CN1168511C

CN1168511C - 肌肉的电控制器

Info

Publication number: CN1168511C
Application number: CNB971915741A
Authority: CN
Inventors: S��-��ķ; S·本-海姆; N·达维思; M·芬斯特; Y·米卡
Original assignee: Ipas Power
Current assignee: Impulse Dynamics NV
Priority date: 1996-01-08
Filing date: 1997-01-08
Publication date: 2004-09-29
Anticipated expiration: 2017-01-08
Also published as: US20020052632A1; EP0910429B1; US6330476B1; IL125136A; ES2241032T3; US7062318B2; ATE290905T1; DE69732774T2; EP0910429A4; AU724404B2; DE69732774D1; CN1211930A; AU1206797A; EP0910429A1; KR19990077062A; EP1514577A1; IL125136A0; WO1997025098A1; IL148949A0; US6317631B1

Abstract

本发明涉及一种改变一个心脏腔室的至少一部分的收缩力的方法，包括提供一个具有一个心脏(30)的对象，所述的心脏包括至少一个具有一种活动的部分；以及，在所述活动后以一个延时向所述部分施加具有一给定持续时间的一个非兴奋性电场(37)，该电场导致收缩力至少增强5%。

Description

肌肉的电控制器

本发明涉及心肌的控制，尤其是利用非兴奋的电信号来进行控制。

本申请与以下的美国申请和以色列申请有关，这些申请的公开文件被本文引作参考：1996年1月11日递交的名称为“心脏机电学”的第60/009769号美国临时申请，1996年1月8日递交的名称为“心脏机电学”的第116699号以色列申请，1996年2月5日递交的名称为“肌肉的电控制器”的第60/011117号美国临时申请，1996年9月17日递交的名称为“肌肉的电控制器”的第119261号以色列申请，1996年9月16日递交的名称为“肌肉的电控制器”的第60/026392号美国临时申请，以及1996年2月1日递交的名称为“心脏机电学”、申请流水号为08/595365的美国申请。

心脏是一个肌肉泵，它的机械活动是由产生于右心房并传导至整个心脏的电刺激控制的。在一个正常的心脏中，驱动心脏的电刺激是以动作电位的形式起源于右心房的窦房结(SA)中的一组起搏细胞之中。然后这些动作电位快速扩散到右心房和左心房。当所述动作电位到达一个未兴奋的心肌细胞时，该细胞将除极化(因而使所述动作电位继续扩散)和收缩。然后所述的动作电位将进入心脏的传导系统并经过一个很短的延时后扩散到心脏的左心室和右心室的各处。可以理解为兴奋信号通过顺序激活相连的肌纤维的方式在心脏内传播。经过一个很短的延时后，每一个心肌细胞都将响应于到达的兴奋信号而产生一个刺激下一个心肌细胞的新的动作电位。利用体液的电解质特性，一般意义的电流也能在心脏中传导，但是，由于心肌的阻抗相当大，所以这种传导不能用于传导所述兴奋信号。

在心室肌细胞中，跨膜静息电位大约为-90mV(毫伏)(相对于细胞膜外，膜内电位为负的)。图1A示出了在心动周期中一个心室肌细胞的跨膜动作电位。当一个兴奋信号到达细胞的一端时，一个除极化波沿着细胞膜快速前进，直至整个细胞膜都被除极，通常达到大约+20mV(23)。细胞膜的完全除极化在很短的时间内发生，大约只需几个毫秒。然后细胞将快速(没有所述除极化快)除极大约10mV。快速除极化后，细胞将在大约200-300msec(毫秒)的时间内缓慢复极20mV，叫作平台期(25)。肌肉的收缩就发生在平台期内。在平台期结束后，细胞快速复极(27)回到其静息电位(21)。不同的心肌细胞具有不同的电特性，特别是，窦房结中的细胞不具有实质的平台期，并且其静息电位没有心室细胞低。

在下面的讨论中，应当理解，对控制动作电位和离子泵及离子通道的确切机制只是部分地了解。存在着许多理论，并且该领域一直处于不断变化之中。

在细胞中，电活动反映了化学活动。在除极化之前(在静息状态时)，细胞中的钠离子的浓度大约为细胞外的间质液中钠离子浓度的十分之一。细胞内的钾离子浓度大约比细胞外浓35倍。细胞外的钙离子浓度要比细胞内浓一万倍以上。这种浓度差别是通过细胞膜对不同离子的选择性通透性和细胞膜内的离子泵来保持的，所述离子泵不断将钠离子和钙离子泵出细胞并不断将钾离子泵入细胞。细胞与其外环境之间的浓度差的结果之一就是能在细胞内产生较大的负电位，如上所述大约为90mV。

当细胞膜的一部分通过如动作电位之类的方式被除极，该除极化波将沿着细胞膜扩散。这个波将使很多电压门控钠通道打开。通过这些通道流入的钠离子快速地将细胞膜的电位从负变成正(图1A中的23)。当负电压的绝对值变小时，这些通道则开始关闭，并直至细胞再次被除极化时才会打开。应该注意到，钠通道必须处于一个特定值的负电压状态，才能被再打开。因此，在这些细胞充分复极化之前，这些通道是不能被动作电位打开的。在大多数细胞中，通常钠通道的关闭比打开更为平缓。在快速除极化之后，细胞膜开始一个快速复极化过程。尽管钠通道的关闭似乎是一个重要因素，但所述快速复极化的机制尚未完全明白。在一个很短的快速复极化过程之后，将产生一个相对长(200-300msec)的缓慢复极化期平台(图1A中的25)。在平台期内细胞将不可能发动另一次动作电位，因为钠通道是失活的。

有两个机制似乎与所述平台的较长持续时间有较大关系，即钙离子内向流动和钾离子外向流动。这两种流动都顺着它们的浓度梯度穿过细胞膜、其净结果是两种流动相互间的电学上的相减。一般，钙离子的流动和钾离子的流动要比钠离子的流动慢很多倍，这就是所述平台持续时间这么长的原因。根据一些理论，钾离子通道也可以在动作电位的作用下开启，但钾离子通道开启的概率依赖于所述电位。因而，许多通道只有在细胞除极化的过程中或除极化完成之后才开启。可能，至少有一些钾离子通道是被钙离子激活的。另外，一些钾离子通道是由细胞膜的复极化触发的。随着在所述快速除极化(23)过程中钾离子的减少，细胞膜对钾离子的通透性是逐渐增加的。所述钙通道也能将钠传导回细胞中，这延长了平台期的时间。

正常心脏动作电位期间的内向钙离子流对所述动作电位平台有影响，并也参与(直接或非直接地)心肌细胞的收缩。在一个叫做钙致钙释放的过程中，内向的钙离子流动导致存储于细胞内钙储池(可能是肌质网)中的钙离子的释放。心肌中的肌质网与钙通道之间的物理连接是否存在及其重要性目前尚不清楚。然而，这些钙储池的响应曲线可能是钟形的，所以过大的钙离子流入量会相对于较少的流入量使有用钙离子数量降低。

在单个的细胞和细胞群中，在复极化过程中需要一些时间使细胞恢复部分的和全部的兴奋性。当细胞正在复极时(图1A中的25，27)，它进入了超极化状态，在这个状态下细胞不能再被激发出一个新的动作电位。这个状态被称作为不应期。所述不应期被分为两部分，在绝对不应期中，不管刺激电压多大，细胞都不能受外界刺激而再度兴奋；在相对不应期中，需要比通常刺激信号强得多的刺激才能使细胞产生一个新的动作电位。不应期状态可能是因为钠离子通道需要由负电压初始化而造成的，所以细胞膜不能由钠离子流动来除极，除非它已经充分复极化。当细胞回到它的静息电位(21)后，则细胞就可以被再除极化了。

在一种叫做电压固定的实验方法中，跨过一细胞膜的至少一部分保持一个电位，以研究电压对离子通道、离子泵和细胞的再兴奋性的作用。

已知对细胞膜施加正电位有可能使该细胞膜对除极化信号更为敏感。心脏中的一些细胞，如在窦房结(心脏的天然起搏器)内的细胞，具有大约为-55mV的静息电位。所以，它们的电压门控钠离子通道永远不能被激活，并且其除极化阶段(23)要比心室细胞慢(通常，窦房结细胞的动作电位与图1A所示是不同的)。但是，窦房结中的细胞具有一种内在的渗漏电流，它能使该细胞在周期性基础上自除极。一般地，当细胞的电位在低于大约-60mV处停留几个毫秒时，则电压门控钠通道会被阻断。对细胞膜施加负电位使细胞对除极的敏感性降低，并还会使细胞膜超极化，它会降低传导速度。

在现代心脏学中，可以控制心脏活动的许多参数。可以用药物控制心脏内的传导速度、兴奋性、收缩性和不应期的时间。这些药物可用于治疗心律不齐和防止纤颤。用起搏器可以达到一种特别的控制。起搏器是一种电子装置，它一般被植入人体中来代替心脏电兴奋系统或用于旁路传导系统中的阻滞部分。在一些型式的起搏器植入技术中，部分心脏传导系统，例如房室结(AV)，必须被消融，以便所述起搏器能正确工作。

另一种心脏电子装置是除颤器。做为许多种疾病的最终结果，心脏会变得更容易纤颤，其心脏的活动基本上是随机的。除颤器能检测到这种随机性并通过对心脏施加高电压冲击使心脏复位。

由于药物既作用于心脏的健康部分也作用于心脏的疾病部分，所以药物的作用通常受到限制，它通常具有相对较低的精确性。电子起搏器由于是有创伤的，通常需要破坏心脏组织并且一般不能达到最佳效果，所以也受到限制。除颤器基本上只有一种局限性。心脏除颤的动作对病人来讲是非常痛的并且对心脏的损伤很大。

1995年由生物医学工程协会出版的《Annals of BiomedicalEngineering》Vol.23，PP.812-821中的由Ravi Ranjian和Nitish V.Thakor所著的“心肌电刺激”一文描述了几种对心肌细胞施加电场的实验，该文被本文引作参考。做这些实验以测试与电子除颤相关的理论，实验中给每个细胞施加不同强度和不同相对方向的电场。这些实验的一个结果是发现了如果在复极化过程中施加除颤电击，则复极化时间将被延长。另外，文中也报导了细胞具有一个最佳的极化。心肌细胞在一端比另一端更趋向于无规则。文中用理论概括出，高电场的局部“热点”产生于这些不规则处，并且这些“热点”是细胞内最初被除极化的位置，因为在这些位置上能够首先达到除极化的阈值。这个理论也能解释另一个结果，即为什么细胞在其纵向上比在其横向上对电场更敏感，这是因为所述的不规则集中在细胞的两端。此外，由于细胞具有不对称的不规则性，所以施加的电场具有较佳的极性。

骨骼肌细胞的电活动与心肌细胞的电活动的相似之处在于，也是除极化导致肌纤维的收缩。但是，骨骼肌被分为独立的肌群，每个肌群都被产生动作电位的神经细胞分别削弱。因而在骨骼肌中动作电位的作用是局部的，而在心肌中，所有细胞都是电相连的，动作电位从其产生的单个位置传播到整个心脏。另外，骨骼肌活动的化学形式也与心肌有某些不同。

由Nicola Nannini和Kenneth Horch发表于《IEEE Transactions onBiomedica Engineering》Vol.38，No.8，pp.769-776(1991年8月)的“用亚纤维电极使肌肉募集”一文描述了一种改变骨骼肌收缩力的方法，是通过对很多肌肉纤维进行“募集”。在募集时，肌肉的收缩力是通过被刺激激活的肌纤维的数量来确定的，该文被本文引作参考。

然而，通常认为心肌纤维功能是合体细胞式的，使得每个细胞或全部细胞都以同一个节律收缩。因而，心肌纤维不适合于募集。例如，见DonaldM.Bers的“兴奋收缩耦联及心收缩力”第2章，第17页，KluwerAcademic，1991版，该文被本文引作参考。该文还提出，对于心肌细胞，收缩力很大程度上是随钙的峰值的变化而变化。

由Stephen B.Knisley，William M.Smith和Raymond E.Ideker发表于《Circulation Research》Vol.70，No.4，pp.707-715(1992年4月)的“电场刺激对家兔心肌细胞复极化的作用”一文，描述了电场对家兔心肌的作用，该文被本文引作参考。该文特别地描述了由除颤电击导致的动作电位延长，以及这种作用会通过哪几种方式导致除颤失败。一个假设就是除颤作用于心脏细胞使某些细胞兴奋，而这些细胞的不应期相对比其它细胞要短，因此导致这些兴奋细胞产生了一个新的动作电位，结果增加了除极化时间。

由Stephen M.Dillon发表于《Circulation Research》Vol.69，No.3，pp.842-856(1991年9月)的“家兔心脏中的光学记录显示：除颤强度电击延长了除极时间和不应期长度”一文，将延长复极化的作用解释为是由于在被认为是不应期中的组织中在除颤电击的作用下产生一个新动作电位而引起的，该文被本文引作参考。该文还通过实验证明了这种电击不能损伤心肌组织，以及第二个动作电位的作用不是由以前的未兴奋的肌肉纤维的募集而引起的。在该文中假设所述电击对细胞膜的某些部分进行超极化并因而使钠通道被再度激活。在该文所描述的实验中，钙通道的活性是用甲氧基-戊脉安来阻断的。

由Johannes Fleischhauer，Lilly Lehmann和Andre G.Kleber所著的、发表于《Circulation》Vol.92，No.3，pp.587-594(1995年8月1日)的“间隙和微循环空间的电阻是细胞外电场及其在心室性心肌中的传播速度的决定因素”一文，描述了心肌的电传导特性，该文被本文引作参考。

由Akihiko Taniguchi，Junji Toyama，Itsuo Kodama，TakafumiAnno，Masaki Shirakawa和Shiro Usui于1994年发表于《American Journal ofPhysiology》，Vol.267(心脏循环生理学，Vol.36)，pp.H694-H705的“电场刺激下细胞动作时间的不均匀性及正常心肌组织的Vmax”一文，描述了带电离子流与动作电位上行段之间的相互作用，该文被本文引作参考。

由R.Lubart，H.Friedmann，T.Levinshal，R.Lavie和H.Breitbart发表于《Journal of Photochemical Photobiology B》，Vol.14，pp.337-341(1992年9月12日)的“光对牛的精细胞中的钙传输的作用”一文描述了光对牛的精细胞的作用，在牛的精细胞中，激光可提高这些细胞的钙传输，该文被本文引作参考。还已知低水平的激光光线可以影响其它种类细胞的钙传输，例如第5464436号美国专利所描述的，该文被本文引作参考。

电磁辐射对心肌钙传输的影响能力已经充分证实。由Loginov VA发表于《Aviakosm Ekolog Med》Vol.26，No.2，pp.49-51(1992年3-4月)的“暴露于脉冲电磁场中的受约束的大鼠心肌肌质网中的钙离子聚集”一文，描述了一个实验，在该实验中大鼠被暴露于6至24毫特斯拉(mTesla)的1HZ场中。一个月以后，观测到钙离子聚集的速度下降了33％。第二个月后，钙离子聚集速度恢复到正常，可能是因为适应机制造成的。该文被本文引作参考。

由Schwartz JL，House DE和Mealing GA发表于《Bioelectromagnetics》Vol.11，No.4，pp349-358(1990年)的“将蛙心脏暴露于等幅或调幅波超高频场：在16HZ钙离子选择性流出”一文描述了一个实验，在该实验中，当施加一个16HZ调制超高频电磁场时，一个离体的蛙心脏中钙离子的流出增加了18％至21％，该文被本文引作参考。

由Lindstrom E，Lindstrom P，Berglund A，Lundgren E和Mild KH发表于《Bioelectromagnetics》Vol.16，No.1，pp41-47(1995年)的“暴露于具有多种频率和磁通量密度的超低频磁场的T细胞链中的细胞内钙离子扰动”一文描述了一个实验，在该实验中频率在5至100HZ(峰值在50HZ)、强度在0.04至0.15mTesla的磁场影响T细胞中的钙离子的传输，该文被本文引作参考。

由Loginov VA，Gorbatenkova NV和Klimovitskii Vla发表于《KosmBiol Aviakosm Med》，Vol.25.No.5，pp.51-53(1991年9-10月)的“冲击电磁场对大鼠心肌肌质网中的钙离子聚集的作用”一文描述了一个实验，在该实验中暴露于1毫秒冲击、10HZ频率和1至10mTesla磁场中100分钟可对通过肌质网的钙离子传输造成70％的抑制。这个作用被假设与Ca-ATPase(钙-三磷酸腺酣酶)的直接抑制有关，该文被本文引作参考。

