CN109982745B - 用于喉部起搏器的呼吸监测传感器 - Google Patents

Abstract

喉部起搏器被配置成在患者的皮肤上外部放置以产生呼吸刺激信号。可植入刺激电极将呼吸刺激信号传递到邻近的目标神经组织，用于在受体患者的呼吸期间进行声带外展。三轴加速度计产生反映受体患者的能量消耗的身体运动信号。呼吸传感器包括柔性可转移到皮肤的印刷纹身电极，其具有用于进行阻抗呼吸描记法测量的四极配置，以产生用于喉部起搏器的感测呼吸信号。呼吸传感器被配置成用于通过从传感器敷贴器引导放置到受体患者的胸骨角处的皮肤来进行转移和释放。并且喉部起搏器配置成解释身体运动信号和感测呼吸信号，以实时确定呼吸相位和频率，以相应地自适应地调节呼吸刺激信号。

Description

用于喉部起搏器的呼吸监测传感器

本申请要求2016年11月28日提交的美国临时专利申请62/426,647的优先权，该临时专利申请通过引用整体并入本文。

技术领域

本发明涉及用于喉部起搏器系统的呼吸传感器。

背景技术

喉部位于颈部，参与呼吸、产生声音(讲话)、保护气管使其不吸入食物和水。图1A示出冠状面视图，图1B示出人喉部解剖结构的横截面视图，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、以及舌骨113。

在呼吸的吸气相期间，喉部的神经和肌肉使声带103外展(打开)以允许空气进入肺部。并且在呼吸的呼气相期间，喉部的神经和肌肉使声带103内收(闭合)以产生浊音。在休息时，呼吸频率通常在每分钟12至25次呼吸之间变化。因此，例如，每分钟20次呼吸导致3秒的呼吸持续时间，具有1.5秒吸气和1.5秒呼气相(假设50/50比率)。呼吸频率根据身体活动而变化。

单侧和双侧的喉返神经(RLN)109损伤或破裂起初会导致喉部(以及喉下部)的支撑肌肉暂时性部分麻痹。RLN 109的双侧破坏导致环杓后肌(PCAM)106的外展肌功能丧失，伴有急性窒息和危及生命的情况。这种严重的情况通常需要手术治疗双侧声带麻痹，例如切开术或杓状软骨切除术，这随后会限制声音并使生理性气道保护处于危险之中。

最近的治疗RLN损伤的方法使用喉部起搏器，其在吸气期间电刺激(起搏)PCAM106以使声带103外展(打开)。在呼气期间，声带103松弛(闭合)以促进发声。在第一代喉部起搏器系统中，患者可以根据他的身体负荷(静止、正常行走、爬楼梯等)通过手动切换起搏器装置的刺激频率，来改变起搏频率(每分钟呼吸次数)，假设人体可以适应人工外部施加的呼吸频率——在一定的锁定范围内。因此，患者和喉部起搏器可以被描述为几乎相同频率的自激振荡器，但不具有相位匹配(没有相位锁定)。有时两个系统都会同相，但有时系统会出现异相，从而会减少对患者的益处。

最近的第二代喉部起搏器系统产生刺激触发信号，以使起搏器刺激的定时与患者的呼吸循环同步。刺激触发信号定义呼吸循环期间的特定时间点以发起对目标神经组织的刺激。该时间点可以具体地是呼吸的吸气或呼气相的开始或结束、呼吸暂停、或任意其他定义的时间点。为了检测所期望的时间点，已经研究了几种类型的呼吸传感器以产生在每个呼吸循环内变化的呼吸感测信号。这些包括，例如，各种麦克风、加速度计传感器、以及压力传感器(置于胸膜间隙中的)。还正在研究肌电图(EMG)测量，以用于开发刺激触发信号。

图2示出这种喉部起搏器系统的一个实施例，其具有接收来自植入在胸骨肌中的呼吸传感器202的呼吸信号的处理器201，该呼吸传感器202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处理器201的壳体内并产生运动信号。基于呼吸信号，处理器201产生与检测到的呼吸活动同步的呼吸起搏信号，并通过处理器导线将起搏信号传递到植入在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。

在传统的喉部起搏器中，已经提出了许多不同类型的呼吸传感器。许多这样的装置需要通过嵌入在引线中的绝缘导线元件连接到起搏处理器。然而，这种引线可能易于受到物理损伤，在手术期间需要努力的插入，并且不得不以某种方式安全地固定在例如神经附近或周围的精细组织内，或者肌肉内。

