專利名稱：治療活體以減輕心臟負(fù)荷的方法及執(zhí)行該方法的裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及治療哺乳動(dòng)物，尤指人類，或其他具有心臟及外周血管系統(tǒng)的活體，以減輕心臟負(fù)荷的方法，本發(fā)明與其他的治療完全不同，本發(fā)明還涉及執(zhí)行該方法的裝置。
背景技術(shù)：
為了有助于了解本發(fā)明，有必要首先了解心臟的工作方式及本領(lǐng)域中已知的現(xiàn)有技術(shù)。
通常由心電圖來(lái)測(cè)量人類心臟的情況，例如可得到一代表性的

圖1所示的輸出軌跡線?；旧闲碾妶D為在心跳時(shí)所產(chǎn)生的一連串電波的記錄，在代表性的心電圖中不同的尖峰通常以P，Q，R，S，T代表。所謂的R-R間期即兩個(gè)R峰之間代表一個(gè)心動(dòng)周期的時(shí)間，通常約為1秒。
其中特別感興趣的不只是對(duì)應(yīng)心跳或脈搏頻率的R-R間期，而且還包括復(fù)現(xiàn)心臟工作特性的Q-T間期，稱為收縮期。間期的其余部位等于R-R減去Q-T，即T-Q，其有效地表示在各次心跳時(shí)心臟的恢復(fù)時(shí)間，稱為舒張期。下文將參考附圖1A，1B及1C說(shuō)明人類心臟的運(yùn)動(dòng)方式。
心臟學(xué)家通常應(yīng)用心臟負(fù)荷的概念，其與心臟的脈搏速率成正比，即在每分鐘心跳時(shí)測(cè)量的R-R波的頻率乘上以毫米汞柱為單位測(cè)量的收縮壓。
已提出多種治療方法，且用于現(xiàn)有技術(shù)中，這些方法可作用在人類的心血管系統(tǒng)中。在這些系統(tǒng)中熟知的方法為電生理學(xué)方法及其裝置，例如使用電刺激以產(chǎn)生肌肉收縮，由此導(dǎo)致工作并訓(xùn)練肌肉。由電刺激所導(dǎo)致的收縮及舒張改進(jìn)肌肉的血流，且改進(jìn)肌肉的品質(zhì)而不會(huì)影響患者的所治療的部位。
電生理學(xué)與一般活體，特別是人體的交互作用，可分成兩大類，即，非同步和心臟同步電生理交互作用。
非同步電生理方法及裝置的操作是使用電刺激，其中依據(jù)一些外部施加的節(jié)律而決定該刺激的定時(shí)，但是此定時(shí)沒(méi)有與心臟脈搏速率同步。已知的非同步電生理方法及裝置的例子包括—神經(jīng)刺激及神經(jīng)肌肉，和由電刺激儀所導(dǎo)致的直接肌肉刺激，可應(yīng)用的裝置包括Medicompex SA，Valmed SA，Nemectron GmbH，及EMPI Inc等等。
—使用電刺激治療病痛，所使用的設(shè)備可購(gòu)自例如Medtronic公司等。
—用于動(dòng)作性震顫的控制治療的電刺激，所使用的設(shè)備可從Medtronic公司等其他供應(yīng)商中得到，以及—用于尿液控制的電刺激，這些設(shè)備同樣地也可以從如Medtronic公司得到，如該公司的Interstim產(chǎn)品。
所有上述非同步刺激的方法確實(shí)對(duì)于將治療的部位有療效，但是與正常沒(méi)有電刺激的情況比較，將導(dǎo)致心臟負(fù)荷增加。已知的心臟負(fù)荷增加包括當(dāng)電刺激作用在近心臟的胸肌附近，尤其是左側(cè)胸廓時(shí)，產(chǎn)生心律不齊或心臟問(wèn)題的固有風(fēng)險(xiǎn)。
電刺激治療中有用的概述可參見(jiàn)由Valmad SA出版的“用戶手冊(cè)”第3，4兩頁(yè)，其中有關(guān)于Microtim(注冊(cè)商標(biāo))的說(shuō)明，即神經(jīng)肌肉刺激器P4 Physio Model 11/96出版。
電生理技術(shù)中其他基本分類，即心臟同步電生理方法及裝置包括一方法為經(jīng)由一傳感器預(yù)定心臟脈搏速率，且在任何心臟脈搏速率的時(shí)間節(jié)律內(nèi)傳送該刺激，且該刺激與心臟脈搏速率同步。
此心臟同步方法及裝置可再分為兩類，即簡(jiǎn)單搏動(dòng)(simpulsation)模式，和反搏動(dòng)模式。
在肌肉的心臟同步電刺激的簡(jiǎn)單搏動(dòng)模式中，電沖動(dòng)與心臟脈搏速率同步，使得心臟及刺激的肌肉在相同的時(shí)間內(nèi)收縮，即在收縮期中心臟收縮，且刺激的肌肉也同時(shí)收縮。在舒張期中心臟舒張，且該肌肉也舒張。
在肌肉的心臟同步電刺激的反搏動(dòng)模式中，電沖動(dòng)被定時(shí)，其方式是對(duì)應(yīng)心臟脈搏速率，即心臟及刺激的肌肉彼此反向收縮，即在收縮期中心臟收縮，但刺激的肌肉舒張，而在舒張期中，心臟舒張但刺激的肌肉收縮。
已知的這種心臟同步電生理方法/裝置的例子包括—心臟同步起搏器，抗心動(dòng)過(guò)速起搏器及去纖顫器，其例如可由Medtronic公司得到，—心肌刺激器，也可以從Medtronic公司得到，—主動(dòng)脈內(nèi)氣囊反搏動(dòng)方法及裝置，—由心臟同步電刺激輔助的用于心肌密聚體的心肌成形術(shù)，—主動(dòng)脈外反搏動(dòng)方法，其中由肌肉腱膜移植物限制該主動(dòng)脈，使其游離端平分(bissected)以使主動(dòng)脈中的一個(gè)扇區(qū)活動(dòng)，可參見(jiàn)專利SU 1509045A，及I.V.Lapanashvili所提出的英文論文，標(biāo)題為“用于心臟衰竭的手術(shù)矯正的輔助循環(huán)的自動(dòng)肌肉(Aulomuscolar)系統(tǒng)”，刊于1992年1月/2月份的“II Cuore”，Rivista diCardiochirurgia e Cardiologia第九卷。
起搏器及去纖顫器為熟知的裝置，經(jīng)由外科手術(shù)插入病患的身體。這些裝置需要定期更換。因此此類型的裝置為一侵入性的手術(shù)技術(shù)，而且實(shí)際上直接刺激心肌，并且不會(huì)作用在周圍血管系統(tǒng)上。
心肌刺激器的操作方式是通過(guò)收集來(lái)自心臟的信號(hào)，且利用此信號(hào)以與心跳同步的方式刺激另一肌肉。
用于與心肌刺激器連接的外科手術(shù)稱為心肌成形術(shù)，且可參見(jiàn)如由Ray C.J.Chiu，Ivan M.Bourgeois出版的書中所描寫的“用于心臟輔助及維護(hù)的變形肌肉”，刊于《Bakken研究中心叢書》(BakkenResearch Center Series)第二卷第21章，第231至233頁(yè)。
心肌成形術(shù)的程序包括將一骨骼肌繞在心臟外面，而且以與心臟收縮同步的方式刺激此纏繞的骨骼肌，即以簡(jiǎn)單搏動(dòng)模式進(jìn)行該作業(yè)，因此形成以輔助心臟泵功能的心肌密聚體，例如由Medtronic公司所提供的心肌刺激器，SP1005型，它是一種雙通道系統(tǒng)，其中包括一心臟起搏器通道及一心肌刺激通道，通過(guò)一同步電路使兩者協(xié)調(diào)。心臟起搏器包括一感測(cè)放大器，其監(jiān)視固有心率，及排血期(output stage)，當(dāng)心率下降到擬定值時(shí)，此起搏器調(diào)整心臟的速率。心臟活動(dòng)可由裝置如同步起搏器感測(cè)或激發(fā)，但是它更進(jìn)一步地也可以觸發(fā)該同步電路。通過(guò)程式化分配器處理觸發(fā)信號(hào)，該分配器允許在心肌密聚體內(nèi)有不同的心臟/纏繞肌肉收縮速率。然后在啟動(dòng)心肌刺激器后，引起一個(gè)延遲。典型的在R波結(jié)束點(diǎn)開(kāi)始，而在T波結(jié)束時(shí)爆發(fā)一陣脈沖，該脈沖經(jīng)由一對(duì)肌肉起搏導(dǎo)聯(lián)而傳送到該纏繞的肌肉上，因此導(dǎo)致以簡(jiǎn)單搏動(dòng)模式的心肌密聚體收縮。如名稱上所暗示者，心肌成形術(shù)通常用于改進(jìn)心肌密聚體，它也是一種侵入性方法。
內(nèi)主動(dòng)脈氣囊反搏動(dòng)為一高度危險(xiǎn)，復(fù)雜的侵入性外科技術(shù)，此技術(shù)僅使用在晚期患者身上。該技術(shù)包括將一氣囊插入按照心臟的節(jié)律抽排的主動(dòng)脈內(nèi)，當(dāng)膨脹時(shí)，氣囊產(chǎn)生一反壓力波以改進(jìn)流過(guò)冠狀血管的血流，從而增加心臟的供氧量，且有助于改進(jìn)其狀況。
外部主動(dòng)脈反搏動(dòng)處理也是一種肌成形手術(shù)，且使用繞主動(dòng)脈的骨骼肌的心臟同步電刺激，當(dāng)以反搏動(dòng)模式操作時(shí)，將導(dǎo)致在舒張期時(shí)冠狀血液循環(huán)增加，結(jié)果是心臟負(fù)荷降低。上文提到的由Lapanashvili L.V.在“II Cuore”中的論文中報(bào)告將對(duì)冠狀血液循環(huán)增加28％。但是，須了解此為一項(xiàng)高危險(xiǎn)性的侵入性外科手術(shù)，僅使用在很極端的情況下，因此其應(yīng)用受到限制。
所有上述使用單搏動(dòng)模式刺激的心臟同步的電生理方法與同一人而沒(méi)有接受刺激時(shí)比較，其心臟負(fù)荷并沒(méi)有明顯地改變。文中描述的反搏動(dòng)方法均包括侵入性手術(shù)。但是，在文獻(xiàn)中還可見(jiàn)到一些反搏動(dòng)方法，其基本上為非侵入性的方法，這些方法是基于所謂氣體靴的治療方法。
此氣體靴或加壓靴，例如由循環(huán)靴公司所制造的靴子沒(méi)有使用電刺激，而是使用氣體的壓力搏動(dòng)作用在病患的下腿。尤其是此技術(shù)應(yīng)用氣體壓迫病患的下腿，且壓力的作用時(shí)間與心律同步。循環(huán)靴產(chǎn)品已知是非侵入性的心臟同步氣體加壓靴，其以簡(jiǎn)單搏動(dòng)模式或反搏動(dòng)模式經(jīng)由氣體壓迫身體四肢的選定部位，例如下肢。在后一種模式中，將循環(huán)靴在心臟收縮期前定時(shí)放松腿部，其主要目的是為了改善腿部的動(dòng)脈血流。
用循環(huán)靴治療的指征是腿部動(dòng)脈血流不足，糖尿病，動(dòng)脈血流缺乏，靜脈疾病，淋巴水腫等。
在29/6/99的首頁(yè)中，制造商指出循環(huán)靴的治療是經(jīng)過(guò)減少后負(fù)荷，而同時(shí)減少心臟工作量且維持或增加冠狀動(dòng)脈的血液流入，而增加每搏輸出量。循環(huán)靴確實(shí)對(duì)于心臟具有一定的效應(yīng)，這可從所引證的首頁(yè)的說(shuō)明中看到，在此，例如該文中的說(shuō)明“提供對(duì)心臟有益的無(wú)對(duì)照的測(cè)量包括降低二尖瓣關(guān)閉不全的收縮期雜音；在收縮期間應(yīng)用腿部的泵的作用，而加寬周圍脈搏描記；應(yīng)用收縮期末的泵作用使脈搏描記變窄，應(yīng)用收縮期泵的作用升高重搏切跡且應(yīng)用收縮期末的泵的作用降低重搏切跡，在插設(shè)有Swann-Ganz導(dǎo)管的病人中，可降低楔壓力，且增加心臟的輸出”。
最后，可參考本發(fā)明人L.V.Lapanshvili的Georgian專利申請(qǐng)366，其中描述了以簡(jiǎn)單搏動(dòng)模式和反搏動(dòng)模式的非侵入性外部技術(shù)的肌肉刺激。該文獻(xiàn)描述了以簡(jiǎn)單搏動(dòng)模式在靠近心臟的胸部的肌肉刺激，并聲稱“它可以減輕心臟負(fù)荷，并且甚至能夠使靠近心臟的胸部肌肉收到刺激”。因此，這里，通過(guò)以簡(jiǎn)單搏動(dòng)模式刺激胸部肌肉能夠達(dá)到減輕心臟負(fù)荷的目的。該專利聲稱，最常使用的是反搏動(dòng)模式，但是在胸部，即靠近心臟處放置電極時(shí)，使用簡(jiǎn)單搏動(dòng)模式。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的主要目的是提供一種幾乎能夠廣泛應(yīng)用的方法和裝置，由此，通過(guò)對(duì)病人適當(dāng)?shù)姆乔秩胄曰蚯秩胄源碳た蛇_(dá)到降低心臟負(fù)荷的目的，而且這種刺激可應(yīng)用在任何時(shí)間，特別是對(duì)于要刺激的肌肉沒(méi)有限制，除了心肌本身以外。
另外，本發(fā)明的還一個(gè)目的是提供一種方法和裝置，它完全無(wú)害，并且它還能夠不僅被用于防止冠狀血管梗死和心功能不全及促進(jìn)這些病的恢復(fù)，而且可以用于神經(jīng)肌肉或直接的肌肉刺激，導(dǎo)致可見(jiàn)或非可見(jiàn)的肌肉收縮，增強(qiáng)肌肉力量或忍耐力、身體塑形、脂解治療等方面。
本發(fā)明的另一個(gè)目的是提供一種方法和裝置，它能夠用于神經(jīng)-神經(jīng)肌肉或直接肌肉抗疼痛刺激，該刺激包括經(jīng)皮電神經(jīng)刺激(通常被稱作TENS)以及其它許多美容和康復(fù)治療用途。
為了實(shí)現(xiàn)本發(fā)明的目的，根據(jù)本發(fā)明，治療哺乳類或其它具有心臟和周圍血管系統(tǒng)，特別是哺乳類，尤其是人類的生物體的方法，以達(dá)到減輕心臟負(fù)荷的目的，所述生物體具有由心臟活動(dòng)導(dǎo)致的脈率和收縮壓，該方法包括步驟如下-測(cè)量心律，-通過(guò)以反搏動(dòng)模式并與心律同步的非侵入性方法在周圍血管系統(tǒng)產(chǎn)生壓力搏動(dòng)和-改變所述壓力搏動(dòng)的至少一個(gè)參數(shù)以產(chǎn)生最佳的所述脈率和所述收縮壓之一的減少，從而最終減輕心臟負(fù)荷，所述心臟負(fù)荷是所述脈率和所述收縮壓的參數(shù)。
用于執(zhí)行該方法的相應(yīng)裝置包括用于測(cè)量心律的元件，用于以反搏動(dòng)模式并與心律同步的非侵入性或侵入性方法在周圍血管系統(tǒng)產(chǎn)生壓力搏動(dòng)的元件，和用于改變這種壓力搏動(dòng)中至少一個(gè)參數(shù)以最優(yōu)化減少至少所述脈率和所述收縮壓之一，最終減輕心臟負(fù)荷的元件。
