CN1310636A - 具有血液动力增强的起搏 - Google Patents

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Abstract

改善了有血液动力的心脏起搏装置(170),包括:一个或多个电极(36),其向相应的心肌块传送电信号。信号发生电路(50),其向一个或多个电极施加延长的起搏信号(60,61),所述信号具有大于时值时间三倍的总的持续时间,从而使心脏起搏。该信号最好包括由多个双相脉冲组成的脉冲序列,而且其中幅值至少与用于起搏心脏的阈值的三倍大小相等,但不足以使心律转变。

Description

具有血液动力增强的起搏
                  发明领域
本发明通常涉及心脏治疗装置，特别是心脏起搏器。
                  发明背景
在某些心脏疾病中，无论是先天的还是后天的，可以用通常植入到患者胸腔中的起搏器形成人工起搏替代或辅助自然起搏。现有技术中已知的起搏器向心脏组织提供人工刺激脉冲以控制心律。早期的起搏器是异步脉冲发生器，其以固定不变的速率工作。后来，开发了各种需求类型的起搏器，其中只有当在一些最大类型周期内没有检测到自然发生的心跳时，才产生刺激脉冲。
需要心脏起搏器传递具有足够幅值和持续时间的刺激脉冲，使得动作电位从刺激点开始传播，引起心肌收缩。因此，起搏器的主要功能是调整心律而不是肌肉的收缩力。另外，在现有技术中已经知道，使用起搏器通常会导致心肌收缩力下降以及相对于给定心率的心输出量(CO)的下降。
长期以来已经研究了不同类型起搏器的血液动力效果。例如，Wessale等人在Pacing Clin Electophysiol 13(1990年5月)第673-680页标题为“StrokeVolume and Three Phase Cardiac Output Rate Relationship with VentricularPacing”的文章中描述了起搏速率与心输出量之间的三相关系。在低起搏速率处CO随速率的增加而增加。存在一个CO保持稳定的中间速率范围，高于该范围时速率进一步增加将导致CO的降低。当然，这对于患者会引起严重的问题，因为更高起搏速率的需求通常源于提高组织供氧的要求。对于不同类型的起搏器的研究和临床经验显示，有些可能最初发生心输出量增加，但不会持续很长时间并且甚至与开始起搏之前的情况相比恶化。(例如，参见Wessale等人的Pacing Clin Electophysiol 10(1987年1月)第41-47页，“Physiological Pacing:Present Status and FutureDevelopment”)。
Talit等人在Pacing Clin Electophysiol 13(1990年5月)第598-602页的“The Effect of External Cardiac Pacing on Stroke Volume”中评价了外部心脏起搏对十个受体的血液动力效果，发现当与起搏之前获得的这些参数值相比较时，每搏排出量减少了23％和心输出量减少了14％。
最佳起搏模式的起搏原则是提供最优的血液动力，由此使得患者最舒适。该原则已经引导研究人员企图通过利用连续的A/V或多部位起搏使得心室的收缩同步来调整心脏的机械性能。此外为了向起搏器提供反馈，还在提供具有改善的生理传感能力的起搏器方面作出了努力。
图1A是本领域中已知的用于起搏心脏22的起搏器脉冲发生器20的元件示意图。这种起搏器例如在John G.Webster的“Design of CardiacPacemaker”(IEEE Press,Piscataway,New Jersey,1995)中已有描述，这里以引用的方式加以结合。起搏器20包括电池24或其它电源，其通过电荷泵26(或电压倍增器)向振荡回路电容器28充电。为了向心脏22提供起搏脉冲，将开关30闭合，通过隔直流(DC)电容器34将由电容28储存的电荷向电极36转移。然后断开开关30，并且为了除去积累在电容28上的电荷最好闭合放电开关32。
图1B表示由起搏器20在电极36两端产生的典型起搏信号38的时序图。开关30闭合很短的时间，通常为0.1和1.5ms之间，以便产生具有总放电量为0.1-50μC的尖、窄的心脏(负电压)起搏脉冲40。为了调整给予心脏的刺激，可以将脉冲的幅值和持续时间编程。通常，为了起搏的安全和可靠，依照经验将脉冲的幅值设置成大约为基本电流强度的两倍，其中基本电流强度是引起心肌细胞膜极化的最小电流。起搏脉冲持续时间设定为时值时间的两倍，时值时间是在两倍的基本电流强度产生极化时的脉冲持续时间。由于更长的持续时间或更高的幅值将会使电池24过早地放电，而在起搏器性能或心脏的生理性能或起搏的安全性方面没有任何改进，所以可以认为更长的持续时间或更高的幅值是有害的。事实上，在起搏领域中一直在进行实质性研究和产品开发以便于寻找一些起搏方法和波形，减小必须供给心脏的能量，从而延长电池和电路的使用寿命。
起搏开关30断开之后，放电开关32闭合，该状态通常大约持续20ms，而且使电极36两端进入阳极(正电压)放电阶段42。从起搏的角度来看，该阶段起搏波形的特定持续时间和幅值不明显，因为它仅仅准备除去剩余的电荷而不向心脏提供任何刺激。
许多作者已经建议改变起搏脉冲的形状和/或持续时间，以便得到改进的起搏效果，或者减小提供所希望的刺激程度而需要的脉冲幅值或充电电通量。在其他技术当中，双相脉冲(同时包括阳极和阴极部分)或脉冲的脉冲串已经用于去纤颤或防止心动过速的起搏中。
例如，属于Adams等人的美国专利5531764描述了一种可植入的去纤颤器，其具有在不同组合和顺序下形成不同形状和幅值的可编程冲击波形。
Fain等人在他们发表于American Heart Journal 117(1989年1月)第358-364页上的文章“Improved Internal Defibrillation Efficacy with a BiphasicWaveform”中指出，截顶的双相指数冲击波形明显地降低了有效去纤颤的初始电压和能量需求。
Fromer等人在他们发表于Journal of the American College of Cardiology20(1992年10月)第879-883页上的文章“Ultrarapid Subthreshold Stimulationfoe Termination of Atrioventricular Node Reentrant Tachycardia”中描述了在不需要心动转向的情况下为了阻止心动过速的发作而向心脏内电极施加序列刺激。该序列的范围为从4至16个脉冲，每个2ms长。在特定的条件下，该脉冲序列意味着代替或者先于更剧烈的去纤颤装置，而不起搏心脏。