发明内容

本发明的实施例涉及一种用于呼吸受损的受体患者的喉部起搏系统。喉部起搏器被配置成在胸骨位置处的患者皮肤上外部放置，并且被配置成产生呼吸刺激信号。可植入的刺激电极被配置成用于将呼吸刺激信号从喉部起搏器传递到相邻的目标神经组织，以在受体患者的呼吸期间进行声带外展。呼吸传感器包括柔性可转移到皮肤的印刷纹身电极，其具有用于进行阻抗呼吸描记法测量的四极配置，以产生用于喉部起搏器的感测呼吸信号。三轴加速度计被配置成产生用于喉部起搏器的反映受体患者的能量消耗的身体运动信号。柔性可转移到皮肤的印刷纹身电极(PTE)被配置成通过从传感器敷贴器引导放置到受体患者的胸骨角处的固定皮肤位置来进行转移和释放。并且喉部起搏器被配置成解释身体运动信号和感测呼吸信号，以实时确定呼吸相位和频率，以相应地自适应地调节呼吸刺激信号。

在特定实施例中，喉部起搏器可以包括具有传感器触头的外表面，该传感器触头被配置成直接连接到PTE，用于将感测呼吸信号从呼吸传感器耦合到喉部起搏器。三轴加速度计可以被集成到喉部起搏器中。并且印刷纹身电极可以由用于皮肤接触施用的纹身导电聚合物纳米片形成。呼吸传感器还可以包括中心支撑环，该中心支撑环被配置成将呼吸传感器与喉部起搏器机械地接合。

呼吸传感器可以被配置成用于使用水基转移机制进行转移和释放。例如，可以存在半刚性支撑层，该半刚性支撑层配置成向印刷纹身电极提供机械支撑，并且被配置成在机械地按压时释放润湿的水层。这样的支撑层可以包括多个保水的子部分，或者仅包括单个保水的子部分。并且呼吸传感器可以适应于与传感器敷贴器配合，以在呼吸传感器放置在固定皮肤位置处时提供定位反馈信息。

附图说明

图1A示出人喉部解剖结构的冠状面视图，图1B示出人喉部解剖结构的横截面视图。

图2示出对于患者解剖结构的典型的传统喉部起搏器装置。

图3示出根据本发明的实施例的具有呼吸传感器的喉部起搏器装置。

图4A至图4D示出根据本发明的实施例的与呼吸传感器装置相关的各种结构细节。

图5示出根据本发明的实施例的呼吸传感器的示意性细节。

图6A至图6B示出根据本发明的实施例的IPG测量原理的各个方面。

图7A至图7B示出根据本发明的实施例的具有支撑层和水袋的呼吸传感器的另一个特定实施例的各个方面。

图8示出根据本发明的另一个实施例的支撑层和水袋的细节。

图9示出喉部起搏器的替代性底表面的结构细节。

图10示出根据本发明的实施例的与感测呼吸传感器的信号处理相关的各种波形。

图11A至图11B示出根据本发明的实施例的传感器敷贴器中的各种结构关系。

图12示出根据本发明的实施例的传感器敷贴器的各种结构元件的分解图。

图13A至图13D示出根据本发明的实施例的使用传感器敷贴器的各个方面。

具体实施方式

大多数现有的呼吸监测系统只能跟踪一段时间的总体呼吸率(RR)，而不能实时追踪真实的瞬时呼吸相位和频率。其中一个原因是因为测量的呼吸信号通常被大量噪声污染。测量的呼吸信号中的这种噪声的主要来源之一是来自传感器电极相对于被测组织的物理运动的运动伪影。运动伪影与呼吸信号处于相同的频率范围内(0.1-1.0Hz)，因此不容易滤除。因此，难以导出能够可靠地提供呼吸的瞬时相位和频率的测量信号。

本发明的各种实施例涉及一种用于呼吸受损的受体患者的喉部起搏系统。通过使用跟踪瞬时呼吸相位和频率的呼吸传感器，将RLN刺激与真实的实时呼吸活动同相地触发，将其传送给相应地自适应地调节呼吸刺激信号的喉部起搏器的电子器件。呼吸传感器放置并近距离耦合到系统的外部部分，即，处理器设备，其易于被其它相同的传感器装置替换。特别地，患者可以在不需要专业帮助的情况下，自己正确地定位并附接呼吸传感器。本发明的呼吸传感器与正确的位置一同产生对呼吸相位的起始的非常精确的估计，而刺激信号必须与之相关。与许多现有技术的传感器系统不同，可以可靠地检测到呼吸循环的特定相位(例如，起始)而不仅仅是总体呼吸率。

