神经刺激器213和可植入CRM设备214。 例如，神经刺激器213可以被配置成刺激颈部区域中的迷走神经，如图中所示。CRM设备的实例包括起搏器、抗-心律失常设备诸如除颤器和抗-心动过速设备，和递送心脏再同步治疗(CRT)的设备。图示的神经刺激器213具有用于递送神经刺激的神经刺激导联215。图示的导联实施方案具有神经套囊电极(nerve cuff electrode) 216。其他导联实施方案提供了神经的经血管刺激(例如，从颈内静脉刺激迷走神经)。在一些实施方案中，神经刺激导联215具有神经感测能力，和/或远程感测能力(例如，加速度计和/或电极感测)。神经刺激器213的一些实施方案具有短线导联217以提供远程感测能力。图示的CRM设备 214包括右心房导联218和右心室导联219。其他导联、额外的导联或较少的导联可以用于多个设备实施方案。在一些实施方案中，神经刺激器213是迷走神经刺激器，诸如图2中大体图示的。在一些实施方案，神经刺激器是脊髓刺激器。根据一些实施方案，神经刺激器设备是唯一的植入在患者中的医疗设备。在一些实施方案，患者被植入神经刺激器设备和CRM设备两者。一些实施方案提供了神经刺激器和CRM设备之间的通信。所述通信可以是无线的或可以是通过有线连接诸如两个设备之间的接线(tether)。在一些实施方案中，神经刺激器的操作无需与CRM设备通信，并且因此独立地感测起搏、心率等。本发明主题的多个实施方案使用加速度计来远程感测心率变异性(HRV)并进行心力衰竭(HF)诊断。HRV和其他HF诊断可以基于R-波之间的计时(timing)。一些实施方案存储获自心音的Sl间歇时间数据并且使用此数据代替R-波间歇时间用于HRV诊断。植入的医疗设备中的加速度计可以用于确定心音。已知类型的心音包括“第一心音”或Si，“第二心音”或S2，“第三心音”或S3，“第四心音”或S4，以及它们的各种子分量。 心音可以用于确定心力衰竭状态。第一心音(S1)在心室收缩期开始时引发并且由一系列混合的、不相关的低频率的振动组成。S1主要由血液在心室腔中的振荡和腔壁的振动引起的。 S1的强度主要是心室收缩力的函数，而且也是心房和心室收缩之间的间隔时间的函数。第二心音(S2),其在半月瓣关闭时发生，由较高频率的振动组成，具有较短的持续时间和较低的强度，并且具有比第一心音更“响亮”的音质。第二心音由半月瓣的突然关闭导致，半月瓣的突然关闭通过闭合瓣膜的拉伸和回缩引起血柱和拉紧的血管壁的振荡。第三心音(S3) 较常在儿童的薄胸壁内或在具有由于左心衰引起的快速充盈波的患者中听到，其由少数低的强度、低频振动组成。其在舒张早期出现并且被认为由于在房室瓣开放时进入心室的血液的突然加速和减速导致的心室壁振动引起。第四心音或心房音(S4)由少数低频振荡组成，偶尔在正常个体中听到。其由心房收缩引起的血液和心腔的振荡导致。加重的&和、 心音可能指示某些异常状况并且具有诊断意义。例如，较严重的HF状态往往反映在较大的 S3振幅中。术语“心音”此后是指任何心音(例如，Si)和及其任何分量(例如，Sl的Ml分量，其指示二尖瓣关闭)。Si、S2及可能S3心音可以与加速度计信号区分。“心音”包括可以用传声器感测到的由心脏活动导致的可听到的机械振动和可以用加速度计感测到的由心脏活动导致的可听到的和不能听到的机械振动。Patangay等人(US 20080177191)的全部内容通过引用合并入本文中，其讨论了心音以及心音与QRS波和左心室压两者之间的关系。图3图示了心音Sl和S2，诸如可以使用加速度计检测到；且图4图示了心音与QRS波和左心室压两者之间的关系。通过计算Sl心音或其他心音(例如S2与S2，或S3与S3或S4与S4)之间的间歇时间可以确定心率。Sl用作实施例。图5图示了用于计算心音之间间歇时间的方法的实施方案，所述间歇时间用于确定心率。启动计时器，并且该方法等待检测到的Sl心音。计算相继的Sl心音之间的间歇时间。一旦计算出Sl间歇时间就可以确定一段时间内的平均心率。多个实施方案提供了基于Sl心音或S2心音的离散时间段内的心率平均值。图6图示了使用心音计算平均心率或计算HRV的方法的实施方案。存储计算的心音(例如，多个Sl心音)之间的间歇时间。 存储多个采样间歇时间，并且用来计算多个采样的平均心率。多个采样间歇时间可以用来计算心率变异性的量度。神经刺激治疗可以间歇地施加神经刺激。多个实施方案对当神经刺激为0N(开启)时的平均心率和当神经刺激为OFF(关闭)时的平均心率进行趋势分析(trend)。图 7图示了在有神经刺激的时间段和无神经刺激的时间段期间使用心音确定心率的方法的实施方案。例如，一些实施方案以具有开启部分(ON portion)(例如，每分钟约10秒的一连串脉冲)和关闭部分(OFF portion)(例如，约50秒)的工作周期(duty cycle)施加神经刺激。本发明主题不限于具有10秒开启部分和50段关闭部分的实施方案，因为可以使用开启部分和/或关闭部分的其他时间安排。因此，在图示的实施方案中，在720施加约10 秒的神经刺激。如在721所示，在施加的神经刺激的这些10秒期间识别许多检测到的Sl 心音。在722，在10秒的神经刺激后，在工作周期的关闭部分(例如，约50秒)内中止神经刺激。如在723所示，在中止神经刺激的时段期间识别检测到的Sl心音的数量，然后在720 再次施加神经刺激。可以计算总心率(HR)，以及施加神经刺激的时段期间的心率(HRltl)和无神经刺激的时段期间的心率(HR5tl)。这些心率中的每一个可以在多个预定时间段内进行平均。例如，总心率(HR)可以在每分钟内、在不到1分钟内，或在几分钟内进行平均。在施加神经刺激的时段期间的心率(HRltl)可以在神经刺激事件的整个持续时间(例如，10秒) 内，在每个神经刺激事件的一部分时间内或在多个神经刺激事件内进行平均。无神经刺激时段的心率(HR5tl)可以在中止神经刺激事件的整个持续时间内(例如，50秒)、在每个中止神经刺激事件的一部分时间内，或在多个中止神经刺激事件内进行平均。另外，HRV可以在包括有神经刺激和无神经刺激的两个时间的时段内(HRV)，仅在施加神经刺激的时间段内 (HRVltl),或仅在不施加神经刺激的时间段内确定(HRV5tl)。可以使用心音或远程ECG分析进行心率、HRV、左心室射血时间(LVET) (Si至S2)、AV延迟等的趋势分析。根据多个实施方案，在检测到心律失常时更改或暂停神经刺激治疗。心音间歇时间(例如，Sl间歇时间)可以用来远程检测室性心律失常。图8图示了用于使用心音检测心律失常的方法的实施方案。在824，施加神经刺激一段时间。在有神经刺激的时间段期间，监测Sl心音以检测心律失常，如在825所示。心律失常可以通过心跳加快或信号丢失来检测，所述信号丢失是在纤颤期间心音信号的振幅降低至Sl阈值以下所导致的。如果没有检测到心律失常，则图示的方法返回至824以继续施加神经刺激。