类似地，Hedberge等人在美国专利No.5622687中描述了一种可植入的去纤颤器，其为了使用比传统去纤颤脉冲通常所需要的更低的总能量通量来对心脏去纤颤，而施加了序列的低能量去纤颤脉冲。该序列包括2至10个之间的脉冲，它们最好具有大约10ms间隔。脉冲的宽度没指定。脉冲既可以是单相的也可以是双相的。在任何情况下，产生去纤颤器所用类型的信号时，其临床的和技术上的考虑，都完全不同于包含在心脏起搏中的那些考虑。
Kinsley等人在他们的发表于American Journal of Physiology 6(Heart Circ.Physiol.35,1994)第H2348-H2358页上的文章“Prolongation and Shorteningof Action Potentials by Electrical Shocks in Frog Ventricular Muscle”中描述了伴随着向心脏组织施加冲击对收缩长度和细胞内的动作电位进行的测量。通过改变冲击的强度，组织的收缩强度将增大，而动作电位则延长或缩短。该作者提议应当将这种技术用于去纤颤中，但对于心脏起搏没有做出建议。
属于Wslters等人的美国专利No.4312354中描述了一种起搏器，其具有用于调制施加给心脏的刺激脉冲的脉冲宽度的电路。调制的目的不是直接地影响起搏本身，而是提供一种向外部遥测单元指示起搏器控制状态的手段。
Thakor等人在他们发表于The American Journal of Cardiology 79(1997年3月20日)第36-43页上的文章“Effect of Varying Pacing Waveform Shapeson Propagation and Hemodynamics in the Rabbit Heart”中描述了利用双相起搏脉冲来提高心肌纤维中电传导速度的实验。利用单极电极，将具有2至8ms总持续时间的单相和双相脉冲都施加给分离的肌纤维。双相脉冲包括立即伴随有单个阳极脉冲的单个阴极脉冲，或反之亦然。该文章报道由于双相刺激，得到的电位沿纤维的传播明显更快。其观察到利用阳极/阴极双相脉冲起搏与单相脉冲相比较，得到更快的电传导，并且导致肌纤维中的更早的压力发展和压力波形的更短的持续时间。作者指出双相脉冲可以具有促进肌肉收缩的能力。
属于Ben-Haim等人的PCT专利申请PCT/IL97/00012(公开号为WO97/25098，在这里通过引用的方式加以结合)中描述的方法通过以在该部位的电激励之后的延迟，向心脏施加非刺激性的电场，来改善心室的至少一部分的收缩力。该非刺激性的电场使得在心肌细胞上不产生刺激电位，但是改善了细胞对刺激的反应。该非刺激性电场可以与向心肌施加刺激信号(即，起搏或去纤颤脉冲)的起搏器或去纤颤器结合使用。
                         发明概述
本发明某些方面的目的在于提供在起搏心脏的同时强化心肌收缩能力的方法和装置。
本发明某些部分的另一目的在于提供在起搏心脏的同时改善脉动血流动动力的方法和装置。
本发明某些部分的另一目的在于提供在起搏心脏的同时调制心肌中动作电位的方法和装置。
本发明某些部分的另一目的在于提供在起搏心脏的同时增加心输出量和/或改善其它心脏性能参数，例如最高收缩压和最低舒张压、后负荷和血液灌流曲线图的方法和装置。
在本发明的某些方面中，在将起搏脉冲施加给心脏的过程中，可以通过交替地进行刺激和去刺激使收缩力增强或心输出量增大。
在本发明的优选实施例中，改进的心脏起搏器向心脏施加延长的起搏信号，该信号包括起搏脉冲或周期波形，最好是一脉冲序列，其具总的持续时间明显长于起搏心脏所需要的脉冲持续时间。优选的是，总的持续时间是时值时间的至少三倍。进一步优选的是，总的持续时间大于8ms，更优选的是大于10ms，并且最优选的是大于20ms。但是，如下面所描述的，需控制脉冲形状和持续时间来减小由于延长的波形的长持续时间引起的心律失常的危险。
优选的是，每个脉冲中作用的电流明显大于起搏所需要的阈值的两倍，并且更优选的是大于该阈值的三倍，尽管其仍然明显小于心律转变或去纤颤所需要的值。
在本发明的这些优选实施例中，延长的起搏信号包括周期波形，该波形优选的是具有至少2ms的周期(即，500s-1的重复频率)，更优选的是至少10ms，并且最优选的是至少20ms。该延长的起搏波形最优选包括一个脉冲序列，后者最好是叠加在直流(DC)偏移量上。该序列中的每个脉冲优选具有至少1ms的持续时间。在一些优选实施例中，波形的周期在整个信号的持续时间上变化，优选向着信号的末端增加。相信这样的增加对于降低由于信号总的持续时间延长导致的心律失常等是有效的。
本发明人已经发现，利用根据本发明原理所述的延长的起搏信号对动作电位进行调制，使一个或者多个心脏性能参数，特别是与来自心脏的脉动血流动相关联的参数得以改进。通过与现有技术中已知的起搏波形相比较，这些改进可以包括增强心肌的收缩力，增大心输出量(即，增大每搏排出量)，减小最低舒张压，增大最高收缩压，改善压力增大的速率(dp/dt)，增大后负荷，改善心脏功效和流动动力曲线图和改善心脏指数。
因此本发明涉及一种新式起搏器的显著血液动力学效果的主题。作用于心脏的刺激信号不仅仅控制心率还控制心脏的收缩能力，因而在以前的起搏领域中没有使用，并且与现有技术中已知的起搏器的负面的血液动力效果相反的机理的基础上改善了血液动力。由于使用本发明主要导致血液动力性能的改进，所以其不仅仅使需要用起搏器控制心率的患者受益，还使得承受与心率无必然联系的心脏功能衰退的患者，例如患有充血性心力衰竭(CHF)的患者受益。延长的起搏信号优选通过起搏器施加，但也可以通过具有起搏器备用设备的去纤颤器装置施加。
可以认为，在响应延长的起搏信号时收缩能力的改善是由于在单个肌细胞范围内产生了作用了所致，也许是由于脉冲使得心脏细胞膜中有效钙增加，从而改进了动作电位。在任何情况中，通过在单个肌纤维上和完全分离的心脏上，以及在大的动物原型的活体内进行的实验观察支持本发明的实施，而与任何具体的假设无关。
此外应注意到，根据本发明的原理，通过施加延长的起搏信号得到的心脏功能的改善，不能归因于现有技术中公开的任何机理，例如在上面提到的Thakor等人的文章中描述的。Thakor报道了在增大传播速度的机理的基础上，在分离的心肌纤维中dp/dt的轻微改善，而且施加的起搏脉冲和波形明显比本发明的持续时间更短和能量更低。但是，通过施加明显延长的起搏信号，本发明人已经证明心脏搏动流的增强和控制，以及心肌中动作电位的调制，这些是Thakor(或者任何其它研究人员的起搏文章报道中)没有观察到的，并且在由Thakor描述的实验条件下也不可能得到。
如果该信号的一部分超出绝对的不反应期，向心肌施加长持续时间的信号将增大心律失常的危险。在这些条件下，作用于心脏的电压中的任何快速变化都可以引起额外的有害的刺激，这对于患者可能是危险的或者甚至是致命的，因为它可以导致心室性心动过速或纤维性颤动的发生。因此，在本发明的一些优选实施例中，延长的起搏信号具有较慢的衰减下降沿或波形包迹，而不是现有技术中已知的快速截止。在这些优选实施例中的一部分中，下降沿或包迹通常按直线或按指数规律衰减。在本发明的其它优选实施例中，其中该信号包括周期波形，该周期在信号的总的持续时间上增大，因此，当该信号包括脉冲序列时，该序列中后面的一个或多个脉冲比前面的一个或多个脉冲更长。