本發(fā)明是根據(jù)一項(xiàng)出人意料的發(fā)現(xiàn)，即，通過(guò)優(yōu)化以反搏動(dòng)模式并與心律同步的非侵入性方法在病人的周圍血管系統(tǒng)產(chǎn)生的壓力搏動(dòng)，從而最優(yōu)化降低病人的脈率，由此最終達(dá)到明顯，并且確實(shí)非常明顯的心臟負(fù)荷的降低。這是一個(gè)特別出人意料的發(fā)現(xiàn)，因?yàn)樵诶缤炔考∪?，心血管?shù)中眾多周圍分支中的僅僅一個(gè)上的完全非侵入性刺激，居然能夠顯著性增加冠脈血流和降低心臟負(fù)荷。在測(cè)試中獲得的心臟負(fù)荷的降低程度居然與通過(guò)電刺激纏繞在主動(dòng)脈上的主動(dòng)脈外肌皮瓣的高風(fēng)險(xiǎn)、完全侵入性方法所達(dá)到程度的一樣，這確實(shí)完全出人意料。令人欣賞的是后一種技術(shù)直接作用在心血管樹(shù)的主干-主動(dòng)脈上，而本發(fā)明僅僅是作用于周圍血管系統(tǒng)的眾多分支之一的外部。
更具體地說(shuō)，已經(jīng)發(fā)現(xiàn)，通過(guò)恰當(dāng)?shù)卦O(shè)置用于每個(gè)病人的壓力搏動(dòng)，可產(chǎn)生一種諧振現(xiàn)象，利用它可使得周圍血管系統(tǒng)產(chǎn)生微擾，導(dǎo)致脈率的最優(yōu)化減少，并通過(guò)此最終降低心臟的負(fù)荷。特別有利的是脈率的減少還同時(shí)伴隨收縮壓的降低，從而僅僅通過(guò)心血管樹(shù)的周圍分支之一的微擾就能達(dá)到顯著降低心臟負(fù)荷的效果。對(duì)于血壓正常的病人僅僅略微降低血壓，但大幅度降低了脈率。對(duì)于高血壓的病人則血壓降低的非常顯著，但是心率的降低很少。換句話說(shuō)，本發(fā)明的方法和裝置可用于身體的任何一塊平滑肌或骨骼肌，而不是心肌，能夠?qū)е氯缟纤龅娘@著降低心臟負(fù)荷的益處。
再來(lái)看另一種方法，本發(fā)明能夠通過(guò)執(zhí)行一種方法在具有心臟的生物體，如哺乳類，特別是人類中達(dá)到減輕心臟負(fù)荷的目的，它是通過(guò)測(cè)量心率，然后以反搏動(dòng)模式并與心律同步在周圍血管系統(tǒng)中產(chǎn)生壓力搏動(dòng)以產(chǎn)生最優(yōu)化的脈率下降，從而最終減輕心臟負(fù)荷，心臟負(fù)荷是脈率和收縮壓的參數(shù)。
與氣體靴顯然不同的是，本發(fā)明的裝置可以做成相當(dāng)輕、緊湊且便攜式的，能夠在病人的日常生活中穿戴但卻對(duì)病人的活動(dòng)和生活方式?jīng)]有任何明顯的限制。用于測(cè)量心律的元件可很簡(jiǎn)單地包括在病人身體的離散的部位的非侵入性傳感器，因?yàn)檫@個(gè)傳感器僅需要提供基本的信號(hào)從而使得處于反搏動(dòng)模式的刺激裝置同步。
為了確保病人的運(yùn)動(dòng)，這種刺激裝置很方便地是一種能夠通過(guò)病人攜帶的電池供電的電刺激裝置。所需的能源不必特別高，因?yàn)?，如上所述，這種裝置基本上僅在病人的周圍血管系統(tǒng)上產(chǎn)生一種微擾，但這種微擾的效應(yīng)卻被一種不完全明白的現(xiàn)象，可能是一種在微擾導(dǎo)致大效應(yīng)的地方產(chǎn)生的諧振現(xiàn)象而有效地增強(qiáng)了。
這種諧振現(xiàn)象可解釋如下舒張期的壓力水平的動(dòng)力學(xué)改變?cè)醋杂谘簭男呐K的排出，以及兩種從處于相反方向的不同位置同時(shí)傳播的不同的壓力波的部分或全部反射。血液的排出是由于收縮期心臟的收縮并包括每秒小于1米的血液流速。
考慮到的舒張期第一壓力波是由從心臟，即，心瓣膜的打開(kāi)而噴射的血液產(chǎn)生的，并且得到的壓力波以非常高的速度，典型的是4到7米/秒從心瓣膜通過(guò)動(dòng)脈系統(tǒng)。這個(gè)第一壓力波被一誘發(fā)的肌肉收縮部分反射。壓力波的未反射部分傳向毛細(xì)血管和肌肉的動(dòng)脈血管再進(jìn)入靜脈系統(tǒng)。然而，反射的壓力波在動(dòng)脈系統(tǒng)反向傳播到心臟，然后在正處于閉合狀態(tài)的心瓣膜處被反射。然后它又被向下游然后又向上游等傳播。只要肌肉收縮，即，只要由于肌肉收縮導(dǎo)致血管被擠壓而致血流通道被部分阻塞，這個(gè)壓力波的反射就會(huì)被連續(xù)傳播。
第二壓力波是由在周圍的肌肉收縮的開(kāi)始時(shí)誘發(fā)的壓力波，它實(shí)際上在時(shí)間上等于刺激搏動(dòng)開(kāi)始的時(shí)間。這個(gè)肌肉收縮擠壓肌肉中的毛細(xì)血管和動(dòng)脈血管，使血液部分被向后壓向動(dòng)脈系統(tǒng)，部分傳播靜脈系統(tǒng)，因此產(chǎn)生高于正常4-7米/秒的壓力波傳播速度的較高的壓力波傳播速度。這個(gè)第二壓力波傳播速度的增加與肌肉收縮的強(qiáng)度成正比。這個(gè)第二壓力波在動(dòng)脈系統(tǒng)反向傳播到心臟并在關(guān)閉的心瓣膜處被反射。然后以正常脈率壓力傳播速度向下游傳播，然后又向上游傳播，如此重復(fù)。只要肌肉收縮，即，只要由于肌肉收縮擠壓血管而引起血流通路被部分阻塞，壓力波傳播的反射就會(huì)持續(xù)下去。
通過(guò)選擇適當(dāng)?shù)难舆t相對(duì)于心臟的泵作用優(yōu)化肌肉收縮的時(shí)間，可獲得壓力波之間的有益的干擾，該壓力波導(dǎo)致主動(dòng)脈內(nèi)的壓力以心瓣膜開(kāi)啟之后即刻的壓力峰的形式增加，并且這個(gè)壓力的增加對(duì)應(yīng)于增加冠狀動(dòng)脈血流的諧振現(xiàn)象，之后出現(xiàn)導(dǎo)致心臟的收縮期前壓力降低的壓力降低。這是引起心臟負(fù)荷減輕的因素之一。
調(diào)查顯示產(chǎn)生良好結(jié)果的延遲，即，如上所述的適當(dāng)延遲可以在對(duì)于不同人和刺激方式的相對(duì)寬的窗口內(nèi)變化。更具體說(shuō)，已經(jīng)發(fā)現(xiàn)這個(gè)適當(dāng)延遲位于在T波結(jié)束前的R-R間期長(zhǎng)度的5％和T波結(jié)束后R-R間期長(zhǎng)度的45％之間的窗口內(nèi)，而這種適當(dāng)?shù)难舆t是用于通過(guò)由肌肉收縮形成的壓力增加而導(dǎo)致的心臟負(fù)荷減輕。這就是說(shuō)，在用電刺激的實(shí)施方案中，在這個(gè)窗口內(nèi)的某一時(shí)間開(kāi)始了一個(gè)刺激以產(chǎn)生所需的效應(yīng)，對(duì)于不同的人可以有優(yōu)化的準(zhǔn)確時(shí)間。
因此，本發(fā)明的方法可被稱為心臟諧振刺激方法和裝置。
然而，除了電刺激，本發(fā)明還可以通過(guò)使用在周圍血管系統(tǒng)產(chǎn)生壓力搏動(dòng)的其它方式，例如使用接觸或包繞屬于周圍血管系統(tǒng)的生物體的任何一塊骨骼肌或平滑肌的壓力墊來(lái)實(shí)現(xiàn)。盡管氣體靴可用于該目的，也可以使用更小且簡(jiǎn)單的壓力墊來(lái)實(shí)現(xiàn)本發(fā)明，因?yàn)闅怏w刺激的功能僅僅是簡(jiǎn)單地在周圍血管系統(tǒng)中產(chǎn)生微擾，而不是擠壓整個(gè)下肢由此通過(guò)它有效地泵出血液。
因此，根據(jù)本發(fā)明所用的氣壓或水壓墊可被制作的很輕巧，從而可用于病人的日常生活中，而不是僅僅用于病人休息時(shí)，這正是氣體靴的嚴(yán)重的缺陷，特別是它限制了每個(gè)治療的長(zhǎng)度。與此相反，本發(fā)明的裝置可以使用許多天直到治療結(jié)束。
在周圍血管系統(tǒng)中產(chǎn)生壓力波動(dòng)的其它方法可包括通過(guò)用光刺激或通過(guò)搏動(dòng)供給的氧氣，或甚至搏動(dòng)供給的二氧化碳的方法。激光激發(fā)治療、電能針刺治療和聲學(xué)治療也可被認(rèn)為是在周圍血管系統(tǒng)中產(chǎn)生所需的壓力波動(dòng)的方法。在每種情況下，重要的是以反搏動(dòng)模式應(yīng)用刺激并適當(dāng)選擇用于病人的刺激參數(shù)，這些參數(shù)包括-在所述反搏動(dòng)開(kāi)始之前的沖動(dòng)延遲，所述沖動(dòng)延遲是在QRS心律信號(hào)的Q波的結(jié)束和產(chǎn)生壓力搏動(dòng)的刺激沖動(dòng)串的開(kāi)始之間的時(shí)間差異；-沖動(dòng)串的持續(xù)時(shí)間，即，在一個(gè)心律內(nèi)的刺激沖動(dòng)串的開(kāi)始和結(jié)束之間的時(shí)間；-形成產(chǎn)生壓力搏動(dòng)的刺激沖動(dòng)串的沖動(dòng)頻率；-沖動(dòng)寬度，即，每個(gè)所述串的一個(gè)刺激沖動(dòng)的開(kāi)始和結(jié)束之間的時(shí)間；-產(chǎn)生壓力搏動(dòng)的刺激沖動(dòng)的振幅；-沖動(dòng)形式，是當(dāng)整個(gè)沖動(dòng)持續(xù)期間顯示沖動(dòng)的振幅而產(chǎn)生的刺激沖動(dòng)的幾何形式；
-沖動(dòng)模式，是每個(gè)所述刺激沖動(dòng)的正和負(fù)半周期之間的關(guān)系。
本發(fā)明的裝置還可用于與長(zhǎng)期心電圖，例如能夠使醫(yī)療人員獲得病人對(duì)于長(zhǎng)期治療的反應(yīng)的詳細(xì)了解的12-導(dǎo)聯(lián)心電圖結(jié)合。這種長(zhǎng)期心電圖，還已知一種便攜式的裝置，通常包括數(shù)據(jù)的臨時(shí)存儲(chǔ)，用于壓縮存儲(chǔ)的數(shù)據(jù)的設(shè)備和用于定期，例如一天一次讀取的設(shè)備，本發(fā)明的心諧振電刺激裝置導(dǎo)致全身系統(tǒng)的伴隨效應(yīng)，其中全身系統(tǒng)受到心血管系統(tǒng)的動(dòng)力學(xué)變化的影響。即，在使用本發(fā)明的時(shí)候發(fā)現(xiàn)在生物體的全身系統(tǒng)中引起反應(yīng)，這是由使用本發(fā)明導(dǎo)致的心臟諧振現(xiàn)象而在心血管系統(tǒng)中引起動(dòng)力學(xué)變化而觸發(fā)的。
還不能充分解釋在這些其它身體系統(tǒng)中的反應(yīng)，然而，在各個(gè)身體系統(tǒng)中已經(jīng)觀察到結(jié)果，并且這些身體系統(tǒng)受心血管系統(tǒng)的動(dòng)力學(xué)變化的影響是公知的。一些觀察的結(jié)果是測(cè)量事實(shí)，一些是對(duì)檢查報(bào)告的理解和感覺(jué)。然而，這些觀察的結(jié)果使得類似物理/生理/生化反應(yīng)發(fā)生在與心血管系統(tǒng)連接的這些系統(tǒng)中的假設(shè)成立。這些觀察結(jié)果包括部分從非同步電刺激中得到的觀察，然而，用心臟諧振電刺激使得這些反應(yīng)因?yàn)樾呐K諧振現(xiàn)象而更加明顯。
觀察到的改進(jìn)包括-肌肉耐力、強(qiáng)度和肌肉塊質(zhì)量增加；-通過(guò)代謝增強(qiáng)而強(qiáng)化的區(qū)域性脂解作用；-身體支持和運(yùn)動(dòng)系統(tǒng)(骨、神經(jīng)和肌肉的共同工作)的疼痛減輕，例如，通過(guò)加強(qiáng)選擇的腿部肌肉從而由改變負(fù)載角度而減輕膝關(guān)節(jié)負(fù)荷，使膝關(guān)節(jié)的受力應(yīng)用到其它區(qū)域，導(dǎo)致由例如關(guān)節(jié)炎或骨軟骨病引起的疼痛減輕，由此通過(guò)強(qiáng)化選擇性的背部肌肉可減輕由背痛或脊神經(jīng)炎和坐骨神經(jīng)痛引起的疼痛；-改善皮膚質(zhì)量，通過(guò)增加局部血液循環(huán)而使皮膚變得光滑而有彈性；-增強(qiáng)免疫抵抗力，例如檢測(cè)到的慢性炎癥的減輕和消除；-改善精神和心理狀態(tài)，例如通過(guò)增加內(nèi)啡肽的產(chǎn)量等而引起的愉快、情緒改善；
-使睡眠正常化；-增加適應(yīng)性、感覺(jué)良好和工作能力及效率；-當(dāng)步行等時(shí)感覺(jué)輕松。
例如，本發(fā)明可以從選擇下列組中的一個(gè)或多個(gè)區(qū)域獲得益處-適應(yīng)性和良好感覺(jué)的增加；-用于運(yùn)動(dòng)的體力訓(xùn)練；-美容醫(yī)學(xué)，包括任何一種所需的身體塑形和/或組織改變，例如由于身體脂肪燃燒(脂解作用)、體液排出和組織及肌肉生長(zhǎng)和/或降低，以及相關(guān)的皮膚改變；-康復(fù)醫(yī)學(xué)，包括侵入性和非侵入性方法；-太空醫(yī)學(xué)。
另外，本發(fā)明可用于康復(fù)醫(yī)學(xué)，或下列多個(gè)領(lǐng)域中的任何一個(gè)中的疾病的預(yù)防用于麻醉學(xué)，例如減輕急性心力衰竭的風(fēng)險(xiǎn)；用于心臟學(xué)，例如治療心動(dòng)過(guò)速、缺血性心臟?。恍募〔?、高血壓、心力衰竭、瓣膜病；用于血管學(xué)，例如淋巴管-靜脈和動(dòng)脈供血不足用于整形科學(xué)和神經(jīng)科學(xué)，例如治療營(yíng)養(yǎng)不良和肌萎縮；用于減輕疼痛，包括用于在人體的支持和運(yùn)動(dòng)系統(tǒng)中的任何一種病理狀況，例如骨軟骨病的TENS治療的抗疼痛；用于泌尿?qū)W和直腸科學(xué)，例如用于括約肌功能不全；用于婦科學(xué)和性科學(xué)，例如用于治療陰道擴(kuò)張，子宮下垂、附件炎、閉經(jīng)、性冷淡；用于內(nèi)分泌學(xué)，例如局部肥胖、乳腺過(guò)小；用于手術(shù)，例如腹直肌分離、褥瘡(decubiras)；用于太空病，例如保持宇航員的肌肉緊張度。
本發(fā)明的一個(gè)特別重要的方面是時(shí)間的方式，即，沖動(dòng)延遲，調(diào)節(jié)通過(guò)輸入系統(tǒng)應(yīng)用于生物體的刺激，以補(bǔ)償脈率的下降，而脈率下降是由于發(fā)現(xiàn)本發(fā)明潛在的增強(qiáng)心臟諧振現(xiàn)象的治療所導(dǎo)致的。
然而，應(yīng)該注意的是，可以想象得到不使用這個(gè)調(diào)整也可實(shí)現(xiàn)本發(fā)明。例如，時(shí)間，即沖動(dòng)延遲，在此時(shí)將刺激沖動(dòng)應(yīng)用于生物體或病人可以最初被延遲到每個(gè)T波結(jié)束之后，從而刺激的結(jié)果是病人的心率下降，并且T波結(jié)束的發(fā)生較晚，由于每次心跳的時(shí)間延長(zhǎng)，刺激沖動(dòng)最終和在較低心跳的情況下T波的結(jié)束一致。