图3示出根据本发明的实施例的针对患者解剖结构的喉部起搏器装置的示例，其配置成提供反映实时的瞬时呼吸相位和频率的可靠的呼吸信号。喉部起搏器301被配置成，如图3所示，在患者的胸骨角位置处的患者的皮肤上外部放置，并且被配置成产生呼吸刺激信号。在该位置处存在有系统的内部植入部分，其包括保持磁体，该保持磁体与外部喉部处理器301中的相应的保持磁体配合以将后者保持在适当位置。另外，由于胸骨角位置骨骼的理想的扁平形状，并且因为在下面的皮肤层中存在低百分比的脂肪，因此胸骨角位置是有利的。在胸骨角处，下面的胸大肌的厚度急剧减小，并且那里的骨骼不是可能受到滚动、倾斜和偏转的任何关节的一部分。因此，这代表在身体高度运动期间的稳定位置。胸骨柄的宽度取决于受试者的性别，但可以假设平均宽度为5.5cm。这意味着如果在位于胸骨角的左侧和右侧的感测电极之间给出至少5.5cm的距离，则可以在胸骨柄侧面容易地测量由于呼吸引起的肺阻抗的变化。简而言之，如下面进一步讨论的，胸骨角是用于测量生物阻抗的理想位置，因为运动引起的伪影显著减少。我们已经识别出这个位置是用于以下述方式可靠地测量吸气信号的最佳位置。

如图3所示，如本领域已知的可植入的刺激电极203被配置成用于将呼吸刺激信号从喉部起搏器301传递到相邻的目标神经组织(例如，RLN)，以在患者的呼吸期间进行声带外展。呼吸传感器300被配置成产生用于喉部起搏器301的感测呼吸信号。呼吸传感器300还被配置成通过从传感器敷贴器引导放置到胸骨角处的固定皮肤位置来进行转移和释放。喉部起搏器301解释身体运动信号和感测呼吸信号，以实时的确定呼吸相位和频率，以相应地自适应地调节呼吸刺激信号。

三轴加速度计可以集成到呼吸传感器300或喉部起搏器301中，以产生用于喉部起搏器301的反映患者的能量消耗的身体运动信号。身体运动信号还可以用于优化电池消耗，并且当喉部起搏器301可以切换到有节奏的刺激以节省电力时，伴随的身体活动检测可以用于确定稳定或低运动情况。

喉部起搏器301可以被配置成计算能量消耗(EE)，作为x轴、y轴和z轴加速度信号的函数。三轴加速度身体运动信号反映重力分量和身体运动分量，因此喉部起搏器301可能需要首先对身体运动信号进行滤波并处理，以仅推断身体运动信息。然后可以计算信号向量幅度(SVM)并将其与对应于不同身体活动的预定阈值进行比较。该活动确定可以用于调整在下面解释的生物阻抗信号的自适应滤波和峰值检测的参数。

图4A至图4D及图5示出这种装置的结构细节。呼吸传感器300包括中心支撑环410，其被配置成将呼吸传感器300与喉部起搏器301机械地接合。可以改变支撑环410的特定形状以适应喉部起搏器301的壳体的不同特定设计特征。用支撑环410封闭的是一个或多个传感器触头440，其被配置成当其被封闭在支撑环410内时，提供与喉部起搏器301的壳体的底表面470上的相应传感器触头460的直接电气连接。

呼吸传感器300包括内部感测触头520和外部激励触头510，它们通过由金或其他导电材料构成的电气隔离的导电路径530连接到传感器触头440。内部感测触头520和外部激励触头510以四极配置布置，用于进行经胸腔的电阻抗的变化的阻抗呼吸描记法(IPG)测量，如图6A所示。激励电流从外部激励触点510(A到D)流出，而内部感测触头520(B和C)测量相应的电压差。感测电压的变化反映测量的组织区域中的阻抗变化，其中阻抗值Z可以从以下公式获得：