另一方面或此外，当在心脏的多个部位上施加延长的起搏信号时，如下面将进一步描述的那样，这些信号最好相互定时地响应各部位处相应的不反应期，从而减小或消除可能出现的有害的(和可能是致命的)额外刺激。换句话说，在每个部位处，该信号在相应的不反应期结束之前终止。使得这些信号的恰当地同步进行多部位施加，会同时提高起搏器的安全性和有助于两个或多个心室收缩的同步性。
在本发明的一些优选实施例中，起搏器接收代表与心脏功能相关的生理参数，例如心率、心输出量、LVP、ECG或左或右心室的dp/dt，并根据接收到的心脏功能信号控制延长的起搏信号的作用。在一个这样的优选实施例中，当这些参数超出需要的值的预定范围时，例如当心输出量较低时，起搏器将施加延长的起搏信号。另一方面或此外，该起搏器接收代表心脏中动作电位的传播的电生理信号。通过分析这些信号将检测出心脏中可能存在的异常刺激。当检测到有异常刺激的可能性时，该起搏器最好例如，通过降低它们的持续时间和/或幅值和/或序列中的脉冲数量改变延长的起搏信号。
在一个优选实施例中，电生理信号包括现有技术中已知的单相动作电位(MAP)，它最适合用来确定不反应期的持续时间，和/或检测在心脏的一个起搏部位处或其附近的异常的局部电刺激。MAP测量的原则和技术在例如M.R.Franz的“Method and Theory of Monophasic Action PotentialRecording”Prog Cardiaovasc Dis 33(6)(1991年，5-6月)第347-368页，和“Bridging the Gap between Basic and Clinical Electrophysiology:What CanBe Learned from Monopshasic Action Potential Recordings？”CardiovascElectrophysiol 5(8)(1994年8月)第699-710页中已有描述，这里通过引用加以结合。该起搏器优选控制延长的起搏信号，使得起搏信号的持续时间不超出不反应期。
在另一个优选实施例中，利用闭合的双极传感捕获电生理信号，其中利用两个彼此间隔距离短的小电极测量心脏组织的局部电刺激。在两个电极之间测量到的差值信号反映动作电位在小面积中的传播，该小面积具有电极之间的距离这一量级的尺寸。因此使用该差值信号来确定发作的时间和局部的动作电位在电极位置处的持续时间，并精确地观察由于延长的起搏信号的作用导致的动作电位中的变化。如上所述，该起搏器最好控制延长的起搏信号，使得起搏信号持续时间不超出不起反应期的持续时间，和/或如果观察到由于起搏而产生的异常的局部电刺激，则中断延长的起搏信号。
另外或此外，在使用起搏电极之前需描绘心脏的电生理刺激图。用由此形成的图来确定一个或多个起搏电极应当放置在何处，和/或对延长的起搏波形进行编程和控制。
在本发明的一些优选实施例中，该延长的起搏信号包括双相脉冲序列。本发明人已经观察到施加两个或更多个双相脉冲序列，其中每个脉冲优选具有至少5ms，并且更优选的是至少8-10ms的持续时间，明显强化了增大收缩能力和心输出量的效果。
在本发明的一些优选实施例中，利用一个或多个心脏内电极施加延长的起搏信号施加给心内膜，并且以单极的或更优选为双极的结构工作。这些电极优选由具有大的有效表面积的高传导性材料制成。当使用多个电极时，不同的电极可以具有不同的表面面积或不同的形状，例如细长的或片形。
在这些优选实施例的一部分中，利用一个或多个心室中的多个电极，将起搏信号施加在心脏中不同的相应部位上。在该实施例中，这些信号优选按顺序地、定时地和按照程序施加到不同部位上，使得所希望的心脏功能的改善达到最大化。在这样的一个优选实施例中，多电极中的一个电极，最好是放置在一个心房中，并施加常规的起搏脉冲，而另一个电极，最好位于一个心室中，并施加延长的起搏信号。其它组合和结构也同样可能并且属于本发明的范围内，并实际上将所施加的且该延长的起搏信号结合到现有技术中已知的任何起搏方式中，包括(但不限于)VOO、VVI、OVO、VVT、VVIR、VDT、AOO、AAIR、ADI、VDD、DDD和DDTv起搏。优选的是，根据上面所描述的心脏电刺激图对这些电极进行定位以及对起搏信号进行编程和控制。
在本发明的其它优选实施例中，利用心外膜的、贯穿心肌的或经静脉的电极或这些电极的组合施加延长的起搏信号。
在本发明的一些优选实施例中，只有当希望增强血液动力时，才施加如上所述延长的起搏信号，以便节约能量和延长为起搏器供电的电池的寿命。优选的是，当不施加延长的起搏信号时，该起搏器施加如现有技术中已知的常规起搏脉冲来起搏心脏，或根本不施加脉冲。更优选的是，如上面所述，根据代表心脏功能的信号施加和改变延长的起搏波形和常规的起搏脉冲。
PCT专利申请PCT/IL97/00236(转让给了本专利申请的受让人并且在这里通过引用加以结合)中也描述了一种提供增强的心输出量的起搏器。该起搏器向心脏施加刺激(起搏)和非刺激电激励脉冲。通过施加具有与心脏的电刺激相比适当的强度和恰当的定时的非刺激脉冲，可以增大或减小所选择的心肌部分的收缩，因此增大或减小心脏的每搏排出量。
在上面提到的PCT专利申请PCT/IL97/00012中也描述了心肌刺激的概念。该申请描述了通过电极施加到选定的心肌区域上的非刺激电场来改进肌肉功能和其它功能，从而强化一部分肌肉和形成心肌质量的再分配。同样地，在本发明的一个优选实施例中，延长的起搏信号以造成肌肉质量再分配的方式施加到心脏的一个或多个选定区域上。这种再分配可以不仅仅具有局部强化心肌的效果，还能够提高整个心脏的肌肉性能和效率。
尽管这里参照心脏的起搏描述了一些优选实施例，应当清楚本发明的原理同样可以用来起搏其它肌肉，特别是平滑肌，例如喉、食道、子宫、肠或膀胱或者其它应激的组织，例如激素腺。
因此，根据本发明的一个优选实施例，其提供的改善了血液动力的心脏起搏装置包括：
一个或多个电极，其向相应的心肌块传送电信号；和
信号发生电路，其向一个或多个电极施加延长的起搏信号，所述起搏信号具有大于时值时间三倍的总持续时间，从而使心脏起搏。
根据本发明的一个优选实施例，还提供增强心脏收缩的心脏起搏方法，包括：
在受体心脏上布置一个或多个电极；和
向一个或多个电极输送延长的起搏信号，所述起搏信号具有大于时值时间三倍的总的持续时间，从而使心脏起搏。
该总的持续时间合适的是至少10ms，更合适的是至少20ms，但小于约100ms。
优选的是，布置有一个或多个电极的心肌块的特征在于存在不反应期，并且信号的总持续时间使得信号在不反应期的周期内终止。
在一个优选实施例中，该信号具有上升沿和下降沿，其中下降沿的特征在于电压变化的绝对速率明显小于上升沿。优选的是，电压变化的绝对速率小于在心肌块中产生动作电位所需要的最小的变化速率。
优选的是，该信号具有至少与用于起搏心脏的阈值的三倍大小相等的幅值，但不足以使心律转变，并且更优选的是，具有以该信号的幅值起搏心脏的阈值持续时间的至少三倍的持续时间。