应注意到，一些研究者声称低频磁场不能产生上述报导中的结果。例如，Coulton LA和Barker AT发表于《Phys Med Biol》Vol.38，No.3，pp.347-360(1993年3月)上的“磁场与细胞内的钙：对暴露于回旋共振条件下的淋巴细胞的作用”一文，将淋巴细胞暴露于16-50HZ的放射线中60分钟，没有检测到任何钙浓度的变化，该文被本文引作参考。

由Pumir A，Plaza F和Krinsky V1发表于《Proc R Soc Lond B BiolSci》，Vol.257，No.1349，pp.129-34(1994年8月22日)的“心肌中的旋转波的控制：电场作用的分析”一文描述了对心肌施加的外部电场可影响传导速度几个百分点，该文被本文引作参考。这个作用是由肌细胞的一端超极化及该细胞的另一端除极化造成的。特别地，外加电场有利于它的逆行传播。在该文中建议，利用这个对传导速度的作用来治疗心律不齐，治疗的方法是，将作为心律不齐的先兆的旋转波驱使到通往不可兴奋的组织的旁路上并使它们衰减掉。

由M.Sblomonow，E.Eldred，J.Lyman和J.Foster发表于《AmericanJournal of Physical Medicine》Vol.62No.2.pp.71-82(1983年4月)的“通过间接的高频刺激控制肌肉收缩力”一文描述了一个通过改变作用于肌肉的500HZ电刺激脉冲的不同参数来控制骨骼肌收缩的方法，该文被本文引作参考。

由Joseph D.Bronzino所编、并由IEEE出版社/CRC出版社于1995年出版的“生物医学手册”第82.4章第1288页描述了用精确定时的亚阈值刺激在多个位置同步刺激并在心动过速病灶位置以较高能量进行起搏，以防止心动过速。然而，该书写出时，这些方法都还没经过实践检验。另外，还描述了一种双相除颤方案并从理论上归纳出，凭借相位变化时的较大的电压变化或通过所述双相波形所产生的组织超极化及钠通道的再次激活，所述双相除颤方案就能更为有效。

由Windle JR，Miles WM，Zipes DP和Prystowsky EN发表于《AmericanJournal of Cardiology》，Vol.57，No.6，pp.381-386(1986年2月)的“亚阈值条件刺激延长人心室的不应性”一文描述了一个研究，在该研究中，在期前刺激之前施加亚阈值刺激并有效地阻断了期前刺激使其不产生早搏作用，其机制是延长右心室心组织的不应期时间。该文被本文引作参考。

由Fromer M和Shenasa M发表于《Journal of the American Collage ofCardiology》，Vol.20，No.4，pp.879-883(1992年10月)的“超速亚阈值刺激用于终止房室结再入式心动过速”一文描述了一个研究，在这个研究中将一串亚阈值刺激不同步地施加在靠近再入回路的区域，并由此终止心律不齐。亚阈值刺激被描述为对传导既有抑制作用又有促进作用。另外，亚阈值刺激被描述为可以降低兴奋性阈值，甚至还可能引起动作电位。

由Skale B，Kallok MJ，Prystowsky EN，Gill RM和Zipes DP发表于《Journal of the American Cillage of Cardiology》，Vol.6，No.1，pp.133-140(1985年7月)的“用亚阈值条件刺激对心室的期前多余刺激进行抑制”一文描述了一个动物研究，在该研究中，将一串持续时间1毫秒的脉冲在期前刺激之前2毫秒时施加于心室，抑制心室对期前刺激的响应，用一高频脉冲串对响应时间的延时(152msec)比用单脉冲(20msec)要长得多。心室搏动与脉冲串之间的延时为75毫秒。但是，所述的亚阈值刺激只有当它被施加在与期前刺激相同位置上时才具有这个作用。文中建议用这种亚阈值刺激来防止或终止心动过速，但应注意到这个建议受到该技术的空间局限性的限制。该文被本文引作参考。

Yokoyama M发表于《Japanese Heart Joural》Vol.17，No.3，pp.35-325(1976年5月)的“与亚阈值刺激的强度相关的超常兴奋的相位”一文描述了改变亚阈值刺激的幅度对超常兴奋的作用。当刺激的幅度增大时，超常兴奋相位的长度增加。该文被本文引作参考。

本发明的一些方面的一个目的是提供一个在原位置局部控制心肌细胞电活动和/或机械活动的方法。优选地，是施加连续控制。或者，也可以是施加不连续的控制。更加优选地，所述控制可以在各心动周期之间不断变化。电控制的一个例子是通过对细胞外施加负电压来缩短肌纤维的不应期时间。也可以通过在细胞外部保持一个足够大的正电压，使兴奋信号不能对细胞膜进行充分的除极化，来完全阻断细胞的再动作。机械控制的一个例子包括提高或降低收缩的强度及收缩的时程。这一点可以通过跨细胞施加非兴奋电压电位，来延长或缩短所述平台期和/或动作电位持续时间的长度的方法来实现。收缩强度的增加可以包含由肌纤维达到的收缩峰值力的增加，也可以为通过使各独立的纤维收缩同步实现的平均收缩力的增加，还可以包括峰值强度时间的改变。

应该认识到，本发明的一些方面是与起搏器的工作和除颤器的工作都不同的。起搏器对多个心动周期施加兴奋电场，而除颤器则不对多个心动周期重复施加其电场，因为所述除颤电流对心脏收缩有破坏作用。实际上，除颤电流的主要作用是通过强制的方式将大多数心脏组织置于不应期状态而将心脏复位到同步状态。还有，除颤电流要比起搏电流强几个数量级。本发明的一些实施例的一个特殊的方面是，心脏的正常活动是不会受到破坏的，而在足够数量的心动周期内通过改变心肌细胞的一些节段的反应性参数，心脏的活动是受控制的。

在本发明的一些方面中，除了根据本发明受控制之外，心脏是可以人工起搏的，就起搏而言，心脏的活动周期是正常的。例如，当对心脏施加局部控制时，心脏的其它部分的活动不受影响。

在本发明的一些方面中，所述控制开始于对例如纤颤发作或不同形式心律不齐的发作一类的非正常的心脏活动的响应。但是在本发明的其它方面中，所述控制开始于对心输出量所需要的增加或其它长期效果的响应，例如减少心室纤颤(VF)的可能性或增加冠脉血流。

除颤、起搏和本发明的某些实施例之间的另一个不同在于，起搏和除颤是作为影响整个心脏(或者至少是整个腔室)的技术来应用的，而本发明的某些实施例，例如栅格(将在下面描述)，则应用于心脏的局部(也可大至整个腔室)，目的在于只影响局部活动。还有，本发明的某些实施例与除颤之间的另一个不同之处是施加于心脏肌肉的能量。对于除颤，典型的电场强度是0.5焦耳(在前面所列的“家兔心脏中除颤强度电击延长除极时间和不应期长度的光学记录”一文中被认为是足以使不应期中组织兴奋的)，而在本发明的各个实施例中，所施加的场强在50至500毫焦耳之间，这种场强在不应期内的组织中是不会引发动作电位的。

本发明的某些方面的另一个目的是提供一套完整的心脏控制体系，其中特别包括，对心脏的起搏速率，不应期，传导速度以及机械力进行控制。除了心率以外，这些参数中的每一个都能够局部地得到控制，即，可以仅在一段心肌中对每个参数进行控制。值得注意的是，也可以对心率造行局部控制，特别是通过采用将心脏的不同节段彼此分隔开的栅格来造行局部控制，但是，在多数情况下，这对心脏的泵效应是有损害的。

在本发明的一个优选实施例中，一段心肌的电的和/或机械的活动是通过外加一个横穿该节段的非兴奋性电场(电压)或电流来控制的。一个非兴奋性的信号可能引起现有的动作电位发生改变，但它不会引起如起搏器引发的那一类传导性的动作电位。动作电位的改变可以包括平台期的延长，不应期的延长，平台后期复极化的缩短和其它的动作电位形态的变化。然而，非兴奋性信号可能作用于一个较晚的动作电位，例如，它可能延迟这种电位或促进它开始。另一种形式的非兴奋性信号是一电压，它不会在其所施加的心肌细胞上引起一个新的收缩。通过施加相反极性的电压可以避免动作电位的发生，所述的电压是在细胞和/或其周围细胞对其不敏感时施加的，或所述电压的幅度足够小，而不足以在这个期间将所述细胞除极至产生新的动作电位。

这种控制可以选择性地与对心脏施加兴奋信号的起搏器共同使用。在本发明的一个优选实施例中，一个起搏器(或一个除颤器)中包括一个控制器，该控制器依照本发明的至少一个实施例进行工作。起搏器与控制器可以共用一个电池、一个微控制器，传感器，还可能共用电极。

在本发明的另一个优选实施例中，用栅格来治疗心律不齐和纤颤。栅格就是利用电场使其暂时失活的一些心肌段。在一个例子中，是通过在内部进行栅格的方法将兴奋信号从窦房结导向房室结来治疗心房纤颤的。在另一个例子中，通过多个不正确的兴奋信号，以使只有一个兴奋通路导通，来抑制纤颤。在又一个例子中，治疗室性心动过速或纤颤的方法是，利用电场将心脏划分为独立的段并以心脏的正常活动顺序使上述栅格活动，所以最多只有一个心脏节段被提早激活。

在本发明的另外一个优选实施例中，利用电场将肌肉质量进行重分配。通常，改变心肌的一个节段上的负荷可激发其适应机制，该机制可以随时间改变所述节段的肌肉质量。根据本发明的一个优选实施例，可以利用施加电场方法，通过增加或减少所述节段的动作电位平台期的持续时间来实现所述负荷的改变。可选地或另外地，根据本发明的一个优选实施例，通过改变所述心脏节段的活动时间和/或它的活动顺序，也可以间接地改变所述负荷。进一步另外可选择地，可通过直接控制一个心脏节段的收缩性能来改变所述负荷。

在本发明的又一个优选实施例中，通过改变所述心脏活动的顺序和/或通过改变心脏的一些节段的平台期的持续时间和/或通过改变它们的收缩性能来优化所述心脏泵的操作。

在本发明的又一个优选实施例中，通过对心脏的一个节段，优选是左心室，施加一个非兴奋性电场来改变心输出量，优选是提高心输出量。优选地，心输出量，特别是左心室输出量提高的程度是通过改变被施加电场的所述心脏节段的大小来控制的。可选地或另外地，改变所述电场的强度。可选地或另外地，改变所述脉冲的时序。可选地或另外地，改变所述脉冲的持续时间、形状或频率。心输出量的提高可以包括峰值流速的提高，流量的提高，平均流速的提高，或可以包括流动轮廓的改变，如所述血流峰值的移位，它可以改善身体器官的整体血液利用率。

在本发明的另外一个优选实施例中，通过对所述心脏的一个节段，优选为左心室，施加一个非兴奋性电场来改变改善后的心室压力，优选为增加该压力。优选地，心输出量的增加程度是通过改变被施加这个电场的所述心脏节段的大小来控制的。可选地或另外地，改变所述电场的强度。可选地或另外地，改变所述脉冲的时序。可选地或另外地，改变所述脉冲的持续时间。可选地或另外地，改变所述脉冲的波形。可选地或另外地，改变所述脉冲的频率。压力的提高可以包括峰值压力的提高，可以是平均压力提高，或可以包括压力轮廓的改变，如所述峰值压力的移位，它可以改善所述收缩性能。

根据本发明的另一个优选实施例，通过对心脏的至少一个节段施加非兴奋性电场，可提高心脏的后负荷，因而可改善冠脉血流。

根据本发明的另一个优选实施例，不同的心脏参数可通过固有的心脏反馈机制来控制。在一个例子中，心率是通过给位于窦房结的或接近于窦房结的心脏的起搏细胞施加一个非兴奋电压来控制的。优选地，通过施加所述非兴奋性电场使心率加快。

在本发明的一个优选实施例中，将一个单个场施加在心脏的一大段上。优选地，是在收缩开始后以一个时间延时来施加所述的场。优选地，所述非兴奋场在所述收缩完成一半之前停止，以降低纤颤的机会。

在本发明的另一个优选实施例中，对所述心脏的多个节段进行控制，每个段都用不同的非兴奋性电场控制。优选地，每个电场都与局部活动同步或与如收缩初始之类的其它参数同步。本发明的进一步优选的实施例考虑了心脏的结构。心脏肌肉通常分层排列，每一层具有一个(不同的)肌肉纤维取向。在本发明的这个实施例中，针对不同的肌肉纤维取向，最好是施加具有不同的取向和/或极性的电场。

在本发明的一个优选实施例中，这个考虑了肌肉纤维取向的技术可被应用于引起局部除颤的电场。这些电场的目的可以是延迟心脏的某些限定节段的复极化，因而产生一种栅格。

因此，根据本发明的一个优选实施例，提供了一种改变一个心脏腔室的至少一部分的收缩力的方法，包括以下步骤：

提供一个具有一个心脏的对象，所述的心脏包括至少一个具有一种活动的部分；及

在所述活动后以一个延时向所述部分施加具有一给定持续时间的一个非兴奋性电场，该电场导致收缩力至少增强5％。

优选地，所述力能被增强一更大的百分比，例如至少10％、30％或50％。

根据本发明的一个优选实施例，还提供了一种改变一个心脏腔室的至少一部分的收缩力的方法，包括以下步骤：

在所述活动后以一个少于70毫秒的延时向所述部分施加具有一给定持续时间的一个非兴奋性电场。

在所述活动后以一个延时向所述部分施加具有一给定持续时间的一个非兴奋性电场，该电场导致所述腔室内的压力至少增加2％。

优选地，所述压力能被增加一更大的量，例如至少10％或20％。

在所述活动后以一个延时向所述部分施加具有一给定持续时间的一个非兴奋性电场，所述腔室具有一个血流量并且所述血流量至少增加5％。

优选地，所述血流量能被增加一个更大的量，例如至少10％或20％。

在所述活动后以一个延时向所述部分施加具有一给定持续时间的一个非兴奋性电场，所述腔室具有一个血流速率，因而使所述血流速率至少增加5％。

优选地，所述血流速率能被增加一个更大的量，例如至少10％或20％。

在所述活动后以一个延时向所述部分施加一个非兴奋性电场，所述的电场具有一段给定的持续时间，所述的给定的持续时间至少为101毫秒，但不能比心动周期的长度更长。优选地，所述持续时间更长一些，例如至少为120毫秒或150毫秒。