其中，ρ为是体积导体v内的电导率分布，J_LE是电压测量的导线电流密度场，J_LI是由电流注入引起的电流密度场。

电极-皮肤界面涉及关于记录生物信号的各种考虑因素。这些包括高的皮肤阻抗会导致信号检测不良的事实。另外，电极和皮肤之间的相对运动会产生运动伪影。如图6B所示，运动伪影是由皮肤-电极界面的电气特性的变化而引起的。可以将所谓的半电池电位VH(其由金属-电解质界面的电荷产生)建模为电流源和并联电阻器Rt。电阻器Rs代表角质层，其为降低所获取的生物信号的质量的外层皮肤介电层。引起半电池电位VH是因为电流I流过电阻性细胞外介质Rt。因此，运动伪影表现为由于电流I流过根据施加的力的性质而能够增加或减少的变化电阻Rt的电位变化。电极相对于皮肤的相对运动可以进一步改变电压VH。滤除及/或减少运动伪影非常重要。

湿凝胶电极通常用于改善或稳定感测触头并通过增加角质层的导电性来降低皮肤阻抗。由电极和皮肤之间的相对运动而引起的任何机械干扰都被介入的凝胶层衰减，并且它们对信号的影响被限制。它们可以被模式化为近乎电阻阻抗，其值在几十欧姆的范围内。因此，从图6B推导出的等效阻抗Zequi可以表示为：

Z_equi＝R_e||C_e+R_gel+R_s+R_t+R_epi||C_epi+R_d

其中，R_e、C_e及R_gel均取决于电极的具体类型及其与皮肤的耦合。它们可以在身体运动期间变化并且仍然产生运动伪影，尽管只要润湿凝胶不变干，变化的值就减小。当凝胶变干时，R_gel的值增加并且与皮肤的耦合显著降低。因此，当使用标准凝胶电极时，不可能进行长期的测量(即，连续几天的实验)。

如果呼吸传感器300由超薄的且超贴合的柔性纳米片制成，即可解决该问题，该柔性纳米片由导电聚合物复合物聚(PEDOT：PSS)组成，其形成提供在诸如皮肤的复杂表面上的超贴合性的印刷纹身电极420。通过使用这样的材料，呼吸传感器300具体地可以形成用于皮肤接触施用的纹身导电聚合物纳米片的临时印刷的纹身，其被转移并释放到皮肤位置，从而克服了通常用标准干电极时发生的缺乏贴合性以及粘附性差的问题。

在呼吸传感器300的下侧是电极衬垫430，其在将呼吸传感器300敷贴在皮肤上时被移除。当移除电极衬垫430时，通过在呼吸传感器300的顶表面上轻轻且均匀地摩擦湿手指(或任意其他等效装置)将呼吸传感器300释放到皮肤。在几秒内，呼吸传感器300随后将释放到皮肤上。

在图7A至图7B所示的呼吸传感器300的实施例中，存在位于支撑环410和印刷纹身电极420之间的附加的半刚性支撑层700，其被配置成向印刷纹身电极提供机械支撑。支撑层700包括内部水袋710和两个外部水袋720，其形成集成的水释放系统，以在机械地按压时释放湿润的水层，以进一步促进印刷纹身电极420转移到皮肤上。水袋710和720被配置成在施加手指压力时破裂并释放水。在水均匀地释放到下面的印刷纹身电极420之后，可以如箭头所示地撕掉支撑层700。虽然图7A至图7B中所示的支撑层包括多个水袋，但是如图8所示的实施例可以具有带有单个水袋810的支撑层800。

图9示出喉部起搏器的底表面900，其具有多个同心环形式的传感器触头910。这种布置将允许喉部起搏器绕其轴线自由旋转，同时仍能够获得感测呼吸信号。

喉部起搏器301结合来自加速度计信号的身体运动活动的确定，执行来自呼吸传感器300的生物阻抗感测呼吸信号的自适应滤波处理。感测呼吸信号通常根据发生的身体活动定义在[0.1Hz-1Hz]的范围内。因此，感测呼吸信号的自适应滤波目的在于在患者可能遇到的不同的现实情况下实现最大可能的信噪比(SNR)。由于影响感测呼吸信号的运动伪影噪声不能被认为是高斯噪声，因此自适应滤波可以基于最小均方滤波器(LMS)方法。根据定义，利用LMS(与基于卡尔曼滤波器的方法相比)不能保证实际信号和期望信号之间的误差的收敛，并且仅取决于所执行的迭代的次数。