根据本发明的一个优选实施例，还提供改善了有血液动力的心脏起搏装置，包括：
一个或多个电极，向相应的心肌块传送电信号；和
信号发生电路，向一个或多个电极施加延长的起搏信号，所述起搏信号包括多个双相脉冲序列，从而使心脏起搏。
根据本发明的一个优选实施例，还提供增强了血液动力的心脏起搏方法，包括：
在心脏上布置一个或多个电极；和
向一个或多个电极输送延长的起搏信号，所述起搏信号包括多个双相脉冲序列，从而使心脏起搏。
优选的是，该序列中的每个脉冲具有的脉冲持续时间是至少1ms，并且其中该脉冲序列具有至少5ms的周期，更优选的是至少20ms。优选的是，该脉冲序列包括多个双相脉冲。更优选的是，该脉冲序列具有处于大约10％和50％之间的保持一间歇时间比。
优选的是，该脉冲序列包括方形波脉冲，或者也可以是正弦波脉冲。根据本发明的一个优选实施例，另外还提供具改善了血液动力的心脏起搏装置，包括：
一个或多个电极，其向相应的心肌块传送电信号；和
信号发生电路，其向一个或多个电极施加延长的起搏信号，从而使心脏起搏，该信号具有至少与用于起搏心脏的阈值的三倍大小相等的幅值，但不足以使心律转变。
根据本发明的一个优选实施例，还提供增加了血液动力的心脏起搏方法，包括：
在心脏布置一个或多个电极；和
向一个或多个电极施加延长的起搏信号，从而使心脏起搏，该信号具有至少与用于起搏心脏的阈值的三倍大小相等的幅值，但不足以使心律转变。
优选的是，该信号具有以该信号的幅值起搏心脏的阈值持续时间的至少三倍的持续时间。
优选的是，通过施加延长起搏信号改善心脏中血液的搏动流特征。在一个优选实施例中，与利用持续时间小于2ms的脉冲起搏心脏时的每搏排出量相比，施加延长起搏信号后使得心脏的每搏排出量提高至少5％，并且最好是至少10％。
在另一个优选实施例中，与利用持续时间小于2ms的脉冲、以等于延长起搏信号的起搏速率起搏心脏时的心输出量相比，施加延长起搏信号后使得心脏的心输出量改善了至少5％。
在另一个优选实施例中，与利用持续时间小于2ms的脉冲起搏心脏时的收缩力相比，施加延长起搏信号后使得至少一部分心脏的收缩力增加至少10％。另外，与利用持续时间小于2ms的脉冲起搏心脏时的收缩力相比，施加延长起搏信号后使得至少一部分心脏的收缩力减小至少10％。在一个优选实施例中，与利用持续时间小于2ms的脉冲起搏心脏时的肌肉紧张度相比，施加延长起搏信号后使得心脏的肌肉紧张度改善了至少10％。
优选的是，与利用持续时间小于2ms的脉冲起搏心脏时的持续时间相比，施加延长起搏信号后使得相应的心肌块中的动作电位的持续时间改善了至少10％。
优选的是，信号发生电路包括一个脉冲发生器和一个直流(DC)偏移量发生器，它们的输出相加来提供延长的起搏信号。
在一个优选实施例中，一个或多个电极包括放置在心脏的不同心室中的多个电极。优选的是，该信号包括多个波形，其根据预定的时间顺序分别施加到不同心室中的电极上。更优选的是，将具有小于8ms持续时间的起搏脉冲施加到位于不同心室中第一个内的一个或多个电极上，而将延长的起搏信号施加到位于不同心室中第二个内的另一个或多个电极上。
在一个优选实施例中，信号发生电路根据增强心脏的血液动力性能的要求，向一个或多个电极施加延长的起搏信号，其中血液动力性能的增强最好包括心输出量的增大。优选的是，该装置包括一个传感器，其产生的输出对应于代表要求增强的生理参数，其中信号发生电路根据来自该传感器的输出施加延长的起搏信号。另外或此外，在没有增强的要求时，信号发生电路向电极施加明显具有低于延长起搏信号的能量的起搏信号。
优选的是，一个或多个电极包括心内膜电极。另外或此外，该一个或多个电极包括心外膜电极、贯穿心肌的电极或经静脉的电极。
在一个优选实施例中，该装置包括一个传感器，其最好是电极，连接成根据心脏的刺激产生信号，其中信号发生电路接收来自该传感器的信号，并根据它改变延长的起搏信号。
在一个优选实施例中，该电极感测单相动作电位信号。在另一个优选实施例中，该传感器包括一对相互靠近的双极性电极，它们感测局部心内膜动作电位。
优选的是，该信号发生电路检测可能导致心律失常的心脏刺激和改变延长的起搏信号，从而防止导致心律失常的刺激。
在一个优选实施例中，采用一个或多个电极，并通过使得传送延长的起搏信号造成心肌质量的再分配。
参照以下对优选实施例的详细描述，结合所附附图会更好地理解本发明，其中：
附图图面的简要说明
图1A是现有技术中已知的起搏器脉冲发生器的示意性电路图；
图1表示与图1中的起搏器相关的信号的时序图；
图2表示根据本发明的一个优选实施例，用来向心脏施加延长的起搏信号的脉冲序列发生器的示意性方块图；
图3A表示根据本发明的一个优选实施例，由图2中的发生器施加的信号的时序图；
图3B表示根据本发明的另一个优选实施例，由图2中的发生器施加的信号的时序图；
图4示意性地表示根据本发明的另一个优选实施例，在向肌纤维施加延长的起搏信号的基础上，得到的增大的肌肉紧张的实验结果的图表；
图5示意性地表示根据本发明的另一个优选实施例，由于延长的起搏信号的作用，使心输出量增强的实验结果的图表；
图6A表示根据本发明的另一个优选实施例，延长的起搏信号的简图；
图6B示意性地表示利用具有图6A中所示形式的起搏信号得到的实验结果的图表；
图7示意性地表示利用图6A的起搏信号对收缩力和动作电位进行调制的图表；
图8是根据本发明的一个优选实施例的另一个实验结果的示意性图表；
图9示意性地表示根据本发明的另一个优选实施例，由于施加了延长的起搏信号而使心室压力和大动脉流动增强的图表；和
图10是根据本发明的一个优选实施例，用来施加延长的起搏信号的起搏器的示意性方框图。
              优选实施例的详细描述
现在参照图2，其表示根据本发明的一个优选实施例所述脉冲序列发生器50的示意性方块图，所述脉冲序列发生器产生和通过电极36向心脏22施加延长的起搏信号。发生器50优选用来作为完整的起搏系统的一部分(如下面图6中所示)，但还可以如下面参照图4和5所描述的由本发明人在本发明原理的实验性评估中使用。
发生器50包括波形发生器56和优选包括直流偏移量发生器54，通过触发脉冲发生器52使两者同步。波形和直流偏移量发生器的输出相加并输入给输出级58，后者最好包括一个电压输出级或者也可以是电压-电流转换器。触发脉冲发生器52、波形发生器56、直流偏移量发生器54和输出级58由那些在起搏器领域中已知的电子元件构成，但将其适当地改变成提供相对较长的脉冲和较高的能量级别。
图3A表示根据本发明的一个优选实施例，由发生器50施加给电极36的延长信号60的时序图。该信号优选地包括双相脉冲序列，其总的持续时间为T2，优选的是该持续时间至少为时值时间的三倍，并且最优选的是至少10ms和不大于约100ms。优选的是该信号从初始的阴极脉冲62开始，和具有最优选地是大约20ms但也可以更长或更短的周期T1。与该领域中已知的通常在不超过起搏阈值的两倍处工作的起搏器不同，该信号的峰值至峰值的幅值最好是阈值的至少三倍。尽管信号60显示出为具有大约50％的保持一间歇时间比，但更低保持一间歇时间比也是可能的，为了减小能量消耗最好是与10％一般低。当使用较低保持一间歇时间比时，初始脉冲62本身的保持时间可以短至1ms或者甚至更少。根据本发明的优选实施例，各种其它可能延长的起搏信号将在下面进行展示和描述。