在所述活动后以一个延时向所述部分施加一个具有一段给定持续时间的非兴奋性电场，

其中，所述的腔室的所述部分具有一个内表面和一个外表面，所述的电场被施加在所述的内表面和所述的外表面之间。

其中，所述的腔室的所述部分具有一个内表面和一个外表面，所述的电场是沿着所述的外表面施加的。

其中，所述的腔室的所述部分具有一个内表面，一个外表面以及一个肌内的部分，所述的电场被施加在所述的肌内部分和所述的至少一个表面之间。

其中，所述的电场被施加在一个单个电极和一个植入装置的外壳之间。

利用浮在心脏中的一个电极，在所述活动后以一个延时向所述部分施加一个具有一段给定持续时间的非兴奋性电场。

在所述活动后以一个延时向所述部分施加一个具有一段给定持续时间的非兴奋性电场；

其中，所述的电场是利用至少两个电极施加的，并且所述的至少两个电极至少相距2厘米。

在本发明的一些优选实施例中，这些电极至少相距4厘米或9厘米。

其中，所述的电场是利用至少两个电极施加的，并且所述的至少两个电极中的一个电极位于所述心脏的一个腔室的底部，另一个电极位于所述心脏的一个腔室的顶部。

其中，所述的电场是利用至少三个电极施加的，并且施加一个非兴奋性的电场包括以下步骤：

对所述的至少三个电极中的第一对电极通电；以及

接着对所述的至少三个电极中的第二对电极通电。

在所述活动后以一个延时向所述部分施加一个具有一段给定持续时间的非兴奋性电场，其中，所述的电场是利用放置在对象体外的至少两个电极施加的。

其中，所述的电场至少部分地抵消在所述的心脏腔室的至少一个部分中的电离子流。

提供一个具有一个心脏的对象，所述的心脏包括至少一个具有一种活动的部分；

在所述活动后以一个延时向位于两个位置之间的所述部分施加一个具有一段给定的持续时间的非兴奋性电场；以及

检测在所述的两个位置之间的一个点上的一种活动。

检测在与所述的两个位置中的一个位置重合的一个点上的一种活动。

在所述活动后以一个延时向位于两个位置之间的所述部分施加一个具有一段给定的持续时间的非兴奋性电场；

检测在一个点上的一种活动；以及

根据所检测到的活动估计所述的部分上的活动。

优选地，所述的检测包括检测一段ECG的一个参数值，而所述的估计则包括在与所述的参数值相关联的一个延时值的基础上估计延时。

优选地，所述的点位于心脏中的一个与施加了电场的腔室不同的腔室中。

优选地，所述的点实质上是位于所述的部分所处在的腔室中的一个最早被激活的点。

在所述活动后以一个延时向所述部分施加一个具有一段给定的持续时间的非兴奋性电场；

向所述的腔室中的一个第二部分施加一个第二非兴奋性电场。

根据本发明的一个优选实施例，还提供了根据权利要求36的一种方法，其中所述的第二电场是与所述的非兴奋性电场在同一个心动周期中施加的。

优选地，每个部分具有各自的活动，施加电场的动作是与所述的这些活动同步的。

优选地，第二电场对心脏所产生的效果与所述的非兴奋性电场所产生的效果不同。

优选地，在一个不同的心动周期中，只施加第二非兴奋性电场。

对所述的部分上的所述的活动作出估计；以及

在所述活动后以一个延时向所述部分施加一个具有一段给定的持续时间的非兴奋性电场。

在一些以后的心搏期间反复施加所述的非兴奋性电场，所述的心搏中至少有一部分是不连续的。

优选地，所述的方法包括逐渐降低在反复施加电场的过程中跳过一些心搏的频率的步骤。

在所述活动后以一个延时向所述部分施加一个具有一段给定的持续时间的非兴奋性电场，其中，所述的部分具有一定尺寸；以及

在两次心搏之间改变对其施加电场的所述部分的尺寸。

用与所述的活动同步的光照射所述的部分；以及

在一段比1000个心动周期短的时间内，至少在100个心动周期上重复进行照射。

用与所述的活动同步的射频辐射对所述的部分进行辐射；以及

在一段比1000个心动周期短的时间内，至少在100个心动周期上重复进行辐射。

在一段时间内随着所述的活动改变所述的部分的肌纤维中的钙离子的可利用率，所述的一段时间包括在所述的活动之后的一段少于70毫秒的时间。

在一段时间内根据所述的活动改变所述的部分的肌纤维中的钙离子的转运速率，所述的一段时间包括在所述的活动之后的一段少于70毫秒的时间。

以与所述的活动同步的方式改变所述的部分中的儿茶酚胺的可利用率。

根据本发明的一个优选实施例，还提供了一种改变一个心脏的至少一部分的活动模式的方法，包括以下步骤：

描绘出所述的部分的活动模式图；

确定在所述的活动模式中的所需要的变化；以及

利用一个非兴奋性的电场改变所述的部分的一个非心率失常节段的传导速度，由此实现所需要的变化。

在本发明的一个优选实施例中，所需要的变化是一个房室间期，所述的改变包括改变一个房室结与至少一个心室之间的浦肯野(purkinje)纤维的传导速度。

在本发明的一个优选实施例中，所述的活动是所述的部分中的一个平均的活动。

在本发明的一个优选实施例中，所述的活动是一个最早的活动。

在本发明的一个优选实施例中，所述的活动是一种机械活动。

在本发明的一个优选实施例中，所述的活动是一种电活动。

在本发明的一个优选实施例中，所述的部分由一些子部分组成，每个子部分具有其各自的活动，施加电场指的是以相对于每个子部分的各自活动的一个延时向所述的子部分施加电场。

在本发明的一个优选实施例中，施加一个非兴奋性的电场的步骤包括驱使一个电流通过所述的心肌段。优选地，所述的电流小于20mA。在本发明的一些优选实施例中，所述的电流小于8mA、5mA、3mA。优选地，所述的电流至少为0.5mA。在一些实施例中至少为1或3mA。

在本发明的一个优选实施例中，所施加的电场的持续时间在10和140毫秒之间。在另一些优选实施例中，所述的持续时间在20和100毫秒之间，或者在60和90毫秒之间。

在本发明的一个优选实施例中，所述的延时小于70毫秒。在另一些优选实施例中，所述的延时小于40、20、5或1毫秒。在一些实施例中，所述的延时基本上等于0。

在本发明的一个优选实施例中，所述的延时至少为1毫秒。在另一些优选实施例中，所述的延时可以大于3、7、15或30毫秒。

在本发明的一个优选实施例中，所述的电场具有一个指数形的时间包络。在其它一些实施例中，所述的电场具有一个正方形的、三角形的、斜坡形的或双相的时间包络。优选地，所述的电场为一个交流电场，并且最好具有一个正弦波形的、锯齿形的或方波形的时间包络。

在本发明的一个优选实施例中，所述的腔室的所述部分具有一个内表面和一个外表面，所述的电场是沿着所述的内表面施加的。

在本发明的一个优选实施例中，所述的腔室的所述部分具有一个法向的传导方向，所述的电场是沿着所述的法向传导方向施加的。

在本发明的一个优选实施例中，所述的腔室的所述部分具有一个法向的传导方向，所述的电场是沿着与所述的法向传导方向垂直的方向施加的。

在本发明的一个优选实施例中，所述的电场施加于至少两个电极之间。优选地，这些电极至少相距2厘米。在一些实施例中，这些电极至少相距4或9厘米。

所述的腔室可以是左心室、左心房、右心室或右心房中的任何一个。

本发明的一个优选实施例包括对心脏进行起搏。优选地，施加电场与所述的起搏同步进行。

在本发明的一个优选实施例中，所述的方法包括计算在起搏的基础上的延时。

在本发明的一个优选实施例中，所述的方法包括检测在一个点上的一个特定的活动。

描绘出所述的部分的活动模式图；

确定在所述的活动模式中的所需变化；以及

阻断所述部分的至少一个节段的所述活动，以实现所需要的变化，其中，所述的节段不属于心脏中的折返电路的一部分或心律不齐病灶的一部分。

在本发明的一个优选实施例中，所述的被阻断的节段是一个局部缺血段。

描绘出所述的部分的活动模式图；

确定在所述的活动模式中的所需变化；以及

改变所述的部分中的至少一个节段的不应期，以实现所需要的变化，其中，所述的节段不属于心脏中的折返电路的一部分或心律不齐病灶的一部分。

根据本发明的一个优选实施例，还提供了一种改变一个心脏的心率的方法，包括以下步骤：

提供一个具有一个心脏的对象，所述的心脏上具有一个主动的自然起搏区域；以及

向所述的区域施加一个非兴奋性电场。

优选地，所述的电场使得在所述的区域上的动作电位的持续时间延长。

优选地，所述的方法包括延长右心房上的一个重要部分的不应期的步骤。

根据本发明的一个优选实施例，还提供了一种减少一个心脏的一个腔室的输出量的方法，包括以下步骤：

确定所述的腔室的至少一个部分的最早的活动，所述的部分不属于心脏中的一个异常传导通路的一部分；以及

向所述的部分施加一个非兴奋性的电场。

优选地，在所述的部分的活动之前施加所述的电场。

优选地，所述的电场使所述的部分对一个兴奋信号的反应性降低。

优选地，所述的电场使所述的部分对一个兴奋信号的灵敏度降低。

确定所述的腔室的至少一个部分的一种活动并确定通往所述的至少一个部分的传导通路；以及

利用一个局部地施加的非兴奋性电场，以可逆的方式阻断所述的传导通路。

确定所述的腔室的至少一个部分的一种活动并确定通往所述的至少一个部分的传导通路，所述的部分不属于心脏中的一个异常传导通路的一部分；以及

利用一个局部地施加的非兴奋性电场，以可逆的方式降低在所述的传导通路中的传导速度。

根据本发明的一个优选实施例，还提供了进行心脏手术的一种方法，包括以下步骤：

利用一个非兴奋性的电场阻断传导至所述的心脏的至少一个部分的电活动；以及

在所述的部分上进行外科手术。

利用一个非兴奋性的电场降低所述的心脏的至少一个部分对一个兴奋信号的灵敏度；以及

在所述的部分上进行外科手术。

根据本发明的一个优选实施例，还提供了一种控制心脏的方法，包括以下步骤：

提供一个具有一个心脏的对象，所述的心脏具有一个左心室和一个右心室；

选择性地以可逆的方式增加所述的两个心室中的一个心室相对于另一个心室的收缩性。

优选地，所述的选择性地以可逆的方式增加所述的两个心室中的一个心室相对于另一个心室的收缩性的步骤包括对所述的一个心室的至少一部分施加一个非兴奋性电场的步骤。

选择性地以可逆的方式降低所述的两个心室中的一个心室相对于另一个心室的收缩性。

优选地，所述的选择性地以可逆的方式降低所述的两个心室中的一个心室相对于另一个心室的收缩性的步骤包括对所述的一个心室的至少一部分施加一个非兴奋性电场的步骤。

根据本发明的一个优选实施例，还提供了对心脏的一个因异常的低兴奋阈值而诱发心律不齐的节段进行治疗的一种方法，包括以下步骤：

识别出所述的节段；以及

向所述的节段施加一个减敏性的电场，使所述的兴奋阈值增加到一个正常值范围。

确定在所述的活动模式中的所需变化；以及

以可逆的方式阻断兴奋信号在心脏的多个延长的栅格部分上的传导，以实现所需要的变化。

优选地，对传导的阻断导致在心脏的所述部分中产生多个与外部活动隔离的节段。优选地，所述的隔离的节段中的至少一个包含一个心律不齐的病灶。优选地，所述的隔离的节段中的至少一个不包含心律不齐的病灶。

优选地，所述的方法包括对所述的多个隔离的节段中的至少两个进行逐个地起搏的步骤。

优选地，对传导的阻断限制了活动波前沿着异常通路的传送。

优选地，以可逆的方式阻断传导包括与心动周期同步地以可逆的方式阻断兴奋信号的传导，以便阻断异常的兴奋信号。

在本发明的一个优选实施例中，以可逆方式阻断传导包括与心动周期同步地以可逆的方式阻断兴奋信号的传导，以便使正常的兴奋信号通过。

根据本发明的一个优选实施例，还提供了一种治疗心脏的异常活动的方法，包括以下步骤：

检测一个异常的活动状态；以及

按照上述的方法改变所述心脏的活动，以中止所述的异常活动情况。

在本发明的一个优选实施例中，所述的异常情况是纤颤。

确定至少一个心脏活动性参数的预期取值范围；以及

控制心脏中的至少一个局部收缩力，以便将所述的参数维持在预期的范围内。

优选地，所述的控制包括控制心率。

优选地，所述的控制包括控制一个局部传导速度。

优选地，所述的参数以一个小于10分钟的时间常数对所述的控制产生响应。或者，它以一个超过一天的时间常数产生响应。

确定至少一个心脏活动性参数的一个预期取值范围；

利用一个具有至少一个特性的非兴奋性电场控制心脏的至少一个部分，以便将所述的参数维持在预期的范围内；以及

随着心脏对电场的反应的减弱而改变所述的至少一个特性。

优选地，所述的特性是电场的强度。或者，它是电场的持续时间，电场的频率或者电场的波形。

根据本发明的一个优选实施例，还提供了一种对心脏梗塞尚未痊愈的病人进行治疗的方法，包括利用上述的任何一种方法进行治疗，直到所述的梗塞痊愈的步骤。

根据本发明的一个优选实施例，还提供了一种对具有一个心脏的病人进行治疗的方法，包括以下步骤：

提供一个病人，该病人的心脏中有尚未痊愈的梗塞；以及

利用上述的任何一种方法进行治疗，直到所述的心脏达到稳定状态。

在本发明的一个优选实施例中，施加非兴奋性的电场指的是在3至5000次心搏之间施加非兴奋性电场。

根据本发明的一个优选实施例，还提供了一种用于控制心脏的装置，包括：

一些电极，适合用于施加一个横穿心脏的至少一部分的电场；

一个电源，该电源使这些电极在一段小于50000个心动周期的时间内通电至少100次，电极的每次通电都产生一个具有给定的持续时间非兴奋性电场。

优选地，在一段小于50000个心动周期的时间内通电至少1000次。还可以在一段小于20000个心动周期的时间内通电至少1000次或在一段小于5000个心动周期的时间内通电至少1000次。

优选地，在1秒钟内施加电场的次数小于10次。

在本发明的一个优选实施例中，所述的电源使所述的电极在所述的时间内通电至少2000次。在一些优选实施例中，所述的电源使所述的电极在所述的时间内通电至少4000次。

一个电源，该电源使这些电极通电，通过电极的通电产生具有一段给定的持续时间的非兴奋性电场。

其中，至少有一个电极适合于覆盖心脏上的一个大于2cm²的区域。

优选地，至少有一个电极适合于覆盖心脏上的一个大于6或9cm²的区域。

至少一个单极的电极，适合用于对心脏的至少一部分施加一个非兴奋性的电场；以及

一个电源，该电源使这些电极通电，产生一个非兴奋性电场。

优选地，所述的装置具有一个外壳，该外壳作为一个第二电极被通电。

一些电极，适合用于施加一个横穿心脏的至少一部分的电场；以及

一个电源，该电源使这些电极通电，通过电极的通电产生具有一段给定的持续时间的非兴奋性电场，

其中，电极之间的距离至少为2cm。

在本发明的一个优选实施例中，所述的距离至少为4或9cm。

至少三个电极，适合用于施加一个横穿心脏的至少一部分的电场；以及

其中，所述的电极可以选择性地以两种方式通电，在第一种方式中，两个电极被通电，而在第二种方式中，两个不全与第一种方式中的两个电极相同的电极被通电。

一个用于检测一种局部活动的传感器；以及

一个电源，该电源响应于所检测到的局部活动而使这些电极通电，通过电极的通电产生具有一段给定的持续时间的非兴奋性电场。

优选地，所述的传感器检测所述部分的一种机械活动。

优选地，所述的传感器适合用于检测在至少一个电极所处在的位置上的活动。

优选地，所述的传感器适合用于检测在右心房的活动。

优选地，所述的传感器适合用于检测在所述的电极之间的活动。

优选地，所述的传感器对心脏的包括所述部分的一个腔室中的最早的活动进行检测，所述的电源响应于所述的最早的活动而安排所述的通电操作的时间。

一些电极，适合用于施加一个横穿心脏的至少一部分上的一些细长的节段的电场；以及

一个电源，该电源使这些电极通电，通过电极的通电产生一个非兴奋性电场。

优选地，所述的电极是一些至少有1厘米长的细长电极。在另一些实施例中，它们至少为2或4厘米长。优选地，所述的节段的宽度小于0.3厘米。在一些实施例中，它们的宽度小于0.5，1或2厘米。

优选地，所述的电源使这些电极在一段小于5000个心动周期的时间内以一个至少为20毫秒的给定持续时间通电至少1000次。

在本发明的一些优选实施例中，所述的这些细长的节段将心脏分成至少两个在心脏中电隔离开的节段。

一个电源，该电源使这些电极通电，通过电极的通电产生一个具有一段给定的持续时间的非兴奋性电场；以及

一个电路，用于测定在所述的部分中的一个点上的一种活动，

其中，所述的电源响应于所检测到的活动而使电极通电。

优选地，在其中一个电极所处位置上的一种活动之后以一段给定的延时施加所述的电场，优选地，所述的延时小于70毫秒。

在本发明的一个优选实施例中，所述的电场是在其中一个电极所处位置上的一种活动之前施加的。在本发明的各个不同的实施例中，所述的电场是在所述的活动之前大于30，50或80毫秒的时间上施加的。