在826，响应于检测到的心律失常，更改或中止神经刺激。在更改或中止神经刺激后，监测Sl心音以确定心律失常是否终止。如果心律失常继续存在，则图示的方法返回至824。心律失常中断可以通过心跳减慢，或通过重新获得由心律失常中断后心音信号振幅上升至Sl阈值以上所导致的信号来检测。图9图示了基于使用心音确定的心率来调节神经刺激的方法的实施方案。例如， 一些实施方案每分钟施加约10秒的神经刺激。因此，在图示的方法中，在928施加神经刺激约10秒。如在929所示，在施加的神经刺激的这些10秒期间识别检测到的Sl心音的数量。在930，在10秒的神经刺激后，中止神经刺激约50秒。如在931所示，在中止神经刺激的时段期间识别检测到的Sl心音的数量，然后在928再次施加神经刺激。在932，使用在神经刺激期间检测到的Sl心音来确定心率变化；和在933，使用在无神经刺激的时间期间检测到的Sl心音来确定心率变化。这些心率变化用来更改神经刺激，大体如在934图示的那样。对神经刺激的更改可以基于短期心率变化、长期心率变化或短期和长期心率变化的组合。对神经刺激的更改可以基于对生理需求(运动、应激)的响应或由于健康状态改变 (由于较好的HF导致较低的HR)导致改变剂量的需求。作为实例，而非限制性的，一些实施方案递送不明显改变心率的神经刺激。如果神经刺激与不合乎需要的心率变化始终相关， 则可以减小治疗强度(例如，刺激信号的振幅)；或如果在开启时间的后一段期间发生心率的急剧变化，则可以改变开启时间的持续时间或在开启时间的后一段期间可以减小治疗的强度(例如，刺激信号的振幅)。在一些实施方案中，心率长期变化的确定(例如，由于心衰的改善导致较低的心率)导致该设备改变为治疗的维持剂量模式(例如，每天仅递送治疗几小时)。多个实施方案监测开启时段期间的长时间平均心率和关闭时段期间的长时间平均心率之间的差异，或可能需要不同的治疗反应的其他不期望的事件。本发明主题的多个实施方案使用电极来远程感测心脏活动。图10图示了具有专用神经刺激电极和心电图感测电极(单极连接至金属盒(can)或是双极的)的组合式神经导联1035的实施方案。图示的导联包括应变消除套囊(strain relief cuff) 1036，和多个电极1037。所述多个电极1037包括神经电极套囊(cuff) 1038，其包括用来递送神经刺激的神经治疗电极1039和用来检测神经中的动作电位的神经感测电极1040。图示的导联实施方案中的多个电极还包括心脏ECG感测电极1041 (例如，远程感测心脏活动的电极)。 心脏ECG感测电极可以是双极电极或连接至金属盒的单极电极。图2中神经刺激器213的一些实施方案具有8个电触点。如图10中所示，4个触点用于CRM感测电极1041，两个触点用于感测神经1040中的动作电位，且两个触点用于刺激神经1039。可以使用其他实施方案。例如，一些神经使用三极电极进行刺激。可以使用较少的CRM感测电极1041以便容纳较多的神经刺激电极。神经感测电极可以被设计成所示的套囊(cuff)，或设计为独立的套囊。用于神经治疗的电极还可以用于神经感测或CRM 感测。CRM感测可以是导联上的成对电极之间的窄场向量感测或可以是导联电极和金属盒之间的宽场向量感测。窄场向量可能在心率确定方面具有优势，而宽场向量可以替代表面 ECG。图11图示了具有神经刺激导联1115和用来远程检测心脏活动的独立的感测短线导联1117的可植入神经刺激设备1113的实施方案。例如，神经刺激导联1115可以包括图 10中图示的套囊设计。多个实施方案将CRM感测电极并入至端口插头(port plug)中。图12A-12B图示了具有窄场向量感测能力的使用端电极(port electrode)和金属盒的设备1213的实施方案。设备1213包括被配置成接纳短线导联1243的集箱(header) 1242。短线导联和集箱具有电触点1244。图示的短线导联包括固定套囊(retention cuff) 1245和感测电极1246。多个实施方案将一个或多个CRM感测电极放置在较长的导联体上以便允许较宽的场感测。图13图示了具有宽场向量感测能力的使用远侧导联电极和金属盒的设备1313 的实施方案。图示的设备包括被配置成接纳具有一个或多个感测电极1348的感测导联 1347的集箱。感测导联1347可以紧挨着神经治疗导联或在身体中其他部位开通隧道。如果可获得远程CRM感测能力，则可以设计用于独立式神经设备以及组合的神经和CRM设备两者的通用平台。例如，A或LV端口可以被更改用作神经输出并且RV端口可以被保留用于感测。RV端口可以连接至具有允许窄场向量感测的感测电极的小“短线”导联。具有感测电极的较长导联也可以放置在RV端口中用于较宽的场向量感测。导联可以开通隧道至皮下的任何位置并且不放置在心脏组织内。感测电极可以整合到短线导联中或整合到端口本身以便促进远程ECG感测。取决于增益和信噪比，远程ECG感测可以由远程心率测定仪、远程R-波检测器等使用。远程确定心率可以允许心率反馈成为闭环神经刺激治疗的一部分。作为实例而非限制，可以仅当平均心率已经超过阈值一段时间时施加神经刺激。由于R-波在ECG信号中已经具有最高的振幅，因此R-波可以被远程地感测以确定心率。本发明主题不限于使用 R-波，因为可以检测到其他波(例如，T-波)并用来确定心率。图14图示了根据多个实施方案的用于远程心率确定的远程心脏R-波检测。可以应用阈交(threshold crossing)法来识别R-波，其能够确定心率、平均心率、HRV等。 可以使用更复杂算法来识别QRS分量和AV延迟和其他诊断(参加，例如，Yun-Chi Yeh和 Wen-June Wang,"QRS Complexes Detection for ECG Signal :The difference operation method.(用于 ECG 信号的 QRS 复合波检测差运算法)”Computer Methods and Programs in Biomedicine (生物医学中的计算机方法和程序)，91卷，3期(2008年9月)，245-254 页)。图15图示了用于监测心率以对神经刺激治疗反馈的方法的实施方案方法的实施方案。图示的实施方案确定有神经刺激的时间段和无神经刺激的时间段期间的心率。例如， 一些实施方案以工作周期(例如，每分钟约10秒的开启部分和约50秒的关闭部分)施加神经刺激。因此，在图示的实施方案中，在1549施加神经刺激约10秒。如在1550所示，在施加的神经刺激的这些10秒期间识别R-波或PQRS波的数量。在1551，在10秒的神经刺激后，中止神经刺激约50秒。如在1552所示，在中止神经刺激的时段期间识别R-波或PQRS 波的数量，然后在1549再次施加神经刺激。使用电极远程感测心脏活动提供对表面ECG的近似值。可以计算总心率(HR)，以及施加神经刺激的时段期间的心率(HRltl)和无神经刺激的时段期间的心率(HR5tl)。