信号60在图3A中表示为包括一个由三个双相(阳极加阴极)矩形波脉冲组成的周期性序列，因为通过与现有技术中己知的普通起搏脉冲相比较，已经发现包括两个或多个双相脉冲的信号对心输出量带来相对最大的增长。该脉冲序列优选具有50至200Hz之间的重复频率(5和20ms之间的周期)，以便最大限度地增强血液动力功能，和叠加在DC偏移量上。但是，也可以使用其它信号，例如：
单个的延长脉冲，其既可以是阴极的也可以是阳极的；
利用一个从阳极脉冲而不是图中所示的阴极脉冲开始的一个或多个双相脉冲；
单相脉冲序列，其既可以是阴极的也可以是阳极的；
脉冲序列，其具有非矩形形状，例如正弦脉冲；或
脉冲序列，包括比图中所示的更多或更少的脉冲。
另外，该序列中的脉冲可以基本上具有统一的幅值，或者脉冲幅值可以根据预先确定的包迹函数变化。
信号60的实质特征是它的长度贯穿总的持续时间T2，所述持续时间T2必须明显大于现有技术中普通的起搏脉冲的持续时间。优选的是，信号的周期T1本身也明显大于普通的起搏脉冲。如上面所提到的，为了在心脏中产生动作电位，起搏脉冲需要具有不大于1-2ms的持续时间，而T1是该长度的几倍，T2的长度则是更多的倍。因此，只需要用信号60的小的初始片刻来起搏心脏，而用信号中剩余的能量部分来提高收缩力。为了减小或消除信号60后面的部分可能带来的心脏组织意外的心律失常刺激等，T2最好保持小于约100ms。
图3B表示根据本发明的另一个优选实施例所述信号61的时序图。信号61除了具有相对较长、平滑衰减的下降沿64以外，基本上与图3A中所示和如上所述的信号60相似。优选的是，下降沿64的衰减通常是指数规律的。由于下降沿64的缓慢衰减，所以与信号60尖锐的下降沿相对比，通过电极36施加给心脏22的该部分信号中的电压变化率(dV/dt)的幅度相对较小。因此，当使用信号61时，基本上减少了由于下降沿的dV/dt引起的心律失常刺激等类似的有害现象。
图4是根据本发明的一个优选实施例，对利用延长的起搏信号进行起搏得到的肌肉紧张度的实验测量结果的图表。将石墨电极固定到兔子的右乳头肌上，以1Hz的频率起搏。肌腱钩在力传感器(D-7806 DC桥式放大器，具有±10克的输入范围，由德国Hugo Sachs Electronics制造)上。该肌肉够挂的最佳肌肉长度是能够进行等长收缩测量的。利用12字节的A/D分辨率，以每通道1000Hz的速率监测和记录该紧张度。
最初时，利用常规的起搏信号例如波形38(图1B)起搏该肌肉。然后施加与信号60类似的延长信号，其具有T1=10ms的周期、T2=60ms的持续时间和6mA的峰-峰的幅值。观察到肌肉的紧张度在30-40秒的周期上逐渐增大，直到稳定在常规的起搏下测量得到的初始值的大约3-4倍处。当延长的信号中断，而常规的起搏继续时，紧张度逐渐下降到原来的值。
图5是根据本发明的一个优选实施例所述，用延长的起搏信号进行起搏得到的心输出量增大的实验测量结果的图表。在本领域已知的标准实验条件下，利用Langerdorff Working心脏装置，解剖兔子心脏并用平衡的等渗压溶液填充。将两个石墨真空电极放在心脏左心室的心外膜上，而图5的顶部所示的起搏信号施加在两个电极之间。开始时，利用波形38所示的常规起搏信号，测量到的平均心输出量是65ml/min。然后施加与信号60类似的延长信号，并且观察到心输出量逐渐地增加到大约75ml/min，将施加的延长信号保持2分钟周期。在这种情况中，如由图5中的插入脉冲68表示的，该延长的信号包括两个双相脉冲，每个以具有大约10mA的幅值的阳极脉冲开始，紧随着的是大约6mA的阴极脉冲，它们具有大约+2mA的DC电平值。整个信号的持续时间T2是大约40ms。由于心率保持恒定，为180次/分钟，心输出量的增大可归于心脏的每搏输出量的增大。
图6A示意性地表示根据本发明的优选实施例所述另一个延长的起搏信号62。信号62包括两个阳极脉冲构成的序列：开始是相对较短的脉冲64，大约2ms长并具有2mA的幅值，随后是一个较长的脉冲66，其具有30-40ms的持续时间和可以变化的幅值。
图6B表示根据本发明的优选实施例所述对由于信号62(其中脉冲66的幅值是变化的)的作用引起的肌肉紧张度变化的实验测量。在该图中，上面的迹线68表示施加的起搏信号，下面的迹线69表示肌肉紧张度测量。兔子的右乳头肌放在器官槽中并用克雷布斯(Krebs)溶液在37℃下连续地浸泡。该肌肉伸长到最佳长度(Lmax)，和以1000Hz对它的等长张紧量进行采样。通过Teflon涂层的铂-铱电线(0.125mm的直径)施加对位于槽两端的两个参考电极(没有涂层的石墨，0.9mm的直径)1Hz的信号62单极地起搏该肌肉，
该肌肉的起搏分成图6B中所列出的几个阶段，在该过程中，将脉冲66的幅值设成不同的值，如表Ⅰ中给出的，下面：
                     表Ⅰ
阶段    脉冲66的幅值
A(控制) 0
B1      2mA
B2      3mA
B3      4mA
如从图6B中可以看出，肌肉紧张度强烈地增大，从它的控制值(A)到在阶段B3过程中得到的结果增大了接近两倍。
图7表示根据本发明的优选实施例所述利用起搏信号62得到的另一个实验结果。图7中的迹线69详细表示图6B中所示的力测量，其中看到在阶段B3得到的压力波71明显比在控制阶段中在常规的起搏下测量到的相应的波73更高和更长。
图7中的迹线74表示在根据图6B描述的条件下，得到的动作电位的测量结果。在控制阶段中得到的普通电位75具有大约100ms的持续时间。但是，在阶段B3的过程中，得到加长的动作电位76，其具有大约150ms的持续时间。(电位76开始部分的形状和幅值与电位75重叠，并因此不能从图中将其区别出来)。相对于这些在常规起搏下测量到的结果，已经观察到当根据本发明的原理施加其他类型的延长起搏信号时，会发生类似的动作电位的加长。
通过比较，在上面提到的Thakor等人的文章中，已经指出观察到动作电位经过组织传播得更快，但没有报道它们持续时间的延长。另外，尽管Thakor在分离的肌纤维中观察到稍微增大的压力和更快的压力发作，但他没有如本发明已经表示出的结果那样测量或报告心输出量中的增大。如上面所描述的在Thakor实验中的信号持续时间的范围(2-8ms)和施加给心脏的总能量，大致都是小于本发明优选实施例中相应值的幅值范围。因此，相信基于延长的起搏信号的使用而由本发明人观察到的心输出量的增强，和在此基础上的起搏方法和起搏器装置，实质上与由Thakor或其他研究者报告的那些不同，并且代表更优异的医疗形式。
图8示意性地表示根据本发明的一个优选实施例的另一个实验结果，其中交替使用延长的起搏信号来提高和减小肌肉力量。在一些临床情况中，为了减小心肌上的局部疲劳，和造成心脏的不同部分中间的心脏工作负荷的再分配，减小肌肉力量是有益的。