优选地，所述的电路包括一个检测活动的活动传感器。可选地，或者附加地，最好是在心脏的一个不同于包括所述部分的腔室的腔室的活动的基础上计算所述的活动。

优选地，所述的装置包括一个存储器，所述的存储器存储用于计算与所检测的ECG的至少一个参数的值有关的一个延时的值。优选地，所述的参数是心率。

一个电源，该电源使这些电极通电，通过电极的通电产生一个具有一段给定的持续时间的非兴奋性电场；

一个传感器，用于检测心脏活动性的一个参数；以及

一个控制器，用于控制电极的通电，以将所述的参数维持在一个数值范围内。

所述的装置最好还包括一个存储器，用于存储心脏中的电活动的地形图，所述的控制器利用所述的地形图来确定所需要的通电操作。

所述的装置最好还包括一个存储器，用于存储心脏中的电活动的模型，所述的控制器利用所述的模型来确定所需要的通电操作。

一个控制器，所述的控制器用于测定心脏对于所述的电极的通电的反应。

优选地，所述的控制器在所测得的反应的基础上改变所述的通电操作。优选地，所述的装置包括一个用于存储所测得的反应的存储器。

一个用于起搏心脏的起搏器。

优选地，所述的起搏器和所述的装置的其余部分被装在同一个机壳中。

优选地，所述的起搏器和所述的装置的其余部分使用共同的刺激电极。优选地，所述的起搏器和所述的装置的其余部分共用一个电源。

优选地，所述的非兴奋性电场与所述的起搏器同步。

优选地，所述的电极利用一个单个脉冲通电，所述的单个脉冲将起搏电场和非兴奋性电场结合起来。

其中，所述的电极中至少有一个被安装在一个导管上。

其中，所述的电极适合于在体外应用。

优选地，所述的装置包括一个体外起搏器。

优选地，所述的装置包括一个ECG传感器，电极的通电与所述的传感器是同步的。

在本发明的一个优选实施例中，所述的电场的所述持续时间至少为20毫秒。在另一些实施例中，所述的持续时间至少为40，80或120毫秒。

在本发明的一个优选实施例中，一个电流被驱动通过位于两个电极之间的所述的部分。

优选地，所述的装置包括至少另外两个电极，所述的另外两个电极被所述的电源通电，施加一个横穿所述心脏的一个第二部分的非兴奋性电场。优选地，所述的装置包括一个控制器，用于协调装置中的所有电极的通电。

优选地，通过所述的电极的峰值电流小于20毫安。在一些实施例中，小于10，5或2毫安。

在本发明一些优选实施例中，所述的电极适合于基本上与心脏相接触。

优选地，所述的电场具有指数形、三角形或正方形的波形。所述的电场可以是单极的或双极的。所述的电场可以具有恒定的强度。

根据本发明的一个优选实施例，还提供了一种用于心脏的光学控制装置，包括：

至少一个可植入的光源，用于在一段小于5000个心动周期的时间内至少为1000个心动周期产生光脉冲；以及

至少一个波导，用于将非损伤性强度的光从所述的光源传送到所述的心脏上的一个点上。

优选地，所述的至少一个光源是多个光源，每个光源附属于心脏上的一个不同的点。

优选地，所述的波导是一条光纤。

优选地，所述的光源是一种单色光源。

在本发明的一个优选实施例中，所述的装置包括一个传感器，用于检测所述心脏的至少一个部分上的活动，其中，所述的光源以与所检测到的活动同步的方式发出脉冲光。

根据本发明的一个优选实施例，还提供了对用于一个具有一个心脏的对象的可编程控制器进行编程的一种方法，包括以下步骤：

确定适合于利用非兴奋性电场控制心脏的脉冲参数；以及

利用所述的脉冲参数对所述的控制器进行编程。

优选地，确定脉冲参数包括确定所述的脉冲相对于一种心脏活动的时序。

优选地，所述的心脏活动是一种局部活动。

优选地，确定一个时序是确定不包括心脏中的纤颤的时序。

优选地，确定一个时序是确定不诱发心脏中的心律不齐的时序。

优选地，确定一个时序是确定基于心脏的一个活动模式图的时序。

优选地，确定一个时序包括计算相对于所检测到的一种活动的延时。

优选地，控制所述的心脏包括改变所述心脏的收缩性。

根据本发明的一个优选实施例，还提供了一种用于确定利用非兴奋性电场控制心脏的至少两个单独的电极的最佳放置方式的方法，包括以下步骤：

确定所述心脏的至少一个部分的活动模式；以及

在所述的活动模式的基础上确定所述的电极在所述的部分中的最佳放置方式。

优选地，所述的方法包括确定一个活动传感器相对于所述电极的所述放置方式的最佳位置。

优选地，所述的控制包括改变所述的收缩性。

优选地，所述的控制包括在心脏中生成一些不传导的细长节段。

根据本发明的一个优选实施例，还提供了一种用于确定一个非兴奋性的、可重复施加到心脏上的脉冲的时间参数的方法，包括以下步骤：

利用一个第一延时施加一个非兴奋性脉冲；

确定所述的脉冲是否会在所述的心脏中引发一种非正常的活动模式；以及

如果所述的脉冲不引发心脏中的异常活动，则利用一个比第一延时短的第二延时重复施加一个非兴奋性的电场。

利用一个第一延时施加一个非兴奋性脉冲；

确定所述的脉冲是否会在所述的心脏中引发一种异常的活动模式；以及

如果所述的脉冲不引发心脏中的异常活动，则利用一个比第一延时长的第二延时重复施加一个非兴奋性的电场。

根据本发明的一个优选实施例，还提供了对用于一个心脏的可编程控制器进行编程的一种方法，包括以下步骤：

利用多个非兴奋性的电场序列控制心脏；

确定心脏对于每个所述的序列的响应；以及

响应于所述心脏对于所述的非兴奋性序列的响应而对所述的控制器进行编程。

根据本发明的一个优选实施例，还提供了用于控制癫痫发作的一种方法，包括以下步骤：

检测脑组织中的癫痫发作；以及

向所述的脑组织施加一个非兴奋性的电场，以衰减某种信号在所述的组织中的传导。

根据本发明的一个优选实施例，还提供了用于控制外周神经中的神经信号的一种方法，包括以下步骤：

选择一个神经；以及

向所述的神经施加一个非兴奋性的电场，以衰减神经信号在所述的神经中的传导。

根据本发明的一个优选实施例，还提供了用于控制具有一个腔室的心脏的一种方法，包括以下步骤：

向一个腔室的一个第一部分施加一个非兴奋性的电场，使所述的第一部分的收缩力减弱；以及

向一个腔室的一个第二部分施加一个非兴奋性的电场，使所述的第二部分的收缩力增强。心搏。任选地或附加地，所述的延时至少为0.5或1毫秒，优选3毫秒，优选7毫秒，还可优选30毫秒。

根据本发明的一个优选实施例，还提供了用于控制心脏的一种方法，包括确定至少一个心脏活动性参数的预期数值范围以及对心脏中的至少一个局部收缩和一个局部传导速度进行控制以便将所述的参数维持在所述的预期范围内。

优选地，所述的参数以一个小于10分钟的时间常数响应所述的控制，或者，所述的参数以一个介于10分钟至6小时之间的时间常数响应所述的控制，或者，所述的参数以一个介于6小时至一天之间的时间常数响应所述的控制，或者，所述的参数以一个介于一天至一周之间的时间常数响应所述的控制，或者，所述的参数以一个介于一周至一个月之间的时间常数响应所述的控制，或者，所述的参数以一个大于一个月的时间常数响应所述的控制。

根据本发明的一个优选实施例，还提供了用于控制心脏的一种方法，包括确定至少一个心脏活动性参数的预期数值范围，以及利用一个具有至少一个特性的非兴奋性电场对心脏的至少一个部分进行控制以便将所述的参数维持在所述的预期范围内，以及响应于所述的心脏对所述的电场的反应的减弱而改变所述的至少一个特性。优选地，所述的特性是电场的强度。任选地或附加地，所述的特性是电场的持续时间、时序、波形以及频率这几个特性中的一个或多个。

在本发明的另一个优选实施例中，所述的装置包括一个用于检测一个心脏活动性参数的传感器以及一个用于控制所述电极的通电以便将所述的参数维持在一个预定的数值范围内的控制器。优选地，所述的装置包括一个用于存储心脏中的一个电活动图的存储器，所述的控制器利用所述的图来确定所需要的通电操作。任选地或附加地，所述的装置包括一个用于存储心脏中的一个电活动模型的存储器，所述的控制器利用所述的模型来确定所需要的通电操作。

根据本发明的一个优选实施例，还提供了一种用于控制癫痫发作的方法，包括检测脑组织中的癫痫发作以及向所述的脑组织施加一个非兴奋性的电场以衰减一种信号在所述的组织中的传导。

通过对几个优选实施例的详细描述以及借助于附图，本发明将得到更清楚的理解，在这些附图中：

图1A是一种典型的心肌动作电位的示意图；

图1B表示在一个电场中的心肌细胞的示意性模型；

图2示出一个心脏，它具有按照本发明的实施例控制的若干个节段；

图3是一段右心房组织的示意图，该组织上具有多条传导通路，图中示出了根据本发明的一个优选实施例的栅格的使用情况；

图4A表示根据本发明的一个优选实施例的与一段心肌相连接的一个电控制器的示意图；

图4B表示根据本发明的一个优选实施例的与一段心肌相连接的一个电控制器的示意图；

图5是用于测试本发明的一些实施例的可行性的实验装置的示意图；

图6A-6C是表明各种实验结果的曲线图；

图7A是在一段离体的心肌纤维上所进行的实验的概括性结果曲线图，表明了根据本发明的一个实施例在施加的脉冲中加入一段延时对收缩力的增加所产生的影响；

图7B是在一段离体的心肌纤维上所进行的实验的概括性结果曲线图，表明了脉冲的持续时间对收缩力的增加所产生的影响；

图7C是在一段离体的心肌纤维上所进行的实验的概括性结果曲线图，表明了脉冲的电流强度对收缩力的增加所产生的影响；

图8A表明在本发明的一个优选实施例中的一个控制电流对心率产生的影响；

图8B是一组曲线图，表明在本发明的一个优选实施例中，各种类型的心肌中的增加的收缩性的重复性；

图9-18B中各有一组曲线图，表明的是从一些实验中得到的实验结果，在这些实验中，按照本发明的一个优选实施例对一个离体的家兔心脏进行了控制；以及

图19-23中各有一组曲线图，表明的是从一些实验中得到的实验结果，在这些实验中，按照本发明的一个优选实施例对一个在体的家兔心脏进行了控制。

本发明的一个方面涉及通过对一个心肌节段施加一个电场或电流来控制及/或调节一个心肌节段的收缩性能及/或该心肌节段的动作电位的平台期。在本文中，电压、电场和电流这几个术语是可以互换的，用于表示施加一个非兴奋性的信号来控制心脏活动的行为。下面更为详细地描述施加这种信号的实际方法。

图1B通过一个示意性的模型来表示对于所施加的一个电压和所产生的一个平台期之间的关系的一种可能的解释。被细胞外液28包围着的、具有一层细胞膜26的细胞20被放置在一个由电极22和电极24产生的电场中。在细胞20的细胞膜26两侧具有-40mv的内部电位，电极22的电位为40mv，电极24接地(与身体的其余部分相连)。在动作电位的平台期内，通过不同的膜蛋白，钙离子进入细胞，而钾离子离开细胞。以这样的模式，由两个电极上的电压引起的外部电场提高了细胞外液28的电位。这样，或者通过改变膜电位来改变细胞膜两侧对离子的机电驱动力，或者通过改变被开启或被关闭的离子通道的数量，达到减少钾离子从细胞20内向外部移动，并且/或者迫使钙离子进入到细胞20内的目的。

在另一个或者可供选择的模型中，由电极22和24产生的电场引起了它们之间的离子流动。这种流动主要是由氯离子和钾离子承担，因为细胞膜26对于这些离子是可通透的，但是，钙离子也可能会受到影响。在这种模型中，钙离子被电流拉到细胞20内，而钾离子则被移出。或者，钠离子取代钾离子被移出。在任何一种情况下，细胞中的多余的钙离子提高了细胞20的收缩性，并且据信这样会延长平台期。

另一个可供选择的模式是，电场和/或离子流影响由电压控制的通道(钠、钾以及钠-钙)的开启和关闭。此外，该电场还可以影响离子泵的工作。这一效果的一个可能的机理是，所施加的电场在细胞膜内产生一些高电场的“热点”，这些热点能够影响离子通道和/或泵的开启和关闭。由于热点的产生通常相对于细胞是不对称的，并且由于通道本身相对于所施加的电场具有不对称的特性，所以，在细胞的一端可能比另一端有更多的通道开启。例如，如果在细胞的负端比在细胞的正端有更多的通道开启，则钙离子的内向流动将多于这些离子的外向流动。

根据本发明的另一个模型，控制电场增加了细胞内储池中的钙离子的浓度，而这一增加的浓度可能引起收缩期内的钙的增加和/或更快速的供给，从而增大收缩力。或者，控制电场可以直接影响在收缩期内从细胞内的储池中获取钙的速率。并且，控制电场可能能够直接增加钙的内向流动的效率，导致从细胞内的贮藏所获取钙的能力的增加。值得注意的是，在一些肌细胞收缩的生理模型中，收缩性能是由钙离子流量决定的，而不是由钙的总量决定的。

不同的离子通道和泵具有不同的工作特性。这些特性包括流动速率、开启和关闭的速率、触发电压水平、在工作中起动其它离子或对于其它离子的依赖性。所以，有可能通过施加一个特定强度的电场来选择一个特定类型的离子通道，这一强度还取决于在这一时刻(即，在细胞的除极化/复极化阶段)这些通道是开启的还是关闭的。由于可兴奋组织的活动主要是由它们的跨膜电位以及细胞内外的各种类型的离子的浓度决定的，所以可以通过以上述的方式控制离子通道来控制细胞活动的不同特性。

另一种模型是，施加一个非兴奋性的电场来引起心脏的接受治疗的部分(从神经末梢)释放出儿茶酚胺。另一种可能性是，所施加的电场促进了细胞将现有的儿茶酚胺吸收掉。

另一个“募集”模型假定，非兴奋性的脉冲将未受到该兴奋信号刺激的心肌纤维募集。通过降低它们的除极化阈值或通过施加一个比正常情况下具有更高强度的兴奋信号可以使非兴奋性的脉冲发挥其作用。但是，人们普遍认为，心肌纤维所起的作用相当于一个合胞体，每个细胞都在每次心搏上收缩。例如，参见由Donald M.Bers所著的《兴奋-收缩耦联以及心脏收缩力》(Kluwer学会，1991)的第2章第17页。

最有可能的是，可以用这些模型中的一个或多个来解释在兴奋周期的不同阶段中的细胞20的活动。但是，不需要知道哪一个模型(如果有的话)是合适的，就能够利用电场达到几个主要的效果，包括提高收缩性、改变自激速率、重新排定除极化、延长平台期、细胞超极化、改变膜电位、改变传导速率以及使细胞失活。

可以预见，电场的方向是至关重要的。首先，心肌细胞的传导是各向异性的。第二，细胞膜中的局部不规则性的分布是不均衡的，在细胞的两端的不规则性更为普遍；此外，细胞的一端通常比另一端更为不规则。这些不规则性会主宰局部高电场的产生，而局部高电场则会对离子通道产生影响。第三，某些心脏结构，例如乳头肌的结构，在一个方向上比在相反的方向上更适合于传导兴奋信号。第四，存在着起源于心脏的天然传导系统的节律性的除极化信号，它们是由心肌组织本身的除极化和复极化引起的。这些信号可能会对外加电场产生干扰。

在本发明的一个优选实施例中，施加特定电场的目的是诱发一个离子流，该离子流与心脏的节律性除极化引起的电压电位诱发出的离子流相反。例如，在离最早激活部位较远处的心肌细胞中的动作电位的平台期通常比离最早激活部位较近处的那些细胞中的平台期要短。这一缩短的起因可能是由心脏的除极化和复极化引起的不同的局部离子流以及/或者在这些部位的不同的离子流动力学效应。通过向由节律性的除极化引起的电场施加一个大小相等方向相反的电场，可以将这些离子流的作用抵消。

图2示出用一个电控制器32控制的心脏30。右心房的节段38为一个受控段。在本发明的一个优选实施例中，控制器32的机壳为一个电极，电极36为第二电极，用于向节段38施加一个电场。在本发明的另一个实施例中，用一个第二电极34代替控制器32的机壳。在本发明的又一个实施例中，控制器32的主体为地，所以电极34和36相对于心脏的其余部分可以都为正或负。在另一个实施例中，电极34不直接与心脏30相连，而是浮在心脏内。在这个实施例中，电极34最好是引流电极。为达到图示的目的，可见，控制器32包括一个电源31，将控制器与电极相连的导线29A和29B以及一个控制电极的通电的微处理器33。