这些心率中的每一个可以在多个预定时间段内进行平均。例如， 总心率(HR)可以在每分钟内、在不到1分钟内、或在几分钟内进行平均。在施加神经刺激的时段期间的心率(HRltl)可以在神经刺激事件的整个持续时间(例如，10秒)内，在每个神经刺激事件的一部分时间内或在多个神经刺激事件内进行平均。无神经刺激时段的心率 (HR50)可以在中止神经刺激事件的整个持续时间内(例如，50秒)、在每个中止神经刺激事件的一部分时间内，或在多个中止神经刺激事件内进行平均。另外，HRV可以在包括有神经刺激和无神经刺激的两个时间的时段内(在附图中图示为HRV)，仅在施加神经刺激的时间段内(在附图中图示为HRVltl),或仅在不施加神经刺激的时间段内(在附图中图示为HRV5tl) 确定。可以使用心音或远程ECG分析进行心率、HRV、AV延迟等的趋势分析。图16图示了用于对神经刺激治疗的心率信息进行趋势分析的方法的实施方案。 在图示的实施方案中，在1653施加神经刺激约10秒。如在1654所示，监测ECG以在施加的神经刺激的这些10秒期间识别R-波或PQRS波的数量。在1655，在10秒的神经刺激后， 中止神经刺激约50秒。如在1656所示，监测ECG以在中止神经刺激的时段期间识别R-波或PQRS波的数量，然后在1653再次施加神经刺激。可以计算总心率(HR)，以及施加神经刺激的时段期间的心率(HRltl)和无神经刺激的时段期间的心率(HR5tl)。这些心率中的每一个可以在多个预定时间段内进行平均。例如， 总心率(HR)可以在每分钟内、在不到1分钟内，或在几分钟内进行平均。在施加神经刺激的时段期间的心率(HRltl)可以在神经刺激事件的整个持续时间(例如，10秒)内，在每个神经刺激事件的一部分时间内或在多个神经刺激事件内进行平均。无神经刺激时段的心率 (HR50)可以在中止神经刺激事件的整个持续时间内(例如，50秒)、在每个中止神经刺激事件的一部分时间内，或在多个中止神经刺激事件内进行平均。另外，HRV可以在包括有神经刺激和无神经刺激的两个时间的时段内(HRV)，仅在施加神经刺激的时间段内(HRVltl)，或仅在不施加神经刺激的时间段内(HRV5tl)确定。可以使用心音或远程ECG分析进行心率、 HRV, AV延迟等的趋势分析。根据多个实施方案，在检测到心律失常时改变或暂停神经刺激治疗。图17图示了用于检测心律失常的方法的实施方案。在1757，施加神经刺激一段时间。在有神经刺激的时间段期间，远程监测心脏的心电活动(例如ECG)以检测心律失常，如在1758所示。心律失常可以通过心跳加快或在纤颤期间心音信号的振幅降低至R-波阈值以下所导致的信号丢失来检测。如果没有检测到心律失常，则图示的方法返回1757以继续神经刺激。在1759， 响应于检测到的心律失常，更改或中止神经刺激。在更改或中止神经刺激后，远程监测心脏的心电活动(例如ECG)以确定心律失常是否中断。如果心律失常继续存在，则图示的方法返回至1757。心律失常中断可以通过心跳减慢，或通过重新获得由心律失常中断后心音信号振幅上升至R-波阈值以上所导致的信号来检测。图18图示了用于调节神经刺激治疗的方法的实施方案。例如，一些实施方案每分钟施加约10秒的神经刺激。因此，在图示的方法中，在1881施加神经刺激约10秒。如在 1882所示，在施加神经刺激的这些10秒期间识别检测到的R-波的数量。在1883，在10秒的神经刺激后，中止神经刺激约50秒。如在1884所示，在中止神经刺激的时段期间识别检测到的R-波的数量，然后在1881再次施加神经刺激。在1885，使用在神经刺激期间检测到的R-波确定心率变化或AV间歇时间变化；和在1886，使用在无神经刺激的时间期间检测到的R-波确定心率变化或AV间歇时间变化。这些变化用来更改神经刺激，大体如在1887 图示的那样。对神经刺激的更改可以基于短期变化、长期变化或短期和长期变化的组合。对神经刺激的更改可以基于对生理需求(运动、应激)的响应或由于健康状态改变(由于较好的心衰状态导致较低的心率)导致改变剂量的需求。作为实例，而非限制，一些实施方案递送不明显改变心率的神经刺激。如果神经刺激与不合乎需要的心率变化始终相关，则可以减小治疗强度(例如，刺激信号的振幅)；或如果在开启时间的后一段期间发生心率的急剧变化，则可以改变开启时间的持续时间或在开启时间的后一段期间可以减小治疗的强度 (例如，刺激信号的振幅)。在一些实施方案中，心率长期变化的确定(例如，由于心衰的改善导致较低的心率)导致该设备改变为治疗的维持剂量模式(例如，每天仅递送治疗几小时)。多个实施方案监测开启时段期间的长时间平均心率和关闭时段期间的长时间平均心率之间的差异，或可能需要不同的治疗反应的其他不期望的事件。可以使用更复杂算法来识别QRS分量、P-波、T-波和AV延迟。HRV诊断信息可以通过监测、存储和分析R-波检测之间的时间间隔来获得。一些CRM设备使用R-波之间的计时来提供HRV和其他HF诊断。 R-波可以由远程感测的ECG来确定。一些神经刺激设备改变用于心脏起搏的神经刺激治疗。因此，如果神经刺激器和 CRM设备不被设计成彼此通信，则神经刺激器包括远程心脏起搏检测器。起搏检测可用于在还具有CRM设备植入物的个体中植入的独立神经刺激系统。图19图示了远程心脏起搏检测电路的实施方案。输入信号1988来自感测电极， 并通过图示的具有约30KHz的中心频率的带通滤波器1989。起搏检测电路形成两个检测信号。当起搏脉冲的上升沿以高于正阈值1991的水平通过带通滤波器时生成第一检测信号 1990。当起搏脉冲的下降沿以比负阈值1993的负性更高的水平通过带通滤波器时生成第二检测信号1992。两个检测信号的组合当被数字状态机或微控制器1994接收到时产生起搏检测。对于图示的检测信号的每一个，图示的电路包括起比较器作用的级联放大器1995A 禾口 1995B，以及以IMHz系统时钟计时的采样保持电路1996A和1996B。图20图示了使用图19中图示的起搏检测电路检测脉冲的实施方案的流程图。在 2001所示的状态1是其中电路等待第一脉冲的状态。如果第一脉冲是正，则三个计时器开启，且电路进入在2002所示的状态2P。这些计时器包括标识为极短计时器(really short timer) (RST)的第一计时器，标识为短计时器(short timer) (ST)的第二计时器，和标识为长计时器(long timer) (LT)的第三计时器。赋予这些计时器的名称表示某种程度，且不意在是限制性的。状态2P是其中电路等待第一计时器(RST)到期的状态。RST表示的时间的结束表示在2001感测到正脉冲后发生期望的负脉冲的时间帧的开始。一旦第一计时器到期，则电路进入在2003所示的状态3P，其是其中电路等待期望的负脉冲的状态。如果第二计时器(ST)在无负脉冲的情况下到期，则电路返回至在2001的状态1。