图8中的上迹线80表示施加给心脏的单极性起搏信号，其中正峰值82表示施加的阳极延长起搏信号，而负峰值84表示阴极延长起搏信号。该延长的起搏信号除了阴极信号是颠倒的之外具有图6A中所示的信号62的通常形式。除了峰值，迹线80的其余部分表示常规起搏。
图中的下迹线90表示在上面参照图6B所描述的通常条件下进行的紧张度测量。阳极延长起搏信号造成肌肉收缩力的增大，而阴极延长起搏信号具有相反的效果。增大或减小的幅值通常与脉冲66的幅值成正比。
图9示意性地表示根据本发明的优选实施例的另一个实验结果，其展示了延长起搏信号94和96在增强心脏的脉动性流动方面的效果。在这些实验中，利用插入到气管中的氯醛缩葡萄糖-氨基甲酸乙酯，和机械通风将一条27kg重的狗麻醉。胸腔手术后，打开狗的心包囊状膜层，并且将石墨电极放在右和左心室的心外膜上。施加具有4mA幅值和2ms持续时间的传统起搏信号92控制右心室(VOO模式)。在两分钟间隔内用施加在左心室的信号94或96替换替换信号92。信号94和96包括阳极脉冲序列，其具有100Hz的重复频率和16mA的幅值，而且分别具有50和80ms的总的持续时间。
在狗的左心室压力(LVP)的测量中，观察到与在常规起搏信号92下的LVP相比，利用信号96的起搏使得峰值压力增大34-36％。信号94引起了稍小的压力增大。相对于常规起搏的波形98，延长的起搏信号在心脏脉动性流动上的正冲击由使用延长的起搏信号时得到的压力波形100和102的增大的幅值表示。另外，观察到来自心脏的平均动脉流动由于延长的起搏信号比在常规起搏条件下得到的流动增大了大约12-13％。
图10是示意性表示根据本发明的优选实施例所述，为了增强心脏的收缩能力通过电极36向病人的心脏22施加延长的起搏脉冲的起搏器170的方块图。起搏器170基本上与现有技术中己知的植入式起搏器相似，但其设置了上面所述的相关脉冲序列发生器50，并且已进行编程以便施加延长的起搏信号。这些信号基本上可以连续地施加，或者可以只在需要时施加，例如在一天的特定小时或当患者需要增加心输出量时应病人的要求而施加。
尽管图10中仅仅示意性地表示了电极36，但很显然可以使用多种不同数量和放置位置的电极。例如，可以耦联起搏器170来驱动两个以上电极，它们既可以放在心脏的同一个室中也可以位于多个不同的室中。例如信号60(图3A)或信号61(图3B)等延长的起搏信号可以以单极或双极的形式施加给电极36。这些电极最好是按心内膜的位置放置，但也可以按心外膜的位置放置在血管内、肌肉内地或任何其他合适的位置。电极可以沿着心脏中的正常传导方向或者与正常传导方向相垂直排列成行。优选的是，这些电极根据心脏的电和/或机械动作图放置在心脏中的选定的位置上，从而给出所希望的心肌收缩的变化，或者除此以外形成所希望的心肌质量的再分配。优选的是，这些电极包括具有大作用面积的高传导性材料，并且最优选的是用例如氧化钛、镍、铱、高温石墨或玻璃质石墨深覆电极。
在本发明的一个优选实施例中，当使用两个以上电极时，分别施加给这些电极的信号互相定时，从而使得心脏的收缩最优化。例如，可以将一个或多个电极可以放在心脏的一个心房中，而将另一个或多个电极放在相应的心室中，在这种情况中优选将信号首先施加给心房电极。另外，可以将常规的低能量起搏脉冲施加给心房电极，经过一段延迟之后将延长的起搏信号施加给心室中的那些电极。同样地，电极可以同时作用在右和左心室中，而激励优选首先作用在右心室中。在任何一种情况中，信号都以以这种顺序和时间施加给电极，使得血液动力性能最优。
起搏器170包括微处理器176，其与定时器电路172和存储器174(RAM和/或ROM)耦接并控制发生器50的工作。该微处理器和辅助的定时器以及存储器电路基本上与起搏器领域中那些己知的电路和装置相似。它们与现有技术最大的区别在于，如上所述，它们进行编程后产生延长的起搏信号，或者替代或者附加到常规的起搏信号上。如与现有技术中已知的相类似，读出放大器178接收和放大来自电极36的电描记图信号。这些信号传递给微处理器176，后者优选根据这些信号调整发生器50的工作。
读出放大器178的一个关键目的是在心室再极化的时刻阻止延长的起搏信号的传递，从而防止使心脏心律失常的有害的刺激。如在现有技术中已知的和在Franz的上面提到的文章中描述的，在本发明的一个优选实施例中，在心脏的电动作的单相动作电位(MAP)测量中使用一个或多个电极36。为了执行这些测量，例如，通过在心内膜的一个位置上加压，产生固定电位，和通过一个或多个电极相对于固定电位测量单极动作电位。因为MAP测量能局部地确定动作电位，“远电场”心脏电位的效果基本上可以减小和消除。因此，这种测量可以用来精确地监测再极化和读出局部由于延长的起搏信号可以引起的变化。
在另一个优选实施例中，两个电极36靠近放置和利用靠近的双极感测用来捕获电生理信号。在两个电极之间测量到的差值信号反映动作电位在小面积中的传播，该面积具有电极之间距离这一量级的尺寸。因此使用该差值信号来确定发作的时间和在电极位置上局部动作电位的持续时间，和精确地观察基于延长的起搏信号的作用而引起的动作电位的变化。如上所述，微处理器176优先控制延长的起搏信号，使得该起搏信号持续时间不超出不反应期的时间，并且如果观察到由于起搏导致的异常局部电动作，中断该延长的起搏信号。
因此，在来自放大器178的信号的基础上，利用MAP测量和/或其他电参数，微处理器176优先检测局部动作电位的变化，其代表由于该信号引起的可能使心脏的心律异常的刺激。当检测到这种变化时，微处理器随之限制起搏信号持续时间，使其基本上不超出不反应期的长度和避免有害的心律失常激励。另外，微处理器176可以编程使得起搏器170用来作为心律反应起搏器，根据检测到的例如心律过缓、或其他心律变化或心律失常(如现有技术中已知的)，向电极36传送起搏脉冲。
优选的是，传感器180与心脏36或患者身体的其他部位耦联，并向微处理器176提供附加的生理输入。传感器180可以包括本领域中已知的任何合适的生理传感器或多个传感器。具体地，传感器180最好包括每搏排出量传感器或收缩能力传感器，例如本领域中已知的以心脏内的阻抗测量为基础的传感器等，或者作为替换或附加的，氧气传感器或压力传感器。然后这些传感器可以用来作为反馈回路的一部分，其中为了实现和保持所希望的心输出量的值，可以用微处理器176控制由脉冲序列发生器50产生的波形。
另外优选的是，微处理器176通过本领域中已知的无线连接与遥测系统182耦接。使用该系统对最微处理器进行初编程该，并监测和调整它在后续的患者的检查中的执行情况。
如上所述，优选将起搏器170植入到患者的胸腔中。因此它优选接收来自其自身电池184的电源，该电池适合于与微处理器176、脉冲序列发生器50和其他消耗电能的元件耦接。因为发生器50向心脏22施加比现有技术中的起搏器明显更多的能量，电池184上的动力消耗明显更高。因此，电池184最好用可再充电的电池，例如现有技术中已知的锂离子固体电解质型电池。利用充电器186对电池184进行周期性地充电，优选的是充电器对电池进行充电而不与之形成有线连接，最优选地是通过本领域中通常已知的能量的感应耦合进行充电。