在一个备选的实施例中，如图2所示，是沿着心脏壁的方向而不是沿横穿心脏的方向施加电场。图中示出左心室的节段35受由控制器39操纵的两个电极37控制。既可以将电极37放置在心脏30的表面上，也可以将电极37插入到心肌内。或者，还可以将电极放置到血管中或者放置到心脏以外的其它身体组织中，前提是电极的通电能够在心脏的至少一部分上产生电场或电流。值得注意的是，由于控制是与心动周期同步的，所以即使电极处于心脏外部，在两次心搏之间心脏的位置也基本上不发生变化，所以，即使电极不与心脏机械耦联，在每次心动周期中都是心脏上的基本上同一部位受到感应。

在本发明的另一个备选实施例中，采用了多于一对的电极来控制节段35。在这种实施例中，可以将每对电极相对于节段35放置在不同部位，例如，可以将一对电极放置在心外膜上，将第二对电极放置在心肌内。

值得注意的是，两个电极间诱发出的电流可能会引通电解质通过一段时间沉积在这两个电极上，以及/或者引起组织中的副生理学反应。为了抵消这一效果，在本发明的一个优选实施例中，电场为交流电场。在一个优选实施例中，以一个非常低的频率切换电场的方向，所述的频率等于或低于心动周期的速率。较为可取的是，在心动周期的一个特定阶段上，例如在心舒张期，使相位颠倒。在本发明的另一个优选实施例中，电场的频率远远高于心动周期的频率。

快速钠通道一旦失活，则需要有一定量的时间处于负电位以便准备好被激活。例如，由Sinaur Associates Inc.出版、由Bertil Hille所著的《可兴奋的细胞膜的离子通道》一书的第2章第40至45页所描述，该文献被本文引作参考。由于大多数钠通道不会在除极化一开始便立即被激活，所以以足够高的频率施加一个电压可以将确实能够对电位的变化作出快速反应的少数通道打开，而大多数通道将失活，并且不会离开这种失活状态。所以，如果电场的频率足够高，即使平均电压为零，某些离子通道也能保持关闭，其结果是受到刺激的组织是非兴奋的。

根据本发明的另一个优选实施例，将一个交流电场叠加在一个直流电场上以便对心脏进行控制。例如，可以采用幅度为直流电场幅度的20％，频率为1kHz的交流电场。由于交流/直流控制电场具有外加电场变化较大的优点，所以如对电场强度的反应一样，(在部分肌细胞上的)对电场变化的任何反应都得到了促进。在一个交流/直流组合电场或在一个纯交流型式的电场中的交流电场可以具有锯齿形、正弦波形的时间波形或其它形状，如指数形或方波脉冲形。

在一个直流型的电场中，电场的时间波形最好是一个恒定幅度的脉冲形。但是，在本发明的另一个实施例中，可以采用三角形脉冲、指数形脉冲、斜波形的脉冲(上升或下降)，以及/或者双相脉冲波形。

交流和直流电场都可以是单极的或双极的。在本文中，术语交流和直流用于描述电场，与一个脉冲中的周期数有关。直流电场最多只有一个周期，而交流电场可以包括多个周期。在本发明的另一些优选实施例中，可以施加一串脉冲，每一串都可以是交流型的或直流型的。

可以采用各种类型的离子电极，例如银-氯化银电极、铂电极、镀有氮化物和碳化物一类物质的钛电极，镀钽电极、高温碳电极以及碳精电极。这些电极通常能够减少电沉积的量。这些电极可以是正方形的、矩形的、或具有其它任何合适的形状，可以通过将电极拧入到心肌中来固定该电极，也可以采用夹的方法或其它固定方法来实现固定。

有两种优选的方法可用于将一个电场施加到心脏的一个节段上。在第一个方法中，使一个电流强制通过需要控制的心脏节段。该电流最好是恒定的直流电流。但是，也可以采用上面所述的交流电流。在第二个方法中，施加一个横穿心脏的电场(并且相对于信号保持在一个恒定的强度上)。总的说来，施加一个电场比引入一个电流要简单一些，并且需要的能量也要少一些。

外加电场(或电流)相对于节段38处的局部活动以及相对于整个心动周期的时序是至关重要的。总的说来，如果需要局部效果，例如需要增加局部收缩性和/或延长平台期，则可以使外加电场与局部活动时间同步。当需要总体效果时，则可使外加电场与心动周期同步。例如，通过以与心动周期同步的方式使细胞超极化，就有可能对它们的兴奋性窗进行定时，从而避免某些心率不齐，后面将对此作更详细的描述。为了改变心脏的活动模式，也可以根据一个表明心脏将会被怎样激活的模型来对所述场的施加进行同步。例如，为了增加心脏的输出量，可以控制传导速度和/或传导路径，以使心脏以一种被认为比自然顺序更佳的顺序收缩。特别地，通过在窦房结和/或在左和右分支控制传导速度，可以提高或降低房室收缩间期。然而应当理解，心脏的不同部分之间，特别是在心脏的同一腔室中的不同部分之间的活动时间的差别通常是十分小的。例如，一在左心房内的兴奋信号的传播时间大约在15至50毫秒之间。如果即使将施加控制场的时间局部地中止5或10毫秒时所述控制功能还能实现，则所述控制功能可利用一单对控制电极来实现。

尽管最简单的办法是利用测得的电活动时间的来确定局部活动，但还是应该以机械活动性的变化、位置变化、运动速度、加速度甚至跨膜电位为基础来研究一段组织的局部活动。另外，由于在病态组织中电活动与机械活动之间的延时要比在健康组织中长，所以所述场施加的时序最好是与肌肉的机械活动相关。

在本发明的一个优选实施例中，所述场的时间控制最好是与所述节段的实际的跨膜电位相关，而不是那些可能是从电图或机械图中估计出的东西。因而，为了提高收缩性，可以将所述场的起始时间定时至所述平台期的起点。或者，将所述场的施加时间定时在特定的跨膜电压水平。进一步优选地，可相应于所述节段的细胞中所达到的实际的跨膜电位和离子浓度来确定所述场的强度和/或其它参数。确定所述实际电压水平的一个方法是向所述细胞内注射一种电压敏感性染料并用一种如在已有实验技术中所公知的光学传感器来监测它。监测细胞内和细胞外的离子浓度的一个方法是用浓度敏感染料。

如果在所述兴奋信号到达节段38之前施加一个电场，则该电场可以被用于降低节段38对所述兴奋信号的敏感性。产生这个效果的一个方法是相反于所述兴奋信号的方向并与其同步施加一个大电场。这个场将降低所述兴奋信号的幅度，使它不能使心肌组织兴奋。另一个方法是在兴奋信号到达之前对节段38施加一个强正电位，使节段38超极化并对所述兴奋信号不敏感。消除所述电场并不能很快消除这种效果。节段38将在不敏感状态停一个很短的时期，并且在其后的一个时期中，节段38中的传导速度被降低。然而在一些情况下，消除所述电场会引发一个动作电位。可以对这一动作电位的时间进行控制，以使它发生在相对于心脏的活动模式的安全期内，因此，如果所述节段产生一个兴奋信号，则这个信号将不会传播到心脏的其它部分。在一些情况下，所述场的施加可能影响细胞对所述电位的反应性，另外换言之，它可能延长所述不应期。应该注意到，一个紧随活动之后施加的电场也可以除增加收缩力之外延长不应期。

应该注意到，由于心动周期基本上是可记录到的，所以活动时间前的延时和活动时间后的延时都可以用一个在所述活动之后延时的系统来实施。例如，一个可在所述活动时间之前20毫秒施加的场可以替代680毫秒后的场的施加(假设心动周期长度为700毫秒)。

电场的其它种施加方式能提高传导速度，特别是在由于组织损伤造成传导速度低之处。控制传导速度的另一个方法是施加一个与用于除颤的电场相似的电场。当在这些细胞的复极期期间施加时，这种电场将对所述复极进行延时。在这个被延时/延长的复极期间，所述细胞是不能兴奋的。应该认识到，如果用这里所描述的技术来施加这个“除颤电场”(较小、局部和与一局部活动时间同步)，则心脏本身将不会被所述电场除颤。在本发明的一个优选实施例中，通过栅格方法可使所述心脏的局部除颤部分与心脏的其它部分隔离。

图3示出了延长心脏组织不应期的一个应用。节段40是右心房的一个部分。一个兴奋信号通常从窦房结42传导至房室结44。有几个竞争通路，图中用46A-46D标出，可能存在于窦房结42传导至房室结44之间，但在健康组织中，在兴奋性窗口中只有一个信号到达房室结44。在病态组织中，即使这几个信号都是起源于所述窦房结的同一个动作电位，沿不同通路行进的几个信号也会顺次地激活房室结44。另外，在心房纤颤中，整个心房都可能具有在其通体内传播的随机信号。在本发明的一个优选实施例中，将电场施加于表现如“栅格”48A和48B的多个区域。在依据所述电场的活动时间预定的特定的危险时间内这些栅格对兴奋信号是不传导的。因而，所述兴奋信号被“栅格”在窦房结42和房室结44之间。已知可有一种具有相似作用的外科手术(“迷宫”手术)，但在所述外科手术中，需要切除许多右心房部分以形成永久性的隔离区域(栅格)。在本发明的目前的实施例中，栅格48A和48B的至少一些部分在所述兴奋信号通过之后将是失活的，因而所述心房可以适当地收缩。

在本发明的一个优选实施例中，用一些排成一条直线的双极电极来实施一种栅格。在本发明的另一个优选实施例中，用两个具有相反的极性、在空间上(稍微)分隔开的细长的线状电极来实施一种栅格。优选地，所述线状电极的一些部分是绝缘的，例如0.5cm长的一些段为绝缘和0.5cm长的一些段为暴露的。

本发明的另一个优选实施例与治疗心室纤颤(VF)有关。在VF中，心室被多于一个的兴奋信号激活，它们不以一种整齐的方式激活心室。而是心室的每个节段都被与心室的其它节段不同步地以及与心动周期不同步地随机激活。其结果是不能实现泵血作用。在本发明的一个优选实施例中，在受影响的心室中施加多个电栅格以消除纤颤。一般，通过改变心室节段对兴奋敏感的时间窗口，可阻断引起纤颤的兴奋信号，而不影响心室的自然收缩。在本发明的一个实施例中，用所述栅格沿正确通路，例如，只沿着纵向通路引导所述兴奋信号。因而，兴奋信号不能沿横向运动并且横向兴奋信号将快速无害地衰减掉。从房室结来的健康兴奋信号不会受到所述栅格不利影响。另外或可选地，栅格是与来自房室结的所述兴奋信号同步产生的，以使导致纤颤的兴奋信号被阻断。进一步可选地，通过对那些被认为是对纤颤敏感的节段施加一个正电位，则所述心室的全部节段都是对兴奋信号不敏感的。

用栅格将心脏分为一些相互绝缘的节段对于治疗多种种类的心律不齐是有用的。在此处，绝缘一词意思是通过心脏传导系统的失活部分来阻断或减慢或大大降低所述兴奋信号的传导。例如，心脏中的多种形式的室性心动过速(VT)和期前搏动是由产生起搏信号的组织的局部节段所引起的。可以将这些节段与心脏的其它节段绝缘，以使只有一个小的、局部的节段受所述不正常的搏动的影响。或者，可以用一电场使这些病态的节段不敏感，因而使它们完全不能产生不正确的兴奋信号。

期前搏动通常是由心脏的超敏感节段引起的。通过对该节段施加一局部电场，则该节段的敏感性能被控制至与心脏的其它部分相似的水平，从而解决了期前搏动的主要病因。这一技术也可用于不敏感组织，通过施加局部电场可以使它们变敏感，使得它们变得与周围组织一样敏感。

应当理解，在用上述技术治疗心律不齐时，没必要知道心律不齐的精确的几何起点。而是可以使心脏的全部节段都与心动周期同步被不敏感化，以使它们在真正的兴奋信号到达之前不能再反应。另外，不用描绘出心脏电系统的分布图也能将心脏分为一些隔离的节段或进行栅格。例如，可将电极插入冠状血管以在心脏内形成栅格。这些栅格可以阻断心脏内不是全部就是大部分的不正常兴奋信号，而通过将这些栅格的形成同步于“正确”的心脏活动模式，这些栅格仍能让“正确”的心脏兴奋信号传播。另外或可选地，每个隔离的节段都由一个单独的电极起搏。或者，可将一个电极阵列植入心脏周围，以便能基本上单独控制心脏的任何局部部分。

在本发明的另一个优选实施例中，用一电场连续控制心脏的节段，以使其静息膜电位在-60mv以下。在这个水平之下，所述电压门控钠离子通道不能被一兴奋信号开启。通常不可能将组织节段中的所有细胞都钳制到这个电压下，所以组织中的一些细胞常常是可兴奋的。然而，已知超极化能导致单独心肌细胞周围的细胞外间隙的钾离子耗尽，这将引起共用同一细胞外间隙的全部细胞的兴奋性普遍降低。例如，如在由Cohen I和KlineR所著的发表于《Circulation Research》，Vol.50，No.1，pp.1-16，(1982年1月)的“心肌细胞外间隙中K+的变化：从电压钳位法和细胞外K+选择性微电极法所得到的证据”一文所描述的，该文被本文引作参考。因而，所述心脏节段对一兴奋信号的反应被降低，并具有一较长的延时，且在那些节段中的传播速度也显著下降。其它静息电位会影响细胞中其它电压门控通道的开启。

本发明的另一个优选实施例涉及心脏外科。在许多实例中，有必要使心脏的泵活动停止几秒或几分钟以完成缝合或切除或对一动脉瘤进行手术。现行的实践不是十分灵活的。在一方法中，通过一个心肺机将心脏旁路且心脏本身要停止一个较长时期。这个处理对病人全身或对心脏本身是不利的，并通常会出现严重的术后并发症。在另一方法中，将心脏冷却以降低它的氧耗，而后使它停止几分钟的时间(不可延长)。所述时间不可延长的部分原因是在心脏停止期间整个身体是无氧的。在这些方法中，通常用一种心脏麻痹剂来使心脏停止。在第三种方法中，在心脏中诱发纤颤。但是众所周知，由于在纤颤过程中氧的需求量大大增加以及由于心肌收缩在冠状动脉中造成的血流阻塞，所以纤颤会导致局部缺血。局部缺血会对心脏造成不可逆的损伤。

可以用本文所描述的方法来实现心脏泵血活动的停止和减弱，例如采用栅格法。因而，在本发明的一个优选实施例中，采用本文所描述的技术，在一些比较短的时间段内反复地并且可逆地使心脏的泵血活动明显减弱。应当理解，由于应用起来比较简单并且重复性好，所以利用电控制来终止心脏活动比目前已实施的方法更具有灵活性。在与内窥镜心脏手术以及内窥镜分流手术相结合方面，电控制特别有用，在这类手术中，需要使心脏的一些小的节段的运动减弱。

本发明的另一个实施例涉及对心脏的局部缺血部分进行治疗。根据利用局部植入的传感器检测出的损伤电流或者通过其它的电生理学特征可以自动识别出局部缺血部分，这些局部缺血部分可能对心脏的兴奋信号失敏或阻断这些信号。这样，不需要这些局部缺血细胞进行工作，所以这些局部缺血细胞就有可能被治愈。

1996年1月11日由Shlomo Ben-Haim和Maier Fenster递交的名称为“心脏机电学”的美国第60/009769号临时申请以及与其相应的、由申请人Biosence有限公司于1996年1月8日递交的名称为“心脏机电学”的以色列第116699号专利申请描述了几种心脏建模和心脏最优化的方法，本文将这些专利的公开内容引作参考文献。在心脏建模中，通过改变心脏的一些节段上的工作负荷或者通过改变心脏的一些节段上的动作电位的平台期持续时间来改变心脏中的肌肉质量的分布。可以通过改变心脏的活动模式来实现这些改变。利用上面描述的方法可以很容易地控制平台期的持续时间。并且，根据本发明的这些方法，通过控制心脏中的传导通路，可以影响心脏的整个活动模式。在这些申请中描述的心脏最优化方法中，心脏的活动模式得到了改变，使得心输出量的参数得到全面增加。或者，重新分布如应力一类的局部生理值，以缓解心脏中的高应力部位。在本发明的一个优选实施例中，利用上面描述的方法可以有效地改变活动模式。