如果出现负脉冲，则电路进入在2004所示的状态4，其是其中电路等待第三计时器(LT)到期的状态。当第三计时器(LT)到期，则电路返回至状态1。如果第一脉冲为负，则三个计时器开启，且电路进入在2005所示的状态2N。这些计时器包括标识为极短计时器(really short timer) (RST)的第一计时器，标识为短计时器(short timer) (ST)的第二计时器，和标识为长计时器(long timer) (LT)的第三计时器。赋予这些计时器的名称表示某种程度，且不意在是限制性的。此外，与负脉冲相关的计时器可以和与正脉冲相关的计时器是相同的或不同的。状态2N是其中电路等待第一计时器(RST)到期的状态。RST表示的时间的结束表示在2001 感测到负脉冲后发生期望的正脉冲的时间帧的开始。一旦第一计时器到期，则电路进入在 2006所示的状态3N，其是其中电路等待期望的正脉冲的状态。如果第二计时器(ST)在无正脉冲的情况下到期，则电路返回至在2001的状态1。如果发生正脉冲，则电路进入在2004 所示的状态4，其是其中电路等待第三计时器(LT)到期的状态。当第三计时器(LT)到期， 则电路返回至状态1。此算法是寻找在分开的RST和ST之间发生的相反极性的脉冲，其中 RST和ST分别是最小和最大的期望起搏脉冲宽度。一旦检测到起搏，则该算法从寻找另一次起搏前的起搏的开始等待与第三计时器(LT)对应的时间，其中与第三计时器(LT)对应的所述时间是期望的最小起搏间歇时间。多个实施方案远程检测哪一个心腔被起搏。在一些实施方案中，起搏器以用于每个腔的不同起搏脉冲宽度(例如，0. 40ms用于心房起搏，0. 50ms用于右心室起搏和0. 45用于左心室起搏)编程。在此实施方案中，例如，可以提供多个短计时器(上述算法中的ST) 以识别每个具体编程的脉冲宽度。在一些实施方案中，来自远程ECG传感器的输入用来确定检测到的起搏脉冲是否与ECG上的P-波或R-波在时间上相关。为了解释双腔起搏和CRT起搏以及心率_响应性起搏或俘获的丢失，可以使用更复杂的算法经由远程ECG分析来识别QRS分量、P-波、T-波和AV延迟。植入的神经刺激器的神经导联和金属盒之间的宽向量或从植入的神经刺激器的短线导联至金属盒的小向量可以用来显示适宜增益下的QRS分量。HRV诊断信息可以通过监测、存储和分析R-波检测之间的时间间隔来获得。根据多个实施方案，神经刺激器被编程以了解起搏器是单腔设备并且因此报告任何检测到的起搏是RV-起搏。一些实施方案报告任何检测到的其后紧接着R-波传感的起搏是俘获的RV-起搏。图21图示了用于将检测到的起搏与右心室起搏相关联的方法的实施方案。在2107检测到起搏。该起搏可以使用图19-20中图示的系统检测。ECG电路2108 远程感测心电活动，并且远程感测的ECG可以用来确定R-波。如在2109所示，如果起搏的发生在时间上接近于感测到的R-波，则报告是RV-起搏。所有其他检测到的起搏将被报告为非俘获的RV-起搏。神经刺激治疗可以基于俘获或非俘获进行改变。在远程感测ECG并区分P-波或基于心音确定心动周期计时的实施方案中，检测到的起搏可以被指定为俘获的A-起搏、非俘获的A-起搏、俘获的RV-起搏或非俘获的RV-起搏。图22图示了用于检测抗心动过速起搏(ATP)的方法的实施方案。一些实施方案假定由于患者处于心律失常中，所以在ATP脉冲串(ATP burst)之前不会发生心脏起搏持续至少5秒。如图示的那样，该实施方案在2210等待检测到的起搏。当检测到起搏时，抗心动过速起搏(ATP)计数递增。在2211，确定自上次起搏以来是否已经至少5秒(或其他预定时期)。如果自上次起搏以来没有至少5秒，则假定该患者不处于心律失常中，清除ATP 计数，且该过程返回至2210。如果自上次起搏以来已经至少5秒，则该过程在2212等待下一次起搏检测。当检测到下一次起搏时，ATP计数递增。在2213，确定自上次起搏以来是否已经至少330ms。如果自上次起搏以来已经至少330ms (或其他预定时期)，则确定ATP不存在，清除ATP计数且该过程返回至2210。如果没有至少330ms (或其他预定时期)，则在 2214确定ATP计数是否大于阈值。如果ATP计数大于阈值，则报告ATP。如果ATP计数不大于阈值，则该过程返回至2212等待另一次随后的起搏，所述起搏可能是抗心动过速起搏的一部分。ATP可以称为超速起搏(overdrive pacing)。存在其他超速起搏治疗，诸如间歇起搏治疗(IPT)，其也可以称为条件反射治疗。多个实施方案检测超速起搏治疗并且如果检测到超速起搏则更改神经刺激。图23图示了使用抗心动过速起搏作为神经刺激治疗的输入的方法的实施方案。 在2315施加神经刺激治疗，并且在2316，监测远程感测的心脏活动(例如，ECG)的抗心动过速起搏。如果检测到抗心动过速起搏，则如在2317所示中止或更改神经刺激直至预定的触发器再次开始正常的神经刺激。触发器可以是到期的计时器。一些实施方案在中止或更改神经刺激的同时监测ECG 2318，并且当不再检测到心律失常时开始正常刺激。一些实施方案监测高压电击并在高压电击后恢复为递送神经刺激。其他实施方案结合来自心率传感器的信息而不是假定在ATP脉冲串之前不会发生心脏起搏持续至少5秒。在一些实施方案中，在来自远程心率传感器的检测到的心率超过远程心动过速检测(tachy detection)阈值后调用ATP检测算法，并且可以从该远程ATP 检测算法中去除对自上次起搏起是否已经经过5秒的确定。来自活动传感器诸如加速度计的额外信息可以进一步用来改进算法以筛去心率响应性起搏。远程CRM信息的灵敏性和特异性可以通过使用获自多个来源(例如，混合的远程 CRM信息)的信息来提高。多个实施方案混合来自远程心脏R-波传感器、远程心率测定仪、 活动传感器或其他传感器的输入。多个实施方案混合心脏感测响应和心脏起搏响应以及来自远程心脏R-波传感器、远程心率测定仪、活动传感器或其他传感器的输入。一个实例是起搏位置识别法。一些实施方案将来自导联和加速度计的输入组合以远程检测心率。例如， 检测到的ECG心脏活动可以与使用加速度计检测到的心率信息(指示心脏的机械功能)混合。电-机械不同步是心力衰竭的特征，并且提供用于被设计用来治疗心力衰竭的设备的诊断信息。检测到的心脏活动可以用来确定心音。一些神经刺激治疗基于心脏感测和起搏改变治疗。例如，一些实施方案基于远程检测的感测，远程检测的RV-感测或远程检测的其他腔感测同步化、停止或改变神经刺激治疗。当感测到的心率在较低心率(LRL)(指示生理需求诸如应激、运动等)水平之上时， 一些实施方案施加、停止或改变神经刺激治疗。一些神经刺激或自主调节治疗可以急剧地减慢心率。一个实施方案包括LRL截止值，如低于此值则那些治疗将被暂停以避免降低已经很低的心率。一些实施方案提供用于递送这些治疗的最大感测心率截止值，以避免高固有心率和可以改变传导的治疗之间的相互作用。