一旦算法被初始化(即，学习速率、迭代次数及延迟)，就可以实时过滤感测呼吸信号而无需任何进一步的外部输入。然后使用经过滤波的感测呼吸信号来检测呼吸的起始，如图10所示。图10中的第一行波形示出原始生物阻抗和参考信号重叠。参考信号由患者在采集过程中与测量生物阻抗的传感器和电极一同穿戴的热敏电阻获取。第二和第三行波形分别示出经过滤波的生物阻抗和参考信号。信号的呼吸起始由波形上的垂直线示出。在图10的左侧的直方图中计算精确度检测以及信号相关性(对于该特定实验，分别为100％和94％)。当在距参考信号中示出的真实起始的500毫秒的最大延迟内检测到生物阻抗信号中的起始时，认为呼吸起始检测是成功的。之后可以使用贝叶斯峰验证算法来基于卡尔曼滤波器识别真实峰值。

如上所述的喉部起搏器和呼吸传感器的实施例允许到目标神经组织的实时刺激信号，其可以由实时呼吸信号触发而不是基于预定的节奏。另外，所描述的呼吸传感器不是侵入性的并且可以嵌入/集成到喉部起搏器的壳体中而不增加其外部尺寸。此外，由于设置印刷纹身电极克服了湿凝胶电极的问题，并且可以提供超贴合性并粘附在皮肤上长达三天，因此可以提供长期的监测。纹身电极的极度减小的厚度并且不存在的粘附材料也提供了呼吸传感器的增加的舒适性和耐磨性。并且四极电极配置连同在胸部的胸骨角处放置，提供了对运动伪影的增强的稳健性。

上述的基于印刷纹身电极(PTE)的呼吸传感器技术可以在诸如皮肤的复杂表面上提供超贴合性。它们作为临时纹身的转移和释放克服了通常在标准干电极上发生的缺乏贴合性和粘附性差的问题。并且由于可能开发高度集成的便携式的且不过度侵入的传感器以用于监测生命体征，因此柔性的以及可转移到皮肤的传感器的一般领域本身受到越来越大的关注。

然而，阻碍更广泛地使用该技术的一个限制性因素在于电极释放过程的复杂性。难以向纹身表面提供均匀的预定的水的释放，并且连同在处理这种柔软且松软的材料时对额外护理的需求，这通常需要经过专业训练的受试者以促进转移和释放过程。传感器必须足够牢固地压在皮肤上以提供足够的接触，但不能太强以防止破损。另外，替换传感器需要以与先前移除的传感器相同的方式敷贴在优选的水平位置，以便适当地附接到胸骨角两侧的皮肤上。

因此，本发明的实施例包括传感器敷贴器，其被配置成通过避免误操作的用户友好的设计手段来提供可靠、容易且有效的传感器的放置和释放。PTE传感器的转移和释放可以由患者自己执行，而无需经过培训的专家的额外帮助。传感器敷贴器引导患者以准确的水平的定位将PTE传感器正确地放置在与胸骨角相对应的期望位置，并且传感器敷贴器可以向患者提供关于转移和释放过程是否正确地发生的反馈。这种传感器敷贴器的实施例可以用于放置任何柔性和可转移到皮肤的传感器。

图11A至图11B示出根据本发明的实施例的传感器敷贴器1100的不同视图。特定的传感器敷贴器装置可以仅使用有源电子器件、无源电子器件、或根本不使用电子器件。图12示出传感器敷贴器1100的不同结构元件的分解图。压力辊1201在上壳体1202内安装并滑动。下壳体框架1204和底表面1205安装在一起以形成容纳容器，被配置成包含流体存储海绵1203。例如，流体存储海绵1203可以由海绵材料或任意其他等效材料制成，其可以吸收并保持少量的诸如水的释放流体。PTE传感器1206插入到传感器敷贴器1100的底部。

压力辊1201安装在位于上壳体1202内的两个滑动轨道内，以沿上壳体1202的纵向轴线自由滑动。上壳体1202的底侧是柔性压力表面，压力辊1201可以沿着其压力轨迹压在该柔性压力表面上。在特定实施例中，上壳体1202的压力表面可以是简单的防水箔，或者在更加先进的实施例中，它可以由在压力作用下表现出可逆颜色变化的压电变色材料制成。具有记忆效应的可逆压电变色材料在一些初始活化压力P1下改变颜色，然后当施加的压力下降到低于第二恢复压力P2时恢复原始颜色。这两个压力P1和P2之间的差异定义记忆效应并允许材料的历史规格(即，如果材料超过压力阈值)。一旦使用压力辊1201施加PTE传感器1206最佳释放到皮肤上所需的激活压力P1，底表面的压电彩色材料的颜色变化可以向用户提供关于所施加的压力是否是足够及/或足够均匀以保证成功释放(与否)的反馈。