为了能够最好地实施本发明的许多优选实施例，比较有效的方法是首先产生心脏的一幅电的、几何的或者机械的图。1996年2月1日由ShlomoBen-Haim递交的名称为“心脏机电学”的美国第08/595365号专利申请以及由申请人“Biosence”于与该申请同一天在以色列递交的名称为“心脏机电学”和“绘图导管”的两份PCT申请描述了几种图以及用于生成这些图的几种方法和装置，本文将这些申请的公开内容引作参考文献。一个特别令人感兴趣的图是一幅活力图，图中绘制出了心脏组织的不同节段的活力，从而能够识别出冬眠的和/或局部缺血的组织。美国第5391199号专利，1994年8月19日递交的名称为“用于远程目标位置及方向检测系统的装置及方法”的美国第08/293859号专利申请以及PCT专利申请号为US95/01103，现在的公开号为WO96/05768，公开日为1996年2月29日的PCT专利申请描述了适合于安装在一个导管上的位置检测装置，该装置特别适用于生成这类的图。本文将这些申请的公开内容引作参考文献。如果所述电极是利用如内窥镜、食管镜和导管之类的侵入技术植入的，则这种位置检测装置对在心脏中正确地安装电极也是有用的。

在本发明的一个优选实施例中，用心脏的一个分布图来确定心脏的哪一部分是可激活的，并进而可以控制它以提高心输出量。优选地，当确定对心脏的哪一部分施加控制电场以使心输出量参数最大时，将心脏的整体活动模式考虑在内。所述活动模式还决定所述电场施加的时间。一种灌注图可用于提取心脏不同部分的血流。已经预知心肌一节段收缩性的提高也会使这一节段氧需求量提高。因而，只提高那些有足够多的血流的节段的收缩性是必要。可能地，通过对心脏的活动顺序的适当的控制，可使心脏的其它节段的氧需求量降低。

可选地或另外地为了绘制心脏的灌注图和/或心脏的活力图，心脏控制可以逐渐开始。因而所述心脏血供可以有时间来适应需求量的增加(如果有的话)和血供形式的改变。另外，需求量的增加不是很快的，所以所述控制将不会造成尖锐的问题(如心脏损伤之类)。在一个实施例中，控制首先只被施加于几个心搏，其后再施加至每一个心搏。另外地或可选地，控制脉冲的持续时间可以在如几个星期长的一个较长时期内逐渐增长。另外地或可选地，对于不同的心搏控制不同的节段，以将增长的需求分散到心脏的更大部分之上。

在本发明的一个可选择的优选实施例中，只是在白天而不是在晚上控制心脏的收缩性，因为在白天心脏的需求量通常比晚上要大。可选地或另外地，在早晨使用所述控制器很短一段时间，如15分钟，以帮助病人起床。可选地或另外地，针对每一定数量的心搏只施加一次控制电场(白天和/或晚上)。另外可选择地，在一剧烈的心脏缺血事件之后对心脏进行一短时间的控制，直至心脏从休克中恢复。可以在心脏损伤之后应用的一个优选的方法是防止心律不齐。另一个优选的控制是降低梗塞组织敏感性或降低这种组织的收缩性或对这种组织进行电隔离以降低氧需求量及提高其痊愈的机会。

本发明的许多实施例的一个好处是不用在心脏传导系统中形成任何结构上的或其它永久性的改变就能完成。进一步讲，许多实施例都可以与已有的起搏器或影响心脏中电传导的药物疗法结合使用。另外，不同控制方案可以同时一起使用，例如，控制心率和提高左心室收缩性的方法。

但必须认识到，通过改变心脏的活动模式，将有一些改变作用于心脏的结构。例如，将随活动模式的改变在全程时间上产生前面所述的心脏模型。

图4A是一个根据本发明的一个优选实施例的电控制器50的操作示意图。优选地用至少一个电极52，最好是还用一个第二电极54对受控制器50控制的肌肉节段56加电。电极54可以是电浮起的。一个传感器58可用于检测节段56的局部活动时间，作为所述控制器的一个输入，例如用于确定对电极通电的时间。其它另外的或可选择的局部和/或全局性的心脏参数也可被用于确定所述电极的通电。例如，如在本领域中公知的，所述电极可被用于检测局部电活动。可选择地，为确定心脏节律的开始点，应将传感器58放置在窦房结附近。可选地，传感器58可被用于检测节段56的或心脏其它节段的机械活动，或检测心输出量。也可以用植入主动脉中的压力传感器或流量计来确定心输出量。在本发明的一个优选实施例中，传感器58检测心脏的电状态，控制器50确定纤颤状态并相应地使电极52和54通电。

传感器58可用于对电极52和54的通电进行精确计时。电极不正确通电的一个危害是，如果电极在一个兴奋波前到达节段56之前通电，则该通电将引起纤颤。在本发明的一个优选实施例中，将传感器58置于电极52和54之间，以检测在两个电极上的组织平均活动时间。应当理解通电的精确时间依靠于心脏中兴奋波前的传播方向。因而，如果电极52和54上的组织基本上被同步地激活，则可以将施加所述控制电场的时间确定为紧接在激活后的一个时间上。然而，如果一个电极上的组织先于另一电极上的组织被激活，则给电极通电的延时时间必须要长一些。因而，在局部活动时间之后的电极通电的最佳延时时间与其它事情一起依靠于电极相对于所述兴奋波前的取向。所述兴奋波前的传导速度以一基本方式受到心肌纤维取向的影响。因而，电极相对于心肌纤维方向的取向也对最佳延时时间具有影响。

在本发明的另一个优选实施例中，以已知的兴奋信号的传播时间为基础估计出局部活动时间(和电极52和54的通电)。例如，如果传感器58被放置在右心房，则在传感器58对兴奋信号的检测与所述兴奋信号到达电极52和54之间应该有大约120毫秒的延时。这一延时也是可以估计出的。例如，在单个腔室中，兴奋波前传遍整个左心室大约30-50毫秒。可以将传感器58放置在左心室中的相对提早一些被所述兴奋信号兴奋的位置。在本发明的一个优选实施例中，至少以一种心脏活动模式(如在静息心率)来测量植入的传感器与电极之间的兴奋传播时间并且该传播时间被用于估计电极通电所需要的延时。应该认识到，在病态心脏中，局部传导速度大体上是随时间变化的，因而对局部兴奋的学习和适应是控制器50的必要特性。在本发明的一个优选实施例中，在如内部或外部心电图的形态学和/或频谱之类的心电图参数的基础上确定心律不齐(或活动模式)的一个特殊状态。控制器50在所确定的状态的基础上确定控制模式。特别地，这里所描述的延时时间应与状态相关，以实时决定出每一心律不齐状态的活动的精确的延时时间。优选地，所述延时时间应提前计算出和/或在控制器50的学习状态期间确定，在这个步骤中，对特定活动状态确定一最佳延时时间并进行相应的存储。

可将传感器58放置在心包膜、心内膜上，或在本发明一个优选实施例中，传感器58被插入到心肌内。

图4B示出了本发明的一个可选实施例，其中，一个心脏节段55被连接在控制器57上的多个电极59控制。多个电极的使用使得能够对所施加的电场的空间和时间特性进行更强的控制。在一个例子中，电极59中的每一个都被用于测定其局部活动。控制器57根据所测定的活动分别对电极59进行通电。优选地，所述电极被成对地激活，使得电流在局部活动时间已知的一对电极之间流动。

本发明的不同实施例一般所需要的电极放置方法不同。例如，一些实施例需要大面积电极，以对心脏的一个较大部分施加电场。在这种情况下，网式电极应该是适合的。可选地，也可将一个大平板电极对着心脏外部放置。其它实施例需要长电极，例如，为了产生栅格。在这种情况下，最好将导线平行于心脏的壁植入心脏。可选地，可将所述电极置于心脏外的冠状血管内。在本发明的某些方面中，电极放置结果应能使电极之间产生的电场平行于心脏中兴奋波前正常传播的方向，换言之，所述电场与这类通路正交。

在本发明的一个优选实施例中，提供一个增加心输出量的起搏器。起搏兴奋脉冲通常为具有给定持续时间的单脉冲，所述给定持续时间对于内部起搏器约为2毫秒，对于外部起搏器约为40毫秒。根据本发明的一个优选实施例，一个起搏器产生一个双脉冲来使心脏兴奋。所述脉冲的第一部分为本领域中公知的一种刺激脉冲，例如，2毫秒的2mA(毫安)恒定电流。所述脉冲的第二部分是如本文所描述的脉冲，例如，几十毫秒长并在所述起搏脉冲的第一部分之后有一个较短的延时。另外，也可以用一个很长的刺激脉冲。这种形式的起搏器最好采用两个单极电极，一个放在心脏的顶部，一个放在左心室的顶部(或如果要提高右心室的兴奋，则放在右心室的顶部)。

在本发明的一个优选实施例中，将一控制器植入已经植入了起搏器的病人体内。通过从控制器到起搏器的连接导线，通过所述检测起搏器电极的通电的控制器的传感器，和/或通过对控制器和/或起搏器进行编程，最好将所述控制器与所述起搏器同步。

在本发明的一个优选实施例中，起搏器根据安装该起搏器的人体的生理状态来改变心脏活动，因此，该起搏器能够与人体的生理状态相适应。所述起搏器利用在本领域中公知的一个或多个不同的生理传感器来检测身体状态，这些传感器包括pH值传感器、氧分压传感器、二氧化碳分压传感器、血流传感器、加速度传感器、呼吸传感器和压力传感器。例如，随着二氧化碳分压的增加，所述起搏器可提高心脏的血流量。由于控制通常以分散的方式施加于一系列心动周期，所以这种控制可称为是一个控制序列。对心脏活动的调节最好应该根据预定的控制序列逐渐地施加。

在本发明的一个方面中，对至少一个实测的生理变量设定目标值，所述起搏器监视这些变量以及由起搏器施加的控制序列所产生的结果，来确定下一步的控制序列。一旦目标值与实测值之间的差别足够小，则所述控制序列将终止。如可认识到的，加在起搏器上的心脏控制器的一个优点是，它可以控制心脏活动模式的许多方面。结果，所述控制器可以在包括心输出量、心肌耗氧量、心脏收缩力和心率的心脏活动模式的几个不同方面之间确定一个优选的折衷方案。

本发明的另一个方面涉及左心室收缩与右心室收缩之间关系的改变。在一健康心脏中，作为左心室输出量提高的结果，随着左心室收缩性的提高，右心室收缩性也提高，因为左心室输出的提高使右心室的前负荷增加。左心室输出量的降低以相同的方式降低了右心室的输出量。在一些情况下，如肺水肿，有必要改变一个心室的血流而使另一个心室的血流没有相应的变化。通过同时控制两个心室，其中一个控制使得一个心室的血流量增加，而另一个控制使得另一心室的血流量减少，来达到上述改变。这个改变通常只能在短期内实施，因为血管系统是一个封闭的系统，从长远观点来讲，肺系统中的流动与总的系统是相同的。在本发明的一个优选实施例中，这个改变是通过每隔一定时间控制心脏的几个心搏来实施的。

本发明的另一个方面涉及用一台仪器完成全套治疗。根据本发明的一个优选实施例的一个控制器包括它可施加于心脏的几个疗法，例如包括提高收缩性、除颤、栅格、心率控制和起搏。所述控制器(用生理传感器)检测身体状态并决定一个短期的治疗方法，例如，用除颤法治疗纤颤，提高心率以增加心输出流量或施加栅格以防止突发心律不齐。另外地或可选地，这种控制器可根据长期治疗目标改变它所施加的控制程序。例如，如果用提高收缩性来提高心脏一部分的肌肉质量，则当所需要的肌肉质量达到后，则控制程序应该停止。这是一个受所述控制器影响的治疗处理的例子。在另一个例子中，在所述仪器被植入并编程以将心输出量提高到某一目标变量的几个星期后，可以改变所述目标变量。这个改变可在一个心脏能适应所述控制器的预想时期内进行。所述的适应之一是心脏变得更强壮和/或更有效率。另一个这种适应可能是心脏降低其对所述控制程序的响应，因而需要不同的控制程序来达到相同目标。在本发明的一个优选实施例中，每隔某个时期和/或当心脏对该控制程序的响应已经下降到一个预定的水平时，该控制程序将被改变。

在本发明的一个可选实施例中，一控制仪器在其循环中，至少是在所述控制器“学习”特定心脏/病人的特殊特征的第一步中，应包括一个人工操作者。在其后的步骤中，该操作者可周期性地监视控制器的治疗效果，并且在治疗效果不是该操作者所需要的效果的时候改变控制器程序。

在本发明的一个另外实施例中，所述控制器不被植入体内。优选地，用插入血管系统的一个或多个导管来施加所述控制程序。可选地，可将电极直接通过胸壁插入心脏。

在本发明的另一个优选实施例中，从身体外的电极上施加一个控制电流(电场)。外部控制的一个固有问题是所述控制电流通常是给心脏的一个较大部分通电。因此将施加所述电流的动作延时到心脏为不应期时是十分重要的。实现这一目的的一个方法是用外部电极检测心电图。优选地，采用一个电极阵列来确定心脏的预定部分的局部活动时间。

另一个外部控制的方法将控制与外部起搏结合起来，因而简化了相对于起搏脉冲适当地对控制脉冲进行定时的工作。在本发明的一个优选实施例中，起搏脉冲和控制脉冲之间的延时在最初是比较长的，然后变短，直到一个最佳延时被确定下来，所述的最佳延时在泵的方面起到了预期的改进作用，并且不引起纤颤。

此外，或者任选地，所述的外部起搏器包括一个除颤器，如果所述的控制脉冲引起了纤颤，所述的除颤器则施加一个除颤脉冲。

应当理解，根据本发明的各个实施例的起搏器和控制器具有许多共同的特征。可以预料，在一个仪器中将控制器与起搏器的功能结合在一起将具有许多有用的用途。然而，应注意到起搏器、除颤器及根据本发明的许多实施例的控制器之间具有几种结构上的差异。

一个结构上的差异与所述电极的尺寸与形状有关。起搏器通常使用双极活动电极，也可以使用单极电极，但此时起搏器的机壳是另一个电极。通过优化电极设计以加强电极与心脏之间在很小区域内的接触，使得起搏器中的能量损耗尽可能地低。在除颤器中则有相反的考虑，即，需要对心脏的大面积施加一个非常强的能量而不会对心脏造成损伤。在本发明的优选实施例中，只施加了很小的电流，但该电流有必要以受控制的方式流过大部分心脏组织。

另一个结构差异涉及电源。起搏器的电源通常是需要每隔1秒发出一个短的(2毫秒)、低能量的脉冲。除颤器通常需要以较长的时间间隔(几天)发出一个短的(6-8毫秒)、高能量脉冲或脉冲序列。因而，起搏器通常是从一个直接与电池相连的并具有一个短延时的电容器中损耗能量，而除颤器通常给第一和第二电容器充电使得它们能释放出两个顺序的高能脉冲。根据本发明的一些实施例的一个控制器需要每隔1秒提供一个长的低能量脉冲。优选地，所述脉冲长于20毫秒，更优选地要长于40毫秒，更更优选地要长于70毫秒。用一慢延时电容器，和/或通过一恒流、恒压直接从电池中损耗能量，和/或用一个信号发生电路可较好地实现这种脉冲。优选地，用于根据本发明的控制器的电极可慢慢地消除类固醇，以减少与心脏相接触的电极点上的炎症。

另一个结构差异涉及电极的放置。在起搏器中，一个单个电极放置在心脏的顶部(在一些起搏器中，每个腔室放置一个电极，或有时多于一个电极)。在除颤器中，电极放置通常要使心脏(或在AF除颤器中为右心房)的大部分都处于电极之间。在根据本发明的一些实施例的控制器中，电极跨越需要控制的心脏组织的节段放置。关于检测，许多起搏器利用在一个腔室中的检测来确定对第二个腔室通电前的适当的延时。例如，在房室结被消融了的心脏中，通过一个在右心房中检测兴奋波前并经过一个适当的延时后对左心室进行起搏的起搏器使左心室与右心房同步。然而，通常不是在一个腔室检测兴奋波前并然后经一延时后对同一腔室进行起搏。即使实施这样的同一腔室检测和起搏，所述的检测和起搏应在右心房而不是在左心室中进行。另外，与在两个起搏电极之间的中间位置检测一样，在起搏电极上进行检测以确定电极通电的延时时间是本发明的一些方面中的一个独特的方面。本发明的一些实施例的另一个独特的方面是在一个腔室(右心房)中起搏，在另一个腔室(左心室)检测起搏的效果，然后对所述的另一个腔室(左心室)进行起搏。排列成矩阵的多对电极的应用是本发明的某些实施例的另一个独特的方面。