這里有兩種基本的方法，其中從觸發(fā)每一次新的刺激沖動(dòng)串的觀點(diǎn)建立的T波的結(jié)束。在第一種情況下，例如從心電圖中可以直接檢測(cè)到T波的結(jié)束，并且已經(jīng)檢測(cè)到一旦T波結(jié)束立即被觸發(fā)的脈沖串。
或者，可以在心電圖上辨認(rèn)其它的參考點(diǎn)，例如Q波或R峰的結(jié)束，然后可以計(jì)算出到每個(gè)T波的適當(dāng)?shù)难舆t，因?yàn)镼-T間期的長(zhǎng)度與RR間期的長(zhǎng)度具有已知的固定關(guān)系。然后在計(jì)算出的T波結(jié)束點(diǎn)觸發(fā)刺激沖動(dòng)串。
優(yōu)選每個(gè)刺激沖動(dòng)串的持續(xù)時(shí)間被選定在T-Q舒張期，例如正常人體在休息時(shí)的T-Q舒張期的10％-25％的長(zhǎng)度。這導(dǎo)致每個(gè)舒張期在周圍血管系統(tǒng)中的壓力搏動(dòng)的持續(xù)時(shí)間在R-R間期長(zhǎng)度的5％和40％之間。如果使用機(jī)械刺激，例如壓力墊，則應(yīng)用的壓力的持續(xù)時(shí)間相應(yīng)于R-R間期的5％-40％的值，隨后等于肌肉收縮。
在從屬權(quán)利要求中提出了本發(fā)明的另外的有利實(shí)施方案和用于執(zhí)行本發(fā)明的方法的優(yōu)選裝置，引用在此作為參考。
以下將通過(guò)參考優(yōu)選實(shí)施方案和附圖對(duì)本發(fā)明進(jìn)行更詳細(xì)描述，附圖簡(jiǎn)述圖1A是顯示典型心電圖的示意圖；圖1B是顯示人體心臟的示意圖；圖1C是主動(dòng)脈與心臟和冠狀動(dòng)脈連接處的放大圖。
圖2A是顯示根據(jù)本發(fā)明用于施加電刺激的裝置的第一變體的示意圖；圖2B是顯示用于描述雙向矩形沖動(dòng)的術(shù)語(yǔ)的圖表；圖2C是顯示根據(jù)本發(fā)明用于定時(shí)以反搏動(dòng)模式應(yīng)用到病人以獲得心臟諧振的脈沖；
圖3是顯示本發(fā)明的方法和裝置在病人心臟運(yùn)行上的效果的一組示意圖。；圖4是顯示圖2A中裝置的變體的操作的一套電路圖；圖5本發(fā)明的用于將電刺激施加到病人身上的裝置的第二變體，它利用脈率和血壓計(jì)作為輸入信號(hào)；圖6是顯示圖5的裝置的運(yùn)行的一套電路圖；圖7是顯示可由處于正常生活狀態(tài)的病人穿戴的治療系統(tǒng)；圖8是顯示圖7中裝置的運(yùn)行的一套電路圖；圖9是類似于圖8的一組電路圖，進(jìn)一步顯示了它的改進(jìn)，它利用脈率和/或血壓計(jì)作為輸入信號(hào)；圖10是總結(jié)本發(fā)明的方法和穿戴在病人身上的裝置的效果的一套電路圖；圖11是解釋在使用本發(fā)明時(shí)可能產(chǎn)生的各種肌肉刺激類型的示圖；圖12A是顯示根據(jù)本發(fā)明利用壓力墊刺激病人的另一種方法的示圖；圖12B是顯示圖12A的裝置的操作的流程圖；圖13A是顯示本發(fā)明與心臟刺激器結(jié)合的示圖；圖13B是顯示本發(fā)明的功能與起搏器結(jié)合的示圖；圖13C是顯示本發(fā)明的功能與去纖顫器結(jié)合的示圖；圖14是顯示圖13A的另一個(gè)組合的示圖；圖15是顯示本發(fā)明的功能與心肌刺激器結(jié)合的示圖；圖16是顯示圖15的組合設(shè)備的操作的示意圖；圖17是顯示圖15的另一種組合的示圖；圖18是顯示具有干擾窗口的優(yōu)選實(shí)施方案的示圖；和圖19是顯示優(yōu)化刺激信號(hào)的定時(shí)的方法的示圖；具體實(shí)施方式
現(xiàn)在來(lái)看圖1A、1B和1C，對(duì)人體心臟的正常運(yùn)行進(jìn)行簡(jiǎn)要描述，以幫助理解本發(fā)明。
圖1B所示的心臟10具有四個(gè)腔，即右心房RA、右心室RV、左心房LA，左心室LV。返回心臟的靜脈血流入到右心房，然后進(jìn)入右心室，再經(jīng)肺動(dòng)脈PA進(jìn)入肺。在肺中血液攝取氧氣然后返回左心房，如箭頭14所示，從這里，氧合的血液進(jìn)入左心室，然后進(jìn)入主動(dòng)脈AO，從這里開(kāi)始它的循環(huán)全身的被稱作大循環(huán)的旅程。從右心室到肺然后到左心房的循環(huán)被稱作小循環(huán)。
心臟的運(yùn)行與電信號(hào)相關(guān)，這顯示在圖1A的心電圖中。點(diǎn)P代表兩個(gè)心房RA和LA的收縮，這推動(dòng)血液分別經(jīng)不回流瓣(單向瓣)16和18進(jìn)入到各心室RV和LV。心電圖中從Q波開(kāi)始到T波結(jié)束的階段被稱作收縮期，代表心室收縮，這用來(lái)壓迫血液從右心室進(jìn)入肺動(dòng)脈，從左心室進(jìn)入主動(dòng)脈。在此收縮期間，瓣膜16和18關(guān)閉以防止血液回流到右心室和左心室。TQ階段被稱作舒張期，意味著心室的松弛和擴(kuò)張。心臟由冠狀動(dòng)脈CA供應(yīng)氧合的血液，冠狀動(dòng)脈CA從主動(dòng)脈的最上游的瓣膜20、22處分支，瓣膜20、22在舒張期關(guān)閉以防止血液從主動(dòng)脈返回到左心室。很顯然，必須給心臟本身的肌肉提供氧合的血液以保證肌肉的工作。心臟在舒張期由冠狀動(dòng)脈CA供給氧合的血。在T波處，主動(dòng)脈AO的瓣膜20、22被關(guān)閉，此時(shí)主動(dòng)脈內(nèi)的血壓引起血液進(jìn)入冠狀動(dòng)脈CA。因此，在舒張期主動(dòng)脈內(nèi)的壓力增加有利于冠狀動(dòng)脈。
正如從下面的描述中可看到的，本發(fā)明的一個(gè)重要的結(jié)果是在舒張期主動(dòng)脈內(nèi)的壓力有小的增加，并發(fā)現(xiàn)這對(duì)于心肌的運(yùn)行有很深遠(yuǎn)的影響。
圖2A顯示已經(jīng)被用于測(cè)試本發(fā)明的基本裝置，并且盡管還可能有進(jìn)一步的整個(gè)改變和發(fā)展，如下所述，它顯然代表用于實(shí)現(xiàn)本發(fā)明的一個(gè)完美可行的裝置。
如圖2A所示，圖中顯示病人24躺在床26上，并且在該實(shí)施方案中，經(jīng)三個(gè)傳感電極30連接到心電示波器28上，這使得心電示波器能夠在顯示器34上顯示某一病人24的心電圖軌跡32。對(duì)應(yīng)圖1A的心電圖軌跡的R-R間期的重復(fù)頻率，經(jīng)由三個(gè)電極30從心電示波器得到的信息中提取信號(hào)。這就是說(shuō)，此信號(hào)代表病人的心跳頻率，即它的脈率。
該信號(hào)經(jīng)導(dǎo)線38傳送到脈沖發(fā)生器36，其中所述導(dǎo)線38在圖2A中未顯示，但在涉及圖2A中的裝置的操作的圖4中概略顯示。脈沖發(fā)生器36經(jīng)圖2A中所示的四個(gè)動(dòng)作電極40將雙向矩形脈沖串發(fā)送給病人24。
另一個(gè)電極42是完成該電路所需的一個(gè)中性電極。如圖2C所示，病人的每個(gè)心動(dòng)周期觸發(fā)脈沖串44，并計(jì)時(shí)，使其與心電圖的T相的結(jié)束一致。脈沖串44也被顯示到心電示波器的顯示器34上，這使得操作員46可以看見(jiàn)脈沖串44和心電圖34之間的相位關(guān)系。
從心電示波器的屏幕34上的心電圖和脈沖串44的共同顯示，操作員46可以看見(jiàn)是否脈沖串相對(duì)于Q波具有適當(dāng)?shù)难舆t，以確保本發(fā)明所需的心臟諧振現(xiàn)象。
如前所述，優(yōu)選將脈沖串設(shè)置在T波的結(jié)束點(diǎn)處開(kāi)始。操作員46可以調(diào)整用于各脈沖串開(kāi)始的相，即，延遲，從而使它與T波的結(jié)束一致。這是圖2A到4中48所代表的手動(dòng)輸入到脈沖發(fā)生器的過(guò)程。
在討論應(yīng)用到病人的脈沖串44所具有的效應(yīng)之前，可關(guān)于產(chǎn)生的脈沖討論本說(shuō)明書中所用的術(shù)語(yǔ)，其中所述脈沖是由包括脈沖發(fā)生器36和電極40、42的輸入系統(tǒng)產(chǎn)生的。
圖2B顯示了脈沖發(fā)生器36的基本輸出。可以看出脈沖串包括多個(gè)所謂雙相、矩形脈沖。每個(gè)雙相矩形脈沖具有矩形正半脈沖50，以及緊跟在矩形正半脈沖之后的矩形負(fù)半脈沖52，所以波動(dòng)的寬度由50的寬度加上52的寬度所決定。在圖2B所示的雙相脈沖50、52之后跟著一個(gè)間歇，然后跟著圖2B所示的用50’、52’表示的第二個(gè)雙相沖動(dòng)。雙相脈沖的接連兩個(gè)正半波之間的距離決定信號(hào)的脈沖重復(fù)頻率。在相繼的雙相脈沖之間的間隔期間和相繼的脈沖串之間的間隔期間，施加到電極40上的電壓是零，即與中性電極42的電壓相同，從而病人沒(méi)有接受到刺激。這個(gè)零電壓在圖2B中用54表示。應(yīng)該注意如果沒(méi)有將電壓施加到電極上，而是將電流施加到電極上，在這種情況下，上述用于電壓的參考值可視為用于電流的參考值。
如上所述，將每個(gè)雙相矩形脈沖串定時(shí)以在心電圖的T相結(jié)束時(shí)開(kāi)始該脈沖串，即在圖2C中所示的點(diǎn)56處開(kāi)始，圖2C顯示了心電圖軌跡的放大部分，沖動(dòng)串44疊加在其上面。在一個(gè)特別實(shí)施例中，選擇每個(gè)雙相矩形脈沖串的脈沖重復(fù)頻率從而使在這個(gè)串的持續(xù)期間內(nèi)有十個(gè)這樣的脈沖發(fā)生。脈沖串的持續(xù)時(shí)間通常選擇與相當(dāng)于接受治療的病人的TQ舒張期的10％-25％的時(shí)間相對(duì)應(yīng)。
脈沖串的持續(xù)時(shí)間的典型值將總計(jì)為心跳的總持續(xù)時(shí)間的10％，即，R-R間距。因此，在該實(shí)施例中，由脈沖發(fā)生器36發(fā)送的脈沖重復(fù)頻率將是在心跳持續(xù)時(shí)間的十分之一內(nèi)發(fā)送十個(gè)脈沖，這典型的將等于1秒，如此產(chǎn)生100Hz的脈沖串中的各個(gè)脈沖的脈沖重復(fù)頻率。
為了給出一個(gè)合理的實(shí)施例，脈沖發(fā)生器36的輸出信號(hào)的振幅，即，施加到電極40上的輸出信號(hào)的振幅，可以從正20伏的正振幅50變化成負(fù)20伏的負(fù)振幅52。
應(yīng)該強(qiáng)調(diào)的是這些給出的值僅僅為了說(shuō)明實(shí)施例，而實(shí)際上的變化可依據(jù)整個(gè)變化因素而定。
已經(jīng)發(fā)現(xiàn)只要涉及到雙相信號(hào)的振幅，不同病人具有不同的閾電壓，在此閾電壓時(shí)病人會(huì)感覺(jué)到治療變得很不舒服。因此，一個(gè)可能性是操作員46來(lái)改變雙相脈沖的振幅直到病人感覺(jué)到略微不適為止，然后稍微降低振幅以使得病人不會(huì)感覺(jué)難受。
總的來(lái)說(shuō)，有可能使得一振幅的下限從略為高于0伏(如2到3伏)開(kāi)始。上限沒(méi)有經(jīng)過(guò)研究，但肯定是根據(jù)病人對(duì)于施加的電壓水平和所產(chǎn)生的電流是否感覺(jué)舒適為準(zhǔn)(至少理論上可以使用非常高的電壓，只要電流被限制在非破壞值以下)。
每個(gè)脈沖串的脈沖寬度和脈沖間隔之間的關(guān)系決定經(jīng)電極40、42輸入刺激的肌肉的總能量。還發(fā)現(xiàn)1∶10為一有效比率，這一比率可被大大改動(dòng)，且實(shí)際上間隔并不是絕對(duì)必需的。總的來(lái)說(shuō)，對(duì)于所有病人可達(dá)到的閾值，根據(jù)脈沖振幅和脈沖寬度與間隔的比率而定，在該閾值時(shí)訓(xùn)練有素的觀察者可以明顯看出不自主性的肌肉收縮，因此將通常以振幅和脈沖寬度對(duì)脈沖間隔的比率的水平在不會(huì)發(fā)生明顯不自主肌肉收縮，即在閾值以上的水平操作該裝置。
之所以使用雙相脈沖的一個(gè)重要原因是為了避免受所施加脈沖影響的組織發(fā)生電解。任何可能在半脈沖期間觸發(fā)的這種影響在下半脈沖被立即翻轉(zhuǎn)。盡管已經(jīng)發(fā)現(xiàn)所述種類的雙相矩形脈沖令人滿意，且目前代表優(yōu)選的脈沖種類，但它們絕不是唯一可行的。總的來(lái)說(shuō)，可以預(yù)料由脈沖發(fā)生器發(fā)送的脈沖在感覺(jué)上應(yīng)該是雙相的，它們具有某些正行進(jìn)信號(hào)成分和某些負(fù)行進(jìn)信號(hào)成分。然而，不是不可能在某些情況下也利于使用單相矩形脈沖?？梢钥隙ㄘ?fù)半波不需要與正半波具有相同大小和形狀。正半波的振幅和寬度可以與負(fù)半波的振幅與寬度不同。另外，脈沖也不必是矩形脈沖。它們可以是正弦曲線或也可以是其它所需的形狀。
如圖4中明顯可見(jiàn)，本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施方案給操作員46提供了七個(gè)在治療病人期間可以自行設(shè)置的不同參數(shù)。這些參數(shù)中的第一個(gè)是延遲或沖動(dòng)延遲，如圖2C所示，它是QRS心臟信號(hào)的Q波結(jié)束與沖動(dòng)的有效開(kāi)始，即在T波結(jié)束時(shí)的沖動(dòng)串的開(kāi)始或在脈沖的猝發(fā)點(diǎn)之間的時(shí)間差。操作員46有可能在48處通過(guò)例如改變決定該延遲的電位計(jì)來(lái)調(diào)節(jié)這個(gè)延遲。這對(duì)于圖2A和4中所示的裝置來(lái)說(shuō)是一個(gè)非常重要的調(diào)節(jié)，原因如下如下將簡(jiǎn)要解釋脈沖減輕心臟負(fù)荷的效應(yīng)。這可通過(guò)脈率下降，即心跳頻率的下降來(lái)證明。這意味著在心電圖的相繼兩個(gè)R峰之間的時(shí)間增加。不僅R-R增加，而且從Q波到T波結(jié)束之間的距離也增加，因?yàn)樗砸阎P(guān)系來(lái)遵守R-R時(shí)間間隔。因此，如果該延遲是固定的，由于脈率的變化所以脈沖串44的開(kāi)始并不總是與T波的結(jié)束一致。以圖2A所示的裝置，在其中操作員46形成這個(gè)鏈中的重要一環(huán)，操作員46能夠調(diào)節(jié)48處的延遲以確保脈沖串總是在T波結(jié)束時(shí)開(kāi)始。例如，當(dāng)使用本發(fā)明的裝置時(shí)，使病人的脈率在十分鐘內(nèi)從比如72下降到62這完全是一個(gè)慣例，因此操作員46有足夠的時(shí)間來(lái)進(jìn)行必要的調(diào)節(jié)。