一些实施方案在检测到改变传导的早期心室收缩(PVC)后立即递送短期神经刺激治疗。当平均静息心率已经被改变特定量(由于重塑、恶化的心衰、药物治疗方案改变等)时，一些实施方案施加、停止或改变神经刺激治疗。 当平均AV延迟(来自远程ECG分析)或平均左心室射血时间(LVET)(来自心音分析)随时间改变时，一些实施方案施加、停止或改变神经刺激治疗。一些实施方案在检测到远程心律失常(在心律失常阈值之上的感测心率)时施加、停止或改变神经刺激治疗。作为实例，一个实施方案提供了当感测心率在特定心率之上时用于神经刺激治疗的快速治疗滴定。迷走神经刺激的一些实施影响心率。因此，心率可以用作治疗滴定的输入，并且如果心脏心率可经远程感测获得，则治疗可以自动被滴定。多个实施方案滴定治疗以发现增加心率、延长AV延迟等的最高可耐受治疗，或发现不改变或显著改变心率、AV延迟等的最高治疗。图M图示了使用检测到的起搏作为输入的闭环神经刺激的多个实施方案。多个神经刺激治疗包括间歇性神经刺激(例如，编程的工作周期，其具有神经刺激的编程期，紧接着无神经刺激的编程期)。作为实例而非限制，一些实施方案提供了约10秒的神经刺激紧接着约50秒无神经刺激。在对19，施加神经刺激(例如，约10秒的刺激)。在对20，在施加神经刺激时的时间段内监测起搏。在M21中止神经刺激，并且在无神经刺激的时间段期间(例如，约50秒无神经刺激)监测起搏。在对23，该过程确定在施加神经刺激的时段期间检测到的右心室起搏的改变。在2424，该过程确定在不施加神经刺激的时段期间检测到的右心室起搏的变化。一个或多个神经刺激参数可以基于短期变化、长期变化或短期和长期变化的组合进行更改。作为实例而非限制，神经刺激治疗可以引起神经刺激期间检测到的右心室起搏的变化，右心房起搏与右心室起搏的比率变化，或右心室起搏的变化，其对应于加速度计活动。一些实施方案基于远程检测到的起搏、远程检测到的RV-起搏或远程检测到的其他腔起搏同步化、停止或改变神经刺激治疗。当起搏速率在感测到的心率的LRL(指示生理需求诸如应激、运动等)之上时一些实施方案施加、停止或改变神经刺激治疗。一些神经刺激或自主调节治疗可以急剧地减慢心率。一个实施方案包括LRL截止值，低于此值那些治疗将被暂停以避免降低已经很低的心率。一些实施方案提供用于递送这些治疗的最大感测心率截止值，以避免高固有心率和可以改变传导的治疗之间的相互作用。一些实施方案在检测到的改变传导的早期心室收缩(PVC)后立即递送短期神经刺激治疗。当心动周期的
已经被起搏y时间段时，一些实施方案施加、停止或改变神经刺激治疗。例如，AV延迟的变化可能导致或多或少的RV起搏。如果存在长时间的起搏或长时间的未起搏，则改变神经刺激治疗可能是适宜的。当休息时总是起搏时，一些实施方案施加、停止或改变神经刺激，休息时起搏可能指示重塑、恶化的心衰或药物治疗方案改变等。一些实施方案在远程ATP 检测时施加、停止或改变神经刺激治疗。一些实施方案提供涉及心脏再同步治疗(CRT)的第一心衰治疗和涉及神经刺激的第二心衰治疗。该系统可被编程以致CRT优先于神经刺激。如果丧失左心室起搏或丧失两室起搏，则暂停神经刺激，或可以改变AV参数。如果该系统确定在神经刺激期开启部分的后一段期间发生起搏的丧失则可以改变神经刺激的剂量。 如果检测到丧失CRT，则在开启部分的初始段期间可以调整神经刺激振幅(例如，增大)。不是使用来施加、停止或改变神经刺激治疗，一些实施方案使用另一度量，诸如编程次数的有或无起搏的周期(例如，四个周期)。呼吸产生声音，该声音可以被靠近气管放置的加速度计俘获。加速度计可以位于金属盒中或在迷走神经导联上。神经刺激金属盒和导联的位置可能对使用目前在CRM产品中采用的每分钟通气量系统无益。呼吸、鼻鼾和其他呼吸噪声具有最高频率约2KHz的频率分量。需要两倍于此或更高的采样率。从200Hz至1500Hz的带通滤波将覆盖大多数目标声谱。250Hz至600Hz的较窄带通滤波可以提供在预期植入环境中较好的信噪比。此外，多个较窄的带通滤波可以提供关于呼吸诸如呼吸深度，或区分咳嗽和嗓音的独特信息(unique information)。图25图示了经带通滤波的气管音(75Hz至600Hz)的实施例，如由A. Yadollahi和Ζ. M. K. Moussavi, "Acoustical Respiratory Flow (声学呼吸流量)，，，IEEE Engineering in Medicine and BiologydEEE医学和生物学工程)，2007年1/2月，56-61页所示。多个实施方案可以使用与图25中图示的相类似的经带通滤波的气管音。图沈图示了用于过滤气管音的方法的实施方案。在沈沈，监测加速度计以提供声信号，并使此声信号通过带通滤波器以使与呼吸频率对应的声信号通过。在一些实施方案中，带通滤波器使约75Hz至约1500Hz的频率通过。在一些实施方案中，带通滤波器使约 75Hz至600Hz的频率通过。图27图示了用于滴定神经刺激的方法的实施方案。在27 施加神经刺激治疗。 在27 ，监测神经刺激脉冲后的感测窗(时间段)中经带通滤波的加速度计信号。在2730， 经滤波的加速度计信号用来确定喉部振动是否在阈值之上。如在2731所示，如果在一个工作周期期间喉部振动在“y”个脉冲中发生“X”次，则一些实施方案滴定神经刺激治疗。在其中神经刺激以开启/关闭周期递送并对于每个开启周期以20Hz递送10秒的实施方案中， 每10秒剂量施用周期递送200个脉冲。在一个剂量施用周期中仅一半的脉冲或其他值的脉冲后可以检测到喉部振动，或如果喉部振动仅响应于那些200个脉冲中的10个或50个而发生，则患者可以耐受治疗。如果喉部振动在整个开启部分期间发生，则本发明的主题可以起作用。如果喉部振动的次数达到阈值之上，则多个实施方案自动地将神经刺激滴定下去。可以基于呼吸频率调节或否则控制一些神经刺激治疗。例如，较高的平均呼吸频率可能指示应激或运动，并且响应于平均呼吸频率的变化可以启动、更改或中止神经调节治疗。可以基于检测到呼吸暂停事件，调节或否则控制一些神经刺激治疗。例如，指示 Stokes-Cheney的呼吸型式可以引起启动、更改或中止神经刺激治疗。已经提议了许多方法来检测呼吸暂停，尤其是使用气管音检测呼吸暂停。一种此类方法在“Apnea Detection by Acoustical Means (通过声学手段检测呼吸暂停)，"Yadollahi,Α· ；Moussavi,Ζ. ；Engineering in Medicine and Biology Society (医学和生物学工程学会)，2006，EMBS，06,28th Annual International Conference of the IEEE (IEEE国际会议第沘届年会)，2006年8月30日-2006年9月3日，4623-4626页讨论。可以基于呼吸流量的估计值调节或否则控制一些神经刺激治疗。