由于控制器的可能信号形式具有很宽的范围，所以一个优选的控制器应是可编程的，其脉冲形式可以从一编程器中外部下载。用于植入的起搏器与一外部编程器之间的单向通讯及双向通讯的遥测系统在本领域中是公知的。应该注意到，尽管可能效率较低，但本发明的多个实施例都可以通过根据本发明给一个可编程起搏器下载一个脉冲形式来实现。在本发明的一个优选实施例中，这样的一个编程器包括一个分析所述控制器的操作及其效果的软件。由于对所述控制器的性能的分析可以包括不是由所述控制器提供的信息，如超声图像或体外心电图之类的信息，所以这种软件可以由一个单独的计算机来运行。

应该认识到，一个根据本发明的控制器最好是在植入之前对应于特定病人进行专用设置。可选地和另外地，可通过在仪器植入后对其进行编程的方式来实施所述专用设置。如前面所描述的，最好对病人的心脏作图，以确定控制电极和/或检测电极的优选位置和/或确定适当的计时。

在一个例子中，左心室受控制，这对于为检测电极的植入确定左心室中的最早被激活的区域是有用的。在另一个例子中，对心脏进行作图以确定适合植入电极的活性组织部分(以使电流在两个电极之间流动)。在另外一个例子中，确定心脏的活动模式以便能估计出心脏不同部分之间，特别是起搏源(自然的或人工的)与所述控制电极之间的传播时间。在另一个例子中，确定心脏中所述兴奋波前的传播以便能够实现相应于所述波前的适当的电极取向和/或相应于所述控制电极适当地放置检测电极(s0)。确定心脏中的心律不齐以根据本发明来计划抗心律不齐治疗也是有用的。

在另一个例子中，通过控制电极之间的活体组织的量来确定收缩性提高的量。可用一个活性图来确定具有所需数量的活组织的心脏组织的节段。

相对于心脏其余部分的心肌活动时间是确定其对心输出量的贡献的一个重要因子。因而，有必要在电极植入之前确定将被控制的心脏节段的相对活动时间。

图5示出了一个为测试本发明的一些实施例而设计和使用的试验装置。将一取自哺乳类动物的(在第一个实验中，为几内亚猪)乳头肌60以一种能实现等长收缩的方式连接在支架62和一压力传感器64之间。通过与一个脉冲恒流源70相连接的一对电极66来刺激肌肉60。一个脉冲发生器74为电极66发生恒流起搏脉冲。用一对电极68对肌肉60施加一电场。一个以脉冲发生器74为计时基础的副脉冲发生器76通过一脉冲恒流源72给电极68通电。通过传感器64测量由肌肉产生的力，并由一放大器78放大并在一绘图仪80上绘出。脉冲发生器74分别为不同的肌肉活动选择性地发生500、750、1000和1500毫秒(t1)的短兴奋脉冲，即2、1.33、1和0.66Hz的脉冲。脉冲发生器76在所述兴奋脉冲之后t2秒起发生一方波脉冲，该方波脉冲的长度为t3秒，并具有一经选择的电流(毫安级)，其幅值大于0。

图6A-6C图示出了一些实验结果。总体说来，所示的结果为肌肉60达到脉冲式收缩的稳定状态之后的肌肉收缩力的图。图6A为下列条件下的结果图：

t1(起搏脉冲)＝750毫秒；

t2(延时)＝150毫秒；

t3(脉冲持续时间)＝100毫秒；以及

电流＝10毫安.

可见，相对于电极68没被激励，当使用控制脉冲(电极68)时由肌肉所产生的力增加到2.5倍。

图6B是下列条件下肌肉收缩力的图；

t1＝1000毫秒；

t2＝20毫秒；

t3＝300毫秒；以及

电流＝7.5毫安。

可见，收缩的幅度极度衰减。当在几次收缩后将多个所述控制信号的极性逆转时，肌肉60的收缩几乎被全部衰减了。

图6C是下列条件下肌肉收缩力的图：

t1＝1000毫秒；

t2＝20毫秒；

t3＝30毫秒；以及

电流＝1毫安.

在这种情况下，提高肌肉60收缩力的效果将在停止对电极68通电后保持2分钟。因而，肌肉60的收缩不仅依靠即时的刺激和控制，还依靠前刺激和控制。

用一个相似的实验装置进行了另外一些实验，一些是对多个肌肉而一些是对取自心室和心房壁的心隔肌肉。在这些实验中，试验动物一般为家兔，但有一例中使用的是大鼠。这些实验大多数使用与肌肉接触的直流恒流源，但也测试了一种电场方案，并取得了相似的结果。在电场方案中，将电极放在围绕肌肉节段周围的溶液中，而不是与肌肉节段接触。所用的电流为2-10毫安。在几个实验中，没有引起收缩力的提高，但这可能是由于电极(与离子液体相互作用)和/或电流源的问题所造成的结果，特别是由于这些实验中所用的易于极化的银-氯化银电极。通常，在每个实验中进行多个周期的收缩性提高并返回到基线。另外，所述的收缩性的提高在后续的实验中是可重复的。在0.5-3Hz的起搏范围上可获得这些提高。

图7A-7C概括了在这些进一步实验中所获得的结果。应该认识到，所施加脉冲的时间值与所述起搏率及与用于进行实验的动物种类是强相关的。在这些实验中，起搏率通常为大约1Hz。在0.5-3Hz的范围内，提高收缩力所需要的脉冲形式基本上不受起搏率的影响。实验中所用的电流强度是受所用的电极型式的影响的，并可能受动物种类影响，因此如果用其它型式的电极，则为产生相同的效果应该需要不同的电流强度。对左乳头肌做了10个实验，其中8个显示出由于施加了非兴奋电流肌肉收缩性有提高。对右乳头肌做了4个实验，其中3个显示了收缩性的提高。对左心室肌做了2个实验，都显示出收缩性的提高。平均发现75％收缩力提高。根据精确的实验数字，提高的范围在43％至228％之间。

图7A示出了所施加的电流起始时刻的延时的对收缩力的作用。一个较小的延时基本上不会影响收缩力的提高。应该注意到随着延时持续时间增长，收缩性的提高则减小。从理论上讲，以任何延时施加的这类脉冲都会影响平台期和/或不应期。但收缩性的提高只可能是在一个比心肌纤维的整个兴奋周期更为有限的时间窗口内。

改变所施加电流的极性有时会影响收缩性。通常，第一个极性会产生一个较大的收缩力提高，而其它极性则产生低于第一个极性的提高。在一些实验中，在实验中转换极性会在一较短时间内或在整个脉冲持续时间内降低收缩力，降低到比未施加电流时还低的水平。一个可能的解释是，乳头肌具有一个较好的传导方向(可能与心室组织中所说的不同)。另一个解释是与实验中所用电极的离子化人为因素有关。

图7B示出了脉冲持续时间对乳头肌收缩力提高的作用。一个1毫秒数量级的很短的脉冲基本上不会影响收缩力。对于约1毫秒至20毫秒之间的脉冲，收缩力随持续时间而提高。对于大于20毫秒的脉冲，作为脉冲持续时间的函数，收缩力的提高是下降的；而对于持续时间大于100毫秒的脉冲，没有更为明显的单独乳头肌的收缩力的进一步提高。

图7C示出了电流强度对收缩力提高的作用。应注意到，大约在8毫安以上，所述收缩力实际上降低到低于基线状况(无电流施加的状况)。可能这个作用与上面描述的细胞间钙储存理论有关，心肌细胞中过多的钙会减低这些储存的效用并因而降低细胞收缩性。

上述概括结果之外，有几个实验结果值得特别注意。

在一个实验中，如图8A所示，取自于家兔的右心房节段可以设定其自身原有心搏(2～3Hz)。如图所示，将一个2毫安的恒定的非兴奋电流不变地驱动过所述组织。其结果是所述节段的自起搏率提高了，收缩性(经过首先较短的力的降低后)也提高了。

在第二个多步骤实验中，以1.5Hz起搏一个家兔的右乳头肌。所施加的电流为恒定在2至4毫安之间(根据实验步骤)的、70毫秒长的脉冲并在起搏器脉冲后没有延时。收缩性提高了45％至133％(根据步骤)。在3毫安时，所提高的收缩性持续2小时。停止所施加的电场使收缩力快速返回到原始(没控制时的)收缩力水平。重新施加电场可重复上述结果。

在第三个实验中，将2毫安电流的脉冲时间增加到10至100毫秒范围，在家兔左乳头肌中提高了收缩力；但没有发现对肌肉颤搐的持续时间的作用。

图8B是示出几种不同类型的心肌的收缩性的提高的一系列曲线(水平条状线代表施加了控制电场)。

还有在上述讨论中没有包括的两个对乳头肌所做的实验。在这些实验中，在标准起搏脉冲(2毫安，2毫秒)后不延时地施加持续时间为120毫秒且峰值为5毫安的三角形脉冲。肌肉收缩性的提高为大约1700％，从10毫克提高到178毫克。收缩的持续时间从220毫秒提高到260毫秒。

在另外一系列实验中，从一家兔(1-2千克重)取出整个活体心脏并用本文上面所描述的方法对其进行控制。保持所述心脏存活的装置是一由在德国Gruenstrass 1，D-79232，March-Hugstetten，Germany的Hugo SachsElektronik公司生产的离体心脏仪，规格为5，型号为833。在这些实验中，只有左心室是有功能的。肺静脉连接到一个供应管上，管中是温的(37℃)等渗的pH值平衡及富有氧气的溶液。所述溶液由心脏泵入主动脉。心脏本身由所述主动脉通过冠状动脉供氧。冠状静脉排空到右心室中，所述溶液通过右心室排出。通过将排出的溶液(冠状血流)收集在一个测量杯中来测量所述溶液。血管系统的前负荷和后负荷都可模拟和预设为任何需要值。另外，所述后负荷和前负荷也可以用这个装置测量。

将心脏与一心电监护仪、一起搏器及一可编程脉冲发生器相连。施加所述场的电极典型地具有2至3平方厘米面积。用一个插入到心室的压力探头测量左心室压力(LVP)。用一个电磁流量计测量流过主动脉的血流。通过附加其它测量设备可测量如pH值、氧分压、二氧化碳分压和温度之类的许多参数。将所有上述测量数据都接到一个收集并最好能分析所述结果的计算机中。

一个最值得注意的实验结果是，电控制的结果使心脏血流量增加。另一个值得注意的结果是，所述控制的结果使后负荷增加。还有一个值得注意的结果是，当施加电控制时，心脏中改善后的左心室的压力增加。

利用一个离体心脏所做的26个实验的总结如下，在20个实验中发现心输出量增加，而6个实验中没发现心输出量增加。心输出增加失败的可能原因包括，当将心脏从动物体中取出时对其造成的生物损伤。在某些情况下，与第二个在其它方面都相似的家兔心脏相比，一个离体心脏中的心输出量有所降低，由此可明显看出这一损伤。其它原因包括，电极的不正确放置(放在右心室上而不是放在左心室上)、电极上蛋白质的结壳以及发出所述控制电场的设备的技术问题。在11例左心室被起搏的实验中，心输出量平均增加17％，其标准差为11％。在右心房被起搏的8例实验中，平均增加9±4％。在心脏没被起搏及以局部活动时间为基础来施加控制电场的9例实验中，增加7±2％。应该注意到，由于在一些实验中试了两种不同的起搏方式，所以实验数量已经超过了26。

图9是在心脏起搏后延时5毫秒施加具有20毫秒持续时间的10毫安恒流脉冲的一系列实验结果的曲线图。用两个导线型电极施加这个脉冲，一个电极放在覆盖于左心室的心脏顶部而一个电极放在左心室的底部。用也放在靠近心脏左心室的顶部的双极电极进行起搏。起搏率比正常心搏要高近10％。所述起搏脉冲为2毫秒长、幅度为2毫安并以3.5Hz的频率施加。在本图中(及下面的图中)用一条棒(实心或空心的)表示所述恒流脉冲的施加。

在这个实验中，发现后负荷的增加(主动脉中提高的实际压力)大约为5％，LVP(左心室压力)的增加为大约3％。LVP的增加只是在收缩压后期，而不是在舒张压后期。图9中清楚地示出了血流量增加了大约11％。由于有充血性心脏问题的病人的主要问题是心脏血流低，所以所述的血流量的增加是十分重要的。

图10是在心脏起搏后延时2毫秒施加具有80毫秒持续时间的5毫安恒流脉冲的一系列实验结果的曲线图。除了施加恒流脉冲用碳精电极之外，在这个实验中的布线和起搏与参照图9所描述的实验相似。

在这个实验中，可从图中测得后负荷的明显增加。也可发现LVP(左心室压力)增加约6％。应该注意到，在收缩压和舒张压中都发现了后负荷的增加，而在左心室内部，压力的增加主要在收缩期。实际上，舒张压有一个微小的降低，它表示收缩性的提高和/或舒张期心壁运动的改善。图10中清楚地示出血流量增加百分之几百。应该注意到，一个健康心脏血流应为大约100毫升/分钟。低初始血流量(12毫升/分钟)可能是如缺血之类的心脏损伤的结果。

图11是在心室局部活动时间之后延时2毫秒使用具有20毫秒持续时间的5毫安恒流脉冲的一系列实验结果的曲线图。在这个实验中的布线和起搏与参照图9所描述的实验相似。将一个检测电极放置在左心室的两个控制电极之间的中点上，并根据所述检测电极上的局部活动时间来测量延时。所述检测电极包含两个肩并肩的“J”形铱-铂电极。用另一个在心脏的顶部的银-氯化银电极施加一起搏脉冲。在这个实验中，在检测到所述局部活动之后将检测电极关闭200毫秒，以使检测电极不会将控制脉冲错误地检测为一局部活动。

在这个实验中，发现了后负荷的增加和LVP的增加。所述LVP的增加只在收缩压后期明显，而在舒张压后期不明显。图11中清楚地示出了血流量增加了约23％。

图12是另一个实验的实验结果的一系列图示，示出了主动脉血流量和主动脉血压的明显提高。脉冲参数为5毫安、70毫秒持续时间及5毫秒延时。布线和起搏与图9的实验相同。

图13是重复图12的实验的结果的一系列曲线图，示出了主动脉血流量的增加是由电极的通电控制的。因而，当所述的通电停止时，血流量就返回到基线值；当开始通电时血流量又会增加，而当通电再次停止时血流量又返回到基线值。

图14是另一个实验的实验结果的一系列图示，其中以3Hz频率对右心房进行起搏，而不是象前面所描述的实验那样以3.5Hz对左心室进行起搏。除了起搏电极是在右心房内和动作电位是利用心脏的传导通路从右心房传导到左心室之外，布线和起搏与图11的实验中相似。脉冲参数为：20毫秒长，5毫安幅度、在检测到局部动作电位之后没有延时。检测电极在其检测到局部动作电位之后关闭100毫秒，以降低将控制脉冲误认为是局部活动电位的可能性。在这个实验中，发现血流量增加9％。

图15是另一个实施例的实验结果的一组曲线，除了用四个电极取代图14所示实验中的两个电极外，该实验的其余部分与图14的实验中相似。这些控制电极排成正方形，检测电极则位于该正方形的中央。其中一对控制电极包括一个位于左心室的顶部的电极和一个位于底部的电极。另两个电极被放置在左心室的底部和顶部之间的中间部位上并且与右心室相邻(在左心室的任何一侧)。所施加的脉冲的幅度为10毫安，持续时间为20毫秒，延时为2毫秒。两对电极是同时通电的。

在这个实验中，观察到了后负荷的增加和收缩末期LVP的增加。此外，还观察到舒张末期LVP的降低。图15还示出血流量增加大约7％。

图16是表明另一个实施例的实验结果的一组曲线，除了没有采用检测电极外，该实验的其余部分与图14的实验中相似。更确切地说，为了计算起搏右心房和控制左心房之间的预期的延时，先对一个活动信号的传导时间进行了估计。通过测定起搏信号与左心室的收缩之间的时间来估计活动的传导时间。所述的延时比计算出的平均传导时间多5毫秒，大约为140毫秒。在该实验中，观察到了后负荷的增加和LVP的增加。图16还示出血流量增加大约14％。