據(jù)信當(dāng)定時(shí)該延遲以使得脈沖串在T波結(jié)束時(shí)開(kāi)始，則能獲得最好的結(jié)果。然而，在比T波稍微晚一點(diǎn)的時(shí)候開(kāi)始該脈沖串也極有可能獲得很好的結(jié)果，實(shí)際上如果恰好在T波結(jié)束之前開(kāi)始脈沖串也能夠發(fā)揮本發(fā)明的作用。
實(shí)話說(shuō)，認(rèn)為需要保持在心電圖的T波結(jié)束前的R-R間期長(zhǎng)度的5％和T波結(jié)束后R-R間期長(zhǎng)度的45％之間的窗口內(nèi)開(kāi)始脈沖串。實(shí)際上，對(duì)于特殊的病人，這個(gè)延遲可以改變，以正好能對(duì)該病人產(chǎn)生最好的結(jié)果為準(zhǔn)來(lái)定時(shí)該延遲。
另一個(gè)可以由操作員46來(lái)改變的參數(shù)是在T波結(jié)束后施加給病人的脈沖串的持續(xù)時(shí)間。如圖2C所示，脈沖串的持續(xù)時(shí)間被規(guī)定為在脈沖串或脈沖猝發(fā)點(diǎn)內(nèi)的脈沖的開(kāi)始和結(jié)束之間的時(shí)間。這個(gè)變化的可能性在圖4中由參考數(shù)58指明。
脈沖串本身是在由脈沖串的持續(xù)時(shí)間規(guī)定的時(shí)間內(nèi)一個(gè)接一個(gè)重復(fù)的電脈沖的組合。在每個(gè)脈沖串內(nèi)的電脈沖的數(shù)目可以通過(guò)改變脈沖發(fā)生器的輸出頻率，即，在每個(gè)脈沖串內(nèi)的脈沖重復(fù)頻率，即，如果脈沖串是一秒長(zhǎng)的話則在一秒內(nèi)脈沖重復(fù)的數(shù)目來(lái)改變。另外，脈沖串的持續(xù)時(shí)間決定多長(zhǎng)時(shí)間重復(fù)一次給定頻率的刺激，即，在一個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)共有效發(fā)送多少個(gè)沖動(dòng)。這個(gè)頻率和脈沖串的持續(xù)時(shí)間可以由操作員46在圖2A和圖4所示的實(shí)施例中的輸入點(diǎn)60處改變。在圖2A和圖4的實(shí)施方案中可以由操作員46很容易地改變的其它變化是雙相矩形脈沖的振幅，即，如圖2B所示，在正半周期50的峰值和負(fù)半周期的峰值52之間的最大差值。這種調(diào)節(jié)的可能性在圖4中用62。表示。振幅通常以“伏”表示的電位差來(lái)測(cè)定。在另一個(gè)實(shí)施方案中(未顯示)，可能繪出電流曲線而不是電壓，并可參考電流曲線的相應(yīng)峰振幅來(lái)改變振幅。
在圖2A和圖4的裝置中，還有三個(gè)固定的脈沖的參數(shù)，即在該實(shí)施方案中不能由操作員46改變的參數(shù)。這些參數(shù)中的第一個(gè)是脈沖寬度，即，電沖動(dòng)開(kāi)始和結(jié)束之前的時(shí)間，如圖2B所示。在圖2A和圖4的實(shí)施例中選擇脈沖寬度，從而使脈沖重復(fù)頻率為100Hz的間隔時(shí)間是脈沖寬度的10倍。這就是說(shuō)通過(guò)固定脈沖寬度，則該間隔將會(huì)自動(dòng)地隨著脈沖重復(fù)頻率的改變而改變。如果像在一些其它實(shí)施方案中一樣，假設(shè)脈沖串的脈沖重復(fù)頻率不變，當(dāng)將脈沖寬度制成可變的時(shí)，則改變脈沖寬度將自然會(huì)導(dǎo)致圖2B所示的間隔改變。圖4中的方塊64涉及該輸入，在此處選擇脈沖寬度的固定值。
圖4中的另外的方塊66、68代表脈沖發(fā)生器的輸出的另外兩個(gè)參數(shù)，這兩個(gè)參數(shù)在圖2A和圖4中是固定的，不能被操作員46輕易改變。方塊66涉及沖動(dòng)形式，即，在整個(gè)沖動(dòng)寬度上顯示電沖動(dòng)的振幅時(shí)產(chǎn)生的電沖動(dòng)的幾何形式。在本實(shí)施例中這是雙相矩形脈沖，但它可以有不同的形狀，例如正弦曲線形或鋸齒形。
方塊68涉及改變脈沖模式的可能性問(wèn)題，它涉及在沖動(dòng)的電正相和電負(fù)相之間如何重復(fù)沖動(dòng)形式的另一種模式。在本實(shí)施例中，沖動(dòng)模式顯然是雙相，具有正和負(fù)相，否則就是一個(gè)接著一個(gè)的相同的電沖動(dòng)。然而，這個(gè)模式開(kāi)關(guān)允許操作員選擇一些其它模式，例如，兩個(gè)正半脈沖之后接著一個(gè)負(fù)半脈沖。
應(yīng)該參考圖2A提到本發(fā)明的另一個(gè)方面。這是使用多個(gè)電極40、42的可能性問(wèn)題。如上所提及的，電極42是一個(gè)中性電極并且僅僅需要提供一個(gè)這樣的中性電極。然而，在身體的不同區(qū)域需要進(jìn)行治療時(shí)，可以使用不止一個(gè)中性電極，以便使得中性電極位于每個(gè)動(dòng)作電極或每個(gè)動(dòng)作電極組的附近。然而，對(duì)于需要長(zhǎng)期治療的病人來(lái)說(shuō)，建議提供多個(gè)動(dòng)作電極40。
原因是人體可能習(xí)慣于所施加的脈沖，并且如果僅僅提供一個(gè)動(dòng)作電極40，即，僅有一個(gè)施加圖2B所示的雙相矩形脈沖信號(hào)的電極，則被該電極和中性電極42之間的電刺激的肌肉會(huì)逐漸疲倦，刺激的效果下降。通過(guò)按次序?qū)⒋碳_動(dòng)施加到不同的動(dòng)作電極40上，就有可能保證受施加的沖動(dòng)影響的肌肉群不疲倦。用于排序的動(dòng)作電極的最小數(shù)目是兩個(gè)。
試驗(yàn)顯示，通過(guò)依次將脈沖發(fā)生器的輸出信號(hào)施加到幾個(gè)動(dòng)作電極40上，可以毫無(wú)問(wèn)題地在許多天的時(shí)間內(nèi)進(jìn)行該治療，實(shí)際上兩個(gè)電極就足夠了。然而，優(yōu)選三個(gè)或四個(gè)電極。
也可能僅使用一個(gè)動(dòng)作電極且進(jìn)行該治療許多天，條件是要限制肌肉收縮的持續(xù)時(shí)間。
在截止目前所作的試驗(yàn)中，已經(jīng)將第一脈沖串44施加到第一電極40上，已經(jīng)將下一個(gè)脈沖串施加到第二個(gè)電極上，再下一個(gè)脈沖串施加到第三個(gè)電極上，又下一個(gè)脈沖串施加到第四個(gè)電極上，然后再下一個(gè)脈沖串又施加到第一電極上如此往復(fù)。然而，這種順序不是必需的。將幾個(gè)脈沖串都施加到一個(gè)電極上，且之后轉(zhuǎn)變到下一個(gè)電極等都是完全可行的。將連續(xù)的脈沖串或脈沖組隨機(jī)施加到該電極上也是完全可行的。
應(yīng)該強(qiáng)調(diào)的是關(guān)于各個(gè)電極40和42的位置沒(méi)有嚴(yán)格的規(guī)定。盡管這里顯示要治療的是病人的胃部區(qū)域，但實(shí)際上它可以放置在病人身體的任何部位。本發(fā)明的一個(gè)出人意料的方面是甚至用很小量的激發(fā)能在周圍血管系統(tǒng)的任何部位的刺激都發(fā)現(xiàn)能夠產(chǎn)生本發(fā)明的有益效果。
在說(shuō)明書的后面將更詳細(xì)討論可能的電刺激類型。
應(yīng)該注意在圖4中也顯示了一系列方塊，它表明了從脈沖發(fā)生器輸入給病人的刺激是如何影響身體的。方塊70表示該刺激可以是直接刺激或更普通的神經(jīng)肌肉刺激。如上所述，關(guān)于刺激的特征后面將詳細(xì)描述。
方塊72表示刺激可施加到骨骼肌或平滑肌上。將刺激施加到骨骼肌或平滑肌上這兩種情況的作用都是在由方塊74表示的周圍血管系統(tǒng)的局部血管中產(chǎn)生壓力搏動(dòng)。這個(gè)局部壓力波動(dòng)經(jīng)血管，方塊76代表的基本上不能壓縮的液體，傳播到方塊78所代表的心臟。只要是正確地定時(shí)脈沖，并且按照本發(fā)明所示教的施加脈沖，則發(fā)現(xiàn)在減輕心臟負(fù)荷的方面具有明顯作用，而心臟負(fù)荷的減輕本身對(duì)方塊80代表的病人的身體具有影響。這個(gè)影響被心電示波器的電極30加強(qiáng)。
如前所述，然后，相應(yīng)于脈率的信號(hào)，例如R-R信號(hào)被傳送給脈沖發(fā)生器并觸發(fā)各個(gè)脈沖串的雙相矩形脈沖的產(chǎn)生。心電圖波形82作為脈沖發(fā)生器的輸出信號(hào)被顯示在心電示波器的顯示器34上，如圖4的線條82和84所示。操作員46有能力改變沖動(dòng)延遲以確保每個(gè)脈沖串都在心電圖的T波結(jié)束時(shí)開(kāi)始，或在特殊情況下認(rèn)為是最佳的位置開(kāi)始。
通過(guò)觀察顯示器34，操作員46可以看見(jiàn)病人的心率如何響應(yīng)該治療而下降，并能夠相應(yīng)地改變沖動(dòng)延遲。盡管概念上認(rèn)為沖動(dòng)延遲與從Q波結(jié)束時(shí)測(cè)量的一樣，如果需要的話可以從另一些資料中測(cè)量。實(shí)際上從R峰測(cè)量沖動(dòng)延遲要更簡(jiǎn)單一些，因?yàn)榇嬖谳^大的并且在明顯的規(guī)定時(shí)間內(nèi)發(fā)生的信號(hào)。
圖3給出了表示用本發(fā)明的方法和裝置治療的效果。最高曲線86顯示心電圖波形的幾個(gè)峰，并基本上被分為三個(gè)階段A、B和C。階段A顯示了在正常情況下，即沒(méi)有刺激的情況下的病人的心律。階段B顯示了同一病人在刺激開(kāi)始時(shí)的心律，階段C顯示在連續(xù)刺激期間的病人的心律。這個(gè)階段A、B和C的劃分也可用于曲線88和90。在曲線86的階段B顯示在T波結(jié)束后開(kāi)始，并持續(xù)大約TQ間期的15％的第一沖動(dòng)串44。在相C中這個(gè)相同波形重復(fù)并繼續(xù)重復(fù)直到停止刺激。這個(gè)刺激的效應(yīng)是明顯降低病人的心率，從而使心電圖中相繼兩個(gè)R位置之間的長(zhǎng)度在時(shí)程內(nèi)變長(zhǎng)。應(yīng)該注意在階段C中的R-R圖形比階段A中的長(zhǎng)一段如圖3的曲線90所示標(biāo)記“b”的長(zhǎng)度，。
曲線88顯示由諸如電脈沖串44所導(dǎo)致的肌肉力的調(diào)節(jié)。在曲線88的相A中，沒(méi)有刺激因此線是直線。第一刺激發(fā)生在階段B，并產(chǎn)生影響周圍血管系統(tǒng)的肌肉刺激。應(yīng)該注意肌肉收縮3開(kāi)始于脈沖串44的開(kāi)始點(diǎn)，并在脈沖串的結(jié)束點(diǎn)趨向于達(dá)到它的最大收縮，然后在略微長(zhǎng)于該脈沖串持續(xù)時(shí)間的時(shí)間段內(nèi)松弛。應(yīng)該注意脈沖串44包含多個(gè)刺激電沖動(dòng)但僅產(chǎn)生一次肌肉收縮。這個(gè)肌肉收縮3在病人的周圍血管系統(tǒng)產(chǎn)生傳播回病人的心臟的壓力搏動(dòng)。
這個(gè)結(jié)果可以從曲線90中看出，曲線90實(shí)際上是顯示主動(dòng)脈內(nèi)壓力和左心室內(nèi)壓力的組合曲線。左心室壓力從基線值92開(kāi)始，并平滑地增加到圓形峰94，該圓形峰94具有高于從Q波開(kāi)始直到T波結(jié)束后即刻的基線值92的值。疊加在此曲線上的是關(guān)于主動(dòng)脈內(nèi)壓力的曲線96。
在圖1C中，瓣膜20、22在點(diǎn)98處打開(kāi)，左心室內(nèi)壓力直接與主動(dòng)脈相通從而使主動(dòng)脈內(nèi)壓力以相同的速率上升，并與左心室內(nèi)壓力值相同，直到到達(dá)T波結(jié)束點(diǎn)為止，即，直到到達(dá)圖3中的點(diǎn)100，在這里瓣膜20、22再次關(guān)閉，隨著主動(dòng)脈內(nèi)血液流向身體的動(dòng)脈，主動(dòng)脈內(nèi)壓力逐漸下降。在點(diǎn)98’處瓣膜20、22再次打開(kāi)并重復(fù)這個(gè)循環(huán)。
在曲線88中用3表示的肌肉收縮的效果是通過(guò)從周圍血管搏動(dòng)返回到主動(dòng)脈的壓力波來(lái)調(diào)節(jié)主動(dòng)脈內(nèi)的壓力，其中所述周圍血管搏動(dòng)是由肌肉收縮產(chǎn)生的，從而在相B中，如標(biāo)記2的區(qū)域中可見(jiàn)的峰丘所示，它略微高于曲線96的相A中的相應(yīng)值。然而，在肌肉收縮結(jié)束后，主動(dòng)脈內(nèi)的壓力下降到低于在相A的壓力曲線的相應(yīng)階段所呈現(xiàn)的值。
與此同時(shí)，應(yīng)該注意的是左心室的壓力峰94”也相對(duì)于相A中的峰值94下降。圖3中的標(biāo)記4顯示了此下降。
在實(shí)際中這意味著在舒張期主動(dòng)脈內(nèi)的壓力中的峰丘2導(dǎo)致冠脈循環(huán)增加，即，給心肌提供更多的血液和更多的氧，導(dǎo)致心臟可以利用更多的能量。這導(dǎo)致脈率下降，從而使每次心跳的持續(xù)時(shí)間從被刺激前的值b增加到延長(zhǎng)刺激后的值a+b。從各種檢查中典型測(cè)量的脈沖下降是在休息時(shí)每分鐘下降大約10次，例如從70下降到60，或者在高脈率的情況下下降高達(dá)30次或更多，例如從140下降到110，這是由于DPTI/TTI比率(舒張期血壓時(shí)間指數(shù)/時(shí)間張力指數(shù))的增加的緣故。
另外，由4代表的從相A中的峰值94到相C中的峰值94”的下降代表左心室收縮壓的下降，因此降低了左心室壁的張力。
記住，心臟負(fù)荷與脈率和收縮壓的乘積成正比，本發(fā)明在降低脈率的同時(shí)還降低收縮壓的效應(yīng)可顯著降低心臟負(fù)荷。
從一個(gè)檢查顯示，收縮期前壓，即在圖3的點(diǎn)98、98’、98”處的壓力似乎從正常的血壓120/60下降大約5毫米汞柱。非常有益的是對(duì)于血壓太高的病人這個(gè)下降非常顯著，盡管這種病人的心率下降趨向于比正常病人下降的少。