可以使用气管音的分析来得到流量的估计值。已经提议了许多方法来使用气管音估计呼吸流量。一种此类方法在"A robust method for estimating respiratory flow using tracheal sounds entropy(使用气管音熵估计呼吸流量的稳健方法)，"Yadollahi, A ；Moussavi, Z ；Μ. K.， Biomedical Engineering, IEEE Transactions (生物医学工程，IEEE 会刊)，第 53 卷，第 4 期，2006年4月，662-668页中讨论。来自心脏的声音可能干扰对呼吸音的分析的努力。呼吸音在300Hz以上的频率范围对心音几乎没有影响。然而，在出现大多数心音能量(20Hz至200Hz)的频率范围和出现大多数呼吸音能量的频率范围(75Hz至600Hz)中存在重叠。如果在300Hz以上的频率范围分析呼吸音则可能会丢失关于呼气呼吸的信息，而在较高频率可以分析关于吸气呼吸的信息(参见 Gavriely, N.，Nissan, Μ.，Rubin Α. H.和 Cugal 1, D. W. "Spectral characteristics of chest wall breath sounds in normal sub ject (正常受试者中的胸壁呼吸音的频谱特征)，” Thorax (胸部)，11995，50 =1292-1300)。可以使用300Hz以上的呼吸音测定呼吸频率，因为这些速率下的呼吸音大多不含心音，使得分析可能更为容易。 然而，如果使用胸壁呼吸音就不能获得其他呼吸信息。在使用来自气管的声音和所述文章的谱型中可能存在一些移位。在使用来自气管的声音的谱型中可能存在一些移位，并且在 300Hz至600Hz频率范围中可能存在足够的信息用以确定呼吸频率和流量。植入的设备具有检测心脏活动的装置。从ECG确定或从心内导联感测的电活动可以用来识别QRS复合波。Sl心音与QRS的结束相关。然后呼吸音的分析可以删除或忽略识别的区域周围的心音信号，或对负责心音的信号部分进行扣除或其他信号处理。可以确定心脏的机械活动，并且可以进行呼吸信号的类似的或补充的信号处理。呼吸传感器可能需要校准准确度并且可以使用限定条件下的一种或多种呼吸进行校准。用于校准的“学习”模式可以整合在植入的设备内从而使对患者呼吸音的分析个体化。这种学习模式可以是主治医生启动的或当满足特定标准时(例如满足最小活动)由设备自动进行的。迷走神经刺激可以在刺激阈值之上引起喉部振动。喉部振动可能是可耐受的副作用，其存在指示治疗正在被递送。喉部振动可以使用加速度计被远程检测。远程喉部振动检测器的实施方案在每个神经刺激脉冲后监测加速度计的输出。如果在加速度计上存在信号，则检测器可以报告喉部振动。图观图示了用于通过监测被滤波至神经刺激频率的加速度计来检测喉部振动的方法的实施方案。在观32，施加神经刺激脉冲串。所述神经刺激具有脉冲频率。在观33， 将加速度计数据滤波至神经刺激脉冲频率。如果喉部振动在阈值以上，如在观34所确定， 则在观35滴定增加或减小神经刺激治疗的强度。图四图示了用于控制神经刺激的方法的实施方案。在四36启动神经刺激治疗。
1在四37监测加速度计数据以确定AV延迟，或喉部振动，或咳嗽，或LVET。在四38，确定加速度计数据是否满足神经刺激治疗的标准。如果满足，则维持神经刺激。如果不满足，则试图调整神经刺激治疗使监测的加速度计数据符合所述神经刺激治疗的标准。如果提供神经刺激以递送最大可耐受振幅，则神经治疗滴定标准的实例包括增加振幅直至监测到喉部振动，持续增加振幅直至检测到咳嗽，使振幅减小一步，核实仍然检测到喉部振动，并结束滴定。假定喉部振动指示所有神经纤维已经被俘获，如果提供神经刺激以递送需要确认治疗被递送的最小振幅，实施例增加振幅直至检测到喉部振动，并结束滴定。这可以包括检测喉部振动，减小振幅直至不再检测到喉部振动，使振幅增加一步，并核实喉部振动以确认治疗递送。在一些实施方案中，这包括检测咳嗽，减小振幅直至不再检测到咳嗽，并核实喉部振动以确认治疗递送。一些实施方案增加振幅直至检测到喉部振动，使振幅回退一步以提供没有副作用的最大振幅剂量，假定治疗有效而不需要喉部振动确认治疗递送。一些实施方案增加振幅直至检测到喉部振动，使振幅回退一步，并使用AV延迟的变化或LVET的变化确认治疗有效性。在满足预定条件后可以中断神经刺激治疗。一些实施方案监测加速度计和用于具有与神经刺激对应的频率的信号的滤波器 (例如，用于20Hz信号的带通滤波器)。如果在脉冲的频率为20Hz的情况下由具有多个脉冲的神经刺激导致喉部振动，则该振动将以被调节为20Hz。仅当递送神经刺激时还监测经带通滤波的20Hz信号。一些实施方案将具有神经刺激的经带通滤波的信号与无神经刺激的经带通滤波的信号相比较。如果当递送神经刺激时在加速度计上存在20Hz信号，则检测器可以报告喉部振动。20Hz脉冲频率是一个实例。带通滤波被调谐至脉冲递送的频率。该频率可以是编程的值并且滤波应当自动地调节至无论何种编程频率。图30图示了使用在神经刺激脉冲串期间监测到的经滤波的加速度计信号来控制神经刺激的方法的实施方案。神经刺激可以以包括开启阶段和关闭阶段的工作周期来递送。在3039，在工作周期的开启阶段期间施加神经刺激，并且在工作周期的开启阶段期间监测经滤波的加速度计信号，如3040中所示。在3041，经滤波的加速度计信号用来确定是否正在发生阈值以上的咳嗽。如果在工作周期的开启阶段期间发生咳嗽则多个实施方案滴定神经刺激。例如，可以降低神经刺激强度以避免咳嗽。喉部振动可以用来快速滴定神经刺激治疗。喉部振动检测器可以用来基于是否存在振动自动地将滴定增加或减小治疗。此滴定可以在植入时，在至临床机构随访访问时，或在门诊患者中进行此滴定。图31图示了用于使用加速度计数据快速滴定神经刺激治疗的方法的实施方案。 如所示的那样，基于加速度计的输出如何被滤波，可以从一个加速度计获得不同的信息。在 3143监测加速度计数据信号。如在3144所示，与心音(例如，Si)对应的带通滤波器施加于加速度计数据信号。此信息可以用来确定心率和基于心率的其他信息。如在3145所示， 与神经刺激频率对应的带通滤波器施加于加速度计数据信号。这可以用来检测由神经刺激引起的喉部振动。如在3146所示，与呼吸频率对应的带通滤波器施加于加速度计数据。此信息可以用来滴定、启动或终止神经刺激。迷走神经刺激可以在刺激阈值以上引发咳嗽。多个实施方案使用引发的咳嗽来自动地确定治疗水平。加速度计可以用来检测来自咳嗽的振动。远程咳嗽振动检测器的多个实施方案监测每个神经刺激脉冲后加速度计的输出。如果在神经刺激脉冲期间或之后立即在加速度计上存在信号，则检测器可以报告由于神经刺激治疗引起的咳嗽。远程咳嗽振动检测器的多个实施方案监测神经刺激脉冲串的初始部分期间加速度计的输出以确定咳嗽。 一些实施方案确认咳嗽的存在。