应当清楚通过举例的方式给出上面所述的这些优选实施例，而本发明的全部范围仅仅由权利要求加以限定。

Claims (100)

1．改善了血液动力的心脏起搏装置，包括：一个或多个电极，其向相应的心肌块传送电信号；和信号发生电路，其向一个或多个电极施加延长的起搏信号，所述信号具有大于时值时间的三倍的总持续时间，从而使心脏起搏。
2．根据权利要求1所述的装置，其中总的持续时间至少是10ms。
3．根据权利要求2所述的装置，其中总的持续时间至少是20ms。
4．根据权利要求1所述的装置，其中总的持续时间小于约100ms。
5．根据权利要求1所述的装置，其中布置有一个或多个电极的心肌块的特征在于具有不反应期，和其中信号的总持续时间使得信号在不反应期内终止。
6．根据权利要求1所述的装置，其中该信号具有上升沿和下降沿，而且其中下降沿的特征在于电压变化的绝对速率明显上小于上升沿的。
7．根据权利要求6所述的装置，其中电压变化的绝对速率小于在心肌块中产生动作电位所需要的最小变化速率。
8．根据权利要求1所述的装置，其中该信号的幅值至少与用于起搏心脏的阈值的三倍大小相等，但不足以使心律转变。
9．根据权利要求8所述的装置，其中该信号的持续时间是以该信号的幅值起搏心脏的阈值持续时间的至少三倍。
10．根据权利要求1所述的装置，其中该延长的起搏信号包括一个脉冲序列。
11．根据权利要求10所述的装置，其中该序列中的每个脉冲具有的脉冲持续时间至少是1ms。
12．根据权利要求10所述的装置，其中该脉冲序列具有至少5ms的周期。
13．根据权利要求12所述的装置，其中该脉冲序列具有至少20ms的周期。
14．根据权利要求10所述的装置，其中该脉冲序列包括多个双相脉冲。
15．根据权利要求10所述的装置，其中脉冲序列具有为大约10％和50％之间的保持一间歇时间比。
16．改善了血液动力的心脏起搏装置，包括：
一个或多个电极，其向相应的心肌块传送电信号；和
信号发生电路，其向一个或多个电极施加延长的起搏信号，所述信号包括多个双相脉冲的序列，从而使心脏起搏。
17．根据权利要求16所述的装置，其中该序列中的每个脉冲具有的脉冲持续时间至少是1ms。
18．根据权利要求16所述的装置，其中该脉冲序列具有至少5ms的周期。
19．根据权利要求18所述的装置，其中该脉冲序列具有至少20ms的周期。
20．根据权利要求16所述的装置，其中脉冲序列具有大约10％和50％之间的保持一间歇时间比。
21．根据权利要求16所述的装置，其中该脉冲序列包括矩形波脉冲。
22．根据权利要求16所述的装置，其中该脉冲序列包括正弦波脉冲。
23．改善了血液动力的心脏起搏装置，包括：
一个或多个电极，其向相应的心肌块传送电信号；和
信号发生电路，其向一个或多个电极施加延长的起搏信号，从而使心脏起搏，该信号的幅值至少与用于起搏心脏的阈值的三倍大小相等，但不足以使心律转变。
24．根据权利要求23所述的装置，其中该信号的持续时间是以该信号的幅值起搏心脏的阈值持续时间的至少三倍。
25．根据前面任何一个权利要求所述的装置，其中延长起搏信号的作用改变了心脏中血液脉动流的特征。
26．根据权利要求25所述的装置，其中与利用持续时间小于2ms的脉冲起搏心脏时的每搏排出量相比，施加延长起搏信号后使得心脏的每搏排出量提高至少5％。
27．根据权利要求26所述的装置，其中与利用持续时间小于2ms的脉冲起搏心脏时的每搏排出量相比，施加延长起搏信号后使得心脏的每搏排出量提高至少10％。
28．根据权利要求25所述的装置，其中与利用持续时间小于2ms的脉冲、以等于延长起搏信号的起搏速率起搏心脏时的心输出量相比，施加延长起搏信号后使得心脏的心输出量改善至少5％。
29．根据权利要求25所述的装置，其中与利用持续时间小于2ms的脉冲起搏心脏时的收缩力相比，施加延长起搏信号后使得至少一部分心脏的收缩力增加至少10％。
29．根据权利要求25所述的装置，其中与利用持续时间小于2ms的脉冲起搏心脏时的收缩力相比，施加延长起搏信号后使得至少一部分心脏的收缩力减小至少10％。
30．根据权利要求25所述的装置，其中与利用持续时间小于2ms的脉冲起搏心脏时的肌肉紧张度相比，施加延长起搏信号后使得心脏的肌肉紧张度改善了至少10％。
31．根据权利要求1-24中任何一个所述的装置，其中与利用持续时间小于2ms的脉冲起搏心脏时的持续时间相比，施加延长起搏信号后使得相应的心肌块中的动作电位的持续时间改善了至少10％。
32．根据权利要求1-24中任何一个所述的装置，其中该信号发生电路包括一个脉冲发生器和一个直流(DC)偏移量发生器，它们的输出相加来提供延长的起搏信号。
33．根据权利要求1-24中任何一个所述的装置，其中一个或多个电极包括放置在心脏不同心室中的多个电极，。
34．根据权利要求34所述的装置，其中该信号包括多个波形，其根据预定的时间顺序分别施加到不同心室中的电极上。
35．根据权利要求34所述的装置，其中具有小于8ms持续时间的起搏脉冲施加到位于不同心室中的第一个心室内的一个或多个电极上，而延长的起搏信号施加到位于不同心室中的第二个心室内的另一个或多个电极上。
36．根据权利要求1-24中任何一个所述的装置，其中信号发生电路系统根据增强心脏血液动力性能的要求，向一个或多个电极施加延长的起搏信号。
37．根据权利要求37所述的装置，其中血液动力性能的增强包括心输出量的增大。
38．根据权利要求37所述的装置，其中包括一个传感器，其产生的输出对应于代表要求增强的生理参数，其中信号发生电路根据来自该传感器的输出施加延长的起搏信号。
39．根据权利要求37所述的装置，其中在没有增强的要求时，信号发生电路向电极施加明显具有低于延长起搏信号的能量的起搏信号。
40．根据权利要求1-24中任何一个所述的装置，其中一个或多个电极包括心内膜电极。
41．根据权利要求1-24中任何一个所述的装置，其中一个或多个电极包括心外膜电极。
42．根据权利要求1-24中任何一个所述的装置，其中一个或多个电极包括贯穿心肌的电极。
43．根据权利要求1-24中任何一个所述的装置，其中一个或多个电极包括经静脉的电极。
44．根据权利要求1-24中任何一个所述的装置，其中包括一个传感器，该传感器耦接后成根据心脏的动作产生信号，其中信号发生电路接收来自该传感器的信号，并根据该信号改变延长的起搏信号。
45．根据权利要求45所述的装置，其中该传感器包括一个电极。
46．根据权利要求46所述的装置，其中该电极感测单向动作电位信号。
47．根据权利要求46所述的装置，其中该传感器包括一对彼此靠近的双极性电极，它们感测局部心内膜动作电位。
48．根据权利要求45所述的装置，其中该信号发生电路检测可以引起心脏心律失常的刺激和改变延长的起搏信号，从而防止使心律失常的激励。
49．增强心脏收缩的心脏起搏方法，包括：
在受体的心脏布置一个或多个电极；和