還應(yīng)該注意的是本發(fā)明的心臟諧振電刺激不僅導(dǎo)致收縮壓降低，而且也在收縮期引起陡峭的血壓上升，這也可以從圖3的相C中的曲線90中看出。
總的來(lái)講，假定用正常血壓進(jìn)行測(cè)量，根據(jù)從舒張期血壓增加的峰丘、降低的心脈率和由降低的收縮期前壓差異進(jìn)行的校正得出的檢查結(jié)果，可以說(shuō)DPTI增加10％到15％。
從低的收縮期前壓可使TTI降低4％-5％，所述低的收縮期前壓由收縮期陡峭的壓力增加(如圖3中的7所示)校正。
根據(jù)對(duì)那些具有正常血壓的人進(jìn)行的檢查可知這個(gè)的好處是DPTI/TTI比例因此而增加約15％-20％。因此，根據(jù)檢查結(jié)果和他們的體質(zhì)狀況，典型的心臟負(fù)荷減輕約10％-25％或更多，這是由于較低的心脈率和降低的收縮壓以及較低的收縮期前壓。另外，心肌收縮性改善，冠脈血循環(huán)增加并且局部缺血減少。
現(xiàn)在來(lái)看圖5，可以看見(jiàn)與圖2A所示相似的裝置，但其中有各種改動(dòng)。由于與圖2A中的裝置有相似性，在圖5和圖6的裝置中用來(lái)鑒別項(xiàng)目的基本參考數(shù)與本文中圖2A和圖4中所用的一樣，但為了區(qū)別起見(jiàn)增加了100。只對(duì)那些有明顯不同的項(xiàng)目進(jìn)行特別描述。沒(méi)有參考圖5和圖6進(jìn)行特別描述但在附圖中被顯示出來(lái)的那些應(yīng)該理解位于圖2A和圖4中相應(yīng)的標(biāo)號(hào)元件具有相同功能和同樣的操作。對(duì)于圖2A和圖4中這些元件的描述應(yīng)該理解同樣可用于圖5和圖6。
病人124躺在床126上的總的安排與前面的一樣。在圖5和6的實(shí)施方案中的一個(gè)明顯的不同是脈沖發(fā)生器136被裝入到心電示波器128的殼內(nèi)。不去管這個(gè)改動(dòng)，電極140和142的放置與前面的一樣，并且以與圖2A和4中描述的一樣的方式連接到脈沖發(fā)生器136。同樣，心電示波器128具有三個(gè)連接到病人的心前區(qū)的感應(yīng)電極130。這里應(yīng)該注意的是不同的心電示波器具有不同數(shù)目的電極，這要根據(jù)所需的測(cè)量準(zhǔn)確度而定。而對(duì)于本發(fā)明來(lái)說(shuō)簡(jiǎn)單測(cè)量就已足夠。圖中同樣將操作員用146代表。
圖5中另一個(gè)明顯的不同是額外提供了一個(gè)血壓計(jì)131，它經(jīng)普通導(dǎo)管135(僅顯示了一個(gè))連接到血壓測(cè)量袖帶133。因此，為了進(jìn)行心電圖測(cè)量，病人血壓的測(cè)量也會(huì)受到影響。血壓計(jì)131具有一個(gè)可顯示病人血壓的顯示器137，可以是曲線或不同的值用于顯示收縮壓和舒張壓。
現(xiàn)在來(lái)看圖6，應(yīng)該注意到脈沖發(fā)生器136基本上與圖2A和4的實(shí)施方案中的脈沖發(fā)生器一樣。用于脈沖發(fā)生器的脈沖輸出的同樣的七個(gè)值可以與圖2A和4的實(shí)施方案一樣設(shè)置。然而，在該實(shí)施方案中所有參數(shù)都是可變的，甚至可以由操作員146或自動(dòng)改變。當(dāng)準(zhǔn)備手動(dòng)調(diào)節(jié)該裝置時(shí)，操作員可以經(jīng)各個(gè)輸入端口148’-168’進(jìn)行各個(gè)設(shè)置。或者，所有這些參數(shù)可經(jīng)適當(dāng)?shù)耐獠砍绦蚪缑?41電子操縱，其中外部程序界面141與連接到脈沖發(fā)生器的輸入程序界面143相通，它優(yōu)選是一個(gè)芯片。外部界面141和內(nèi)部界面143之間的通訊可以是直接的，即，通過(guò)硬線，或可以是間接的，例如通過(guò)紅外線發(fā)射器等。
當(dāng)進(jìn)行自動(dòng)設(shè)置時(shí)，將脈沖發(fā)生器，即，控制脈沖發(fā)生器的操作的控制單元編程，以檢測(cè)每個(gè)T波結(jié)束點(diǎn)，或從心電示波器提供的數(shù)據(jù)計(jì)算每個(gè)T波結(jié)束點(diǎn)的時(shí)間位置，以自動(dòng)控制脈沖串的觸發(fā)，從而使得每個(gè)脈沖串在T波結(jié)束點(diǎn)時(shí)自動(dòng)觸發(fā)。這種脈沖發(fā)生器的同步操作在電子工藝領(lǐng)域是公知的，例如在響應(yīng)輸入信號(hào)的接收的發(fā)射器中，本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員可以很容易地完成該操作。
另外，圖6所示的裝置配置有數(shù)據(jù)存儲(chǔ)系統(tǒng)151，該數(shù)據(jù)存儲(chǔ)系統(tǒng)包括能夠存儲(chǔ)任何所需的參數(shù)或裝置的測(cè)量值的存儲(chǔ)器。因此，可以將存儲(chǔ)系統(tǒng)設(shè)計(jì)成用來(lái)以任選的壓縮形式將在一段時(shí)間內(nèi)，例如一個(gè)小時(shí)、一天或一周的全部心電圖波形，和同樣間隔的有關(guān)病人血壓的數(shù)據(jù)存儲(chǔ)起來(lái)。外部程序界面還被用來(lái)讀取包含于數(shù)據(jù)存儲(chǔ)系統(tǒng)中的數(shù)據(jù)。
圖6的裝置的另一個(gè)特征是安全斷路器161。
這種安全斷路器的目的是分析測(cè)量的參數(shù)，并將它們與預(yù)定的參數(shù)比較，從而在測(cè)量的參數(shù)顯示與所需的值有不期望的偏差時(shí)能夠自動(dòng)中斷治療。
例如，可以將諸如脈率和收縮或舒張壓的臨界參數(shù)的極限值注冊(cè)并存儲(chǔ)到安全斷路器，或與裝置相連的安全斷路器可以訪問(wèn)的存儲(chǔ)器中。在電刺激期間，安全斷路器接收相應(yīng)于脈率和收縮壓以及舒張壓的值，并檢查這些值是否高于或低于電刺激開(kāi)始前的極限值。如果這些值的任何一個(gè)高于極限值，或高于基線值一個(gè)明顯的量，則安全斷路器將會(huì)編程以警告操作員146和/或如果適當(dāng)?shù)脑拕t關(guān)閉脈沖發(fā)生器。也可以將極限值設(shè)置成電刺激開(kāi)始前的初始值。
也可以將安全斷路器設(shè)計(jì)成如果檢出在一段時(shí)間內(nèi)輸入信號(hào)的統(tǒng)計(jì)學(xué)偏差，或者當(dāng)發(fā)現(xiàn)有心律不齊時(shí)可觸發(fā)它的功能，例如切斷刺激或發(fā)出警告信號(hào)。
另外，安全斷路器也可將病人的脈率和血壓值與存儲(chǔ)的較低閾值進(jìn)行比較，這個(gè)較低閾值被設(shè)置到一個(gè)安全水平，上述脈率和血壓值不應(yīng)該低于該閾值。如果在電刺激期間測(cè)量的值下降到最小安全值以下，則也會(huì)給操作員發(fā)出警告和/或系統(tǒng)可自動(dòng)關(guān)閉。也可能例如利用具有從正常、健康的人體或遭受同樣典型問(wèn)題正接受治療的病人中采集的適當(dāng)值的外部和內(nèi)部程序界面141和143來(lái)編程安全斷路器，而不是利用采自病人自身的實(shí)際測(cè)量值來(lái)規(guī)定臨界參數(shù)的上限。
毫無(wú)疑問(wèn)，圖2A和4，以及圖5和6中的裝置可用于臥病在床的病人的治療。
然而，本發(fā)明特別適合日常生活狀態(tài)下四處走動(dòng)的病人。
因此，圖7顯示了用于在日常生活中四處走動(dòng)，或睡覺(jué)期間進(jìn)行全程治療的配置適當(dāng)裝置的病人。
為了一致性起見(jiàn)，與圖2A的實(shí)施方案相對(duì)應(yīng)的本實(shí)施方案中的項(xiàng)目或裝置將用相同的但增加了200的參考數(shù)代表。同樣，應(yīng)該理解前面所作的描述也可用于未作詳細(xì)描述但具有與圖2A中所用的相同參考數(shù)的項(xiàng)目。
因此，圖7的裝置包括一個(gè)彈性胸廓繃帶，該繃帶包括兩個(gè)心脈率傳感器253，和一個(gè)用于將對(duì)應(yīng)于心脈率的信號(hào)傳送到配置有彈性腰帶，例如短褲267的接收器257的無(wú)線傳輸元件255。接受器257形成電刺激元件的一部分，該電刺激元件包含具有內(nèi)置電池的脈沖發(fā)生器236。脈沖發(fā)生器236也經(jīng)導(dǎo)線連接到相應(yīng)的電極240和242，關(guān)于電極在圖7中僅顯示了一個(gè)動(dòng)作電極240和一個(gè)中性電極242。然而，應(yīng)當(dāng)理解可以如前所述的一樣配置多個(gè)動(dòng)作電極240。
心脈率傳感器具有一個(gè)無(wú)線電發(fā)射器元件，這里所用的無(wú)線電發(fā)射器元件是運(yùn)動(dòng)員使用的商標(biāo)名“Polar”(注冊(cè)商標(biāo)名)的那一種。在“Polar”發(fā)射器中配置了兩個(gè)電極用來(lái)檢測(cè)佩帶者皮膚上的電信號(hào)。電極安裝在用彈性胸廓繃帶綁附在病人胸前的密封的發(fā)射器內(nèi)。Polar發(fā)射器檢測(cè)每次心跳期間皮膚上的電壓差，并利用電磁場(chǎng)向腰部的接收器連續(xù)且無(wú)線地發(fā)送信號(hào)。將接收器改制成不是一種腰表，而是如前所述的腰帶。Polar發(fā)射器所用的方法是基于超低功耗，這通過(guò)在電子模件中獨(dú)特插入模式和仔細(xì)地設(shè)計(jì)并測(cè)試電路，以拾取心臟的電信號(hào)來(lái)保證。圖7中裝置的操作基本上與圖4中裝置的操作方法一樣，如圖8的電路模塊圖中所見(jiàn)的一樣。
圖2A和4中裝置和圖5與圖6中裝置的相似性可以從圖8中很容易看出。應(yīng)該注意配置一個(gè)顯示器263，它可以采用安裝在例如短褲的腰帶上的小液晶顯示器形式。顯示器263通?？梢詢H顯示病人的脈率，但可以任選地顯示其它所需的信息，例如脈沖發(fā)生器的設(shè)置等。這里，脈沖發(fā)生器的設(shè)置可以由病人自己224來(lái)控制，或者如果在手術(shù)安裝該裝置的過(guò)程中則由操作員246來(lái)控制。病人224或操作員246可以經(jīng)相應(yīng)的手動(dòng)輸入248’、258’、260’、262’、264’、266’和268’，這可以是例如在小鍵盤上的鍵，來(lái)控制七個(gè)可變?cè)O(shè)置，或者如果其它固定的話僅控制它們中的一些?；蛘呖梢酝ㄟ^(guò)單獨(dú)輸入程序編程界面243，如圖6中所示的裝置一樣，提供可用于編程脈沖發(fā)生器的編程界面243。
如上所述，本發(fā)明的裝置配置有單脈率計(jì)，以便傳送足以控制脈沖發(fā)生器236在正確的時(shí)間提供正確的刺激脈沖的R-R信號(hào)。因?yàn)橐阎猀T間期與R-R間期有明確的關(guān)系，由此可以從脈率及產(chǎn)生的信號(hào)很容易地計(jì)算T波的結(jié)束點(diǎn)，所以不需要實(shí)際測(cè)量T波的結(jié)束點(diǎn)以控制脈沖的延遲。
應(yīng)該注意從脈率計(jì)發(fā)出的信號(hào)不必經(jīng)無(wú)線電發(fā)射器發(fā)送給脈沖發(fā)生器236。如果需要的話可以用小導(dǎo)線很簡(jiǎn)單地發(fā)送該信號(hào)。另外，有許多可用的脈率測(cè)量感應(yīng)設(shè)備，這些設(shè)備非常小并且不顯眼，可用在除了病人心臟附近以外的其它地方。這些已知的脈率測(cè)量感應(yīng)器的任何一種都可以用于本示教的目的。在圖7和8的實(shí)施方案中葉有一個(gè)安全斷路器261，但是這里的安全斷路器僅響應(yīng)病人的心率，即，只有病人的脈率太高或太低，或在一定時(shí)段內(nèi)發(fā)生統(tǒng)計(jì)學(xué)偏差，或發(fā)現(xiàn)心律不齊的情況下才會(huì)發(fā)出警告信號(hào)和/或切斷脈沖發(fā)生器。將一個(gè)便攜式的心電圖儀安裝到圖7和8的裝置內(nèi)，并配置一個(gè)具有圖6所示的數(shù)據(jù)存儲(chǔ)系統(tǒng)的裝置，從而可以聯(lián)合本發(fā)明的裝置進(jìn)行長(zhǎng)期的心電圖測(cè)量，這也是完全可行的。
圖9顯示了圖7的裝置的一個(gè)可能的改進(jìn)。這里同樣的基本參考數(shù)與圖8的裝置中所使用的一樣，但是加上了數(shù)字300而不是200。從圖8和9的比較中可以看出，僅有的真正區(qū)別在于添加了一個(gè)血壓計(jì)365，該血壓計(jì)也可從病人身體上拾取適當(dāng)?shù)男盘?hào)，并將該信號(hào)顯示在顯示器363上。另外，如果配置了血壓計(jì)，也可以將它連接到脈沖發(fā)生器上，作為平行于脈率R-R的可變輸入信號(hào)。在切斷心率信號(hào)的情況下，血壓計(jì)的輸出信號(hào)可以是輸入到脈沖發(fā)生器的唯一的輸入信號(hào)，從而即使沒(méi)有個(gè)別脈率測(cè)量也能夠操作該裝置。另外，也可以將血壓計(jì)連接到安全斷路器361，從而在病人血壓高于或低于安全線范圍內(nèi)時(shí)會(huì)發(fā)出警告。
脈沖發(fā)生器的控制器可使用任何一個(gè)單輸入信號(hào)作為控制參數(shù)。即，控制器可使用心脈率信號(hào)238，參見(jiàn)例如圖8，或包含在信號(hào)365內(nèi)的收縮壓信號(hào)中的任意一個(gè)作為控制參數(shù)。或者，該脈沖發(fā)生器的控制器可使用這兩種輸入信號(hào)的組合，即，心脈率信號(hào)238和收縮壓信號(hào)365并行，參見(jiàn)例如圖9。