例如，如果连续两个以上的工作周期检测到咳嗽，则确认咳嗽的存在。一些实施方案使用咳嗽振动来快速地滴定神经刺激治疗。咳嗽振动检测器可以用来基于是否存在振动而自动地滴定增加或减小治疗。此滴定可以在植入时，在至临床机构随访访问时，或在门诊患者中进行此滴定。在多个实施方案中，使用输入的组合诸如来自咳嗽振动检测器的输入和来自喉部振动检测器的输入进行快速治疗滴定。例如，喉部振动可以是所需治疗的标志，但咳嗽是不合乎需要的。在该情况下，治疗被向上滴定至检测到咳嗽的时候，然后回退，之后核实喉部振动。可以使用心率确定传感器以及喉部振动或咳嗽检测器来进行快速治疗滴定。多个实施方案提供医生指示的滴定，其中通过植入的设备但在医生的手动启动下进行滴定。滴定和医生对副作用的监测可以由医生来进行，在此情况下医生手动地编程将治疗强度(例如，振幅)增加或减小。一些实施方案提供一键启动滴定和对副作用的监测。多个实施方案提供每日滴定，在此情况下治疗的滴定每天(或基于其他的周期) 自动地进行。这允许当患者适应治疗时增加治疗强度(例如，振幅)。如果治疗强度的增加提供更有效的治疗，则将治疗推进至最大可耐受水平可能是合乎需要的。多个实施方案提供连续地监测，在此情况下所述设备监测喉部振动并且如果没有检测到则滴定增加强度。所述滴定仅由触发事件来启动，所述触发事件诸如检测到的咳嗽、 缺少喉部振动等，而不是每天滴定或除了每天滴定以外由触发事件启动。多个实施方案将该神经刺激系统限制于上限。在一个实施方案中，鉴于诸如安全性、电荷密度限制、寿命等考虑，神经刺激的强度(例如，振幅)仅增加至最大值。例如，如果在检测到喉部振动或咳嗽之前达到最大值，则滴定治疗将限于该最大值。多个实施方案基于临床医生提供的目标限制神经刺激。例如，医生可以为最大振幅设置可编程的参数。医生可能希望对低于系统限度的最大可容许治疗强度(例如，刺激振幅)进行编程。患者可能开始不能够耐受该值，但随着患者适应该治疗而可以耐受。该系统继续尝试以一些周期频率滴定增加强度直至达到医生提供的目标。多个实施方案提供咳嗽阈值的偏移值。例如，该偏移值可以是从引发咳嗽的水平下降一步或两步或多步的安全界限。这可以是允许医生选择的标称值或可编程值。多个实施方案提供喉部振动阈值的偏移值。例如，该偏移值是可以从引起喉部振动的水平升高(下降)一步或两步或多步的安全界限。这可以是允许医生选择的标称值或可编程值。如果在喉部振动阈值加偏移值与咳嗽阈值减偏移值之间出现冲突，则实施方案将该水平设置为喉部振动阈值加偏移值或咳嗽阈值减偏移值中的较大者。可以施行对冲突的其他解决方案。多个实施方案延缓预定的滴定，诸如每天滴定或周期性滴定，或引发的滴定。如果该系统检测到患者正在说话则可以延缓滴定。说话期间的滴定可能会使患者烦恼。姿势 (患者站立)、活动、心率、心律失常检测可以用来确定何时延缓滴定。一些实施方案提供由于检测到咳嗽无延迟地触发的滴定强度减小，但允许因其他原因触发的滴定被延迟。图32图示了用于使用加速度计远程感测一个或多个呼吸参数以用于诊断目的或用于闭环神经刺激的方法的实施方案。在3247，监测加速度计以提供声信号。来自加速度计的此声信号可以被滤波以提供如在3248所示心音的指标，提供如在3249所示神经刺激的指标，和/或提供如在3250所示呼吸的指标。在3251，指示呼吸的信号被处理。可以在信号处理中使用心音以从信号中去除心音的贡献。ECG信号还可以被学习模块用来个体化呼吸信号。被处理的呼吸信号可以用来如在3252所示检测呼吸暂停，如在3253所示检测呼吸频率，和如在32M所示检测呼吸事件。呼吸暂停、呼吸频率和/或呼吸事件可以用来提供呼吸诊断3255或闭环神经刺激治疗3256。呼吸诊断的实例包括估计的流量、平均频率、呼吸暂停事件等。本领域普通技术人员应该理解，本文所示和所说明的模块和其它电路可以使用软件、硬件、以及硬件与软件的组合来实现。因此，术语模块和电路，例如，旨在包括软件实现、 硬件实现、以及软件和硬件实现。本公开内容中说明的方法不希望排除本发明主题范围内的其它方法。在阅读并理解本公开内容后，本领域普通技术人员应该理解本发明主题范围内的其它方法。上述实施方案以及图示说明的实施方案的各部分，不一定是相互排斥的。这些实施方案或其部分可进行组合。在多个实施方案中，所述方法使用一系列指令来实现，当所述指令由一个或多个处理器执行时，其使(多个)处理器分别执行各个方法。在多个实施方案中，所述方法作为包含在计算机可访问介质中的一组指令来实现，所述介质诸如磁介质、电子介质或光学介质。实施方案尽管在附带的权利要求中限定了本发明，但要理解的是本发明可以备选地根据下列的实施方案进行限定。在第一系统实施方案中，被配置成植入至患者中的可植入系统包括加速度计； 神经刺激器，所述神经刺激器被配置成递送神经刺激至神经靶位；和控制器，所述控制器被配置成使用所述加速度计检测喉部振动或咳嗽，并且被配置成使用所述神经刺激器并使用检测到的喉部振动或检测到的咳嗽作为编程的神经刺激治疗的输入以递送所述编程的神经刺激治疗。第二系统实施方案包括根据实施方案1所述的系统，其中所述控制器被配置成使用所述加速度计检测喉部振动，使用包括刺激开启部分和刺激关闭部分的编程的工作周期递送所述神经刺激，在所述刺激开启部分期间递送多个神经刺激脉冲，并且监测神经刺激脉冲后的时间窗中超过阈值的喉部振动。第三系统实施方案包括根据实施方案2所述的系统，其中所述控制器被进一步配置成监测所述刺激开启部分期间每次神经刺激脉冲后的喉部振动，并且如果在所述刺激开启部分期间出现多于阈值次数的喉部振动则滴定所述神经刺激治疗。第四系统实施方案包括根据实施方案1-3中任一项所述的系统，其中所述神经刺激器被配置成以神经刺激频率递送所述神经刺激，所述系统还包括滤波器，所述滤波器被配置成将加速度计信号滤波至所述神经刺激频率以检测对应于所述神经刺激频率的喉部振动。第五系统实施方案包括根据实施方案1-4中任一项所述的系统，其中所述控制器被配置成使用所述加速度计检测咳嗽，使用包括刺激开启部分和刺激关闭部分的编程的工作周期递送所述神经刺激，在所述开启部分期间监测用于咳嗽的加速度计信号，并且如果在所述神经刺激治疗的开启部分期间出现咳嗽则滴定所述神经刺激治疗。第六系统实施方案包括根据实施方案1-5中任一项所述的系统，其中所述控制器被配置成使用所述加速度计检测喉部振动和咳嗽两者，并且将所述神经刺激治疗的强度调整至检测到喉部振动和未检测到咳嗽时的水平。第七系统实施方案包括根据实施方案1-6中任一项所述的系统，其中所述控制器被配置成使用所述加速度计检测心音，并且使用检测到的心音来提供所述神经刺激治疗的输入。第八系统实施方案包括根据实施方案7所述的系统，其中所述控制器被配置成使用所述检测到的心音确定心率信息，并且使用所述心率信息作为所述神经刺激治疗的输入。第九系统实施方案包括根据实施方案7所述的系统，其中所述控制器被配置成使用所述检测到的心音确定左心室射血时间(LVET)，并且使用所述LVET来提供所述神经刺激治疗的输入。