图17是表明另一个实施例的实验结果的一组曲线，除了没有采用起搏电极外，该实验的其余部分与图14的实验中相似。更确切地说，使离体心脏以其自身的节律起搏。脉冲参数为，幅度为10毫安，长度为20毫秒，在检测电极检测到一个局部的动作电位之后，以2毫秒的延时同时向两对电极施加该脉冲。

在该实验中，观察到了后负荷的增加和LVP的增加。图17还示出血流量增加大约7％。值得注意的是，心脏的基线输出量为大约110毫升/分，它表明的是一个健康心脏的输出量。

图18是表明另一个实施例的实验结果的一组曲线，在该实施例中，使心脏局部缺血。布线与图17中的相似，所不同的是，只采用了一对控制电极，一个位于左心室的顶部，一个位于左心室的底部。通过阻断流向冠状动脉的含氧血液达10分钟之久，造成局部缺血，以此来模拟心脏病的发作。在含氧血液重新开始流动之后，观察到心输出量从100毫升/分降低到38毫升/分。此外，作为局部缺血事件的结果，还观察到了心脏动作中的各种心律失常。利用一个5毫安、20毫秒的脉冲以起搏之后2毫秒的延时控制心脏，使血流增加16％。在检测到一个局部的动作之后，使检测工作中止100至200毫秒。值得注意的是，即使心脏发生心律不齐，控制程序也继续工作。

离体心脏实验的一个有趣的结果与一些不诱发心脏中的纤颤的脉冲形式有关。业已确定，所述的脉冲的持续时间不应当长于左心室压力波的时程的一半(在该实验方案中，测定的是压力波而不是电活动)。此外，当左心室被起搏时，起搏与脉冲之间的比较短的延时(约5毫秒)显然也能防止纤颤。

图18是表明另一个实施例的实验结果的一组曲线，在该实施例中，使心脏的输出量减少。利用一个与图14所示的实验的起搏方案相似的方案在右心房处使心脏起搏。利用碳精电极向左心室施加一个控制电流。所述的控制电流是一个5毫秒幅度、20毫秒时程的脉冲，是在右心房起搏之后以30毫秒的延时施加的。接着，作为这一脉冲的结果，LVP和主动脉压力都明显降低。

在有一些情况下，很需要降低心输出量，其中一种情况是“肥大性心肌病(HOCM)”。这一控制方案降低了左心室的输出量以及左心室的工作阻力，这两方面的降低对于上述疾病而言都是需要的。假设早期控制脉冲(在来自右心房的动作波前到达左心室之前施加的脉冲)以延长左心室中的一些细胞的不应期的方式工作，由此减少参与收缩的细胞的数量以及降低心输出量。据推则，在各心动周期中有不同的细胞受到影响。或者，也可以由精确的延时来决定哪些细胞受到影响。以缩短AV间期的方式来改善HOCM病人的状况是一种公知的技术。但是，在这一技术中，整个心室被起搏，尽管这是在更早的时候。在刚刚描述的本发明的实施例中，早期施加的电场不会引起心室的早期收缩，也不会象所述的技术那样有效地缩短AV间期。

图19和20示出在活体动物的在体心脏上进行的实验的结果。在结果显示在图19中的那个实验中，利用骨盆区的静脉入口对一个2.5公斤重的家兔进行麻醉，将其胸腔打开以暴露其心脏。将心脏的心包剥离掉，以便使心脏能与电极直接接触。利用一对钛电极通过左心室使心脏起搏，并利用一对碳精电极来施加控制电流。和前面的实验一样，起搏是在左心室的顶部施加的，而两个控制电极中的一个被放置在左心室的顶部，另一个被放置在左心室的底部。对家兔进行人工呼吸，并且通过所述的静脉入口输送液体。将一个血压导管插入到左侧股动脉中以测量动脉血压。暴露右颈总动脉，并且将一个磁性血流计放置到右颈总动脉上以测量颈总动脉中的血流。测颈总动脉中的血流而不测主动脉中的血流的原因是前者比较方便。但是，应当注意，颈总动脉有一个反馈机制，当血流量太大时，颈总动脉利用这一机制通过使动脉收缩的方式来维持向脑部的恒定的血液供应。

控制信号是一个幅度为4毫安、时间为40毫秒的脉冲，是在起搏信号之后5秒钟的时间上施加的。起搏信号是一个2毫秒、2毫安、5Hz的脉冲。在施加控制信号期间，观察到右颈总动脉的血流量增加54％至72％。

结果显示在图20中的那个实验与结果显示在图19中的那个实验具有相似的设计，不同之处在于，所述的血流是利用一个超声血流计测定的。控制电流是一个2毫安幅度、20毫秒时程的脉冲，是从起搏信号开始以5毫秒的延时施加的(与图19所示的实验相同)。在该实验中观察到血流量和血压都有所增加。

图21示出在一个在活体中的心脏中进行的实验的结果，在该实验中，所述的心脏没有被起搏。与图19和20所示的实验相似，在右股动脉测血压，并利用一个超声血流计通过右颈总动脉测血流。利用放置在左心室的顶部和底部的钛-镍电极施加控制脉冲。将一个铱-铂双极电极放置在左心室的顶部以检测来自心脏的窦房结的活动波前的到达。控制电流是一个2毫安幅度、20毫秒时程的脉冲，是在检测到活动波前之后30秒钟的时间上施加的。在该实验中观察到血流量和血压都有所增加。

图22和23示出了与图21中的实验相似的两组实验的结果，在这两组实验中，血流参数是在升主动脉上测得的。将一个1.1公斤重的家兔的心脏暴露出来，并利用一个针头将一个检测电极(双极的)插入到心尖上。利用两个碳精电极在左心室的顶部和底部向心脏施加一个控制脉冲。不对心脏进行起搏，它的固有的搏动频率为大约5Hz。控制脉冲的幅度为5毫安，持续时间为40毫秒。在检测电极检测到活动波前和施加脉冲之间没有延时。

图22示出主动脉血流增加大约11％。图23示出的是在后来的一段时间在同一个动物身上重复进行的同样的实验的结果，图中示出主动脉血流增加大约8％。

尽管前面主要是以心脏为参照描述了本发明，但是应当明白，本发明的几个优选实施例也可用于其它类型的可兴奋组织。在一个实例中，可以以上面描述的方式对骨骼肌和平滑肌进行控制。但是，应当明白，大多数肌肉具有不同于心肌的离子通道和静息电位，因此，总的原理还应当与具体的生理情况相适合。此外，在骨骼肌上产生的效果可能要归因于肌纤维的募集反应。另外，本发明还可用于神经组织。例如，可以以上面描述的方式，通过抑制神经组织的兴奋性来控制癫痫发作和促强直作用。或者，还可以把电控制与对去神经的肌肉和萎缩的肌肉的电刺激结合起来，以提高刺激的精确性。此外，或者可选地，可以利用电控制来阻断或增强刺激沿着神经通道的传导，例如控制疼痛。

在本发明的一个优选实施例中，通过抑制Golgi细胞、减少可获得的钙离子的量来降低有关的神经组织的兴奋性，可以控制癫痫的发作。

上面对本发明的描述集中于对心脏组织的电控制。但是，由于这种控制的某些方面可能涉及到钙离子在心脏组织中的传输，所以，非电的控制也是可以的。非电控制的一个主要优点是，虽然控制与心动周期之间的不适当的同步会降低心输出量，但没有或基本上没有纤颤的危险。在本发明的一个优选实施例中，在部分心脏中用光来控制钙转运。可以用激光直接影响钙的转运。可选地，输入到心脏中至少一些细胞中的一种光活化的螯合剂，可以被常规光活化以改变被照射细胞中的钙的活性(提高或降低)。根据本发明的这个实施例的控制器将包括至少一个光源和一个光导向器，最好包括将光传送到所需要的心脏部分的一个光纤。优选地，所述光纤是可防止破碎的硅橡胶光纤。可选地，所述控制器包含多个直接放在被控制的组织上的如激光二级管之类的光发射元件。进一步可选地，所述光由插入心脏中并浮动在心脏中的或固定于心壁的导管提供。所述控制器最好包括一个心电传感器，用于以前面所述的方式检测局部和/或整个心脏的活动时间。

与电流相比，光的一个局限是，除非人体组织对所用的特定波长是透明的，否则光只能具有一个很局部的作用，对整体的作用则需要许多有创的光源。一种创伤较小的有用的光源是一种具有局部暴露外鞘的光纤。光从光纤的多个暴露部分射出，因此单个光纤可照射多个部位。

在本发明的一个可选实施例中，可用低频和/或射频电磁辐射来影响心脏中的钙转运。有几种方法可用于提供电磁辐射。在一种方法中，优选地与所检测到的心脏的心电图同步地对整个心脏进行照射。在另一个方法中，用相阵来实现对心脏辐射。如上面所说明的，非心律不齐的心脏基本上在每个周期重复其位置，所以没有在外部源和心脏部分之间的定位问题。在另外一个方法中，一个植入仪器包括多个天线，每个天线都在邻近于被控制的心脏组织的部分处暴露。所述这些天线可以由一个中心电源供电。可选地，所述天线在外部集中地施加辐射。进一步可选地，所述天线可以是产生局部交流磁场的线圈。应该注意的是，电磁辐射似乎适合于降低钙活性，因此它适合于在心脏病发作后降低梗塞组织的氧需求。如用光和电流一样，在用电磁辐射的实施例中，由于心脏的适应机制，控制器效率可能会有一个长期的降低。因而，在本发明的一个优选实施例中，控制器不是连续使用，根据心脏的适应性在使用之间有几分钟、几小时、几天或几周的优选休息期。

在本发明的一个优选实施例中，同时施加两个或更多个控制形式，例如同时施加光辐射和电场。可选地，这些形式可以交替施加，以克服适应机制。优选地，将每个形式施加到产生适应时，此时切换成其它形式。

尽管用有限个优选实施例描述了本发明，但应该认识到，对各个实施例进行的组合也在本发明的范围内，例如，可在增加左心室的收缩性的同时，在右心房控制心率。对各个实施例中的一些限定进行的组合，例如，对脉冲持续时间和脉冲相对于一种活动的延时的限定或者对电极类型和电极尺寸的限定的组合，也在本发明的保护范围内。此外，尽管并不是可以将本文描述过的所有方法视作是利用专用的或程控的控制器实现的，但本发明的范围包括实现这些方法的控制器。但是，在某些情况下，为了清楚的目的，利用结构性的或功能性的语言对一些优选实施例的限定进行了描述，本发明的范围包括将这些限定应用到装置和方法中。

本领域的技术人员应当理解，本发明不受目前所作的特定描述限定。确切地说，本发明只受其权利要求书的限定。

Claims

1.一种心脏控制装置，包括用于产生非兴奋性电场的电路以及用于向心脏或其一部分施加兴奋性电场的电极，其中，所述的用于产生非兴奋性电场的电路以一个与心脏或其一部分的活动有关的时序产生一个电场，所述的电场具有使其不能产生传导性的动作电位的幅度、形状、占空度、相位、频率和持续时间。

2.如权利要求1所述的装置，其特征在于，还包括用于产生一个交流的非兴奋性电场的装置。

3.如权利要求1所述的装置，其特征在于，包括使所述的非兴奋性电场具有从指数形时间包络、正弦形时间包络、正方形时间包络、三角形时间包络、斜坡形时间包络、锯齿形时间包络、和双相的时间包络中选择出的一种时间包络的装置。

4.如权利要求1所述的装置，其特征在于，还包括一个用于绘出所述的部分的活动模式图的装置。

5.如权利要求1所述的心脏控制装置，其特征在于，所述的电极适合于被放置在体外。

6.如权利要求1所述的心脏控制装置，其特征在于，所述的装置适合用于控制以下参数中的一种参数：收缩力，心率，每搏输出量，腔室或主动脉的压力，或者输出流量。

7.如权利要求1所述的心脏控制装置，其特征在于，所述的电极包括至少一个单极电极和一个充当一个第二电极的机壳。

8.如权利要求1所述的装置，其特征在于，包括至少两个电极，适合于以横穿心脏的至少一个预定部分的方式施加所述的非兴奋性电场。

9.如权利要求1所述的装置，其特征在于，包括至少三个电极，所述的至少三个电极中的每对电极都可以被选择性地以及独立地通电。

10.如权利要求1所述的装置，其特征在于，包括一个适合于检测心脏的一个部分的所述活动的传感器，以及一个适合于响应于由所述的传感器检测到的活动而向所述的电极施加所述的电场的电场施加电路。

11.如权利要求10所述的装置，其特征在于，还包括用于根据由所述的传感器检测到的活动来计算所述的电场的施加参数的逻辑电路。

12.如权利要求11所述的装置，其特征在于，所述的施加参数包括从所检测的活动开始的延时。

13.如权利要求10所述的装置，其特征在于，还包括多个独立地进行检测或者以一个组合逻辑进行检测的传感器。

14.如权利要求1至13中任何一个所述的装置，其特征在于，还包括一个反馈控制装置，用于检测对于所述电极的通电所产生的至少一种生理响应，以及作为所述响应的结果调整所述非兴奋性电场施加参数，以便将所述的响应维持在一个预定的数值范围内。

15.如权利要求1至14中任何一个所述的装置，其特征在于，还包括一个同步电路，用于使施加所述的非兴奋性电场的动作与由一个起搏器所产生的起搏信号同步，所述的起搏器和所述装置的其余部分被装在同一个机壳中，并且使用共同的电极。

16.如权利要求1至14中任何一个所述的装置，其特征在于，还包括一个同步电路，用于使施加所述的非兴奋性电场的动作与由一个除颤器所产生的除颤信号同步，所述的除颤器和所述装置的其余部分被装在同一个机壳中，并且使用共同的电极。

17.一种心脏外科手术辅助装置，包括用于产生一个非兴奋性电场的电路，以及用于向心脏或其一部分施加所述的非兴奋性电场的电极，其中，所述的用于产生非兴奋性电场的电路产生一个非兴奋性电场，所述的电场具有适合于对接受手术的区域中的组织的机电话动性进行控制的幅度、形状、占空度、相位、频率和持续时间，并且所述的电场不能产生传导性的动作电位。

18.心血管外科手术的一种辅助装置，包括用于产生一个非兴奋性电场的电路，以及用于向心脏或其一部分施加所述的非兴奋性电场的电极，其中，在被所述的腔室中的血流灌注的组织上进行手术时，所述的用于产生非兴奋性电场的电路产生一个电场，所述的电场具有适合于降低所述腔室的输出流量、收缩性或压力的幅度、形状、占空度、相位、频率和持续时间，并且所述的电场是不能产生传导性的动作电位的电场，然后，在所述的区域上进行所需的外科手术。

19.如权利要求4所述的装置，其特征在于，还包括用于调整一个心脏部分的一个非心律不齐节段中的传导速度的电路。

20.如权利要求1所述的装置，其特征在于，还包括一个通过检测ECG的一个参数值来检测所述的活动的电路，以及一个用于在与所述的参数值有关的一个延时值的基础上估计所述的活动时间的电路。

21.如权利要求1所述的装置，其特征在于，包括一个用于使电极通电的装置，所述的使电极通电的装置利用一个将起搏信号与非兴奋性电场结合起来的单个信号使电极通电。

22.如权利要求1所述的装置，其特征在于，包括用于协调所有的电极的通电的控制装置和存储装置。

23.一种改变心脏或其一部分的活动性的装置，包括一个可植入的光源，所述的光源在一段小于5000个心动周期的时间内至少为1000个心动周期产生光脉冲，或者包括多个光源，所述的多个光源各自附属于所述心脏的一个不同点，不包括一个波导，用于将非损伤性强度的光从所述的光源传送到所述的心脏上的至少一个点上。

24.改变心脏或其一部分的活动性的装置，包括用于以与所述的心脏或其一部分的活动同步的射频辐射对所述的部分进行辐射的装置，以及用于在一段比1000个心动周期短的时间内，至少在100个心动周期上重复进行辐射的装置。

25.一种控制心脏的装置，包括用于向所述心脏的一个腔室的一个第一部分施加一个非兴奋性的电场以使所述的第一部分的收缩力减弱的电路；以及用于向一个腔室的一个第二部分施加一个非兴奋性的电场以使所述的第二部分的收缩力增强的电路。

26.如权利要求1所述的装置，还包括以独立的方式或以彼此同步的方式向心脏的多个子部分施加一些独立的非兴奋性电场的电路，所述的多个子部分各自具有独立地确定的活动。