除了上述的基于颜色的压力表面释放反馈装置之外，还有其他方式来提供关于释放过程的用户反馈。例如，上壳体1202及/或下壳体框架1204可以包括信号采集传感器，被配置成当将释放的PTE传感器1206敷贴到患者的皮肤上时，从释放的PTE传感器1206接收感测的ECG信号。然后，传感器敷贴器1100内的简单电子器件可以执行信号水平阈值处理并确定是否已检测到可接受的信号。如果可接受，那么传感器敷贴器1100的主体上的反馈LED变为绿色以确认PTE传感器1206成功释放。

下壳体框架1204和底表面1205的装配可以是配置成安装在一起的结构上分离的零件，或者它们可以一起集成为单个结构元件。在任一情况下，底表面1205被配置成在PTE传感器1206位于传感器敷贴器1100内时牢固地保持PTE传感器1206。例如，底表面1205可以包括一个或多个锁定夹，布置成协同地或独立地移动，例如，沿着底表面1205的垂直轴。这种锁定夹被配置成提供适当的支撑以避免PTE传感器1206无意中从底表面1205滑落。例如，锁定夹可以具有增强PTE传感器1206对底表面1205的牢固性的锯齿形轮廓。

图13A至图13D示出根据本发明的实施例的使用传感器敷贴器的各个方面。首先，如图13A所示，拆开传感器敷贴器1100，使得流体存储海绵1203需要如粗箭头所示插入下壳体框架1204中，然后，如图13B所示，上壳体1202与下壳体框架1204耦合在一起。然后，如图13C所示，可以倒置传感器敷贴器1100，并且PTE传感器1206可以紧靠底表面1205插入下壳体框架1204中。此时，移除电极衬垫430。最后，如图13D所示，组装的传感器敷贴器1100准备好放置在患者的胸部上。

可以通过传感器敷贴器1100侧面中的一个或多个LED来确认组装的传感器敷贴器1100在胸骨角处的正确放置。例如，传感器敷贴器1100内的磁性传感器可以配置成检测设备到在胸骨角处植入的磁体的距离，然后第一位置LED将变为绿色。此外，PTE传感器需要尽可能接近水平地放置。为此目的，传感器敷贴器1100还可以包含感测陀螺仪，被配置成检测设备何时被水平地定位在某个预定的可容忍的角度内，并且之后第二位置LED将变为绿色以确认水平位置。

此时，患者用一只手将装载的传感器敷贴器1100保持在胸部上，然后另一只手可以在传感器敷贴器1100内移动压力辊1201以激活水基释放机制。在一些具体实施例中，如果患者还按下压力辊1201，则可以进一步促进释放机制。压力辊1201的激活挤压传感器敷贴器1100内的流体存储海绵1203，使水均匀释放到PTE传感器1206上，将其转移到皮肤。根据具体的释放反馈机制(如上所述)，患者获得关于是否需要重复释放动作的释放反馈。例如，上壳体1202的压力表面的确认的颜色变化，或变绿的第三释放LED确认传感器施用过程的正确结果。

如上所述，传感器敷贴器1100的特定实施例可以包括诸如磁性传感器、陀螺仪、及/或传感器信号阈值检测逻辑的有源电子元件，其配置成支持患者将装置正确放置在胸部上。然而，对于一个或多个相同目的，传感器敷贴器1100的特定实施例可以附加地或替代地使用无源元件。例如，可以通过在敷贴器的中心放置另一个磁体来检测传感器敷贴器1100与植入的磁体的距离。传感器敷贴器1100的水平放置可以通过使用装置的纵向侧的水平仪来实现。此外，上述用于释放反馈的压电颜色效应已经代表无源方法。

如上所述的传感器敷贴器的实施例反映了容易且直观地使用的用户友好设计。这提高了患者自身转移和释放传感器装置的精确度和可靠性，而无需额外的专家。此外，具有基于海绵的水释放机制的传感器敷贴器甚至可以比先前描述的可破裂的水袋解决方案更好地执行。另外，如上所述由传感器敷贴器敷贴的呼吸可以消除将支撑环结合到传感器装置中的需要。这将降低传感器装置的单位成本。