向一个或多个电极传送延长的起搏信号，所述信号具有大于时值时间三倍的总持续时间，从而使心脏起搏。
50．根据权利要求50所述的方法，其中总的持续时间至少是10ms。
51．根据权利要求51所述的方法，其中总的持续时间至少是20ms。
52．根据权利要求50所述的方法，其中总的持续时间小于约100ms。
53．根据权利要求50所述的方法，其中布置有一个或多个电极的心肌块的特征在于存在不反应期，和其中信号的总持续时间使得信号在不反应期内终止。
54．根据权利要求50所述的方法，其中所述信号具有上升沿和下降沿，其中下降沿的特征在于电压变化的绝对速率明显小于上升沿。
55．根据权利要求55所述的方法，其中电压变化的绝对速率小于在心肌块中产生动作电位所需要的最小变化速率。
56．根据权利要求50所述的方法，其中该信号的幅值具有至少与用于起搏心脏的阈值的三倍大小相等，但不足以使心律转变，
57．根据权利要求57所述的方法，其中该信号的持续时间是以该信号的幅值起搏心脏的阈值持续时间的至少三倍。
58．根据权利要求50所述的方法，其中传送延长的起搏信号包括传送一个脉冲序列。
59．根据权利要求59所述的方法，其中该序列中的每个脉冲具有的脉冲持续时间至少是1ms。
60．根据权利要求59所述的方法，其中该脉冲序列具有至少5ms的周期。
61．根据权利要求61所述的方法，其中该脉冲序列具有至少20ms的周期。
62．根据权利要求59所述的方法，其中传送该脉冲序列包括传送多个双相脉冲。
63．根据权利要求59所述的方法，其中脉冲序列具有大约10％和50％之间的保持一间歇时间比。
64．增强有血液动力的心脏起搏方法，包括：
在心脏上布置一个或多个电极；和
向一个或多个电极传送延长的起搏信号，所述信号包括的多个双相脉冲的序列，从而使心脏起搏。
65．根据权利要求65所述的方法，其中该序列中的每个脉冲具有的脉冲持续时间是至少1ms。
66．根据权利要求65所述的方法，其中该脉冲序列具有至少5ms的周期。
67．根据权利要求67所述的方法，其中该脉冲序列具有至少20ms的周期。
68．根据权利要求65所述的方法，其中脉冲序列具有位于大约10％和50％之间的保持一间歇时间比。
69．根据权利要求65所述的方法，其中传送该脉冲序列包括传送矩形波脉冲。
70．根据权利要求65所述的方法，其中传送该脉冲序列包括传送正弦波脉冲。
71．增强有血液动力的心脏起搏方法，包括：
在心脏上布置一个或多个电极；和
向一个或多个电极传送延长的起搏信号，从而使心脏起搏，该信号的幅值至少与用于起搏心脏的阈值的三倍大小相等，但不足以使心律转变。
72．根据权利要求72所述的方法，其中该信号的持续时间是以该信号的幅值起搏心脏的阈值持续时间的至少三倍。
73．根据50-73中任何一个权利要求所述的方法，其中传送延长起搏信号包括改善心脏中血液的脉动流的特征。
74．根据权利要求74所述的方法，其中与利用持续时间小于2ms的脉冲起搏心脏时的每搏排出量相比，改善的特征包括使得心脏的每搏排出量提高至少5％。
75．根据权利要求75所述的方法，其中与利用持续时间小于2ms的脉冲起搏心脏时的每搏排出量相比，提高每搏排出量包括使得心脏的每搏排出量提高至少10％。
76．根据权利要求74所述的方法，其中与利用持续时间小于2ms的脉冲、以等于延长起搏信号的起搏速率起搏心脏时的心输出量相比，改善的特征包括使得心脏的心输出量改善至少5％。
77．根据权利要求74所述的方法，其中与利用持续时间小于2ms的脉冲起搏心脏时的收缩力相比，改善的特征包括使得至少一部分心脏的收缩力增加至少10％。
78．根据权利要求74所述的方法，其中与利用持续时间小于2ms的脉冲起搏心脏时的收缩力相比，改善的特征包括使得至少一部分心脏的收缩力减小至少10％。
79．根据权利要求74所述的方法，其中与利用持续时间小于2ms的脉冲起搏心脏时的肌肉紧张度相比，改善的特征包括使得心脏的肌肉紧张度改善了至少10％。
80．根据权利要求50-73中任何一个所述的方法，其中与利用持续时间小于2ms的脉冲起搏心脏时的持续时间相比，传送该延长起搏信号包括使得相应的心肌块中的动作电位的持续时间改善了至少10％。
81．根据权利要求50-73中任何一个所述的方法，其中与利用持续时间小于2ms的脉冲起搏心脏时相比，传送该延长起搏信号使得相应的心肌块中的肌肉紧张度增加了至少50％。
82．根据权利要求82所述的方法，其中与利用持续时间小于2ms的脉冲起搏心脏时相比，传送该延长起搏信号使得相应的心肌块中的肌肉紧张度增加了至少100％。
83．根据权利要求50-73中任何一个所述的方法，其中布置一个或多个电极包括将多个电极放置在心脏的不同心室中。
84．根据权利要求84所述的方法，其中传送该延长的起搏信号包括根据预定的时间顺序分别将多个波形传送到不同心室中的电极上。
85．根据权利要求84所述的方法，包括将传送具有小于8ms的持续时间的起搏脉冲传送到位于不同心室中的第一个心室内的一个或多个电极上，而传送延长的起搏信号包括将信号传送到位于不同心室中的第二个心室内的另一个或多个电极上。
86．根据权利要求50-73中任何一个所述的方法，其中传送延长的起搏信号包括根据增强心脏的血液动力性能的要求，向一个或多个电极传送该信号。
87．根据权利要求87所述的方法，其中血液动力性能的增强包括心输出量的增大。
88．根据权利要求87所述的方法，包括接收对应于代表要求增强的生理参数的输出信号，和其中传送延长的起搏信号包括根据该输出信号传送起搏信号。
89．根据权利要求87所述的方法，包括在没有增强的要求时，向电极传送明显具有低于延长起搏信号的能量的起搏信号。
90．根据权利要求50-73中任何一个所述的方法，其中布置一个或多个电极包括布置心内膜电极。
91．根据权利要求50-73中任何一个所述的方法，其中布置一个或多个电极包括布置心外膜电极。
92．根据权利要求50-73中任何一个所述的方法，其中布置一个或多个电极包括布置贯穿心肌的电极
93．根据权利要求50-73中任何一个所述的方法，其中布置一个或多个电极包括布置经静脉的电极
94．根据权利要求50-73中任何一个所述的方法，包括根据心脏的动作接收输出信号，和其中传送延长的起搏信号包括根据输出信号改变起搏信号。
95．根据权利要求95所述的方法，其中接收输出信号包括接收电生理信号。
96．根据权利要求96所述的方法，其中该电生理信号包括单相动作电位信号。
97．根据权利要求96所述的方法，其中接收电生理信号包括放置一对彼此靠近且与心脏接触的双极性电极，和接收来自电极的双相信号。
98．根据权利要求95所述的方法，其中改变起搏信号包括检测可能使心脏心律失常的刺激和改变延长的起搏信号，从而防止使心律失常的刺激。
99．根据权利要求50-73中任何一个所述的方法，其中布置一个或多个电极包括将电极布置成使得传送延长的起搏信号造成心肌质量的再分配。
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