如果控制器利用源自于心脈率信號(hào)乘上與收縮壓相關(guān)的因子的因子作為控制參數(shù)，則相乘后的因子與心臟負(fù)荷成正比。輸入信號(hào)或當(dāng)它啟動(dòng)時(shí)輸入控制器的信號(hào)的第一測(cè)量值，即輸入信號(hào)的值或在刺激開(kāi)始前信號(hào)的值將決定該因子的值為1。當(dāng)將得到的有效結(jié)果與計(jì)劃的相乘后因子的下降(該因子與意圖降低的心臟負(fù)荷成正比)相比時(shí)，控制器將測(cè)量這些因子相對(duì)于具有值1的這些起始值的每個(gè)偏差。這意味著當(dāng)使用兩個(gè)并行的輸入信號(hào)時(shí)(參見(jiàn)例如圖9)，控制器的目的是根據(jù)編程到形成脈沖發(fā)生器236的控制單元的微芯片的算法，通過(guò)改變脈沖發(fā)生器的七個(gè)可變參數(shù)，圖9中編號(hào)248-268的一個(gè)或多個(gè)，最小化兩個(gè)輸入信號(hào)(心脈率和收縮壓-直接與心臟負(fù)荷成正比)的相乘后因子。如果沒(méi)有以相同時(shí)間間隔和/或沒(méi)有用相對(duì)于心臟的QRS復(fù)合波的相同時(shí)間來(lái)測(cè)量?jī)蓚€(gè)輸入信號(hào)，即心脈率和收縮壓，則控制器將始終采用最新的用于每個(gè)輸入信號(hào)的有效因子來(lái)進(jìn)行乘法計(jì)算。
如果僅僅使用了兩個(gè)輸入信號(hào)中之一，即，要么心脈率，要么收縮壓(參見(jiàn)圖8)，則不能給當(dāng)前的輸入信號(hào)一個(gè)用于因子的乘法計(jì)算的常量1。在這種情況下，則認(rèn)為心臟負(fù)荷僅與選定的輸入信號(hào)成正比。這意味著控制器的目的是要根據(jù)編程到芯片中的算法，通過(guò)改變脈沖發(fā)生器的七個(gè)可變參數(shù)，圖8中編號(hào)248-268的一個(gè)或多個(gè)，最小化選定的輸入信號(hào)，即心脈率或收縮壓。
在使用便攜式裝置的情況下，最好給安全斷路器配置一個(gè)警報(bào)器，從而在發(fā)生危險(xiǎn)情況時(shí)提醒病人，以督其察看顯示器并關(guān)閉脈沖發(fā)生器或停止他正在進(jìn)行的任何工作或訓(xùn)練。
應(yīng)該注意圖7、8和9的便攜式裝置適用于在說(shuō)明書引言中描述的所有治療種類，特別適合于脂解和身體塑形治療，在訓(xùn)練身體的各個(gè)肌肉群和在總的改善個(gè)人的身體狀況和體能的情況下，幫助運(yùn)動(dòng)員改善他們的性能。如果要對(duì)特別的肌肉群進(jìn)行訓(xùn)練，例如，對(duì)于尿道肌肉或括約肌進(jìn)行訓(xùn)練時(shí)，需要相應(yīng)地放置一些特殊的電極，從而可以發(fā)生所需的局部刺激。
關(guān)于身體的電刺激的進(jìn)一步詳細(xì)說(shuō)明將參考圖10進(jìn)行描述。
圖10是顯示本發(fā)明的方法和裝置是如何用于人體的示圖。
圖10基本上是圖4中元件和圖1中的元件的組合。因此將使用相同的參考數(shù)。
圖10顯示了直接將刺激施加到或作為神經(jīng)肌肉刺激70施加到用方塊72表示的骨骼肌或平滑肌上。這些肌肉作用到病人的周圍血管系統(tǒng)以產(chǎn)生用方塊74表示的周圍血管搏動(dòng)。這個(gè)搏動(dòng)在病人的身體內(nèi)作為壓力波通過(guò)血液傳播返回到主動(dòng)脈AO，在這里引起相應(yīng)的壓力增加。該壓力搏動(dòng)影響用方塊70表示的病人體內(nèi)的血液循環(huán)，特別是增加通過(guò)冠狀動(dòng)脈CA的冠脈循環(huán)。這直接給心臟10提供了氧氣，而這又返回來(lái)影響并改善泵出血液到病人的身體。因此，較好的心臟10的泵功能在主動(dòng)脈上產(chǎn)生影響，因此在代表主動(dòng)脈的方塊AO和代表病人的血液系統(tǒng)的方塊70之間是雙向箭頭。
流過(guò)主動(dòng)脈的改善的血流也影響到周圍血管系統(tǒng)，因此周圍血管系統(tǒng)的血流也得到改善。進(jìn)入周圍血管系統(tǒng)的明顯改善的血流導(dǎo)致通過(guò)靜脈71返回到心臟的血流也增加，如圖1B和10中的箭頭12所指。
圖11解釋了神經(jīng)肌肉電刺激的各種不同概念。更具體地說(shuō)，圖11顯示了通過(guò)骨骼肌404的肌纖維402的一束神經(jīng)400。
如前所述，例如與圖2A和4的實(shí)施方案一樣，中性電極標(biāo)記為42。圖11顯示兩個(gè)不同動(dòng)作電極40和40’。將動(dòng)作電極40定位于靠近在一個(gè)神經(jīng)束400非常接近皮膚表面的位置。在這種情況下動(dòng)作電極40刺激神經(jīng)束400。通過(guò)刺激神經(jīng)束400而刺激肌肉404中的神經(jīng)束400導(dǎo)向的肌纖維402。這是神經(jīng)肌肉電刺激的典型例子。
相反，動(dòng)作電極40’不定位在靠近神經(jīng)束400的地方，而是緊靠肌肉404，所以它直接刺激肌肉404中的肌纖維402。這被稱作直接刺激?？偟膩?lái)說(shuō)，直接刺激比神經(jīng)肌肉刺激需要更大的能量、更高的電壓或電流。然而，直接刺激對(duì)于神經(jīng)束，如400因?yàn)橐恍┰蚧蚱渌缫馔舛袛嗟慕匕c病人的復(fù)原特別重要。
在一些情況下神經(jīng)束，例如400非?？拷つw表面，例如靠近脊柱的背部穿過(guò)，所以神經(jīng)刺激的類型可能被稱為經(jīng)皮神經(jīng)電刺激(TENS)，這是神經(jīng)肌肉刺激的特殊情況。
截至目前，所有討論過(guò)的電刺激都是采用電刺激形式，并且確實(shí)需要注意以上所討論的所有各種變體的脈沖發(fā)生器裝置都有非常相似的設(shè)計(jì)，但無(wú)論它是用于住院或門診病人的靜止治療，還是用于以一些形式或其它形式的戶外運(yùn)動(dòng)病人的治療都是可以的。這是本發(fā)明的一個(gè)特別的優(yōu)勢(shì)。它意味著可以為脈沖發(fā)生器和相關(guān)的電子功能和控制裝置及元件制作專用芯片。相同的基本模件可用于所有不同類型的設(shè)備中，因此可以大批量生產(chǎn)，并且節(jié)約了成本和空間。通過(guò)能夠?qū)⑺行枰墓δ懿⑷雴我恍酒蚨鄠€(gè)小的彼此相連的芯片的能力，對(duì)于攜帶該裝置四處走動(dòng)的病人來(lái)說(shuō)僅僅是非常小的重量，并且，如后面將要描述的一樣，該裝置實(shí)際上可并入現(xiàn)有心刺激器中，或植入到人體長(zhǎng)期使用。
然而，電刺激并不是使用本發(fā)明的唯一方式。下面將參考圖12描述使用本發(fā)明的許多其它方式。
在這些不同的實(shí)施方案中所用的與任何一個(gè)前述實(shí)施方案中設(shè)備的項(xiàng)目對(duì)應(yīng)的項(xiàng)目，將使用相同的參考數(shù)，以便于理解本發(fā)明。應(yīng)該理解在前面的圖中都有對(duì)應(yīng)物的圖12中所用的參考數(shù)的項(xiàng)目，則對(duì)于這些對(duì)應(yīng)物的說(shuō)明同樣可用于此。
圖12顯示一個(gè)病人124坐在椅子125上，病人的身上有三個(gè)電極30，這三個(gè)電極形成測(cè)量組，并連接到組合脈沖發(fā)生器136和配有顯示器134的心電示波器128上。另外，脈沖發(fā)生器和心電示波器136、128包括一個(gè)血壓計(jì)131，血壓計(jì)131通過(guò)普通導(dǎo)管135連接到血壓測(cè)量袖帶133上，這可以根據(jù)任何已知的血壓測(cè)量裝置不同地實(shí)現(xiàn)。
在病人的腿上有一個(gè)配置有壓力墊502的繃帶500，其中的壓力墊連接到用于利用任何氣體或液體產(chǎn)生流體搏動(dòng)的發(fā)生器504上。為此目的，流體搏動(dòng)發(fā)生器504連接到壓力源506，并經(jīng)導(dǎo)管508連接到壓力墊。包括在用于流體搏動(dòng)的發(fā)生器內(nèi)的是進(jìn)口閥和出口閥(未顯示)，它經(jīng)與心電示波器136聯(lián)合的脈沖發(fā)生器128發(fā)出的信號(hào)控制。這就是說(shuō)，由脈沖發(fā)生器128發(fā)出的電脈沖(例如可以具有圖12A所示的三角正弦曲線或矩形波形形狀)，被用來(lái)開(kāi)啟和關(guān)閉流體搏動(dòng)發(fā)生器內(nèi)的閥門，從而當(dāng)進(jìn)口閥打開(kāi)而出口閥關(guān)閉時(shí)，一個(gè)壓力脈沖經(jīng)導(dǎo)管508施加到壓力墊502；并且當(dāng)出口閥打開(kāi)而進(jìn)口閥關(guān)閉時(shí)，壓力墊502通過(guò)出口閥排氣。因此，根據(jù)選擇的波形將壓力搏動(dòng)施加到病人的腿部。
總的來(lái)說(shuō)，病人的每次心跳僅施加一個(gè)脈沖，并且這個(gè)脈沖同樣要直接施加在T波結(jié)束之后，從而使刺激以反搏動(dòng)模式發(fā)生。將并入到心電示波器136中的脈沖發(fā)生器128設(shè)計(jì)成能自動(dòng)跟蹤依賴于病人的脈率的T波結(jié)束點(diǎn)的變化位置。血壓測(cè)量也可以用于檢查目的和/或作為提供給脈沖發(fā)生器的輸入信號(hào)，或觸發(fā)安全裝置。也可以使用例如由方塊180和方塊514和516之間的切換所圖示的輸入信號(hào)組合。
圖12B說(shuō)明了圖12A的裝置是如何操作的。同樣可以看出由流體搏動(dòng)發(fā)生器504產(chǎn)生的流體搏動(dòng)，如脈沖發(fā)生器128所觸發(fā)的一樣，將壓力搏動(dòng)施加到壓力墊502，這將壓縮壓力墊附近的病人的組織508，繼而壓縮病人的肌肉，如方塊510所示。組織和肌肉的壓縮導(dǎo)致相應(yīng)的周圍血管系統(tǒng)中的血管的搏動(dòng)，如方塊512所示。這個(gè)壓力搏動(dòng)經(jīng)病人的血液176傳播到病人的心臟178，從而影響病人的心脈率。在心臟10上的影響引起心臟對(duì)病人的血管系統(tǒng)，即，圖中用180代表的他的身體產(chǎn)生影響，更具體地說(shuō)，它在如方塊514所代表的感測(cè)位點(diǎn)影響病人的脈率，以及如方塊516代表的病人的血壓。心脈率被傳向脈沖發(fā)生器以確保產(chǎn)生脈沖或關(guān)于T波的結(jié)束而準(zhǔn)確定時(shí)。
可以使用便攜式脈沖發(fā)生器以與圖7的實(shí)施方案相似的方式執(zhí)行圖12的實(shí)施方案。即，可以使用類似小設(shè)備和用于自感測(cè)電極發(fā)出的信號(hào)的可能的無(wú)線電發(fā)射器來(lái)取代圖中所示的固定設(shè)備。
圖13和14顯示了本發(fā)明還可以與例如以起搏器或去纖顫器形式的已知的心電刺激器聯(lián)用。
為了理解圖13A和14，參考圖13B關(guān)于起搏器的功能和參考圖13C關(guān)于去纖顫器的功能將會(huì)有幫助。
圖13B顯示典型的安裝有起搏器的病人的心電圖軌跡。典型的裝有起搏器的病人具有不規(guī)則的心跳，這意味著例如經(jīng)常發(fā)生心臟漏搏。在現(xiàn)代型起搏器中，起搏器感測(cè)到漏失的心跳，并立即觸發(fā)一個(gè)刺激信號(hào)如612，該信號(hào)在略微晚于應(yīng)該發(fā)生心跳的正常時(shí)間引起心跳。從這點(diǎn)可以看出起搏器有效地測(cè)量心電圖，并在任何情況下包含所有關(guān)于R峰的重復(fù)頻率的信息，這些信息是觸發(fā)脈沖發(fā)生器以施加根據(jù)本發(fā)明的反搏動(dòng)模式的刺激信號(hào)所需的。因此，圖13B顯示了在T波結(jié)束點(diǎn)的這種刺激脈沖串44。按照?qǐng)D13A所示的方式將刺激脈沖施加到靠近病人心臟的肌肉，因?yàn)?，根?jù)本發(fā)明，將選擇周圍血管系統(tǒng)中的哪一塊肌肉來(lái)提供周圍血管系統(tǒng)中的壓力搏動(dòng)以影響心臟是無(wú)關(guān)緊要的。
圖13C顯示患有纖顫的病人的情況。圖13C所示的軌跡中，前面的兩次心跳是正常的，但是之后調(diào)節(jié)心跳的規(guī)律電波出現(xiàn)纖顫，即，病人的心臟停止規(guī)律地跳動(dòng)，并且該電波狂亂地波動(dòng)。去纖顫器跟蹤心電圖軌跡并辨認(rèn)何時(shí)心跳漏搏以及何時(shí)發(fā)生纖顫。為了使心跳恢復(fù)正常，去纖顫器施加一個(gè)明顯高于通常的電信號(hào)614到心臟，并且可以看出在去纖顫之后心臟又開(kāi)始恢復(fù)正常跳動(dòng)。
因此，去纖顫器(另一種形式的心臟刺激器)也跟蹤安裝了去纖顫器的病人的心電圖軌跡，并因此利用所有關(guān)于R-R峰的重復(fù)頻率的信息，這些信息是計(jì)算T波的結(jié)束點(diǎn)并根據(jù)本發(fā)明施加刺激脈沖到病人的周圍血管系統(tǒng)所必需的。因此，就可能利用一個(gè)標(biāo)準(zhǔn)的心臟刺激器，例如起搏器或去纖顫器，并根據(jù)例如圖8，將它加入到電路中，使得刺激脈沖施加到病人的周圍血管系統(tǒng)。
圖13A顯示這種組合。在這里，病人的心臟用178表示，心臟刺激器用參考數(shù)620表示。箭頭622表示跟蹤心臟的電信號(hào)的起搏器，箭頭624表示當(dāng)感測(cè)到心臟漏搏后由起搏器620觸發(fā)的返回心臟的脈沖。
如上所述，起搏器620由圖8所示的微型形式的電路供能，并具有通向各個(gè)電極640和642的輸出導(dǎo)線626，電極640和642提供在可能靠近心臟的肌肉628，所以導(dǎo)線不必要延伸到病人身體的實(shí)際距離。因此，圖13A的改良的心臟刺激器620可以從心電圖軌跡中發(fā)現(xiàn)R-R峰的時(shí)間安排，并可利用Q-T和R-R脈沖之間已知的關(guān)系計(jì)算T波的結(jié)束點(diǎn)，并定時(shí)刺激脈沖44，使得可以在T波結(jié)束點(diǎn)處觸發(fā)該刺激脈沖44以獲得本發(fā)明的有益作用。在使用去纖顫器的條件下可有完全相同的情況，在這種情況下，心臟刺激器620在去纖顫器與本發(fā)明的，例如圖8的裝置的聯(lián)合中。由于圖13A的裝置將用于長(zhǎng)期治療，因此根據(jù)上述原因有理由使用多個(gè)動(dòng)作電極640(至少兩個(gè))。這也同樣可用于圖14所示的實(shí)施方案中。