本发明的实施例可以部分地以诸如VHDL、SystemC、Verilog、ASM等的任意传统的计算机编程语言来实现。本发明的替代性实施例可以实现为预编程的硬件元件、其他相关部件、或者硬件和软件部件的组合。

实施例可以部分地实现为用于计算机系统的计算机程序产品。这种实施方案可以包括一系列计算机指令，其或者固定在诸如计算机可读介质(例如，磁盘、CD-ROM、ROM、或硬盘)的有形介质上，或者可以通过调制解调器或诸如通过介质连接到网络的通信适配器的其他接口装置传输到计算机系统。介质可以是或者有形介质(例如，光学或模拟通信线路)或者用无线技术(例如，微波、红外或其他传输技术)实现的介质。该计算机指令系列体现了本文前述的关于该系统的全部或部分功能。本领域技术人员应该理解的是，这种计算机指令可以用许多编程语言来编写，以用于许多计算机结构或操作系统。此外，这种指令可以存储在诸如半导体、磁性、光学或其他存储器设备的任意存储器设备中，并且可以使用诸如光学、红外、微波或其他传输技术的任意通信技术来传输。预期这种的计算机程序产品可以作为具有附带的印刷或电子的文档(例如，紧缩套装软件)的可移动介质来分发、预装在计算机系统(例如，在系统ROM或硬盘上)、或者在网络(例如，因特网或万维网)上由服务器或电子公告牌分发。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)和硬件两者的组合。本发明的其他实施例实现为完全的硬件或完全的软件(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而言显而易见的是，在不脱离本发明的真实范围的情况下，可以进行各种改变和修改，这些改变和修改将实现本发明的一些优点。

Claims (8)

1.一种用于呼吸受损的受体患者的喉部起搏系统，所述系统包括：

喉部起搏器，所述喉部起搏器被配置成在胸骨位置处的患者皮肤上外部放置，并且被配置成产生呼吸刺激信号；

可植入的刺激电极，所述可植入的刺激电极被配置成用于将所述呼吸刺激信号从所述喉部起搏器传递到相邻的目标神经组织，以在所述受体患者的呼吸期间进行声带外展；

三轴加速度计，所述三轴加速度计被配置成产生用于所述喉部起搏器的反映所述受体患者的能量消耗的身体运动信号；以及

呼吸传感器，所述呼吸传感器包括：柔性可转移到皮肤的印刷纹身电极，所述印刷纹身电极具有用于进行阻抗呼吸描记法测量的四极配置，以产生用于所述喉部起搏器的感测呼吸信号，以及半刚性支撑层，所述半刚性支撑层被配置成向所述印刷纹身电极提供机械支撑并且被配置成在机械地按压时释放润湿的水层；

其中，所述呼吸传感器被配置成使用水基转移机制并且通过从传感器敷贴器引导放置到所述受体患者的胸骨角处的固定皮肤位置来进行转移和释放；以及

其中，所述喉部起搏器被配置成解释所述身体运动信号和所述感测呼吸信号，以实时确定呼吸相位和频率，以相应地自适应地调节所述呼吸刺激信号。

2.根据权利要求1所述的喉部起搏系统，其中，所述喉部起搏器包括具有多个传感器触头的外表面，所述多个传感器触头被配置成直接连接到所述呼吸传感器，用于将所述感测呼吸信号从所述呼吸传感器耦合到所述喉部起搏器。

3.根据权利要求1所述的喉部起搏系统，其中，所述三轴加速度计被集成到所述喉部起搏器中。

4.根据权利要求1所述的喉部起搏系统，其中，所述印刷纹身电极包括用于皮肤接触施用的纹身导电聚合物纳米片。

5.根据权利要求1所述的喉部起搏系统，其中，所述呼吸传感器进一步包括中心支撑环，所述中心支撑环被配置成将所述呼吸传感器与所述喉部起搏器机械地接合。

6.根据权利要求1所述的喉部起搏系统，其中，所述支撑层包括多个保水的子部分。

7.根据权利要求1所述的喉部起搏系统，其中，所述支撑层包括单个保水的子部分。

8.根据权利要求1所述的喉部起搏系统，其中，所述呼吸传感器适应于与所述传感器敷贴器配合，以在所述呼吸传感器放置在所述固定皮肤位置处时提供定位反馈信息。

Images