第十系统实施方案包括根据实施方案1-9中任一项所述的系统，其中所述控制器被配置成使用所述加速度计检测呼吸，并且使用所述检测到的呼吸来提供所述神经刺激治疗的输入。第十一实施方案包括一种系统，所述系统包括使用加速度计检测喉部振动或咳嗽的装置；和使用检测到的喉部振动或检测到的咳嗽作为神经刺激治疗的输入控制所述神经刺激治疗的装置。第十二实施方案包括根据实施方案11的系统，其中所述加速度计用来检测喉部振动，所述神经刺激治疗以编程的工作周期递送，所述编程的工作周期包括刺激开启部分和刺激关闭部分，并且所述神经刺激治疗在所述刺激开启部分期间递送多个神经刺激脉冲。所述系统还包括监测神经刺激脉冲后的时间窗中超过阈值的喉部振动的装置。第十三实施方案包括根据实施方案12的系统，其还包括监测每次神经刺激脉冲后的喉部振动的装置，和如果在所述刺激开启部分期间出现多于阈值次数的喉部振动则滴定所述神经刺激治疗的装置。第十四实施方案包括根据实施方案11-13中任一项所述的系统，其中所述神经刺激治疗以神经刺激频率递送，所述设备还包括将加速度计信号滤波至所述神经刺激频率以检测对应于所述神经刺激频率的喉部振动的装置。第十五实施方案包括根据实施方案11-14中任一项所述的系统，其中所述加速度计用来检测咳嗽，所述神经刺激治疗以编程的工作周期递送，所述编程的工作周期包括刺激开启部分和刺激关闭部分，并且所述神经刺激治疗在所述刺激开启部分期间递送多个神经刺激脉冲，所述系统还包括在所述开启部分期间监测用于咳嗽的加速度计信号的装置， 和如果在所述神经刺激治疗的开启部分期间出现咳嗽则滴定所述神经刺激治疗的装置。第十六实施方案包括根据实施方案11-15中任一项所述的系统，其中所述加速度计用来检测喉部振动和咳嗽两者，并且控制所述神经刺激治疗的装置包括将所述神经刺激治疗的强度调整至检测到喉部振动和未检测到咳嗽时的水平的装置。第十七实施方案包括根据实施方案11-16中任一项所述的系统，其中所述系统还包括使用所述加速度计检测心音的装置，和使用所述检测到的心音来提供所述神经刺激治疗的输入的装置。第十八实施方案包括根据实施方案17所述的系统，其中所述系统还包括使用所述检测到的心音确定心率信息的装置，和使用所述心率信息作为所述神经刺激治疗的输入的装置。第十九实施方案包括根据实施方案17-18中任一项所述的系统，其中所述系统还包括使用所述检测到的心音确定左心室射血时间(LVET)的装置，和使用所述LVET来提供所述神经刺激治疗的输入的装置。第二十实施方案包括根据实施方案11-19中任一项所述的系统，其中所述系统还包括使用所述加速度计检测呼吸的装置，和使用所述检测到的呼吸来提供所述神经刺激治疗的输入的装置。第二十一实施方案包括根据实施方案11-20中任一项所述的系统，其中所述控制神经刺激治疗的装置包括接收来自临床医生的手动输入以启动滴定过程的装置；周期性地启动所述滴定过程的装置；或响应于检测咳嗽或喉部振动启动所述滴定过程的装置。第二十二实施方案包括根据实施方案11-21中任一项所述的系统，其中所述控制神经刺激治疗的装置包括将神经刺激强度的增加限制在上限的装置。第二十三实施方案包括根据实施方案11-22中任一项所述的系统，其中所述控制神经刺激治疗的装置包括在满足编程的标准时延缓预定的或触发的滴定过程的装置。第二十四实施方案包括根据实施方案11-23中任一项所述的系统，其中所述使用检测到的喉部振动或检测到的咳嗽控制所述神经刺激的装置包括使所述神经刺激的强度由第一阈值水平或第二阈值水平偏移的装置，在所述第一阈值水平下检测到喉部振动，在所述第二阈值水平下检测到咳嗽。上述详细说明旨在是说明性的，而非限制性的。在阅读和理解上述描述后，其它实施方案对于本领域技术人员将是显而易见的。因此，本发明的范围应参照后附的权利要求以及此权利要求有权请求的等同形式的全部范围来确定。
权利要求
1.一种被配置成植入至患者中的可植入系统，其包括加速度计；神经刺激器，所述神经刺激器被配置成递送神经刺激至神经靶位；和控制器，所述控制器被配置成使用所述加速度计检测喉部振动或咳嗽，并且被配置成使用所述神经刺激器和使用检测到的喉部振动或检测到的咳嗽作为对编程的神经刺激治疗的输入，以递送所述编程的神经刺激治疗。
2.权利要求1所述的系统，其中所述控制器被配置成使用所述加速度计检测喉部振动，使用包括刺激开启部分和刺激关闭部分的编程的工作周期递送所述神经刺激，在所述刺激开启部分期间递送多个神经刺激脉冲，并且监测在一个神经刺激脉冲后的一个时间窗内超过阈值的喉部振动。
3.权利要求2所述的系统，其中所述控制器被进一步配置成监测在所述刺激开启部分期间每次神经刺激脉冲后的喉部振动，并且如果在所述刺激开启部分期间出现多于阈值次数的喉部振动则滴定所述神经刺激治疗。
4.权利要求1所述的系统，其中所述神经刺激器被配置成以神经刺激频率递送所述神经刺激，所述系统还包括滤波器，所述滤波器被配置成将加速度计信号滤波至所述神经刺激的频率以检测对应于所述神经刺激的频率的喉部振动。
5.权利要求1所述的系统，其中所述控制器被配置成使用所述加速度计检测咳嗽，使用包括刺激开启部分和刺激关闭部分的编程的工作周期递送所述神经刺激，在所述开启部分期间监测关于咳嗽的加速度计信号，并且如果在所述神经刺激治疗的开启部分期间出现咳嗽则滴定所述神经刺激治疗。
6.权利要求1所述的系统，其中所述控制器被配置成使用所述加速度计检测喉部振动和咳嗽两者，并且将所述神经刺激治疗的强度调整至检测到喉部振动且未检测到咳嗽时的水平。
7.权利要求1所述的系统，其中所述控制器被配置成使用所述加速度计来检测心音， 并且使用检测到的心音来提供对所述神经刺激治疗的输入。
8.权利要求7所述的系统，其中所述控制器被配置成使用所述检测到的心音来确定心率信息，并且使用所述心率信息作为对所述神经刺激治疗的输入。
9.权利要求7所述的系统，其中所述控制器被配置成使用所述检测到的心音来确定左心室射血时间(LVET)，并且使用所述LVET来提供对所述神经刺激治疗的输入。
10.权利要求1所述的系统，其中所述控制器被配置成使用所述加速度计来检测呼吸， 并且使用检测到的呼吸来提供对所述神经刺激治疗的输入。
全文摘要
被配置成植入至患者中的可植入系统的实施方案包括加速度计、神经刺激器和控制器。所述神经刺激器被配置成递送神经刺激至神经靶位。所述控制器被配置成使用所述加速度计检测喉部振动或咳嗽，并且被配置成使用所述神经刺激器并使用检测到的喉部振动或检测到的咳嗽作为编程的神经刺激治疗的输入，以递送所述编程的神经刺激治疗。
文档编号A61B5/11GK102481453SQ201080039936
公开日2012年5月30日 申请日期2010年7月13日 优先权日2009年7月15日
发明者克日什托夫·Z·西尔耶科, 戴维·J·特恩斯, 斯蒂芬·鲁布尔, 贾森·J·哈曼 申请人:心脏起搏器股份公司