圖14顯示了另一種聯(lián)合心臟刺激器620，例如，同樣可以是起搏器或去纖顫器來(lái)實(shí)現(xiàn)本發(fā)明的方法。在這種情況下，心臟刺激器620由無(wú)線電發(fā)射器630供能，這個(gè)發(fā)射器630發(fā)射無(wú)線電波穿過(guò)包含關(guān)于R-R峰或T波結(jié)束點(diǎn)信息的病人身體，提供給按照本發(fā)明，例如按照?qǐng)D8構(gòu)造的、位于病人身體中或表面上不同位置的另一個(gè)裝置632。在這種情況下，裝置632可包括它自身的電池并且也可以將所需要的刺激脈沖發(fā)射到影響肌肉628的電極640和642，這又會(huì)在病人的周圍血管系統(tǒng)中產(chǎn)生脈沖。應(yīng)該注意的是，裝置諸如632所需的電池可以很簡(jiǎn)單地是與起搏器所用的大小和型號(hào)一樣。由于可以利用現(xiàn)代的半導(dǎo)體芯片技術(shù)很容易地使本發(fā)明的，例如根據(jù)圖8的裝置微型化，所以整個(gè)植入的裝置632肯定需要不大于典型的心臟刺激器，實(shí)際上可以更小。在圖14的實(shí)施方案中，裝置632和相關(guān)的電極可以植入到病人的體內(nèi)或提供到病人的體外。
再來(lái)看圖15，它顯示了結(jié)合心電刺激器750實(shí)現(xiàn)本發(fā)明的另一種方式，這里的心臟刺激器是經(jīng)改進(jìn)以另外滿足本發(fā)明的心臟刺激器。如上所解釋的一樣，心肌刺激器750包括一個(gè)心臟起搏器720，它連接于心臟178從而可以接收心臟178的電信號(hào)，如箭頭724所代表的，并發(fā)送觸發(fā)脈沖返回到心臟178，如用箭頭724所代表的。另外，如本身已知的，心肌刺激器750包括可編程的分配器752，該分配器運(yùn)行以通過(guò)圖中756所代表的導(dǎo)線，將一串典型的在R波結(jié)束時(shí)開(kāi)始，并典型的在T波結(jié)束時(shí)結(jié)束的電脈沖發(fā)送到纏繞在心臟上的肌肉754。
如在本文的現(xiàn)有技術(shù)部分已經(jīng)解釋的一樣，以簡(jiǎn)單搏動(dòng)模式刺激這個(gè)必須經(jīng)外科技術(shù)植入的肌肉754。
然而，根據(jù)本發(fā)明，將可編程的分配器752編程，以觸發(fā)準(zhǔn)確地在T波結(jié)束點(diǎn)開(kāi)始的另一串沖動(dòng)，并經(jīng)導(dǎo)線726將這一串沖動(dòng)發(fā)送到任何所需的骨骼肌或平滑肌728，而不是心肌，從而刺激這塊肌肉以反搏動(dòng)模式收縮，由此影響病人的周圍血管系統(tǒng)并產(chǎn)生本發(fā)明的心臟諧振現(xiàn)象。
因此，在本發(fā)明的文本中，心臟起搏器720由感測(cè)放大器構(gòu)成，該感測(cè)放大器監(jiān)測(cè)固有心率(由箭頭722表示)，并具有一個(gè)在心率下降到預(yù)定值以下時(shí)立即起搏心臟的輸出期(由箭頭724表示)。因此，由諸如同步化的起搏器這類裝置可以感測(cè)或引起心臟活動(dòng)。
再者，心臟起搏器720觸發(fā)同步電路(未顯示但本身已知的)。該觸發(fā)信號(hào)行進(jìn)到可編程的分配器，分配器允許在心肌密聚體(178+754)內(nèi)的心臟/纏繞肌肉以不同比例收縮。在啟動(dòng)心肌刺激器后激發(fā)一個(gè)延遲，經(jīng)導(dǎo)線756發(fā)出一個(gè)脈沖串到纏繞的肌肉754。然后，根據(jù)示教同步電路752的可編程分配器的本發(fā)明還產(chǎn)生施加到肌肉728上所配置的電極的脈沖串。
從圖16中可以看出以簡(jiǎn)單搏動(dòng)模式施加到纏繞的肌肉754上的脈沖和以反搏動(dòng)模式施加到肌肉728上的脈沖之間的關(guān)系與所示的心電圖軌跡的關(guān)系。這個(gè)圖還表明同步脈沖712與起搏器的功能有關(guān)。
圖17與圖15的配置非常相似，但這里的心肌刺激器750包括無(wú)線發(fā)射器730，該發(fā)射器發(fā)射無(wú)線信號(hào)到位于或靠近肌肉728的接收器732。在這里它們被用于以圖14的實(shí)施方案相同的方式，觸發(fā)應(yīng)用于肌肉728的刺激脈沖。在這兩種情況下，即在圖14和圖17的實(shí)施方案中，動(dòng)作脈沖發(fā)生器都與心臟刺激器結(jié)合，并以簡(jiǎn)單的方式觸發(fā)刺激脈沖，該能源結(jié)合到接收器內(nèi)，用于分別應(yīng)用到肌肉628或728。然而，各個(gè)接收器632或732也可以是脈沖發(fā)生器的一部分，或者與脈沖發(fā)生器相連，該脈沖發(fā)生器直接定位在各個(gè)肌肉628或728上，在這種情況下，傳遞到接收器的信號(hào)是用于脈沖發(fā)生器的觸發(fā)信號(hào)，且可以包含或不包含相應(yīng)的延遲。
在圖15和17的配置中，心肌密聚體(178+754)的簡(jiǎn)單搏動(dòng)輔助了心臟的泵功能，并立即跟著一個(gè)周圍肌肉728的反搏動(dòng)，這導(dǎo)致冠脈血流、心臟的供氧量增加，而心臟負(fù)荷減輕。
本發(fā)明終于電刺激有關(guān)的一項(xiàng)重要進(jìn)展在于特定的閘門裝置。
在哺乳動(dòng)物中使用的心率感測(cè)裝置(心電圖軌跡、心率監(jiān)測(cè)器等)，通過(guò)位于身體各不同位點(diǎn)用于非侵入性測(cè)量的皮膚電極或用于侵入性測(cè)量的植入導(dǎo)線來(lái)測(cè)量心臟的電信號(hào)。在這兩種情況下，測(cè)量的電信號(hào)都相對(duì)較小，并依賴于測(cè)量位點(diǎn)。例如，用位于人體胸部表面的非侵入性皮膚電極測(cè)量的心臟電信號(hào)，典型的R峰的最大振幅是3-4mV。
然而，與測(cè)量的心臟信號(hào)相比，用于刺激肌肉所需的電信號(hào)的量級(jí)要大的多。例如，用于經(jīng)神經(jīng)刺激在人體的骨骼肌上產(chǎn)生強(qiáng)等量肌肉收縮的電信號(hào)具有+/-20V的量級(jí)，在神經(jīng)傳遞不可能而需要直接肌肉刺激時(shí)，所需的電信號(hào)可能更大。
當(dāng)使用心臟同步電肌肉刺激時(shí)，可觀察到非常紊亂的現(xiàn)象，我們稱此現(xiàn)象為干擾。
當(dāng)使用任何測(cè)量的心臟QRS軌跡，例如圖18所示，觸發(fā)信號(hào)通常來(lái)自于每個(gè)R峰的正上升斜坡中。該觸發(fā)信號(hào)一般為數(shù)字觸發(fā)信號(hào)，如圖18中的1。這個(gè)觸發(fā)信號(hào)在所需延遲(在上述延遲窗內(nèi)的時(shí)間)之后激發(fā)電肌肉刺激信號(hào)。由于這個(gè)刺激信號(hào)是具有高出心率信號(hào)自身許多倍的量級(jí)的電信號(hào)，這個(gè)電刺激沖動(dòng)在人體上傳遞，結(jié)果，心臟信號(hào)傳感器也感測(cè)到這個(gè)電刺激信號(hào)。如果此時(shí)控制設(shè)置是這樣的，即，以反搏動(dòng)模式將用于肌肉的刺激脈沖傳遞到心臟，如從圖18的脈沖串1中可以看出，則此時(shí)觸發(fā)元件從心率傳感器接收到不僅想要的用于觸發(fā)R峰的觸發(fā)信號(hào)1的觸發(fā)輸入信號(hào)，而且在R-R間期內(nèi)，準(zhǔn)確的在肌肉收縮(由相對(duì)于R觸發(fā)信號(hào)延遲后發(fā)送的脈沖串1控制的)的瞬間，接收到傳送到肌肉的非常高的電信號(hào)(這顯示為圖18中的干擾)，以及此時(shí)的正進(jìn)行觸發(fā)的觸發(fā)信號(hào)2。此時(shí)這個(gè)觸發(fā)信號(hào)2在同一R-R間期內(nèi)，以完全相同設(shè)置的延遲(盡管現(xiàn)在在觸發(fā)信號(hào)2之后)導(dǎo)致第二個(gè)不想要的、由圖18中脈沖串2標(biāo)示的肌肉刺激。這個(gè)來(lái)自于脈沖串2的第二個(gè)不想要的刺激被受刺激的人感覺(jué)到，成為與所期望的來(lái)自反搏動(dòng)模式的平穩(wěn)節(jié)律相比完全不規(guī)則的突然意外的干擾。結(jié)果，可能由于經(jīng)神經(jīng)傳遞到大腦和心臟的緣故，心率立即非常急劇地增加。當(dāng)這種干擾存在時(shí)，不能進(jìn)行反搏動(dòng)模式的同步化刺激，也就不能獲得所期望的心臟負(fù)荷減輕。
本發(fā)明提供一種利用閘門機(jī)制避免這種不想要的感測(cè)和刺激信號(hào)電干擾的元件，這種元件能夠在來(lái)自于心率傳感器的觸發(fā)信號(hào)1已經(jīng)在控制單元注冊(cè)之后，有效關(guān)閉干擾窗，見(jiàn)圖18。控制單元及時(shí)再打開(kāi)干擾窗以接收期望的觸發(fā)脈沖1，但是再關(guān)閉以拒絕不想要的觸發(fā)脈沖2。
舉例說(shuō)明，這個(gè)閘門機(jī)制的執(zhí)行是以控制微處理器的軟件形式來(lái)實(shí)現(xiàn)的，由此，數(shù)字觸發(fā)信號(hào)1的前沿觸發(fā)微處理器進(jìn)入中斷程序，然后由軟件閘門激活干擾窗的關(guān)閉，這個(gè)軟件閘門使得只要干擾窗關(guān)閉，就不能接收被傳輸?shù)轿⑻幚砥鞯娜魏尾幌胍挠|發(fā)信號(hào)，例如觸發(fā)信號(hào)2。通過(guò)相對(duì)于測(cè)量的RR周期選擇的可編程、可調(diào)節(jié)的設(shè)置值來(lái)設(shè)置干擾窗的關(guān)閉和打開(kāi)。
根據(jù)所使用的心臟QRS軌跡感測(cè)裝置，并考慮由于心臟負(fù)荷減輕導(dǎo)致的心率降低，這個(gè)用于關(guān)閉和再打開(kāi)所述干擾窗的可調(diào)定時(shí)使得干擾窗的確實(shí)的功能最優(yōu)化。
下面將參考圖19描述最優(yōu)化將施加到病人的刺激信號(hào)的定時(shí)的重要方法。這種優(yōu)化方案可用于任何類型的刺激，即不僅僅是電刺激。
這里，一個(gè)可編程算法判定一個(gè)自調(diào)試控制單元自動(dòng)發(fā)現(xiàn)心臟最小負(fù)荷的方法。首先，定義用于延遲(從每個(gè)R峰到刺激信號(hào)的觸發(fā)的延遲)的最小和最大值。圖19顯示了這些界限值，并相對(duì)于從相繼的R-R峰測(cè)量的主要心率來(lái)設(shè)置。最小延遲通常選擇在延遲窗開(kāi)始時(shí)或剛好在延遲窗開(kāi)始之前，即，在對(duì)應(yīng)于R-R間期的5％的時(shí)間或剛好在此之前，此時(shí)間在期望的T波(例如利用所謂BAZETT關(guān)系計(jì)算的)結(jié)束之前。作為安全防范措施，應(yīng)該選擇最大延遲，它應(yīng)該正好發(fā)生在P波之前。然而，也可以省略這個(gè)最大延遲。
現(xiàn)在來(lái)定義一個(gè)偏移值，將它加入到最小延遲，并用來(lái)定義刺激信號(hào)開(kāi)始的時(shí)間。這個(gè)偏移的典型的初始值可以是R-R間期的5％-10％。此時(shí)，利用這個(gè)時(shí)間延遲，即，最小延遲加上偏移值開(kāi)始刺激，并通過(guò)測(cè)量相繼的R-R峰之間的距離監(jiān)測(cè)心率。如果發(fā)生心率降低，即R-R間期延長(zhǎng)，則偏移下降預(yù)定量，例如初始偏移的固定部分，并再次進(jìn)行心率是否已降低的檢查。如果答案肯定，則偏移再次減少，并且這個(gè)迭代程序繼續(xù)進(jìn)行直到?jīng)]有發(fā)現(xiàn)心率進(jìn)一步降低，或者直到已經(jīng)達(dá)到設(shè)置在安全斷路器內(nèi)的最小心率，或者直到心率再次增加為止。
心率重新增加表明該延遲(最小延遲加上偏移)不再是最佳值。
如果心率增加，則偏移值也應(yīng)該增加以試圖降低心率。一旦心率又開(kāi)始增加，這是偏移值現(xiàn)在太大了的表示。這就表明已經(jīng)發(fā)現(xiàn)了偏移的最佳值，即，導(dǎo)致最小心率的偏移值。現(xiàn)在偏移又可以返回到這個(gè)最佳值。
類似的程序也可用于應(yīng)用刺激期間或任何其它相關(guān)的參數(shù)。上述方法也可以在不僅考慮心率，同時(shí)還有收縮壓，即心率乘以收縮壓的值(這個(gè)值規(guī)定了心臟負(fù)荷)的情況下進(jìn)行?？偟膩?lái)講，這個(gè)測(cè)量可持續(xù)多個(gè)心動(dòng)周期。
用在優(yōu)化后這種停止選擇(alternative)，自調(diào)試控制系統(tǒng)根據(jù)可編程算法可以規(guī)律、定義的和可調(diào)時(shí)間間隔的方式任選地重復(fù)這個(gè)迭代優(yōu)化程序步驟。
可對(duì)于一個(gè)或多個(gè)不同時(shí)間窗分別調(diào)整這些時(shí)間間隔，即從治療開(kāi)始起計(jì)算的過(guò)去的時(shí)間。
得到心臟的QRS軌跡的T波結(jié)束點(diǎn)的方式有多種。其中之一是通過(guò)根據(jù)已知的和公開(kāi)的關(guān)于Q值的統(tǒng)計(jì)平均值來(lái)計(jì)算Q-T值，其接近在R峰的正斜坡上的心率傳感器(心電圖或心率監(jiān)測(cè)器等的QRS軌跡)中觸發(fā)的觸發(fā)信號(hào)的觸發(fā)時(shí)間。另一種方法是直接檢測(cè)T波的結(jié)束點(diǎn)。
由于個(gè)體間的差異很大，根據(jù)統(tǒng)計(jì)平均值計(jì)算的Q-T值必須包括用于延遲的足夠高的安全容限，以免在T波期間持續(xù)地發(fā)送不想要的脈沖串。利用本發(fā)明進(jìn)行的實(shí)際測(cè)試顯示當(dāng)在T波結(jié)束點(diǎn)開(kāi)始刺激時(shí)可最大程度地降低心臟負(fù)荷。已經(jīng)得知使用自調(diào)試控制系統(tǒng)是可取的，該控制系統(tǒng)可在一延遲(包括基于統(tǒng)計(jì)平均值的足夠的安全容限)后開(kāi)始刺激，然后自動(dòng)發(fā)現(xiàn)各個(gè)最佳延遲(導(dǎo)致最大程度地降低心臟負(fù)荷)。這在商業(yè)上的意義很重要，因?yàn)橛眠@種自調(diào)試系統(tǒng)，可以以完全相同的方式制造所有元件，但是該自調(diào)試控制系統(tǒng)將調(diào)整自身以適應(yīng)每個(gè)人的不同需要。本發(fā)明允許這種適應(yīng)性控制。
例如，圖19顯示了這種適應(yīng)性控制系統(tǒng)的實(shí)際體現(xiàn)。例如，用心電示波器檢測(cè)心率，該心電示波器自身能夠在R峰的正斜坡處觸發(fā)一個(gè)觸發(fā)信號(hào)。任何其它的心率傳感器，例如心率監(jiān)測(cè)器，都可用于同樣地在R峰的正斜坡處觸發(fā)一個(gè)觸發(fā)信號(hào)。這個(gè)觸發(fā)信號(hào)作為輸入信號(hào)控制該控制單元，控制單元例如是一個(gè)可編程的微處理器。
根據(jù)已知的統(tǒng)計(jì)的Q-T值和用可調(diào)因子的設(shè)置計(jì)算最小延遲。這種計(jì)算的一個(gè)實(shí)際例子是公開(kāi)的所謂Bazett公式，它能夠計(jì)算Q-T值，Q-T值與乘以R-R心率周期時(shí)間的平方根的因子k(男性與女性不同)成正比。以此，可以相對(duì)于R-R間期設(shè)置最小延遲?？梢栽O(shè)置可調(diào)節(jié)的偏移值。這意味著將在最小延遲加上設(shè)置的偏移值處設(shè)置脈沖串的開(kāi)始。任意地也可設(shè)置最大延遲。
通過(guò)可編程算法的建立，微處理器自動(dòng)執(zhí)行上述迭代步驟，以在固定的最小延遲、安全窗和時(shí)間內(nèi)發(fā)現(xiàn)心臟最小負(fù)荷。
前面所述也已經(jīng)包括了根據(jù)本發(fā)明的刺激器與各種類型的心肌刺激器結(jié)合的實(shí)施方案。很值得欣賞的是這些組合可進(jìn)一步適用于圖18和19的實(shí)施方案的組合特征。
應(yīng)該注意，圖2A、4、5、6和9的配置是目前已知最適合在住院病人身上進(jìn)行本發(fā)明的模式。
圖8的實(shí)施方案對(duì)于戶外病人是當(dāng)前已知的最佳的執(zhí)行本發(fā)明的模式。只在由臨床醫(yī)生或技術(shù)人員治療病人，即，心血管障礙時(shí)才使用數(shù)據(jù)存儲(chǔ)選項(xiàng)。而對(duì)于運(yùn)動(dòng)員的訓(xùn)練或身體塑形則認(rèn)為是不必要的。
圖14的實(shí)施方案是當(dāng)前已知的用于治療患有心血管疾病需要起搏器或去纖顫器的病人的最佳模式。
權(quán)利要求
1.一種用于治療具有身體、肌肉、心臟和周圍血管系統(tǒng)的哺乳動(dòng)物的裝置，所述哺乳動(dòng)物還具有-心律，有周期性出現(xiàn)的R、S和Q點(diǎn)，發(fā)生在所述S和Q點(diǎn)之間的T波，限定在T波和Q點(diǎn)之間的T-Q間期和各限定R-R間期的連續(xù)成對(duì)的R-R點(diǎn)；-對(duì)應(yīng)于重復(fù)的R-R間隔數(shù)目的每分鐘心率；和-由于心臟運(yùn)動(dòng)而產(chǎn)生的收縮壓；所述裝置包括-至少一個(gè)用于檢測(cè)心律的傳感器；-用于連接到身體肌肉上的電極，和使用從脈沖發(fā)生器提供的電刺激信號(hào)來(lái)產(chǎn)生肌肉收縮，并以與心律同步的反搏動(dòng)模式在周圍血管系統(tǒng)中產(chǎn)生壓力搏動(dòng)的電極，所述脈沖發(fā)生器與所述電極相連；-脈沖發(fā)生器，用于產(chǎn)生電刺激信號(hào)并將所述信號(hào)輸送給所述電極，所述電刺激信號(hào)發(fā)生于每個(gè)心動(dòng)周期從T波結(jié)束前的R-R間期的5％開(kāi)始到T波結(jié)束后R-R間期的45％這段時(shí)間窗內(nèi)；所述脈沖發(fā)生器還用于控制施加到電極的電刺激信號(hào)持續(xù)時(shí)間，使其位于每個(gè)心動(dòng)周期中T-Q舒張期的10-25％的時(shí)間范圍內(nèi)，從而使脈率和收縮壓至少其一獲得優(yōu)化下降，由此降低所述哺乳動(dòng)物的心臟負(fù)荷，所述心臟負(fù)荷與心率和收縮壓的產(chǎn)生有關(guān)。
2.根據(jù)權(quán)利要求1的裝置，其中所述脈沖發(fā)生器用于將電刺激信號(hào)在預(yù)計(jì)的T波結(jié)束前的R-R間期的5％到T波結(jié)束后的R-R間期的5％的時(shí)間窗內(nèi)施加到所述電極。
3.根據(jù)權(quán)利要求1的裝置，其中所述至少一個(gè)用于探測(cè)心律的傳感器包括心電示波器和相關(guān)的一組傳感器電極。
4.根據(jù)權(quán)利要求1的裝置，其中所述至少一個(gè)用于探測(cè)心律的傳感器包括至少一個(gè)脈沖傳感器。
5.根據(jù)權(quán)利要求4的裝置，其中所述脈沖傳感器位于病人身體的任何一點(diǎn)，用于響應(yīng)病人的心律產(chǎn)生脈沖信號(hào)，并與發(fā)射器相連，所述發(fā)射器用于通過(guò)無(wú)線發(fā)射將信號(hào)傳送到所述脈沖發(fā)生器。
6.根據(jù)權(quán)利要求4的裝置，其中所述脈沖傳感器包括綁在哺乳動(dòng)物胸部的繃帶，并且其中至少配置有一個(gè)發(fā)射器，用于將來(lái)自所述脈沖傳感器的信號(hào)傳送到所述脈沖發(fā)生器。
7.根據(jù)前述權(quán)利要求任一項(xiàng)的裝置，其中將所述電極應(yīng)用到與所述周圍血管系統(tǒng)相連的骨骼肌或平滑肌上，由此在所述周圍血管系統(tǒng)中產(chǎn)生所述壓力搏動(dòng)。
8.根據(jù)權(quán)利要求7的裝置，其中所述電極包括至少一個(gè)中性電極和至少第一和第二動(dòng)作電極，其中所述脈沖發(fā)生器連接到所述電極以將所述電刺激信號(hào)順序施加到所述第一個(gè)第二動(dòng)作電極，所述至少一個(gè)中性電極與所述脈沖發(fā)生器的中性端子相連。
9.根據(jù)權(quán)利要求8的裝置，其中所述順序包括規(guī)律重復(fù)順序。
10.根據(jù)權(quán)利要求8的裝置，其中所述順序包括隨機(jī)順序。
11.根據(jù)權(quán)利要求1的裝置，還包括血壓測(cè)量裝置，用于測(cè)量所述哺乳動(dòng)物的血壓。
12.根據(jù)權(quán)利要求11的裝置，還包括安全電路，用于接收相應(yīng)于所述實(shí)際脈率和一個(gè)或多個(gè)實(shí)際血壓值與各個(gè)信號(hào)，并將所述實(shí)際脈率或所述一個(gè)或多個(gè)血壓值與各個(gè)預(yù)設(shè)值或在所述治療開(kāi)始時(shí)占主要的值進(jìn)行比較，并且在所述實(shí)際脈率或一個(gè)或多個(gè)實(shí)際血壓值中至少之一超過(guò)各個(gè)預(yù)定限或所述治療開(kāi)始時(shí)主要值的情況下，發(fā)出警告信號(hào)或關(guān)閉所述裝置。
13.根據(jù)權(quán)利要求1的裝置，其中所述脈沖發(fā)生器用于產(chǎn)生脈沖串形式的電刺激信號(hào)，所述脈沖具有脈沖重復(fù)頻率、振幅、脈沖波形、脈沖寬度和脈沖模式，并且所述串具有一個(gè)持續(xù)時(shí)間和相對(duì)于心律的參考點(diǎn)的脈沖延遲，并且其中提供了用于改變至少所述脈沖延遲、所述串持續(xù)時(shí)間、所述脈沖重復(fù)頻率和所述脈沖振幅之一的元件。
14.根據(jù)權(quán)利要求13的裝置，其中用于改變所述脈沖重復(fù)頻率和所述振幅的所述元件包括手動(dòng)調(diào)節(jié)鈕。
15.根據(jù)權(quán)利要求13或14的裝置，其中還提供了用于改變所述脈沖波形、所述脈沖寬度和所述脈沖模式至少之一的調(diào)解器。
16.根據(jù)權(quán)利要求15的裝置，其中所述調(diào)節(jié)器包括手動(dòng)可調(diào)節(jié)調(diào)節(jié)器。
17.根據(jù)權(quán)利要求13的裝置，其中所述脈沖發(fā)生器包括用于控制所述脈沖發(fā)生器的控制單元和用于存儲(chǔ)所述控制單元的控制設(shè)置的存儲(chǔ)器，并且其中配置有輸入元件，用于將有關(guān)所述脈沖延遲、所述串持續(xù)時(shí)間、所述脈沖頻率和所述脈沖振幅至少其一的控制設(shè)置輸入到所述存儲(chǔ)器。
18.根據(jù)權(quán)利要求17的裝置，其中還提供了整形電路，用于改變所述電刺激信號(hào)的每個(gè)脈沖波形、所述電刺激信號(hào)的每個(gè)脈沖寬度、每個(gè)所述電刺激信號(hào)的脈沖模式的至少之一，并且其中所述輸入元件用于進(jìn)一步將涉及所述脈沖波形、所述脈沖模式和所述脈沖寬度的控制設(shè)置輸入到所述整形電路。
19.根據(jù)權(quán)利要求17的裝置，其中所述控制單元和所述存儲(chǔ)器用于存儲(chǔ)涉及哺乳動(dòng)物心率、血壓和在整個(gè)時(shí)期施加的電刺激信號(hào)的至少之一的數(shù)據(jù)。
20.根據(jù)權(quán)利要求19的裝置，其中所述脈沖發(fā)生器包括用于輸出所述存儲(chǔ)數(shù)據(jù)的輸出終端。
21.根據(jù)權(quán)利要求11的裝置，其中所述裝置包括用于顯示至少哺乳動(dòng)物的心率、所述哺乳動(dòng)物的心律、所述哺乳動(dòng)物的血壓值、所述脈沖發(fā)生器的實(shí)際設(shè)置、用于施加到所述病人的電刺激信號(hào)的電設(shè)置之一的顯示器。
22.根據(jù)權(quán)利要求11的裝置，其中所述脈沖發(fā)生器包括計(jì)算器，用于根據(jù)心律計(jì)算用于每個(gè)所述心動(dòng)周期的、對(duì)應(yīng)于所述心律的每個(gè)T波結(jié)束點(diǎn)的時(shí)間；和同步化脈沖的產(chǎn)生以使得與每個(gè)所述T波結(jié)束點(diǎn)一致的同步裝置。
23.根據(jù)權(quán)利要求1的裝置，其中所述裝置與心臟刺激器相連，所述心臟刺激器形成用于測(cè)量心律的所述至少一個(gè)傳感器。
24.根據(jù)權(quán)利要求23的裝置，其中所述脈沖發(fā)生器被并入到所述心臟刺激器中。
25.根據(jù)權(quán)利要求23或24的裝置，其中所述心臟刺激器適于發(fā)送對(duì)應(yīng)于所述心律的無(wú)線信號(hào)，并且其中所述脈沖發(fā)生器被包括在與所述心臟刺激器分離的肌肉刺激器中，并配置有用于接收由所述心臟刺激器發(fā)送的無(wú)線信號(hào)的無(wú)線接收器。
26.根據(jù)權(quán)利要求23的裝置，其中所述心臟刺激器包括起搏器，或去纖顫器，或心肌刺激器。
27.根據(jù)前述權(quán)利要求1的裝置，被安裝到至少一件衣物上。
28.根據(jù)權(quán)利要求1的裝置，其被安置在座椅上，所述座椅包括運(yùn)輸工具的座椅、辦公室座椅、家用座椅、臨床用座椅和休養(yǎng)用的座椅之一。
29.根據(jù)權(quán)利要求11的裝置，其中所述用于測(cè)量心律的至少一個(gè)傳感器用于產(chǎn)生心律信號(hào)，其中血壓測(cè)量?jī)x用于產(chǎn)生收縮期血壓信號(hào)，并且其中所述脈沖發(fā)生器包括控制器，所述控制器適于接收所述心律信號(hào)和所述收縮壓信號(hào)，并利用由所述心律信號(hào)和所述收縮壓信號(hào)的組合所形成的信號(hào)來(lái)控制所述脈沖發(fā)生器。
30.根據(jù)權(quán)利要求29的裝置，其中配置第一比較儀，用于將所述心律信號(hào)與參考值進(jìn)行比較以形成心律因子；其中配置第二比較儀，用于將所述收縮壓信號(hào)與參考值進(jìn)行比較以形成收縮壓因子；其中配置乘法器，用于將所述心律因子與所述收縮壓因子相乘以產(chǎn)生一個(gè)形成的因子，并且其中用于所述脈沖發(fā)生器的所述控制器適于控制所述脈沖發(fā)生器以最小化所述形成的因子。
31.根據(jù)權(quán)利要求1的裝置，進(jìn)一步包括安全元件，所述安全元件用于監(jiān)測(cè)脈沖發(fā)生器的至少一個(gè)參數(shù)，和用于將所述參數(shù)與至少一個(gè)預(yù)定值限度進(jìn)行比較，和用于在監(jiān)測(cè)的參數(shù)超過(guò)或低于所述預(yù)定值限度時(shí)中斷治療或發(fā)出警告。
32.根據(jù)權(quán)利要求31的裝置，其中所述預(yù)定值限度包括至少下列之一所述參數(shù)的最大值或最小值，整個(gè)時(shí)間內(nèi)所述參數(shù)改變率梯度的最小或最大值、所述參數(shù)的在整個(gè)時(shí)間內(nèi)的統(tǒng)計(jì)誤差，或前述的任意組合。
33.根據(jù)權(quán)利要求1的裝置，還包括閘門裝置，用于限定在相繼兩個(gè)R-R峰之間的窗，在該時(shí)間內(nèi)抑制感測(cè)到的信號(hào)對(duì)刺激信號(hào)的觸發(fā)。
34.根據(jù)權(quán)利要求33的裝置，其中所述閘門裝置是可調(diào)的，以相對(duì)于R-R間期改變?cè)摯暗膶挾群?或位置。
35.根據(jù)權(quán)利要求1的裝置，還包括用于在一個(gè)延遲后觸發(fā)刺激信號(hào)的用作定時(shí)元件的定時(shí)器，該延遲在每個(gè)對(duì)應(yīng)于最小延遲加上偏移延遲的R峰之后；變化器，用于任意地在多個(gè)心動(dòng)周期中在監(jiān)測(cè)心律、心律和收縮壓的乘積之一的步驟中改變所述偏移延遲，和鑒別導(dǎo)致最低心率或最低心臟負(fù)荷的偏移延遲，并且利用該偏移延遲在病人身上相繼操作該裝置。
36.根據(jù)權(quán)利要求27的裝置，其中所述衣物包括胸罩。
37.根據(jù)權(quán)利要求27的裝置，其中所述衣物包括短褲。
全文摘要
一種治療哺乳類或其它具有心臟和周圍血管系統(tǒng)的生物體，以減輕心臟負(fù)荷的裝置和方法，所述生物體具有由心臟活動(dòng)形成的脈率和收縮壓，該方法和裝置包括步驟如下測(cè)量心律，通過(guò)以反搏動(dòng)模式并與心律同步的非侵入性或侵入性方法在周圍血管系統(tǒng)產(chǎn)生壓力搏動(dòng)，和改變產(chǎn)生所述壓力搏動(dòng)的輸入系統(tǒng)的至少一個(gè)參數(shù)以最佳地降低所述脈率和所述收縮壓之一，從而最終減輕心臟負(fù)荷，所述心臟負(fù)荷是所述脈率和所述收縮壓的參數(shù)。
文檔編號(hào)A61B5/0402GK1768874SQ20051011866
公開(kāi)日2006年5月10日 申請(qǐng)日期2000年8月14日 優(yōu)先權(quán)日1999年8月20日
發(fā)明者L·V·拉帕那施瓦里, C·斯圖津格 申請(qǐng)人:科羅爾許可國(guó)際有限公司