CN100518856C - 用于激励心肌的装置 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种用于心肌激励的装置，它包括一个用于产生和发送电激励脉冲的脉冲产生单元(9)；一个用于控制脉冲产生单元(9)的控制单元(10)，以调整激励脉冲的幅度和频率并将激励脉冲施加到要被激励的肌肉上；一个用于采集该装置配戴者的瞬时的、自发的心律或激励产生的心律的采集单元(11)；一个在其中装有所述脉冲产生单元(9)、控制单元(10)和采集单元(11)的外壳(12)。该装置中设置有用于对在一个可规定的时间段内输出的激励脉冲数进行计数和存储的计数单元(13)和存储单元(14)，以及一个用于确定在此可规定时间段内的算术平均激励频率的确定单元(15)。

Description

用于激励心肌的装置

本发明涉及具有权利要求1所述特征的用于激励心肌的装置。

推动心肌的心脏支持系统(例如心脏-肌成形，主动脉-肌成形，骨骼肌肉心室，生物力学心脏)一方面已临床应用，另一方面还实验性地用作心脏移植的补充或替代治疗及诊治晚期的心脏疾病。这里所述的肌肉支持系统可以不仅并行工作、而且也可串行工作，用于患病的心脏。它一方面用于给心脏减负(减小心脏壁应力，降压，容量减小，降低负荷)，另一方面用于支持血液循环，即用于动脉血压的中间压升高和/或泵容量的提高。与心脏支持系统的结构无关，一个心肌起搏器对于所要实现的刺激心肌收缩是必要的，起搏器借助于激励电极向所支持的心肌给出一个电激励模式。这里激励模式由单个脉冲的总和构成，这些单个脉冲可以用它们的激励电压、脉冲宽度和两个脉冲之间的间隔来描述。通过有意义地将多个单脉冲合成为一个后面跟有间歇的单脉冲组，形成了一个激励脉冲串，它用于心肌组织周期性的收缩和扩张。为了描述一个激励模式，除了上述参数外还有每个脉冲串的激励脉冲数和施加激励脉冲串的频率。另一个参数是在心跳周期内激励脉冲串的定位，这由一个延迟时间来规定。

对大动物的研究表明，持续和频繁地施加激励脉冲串将导致被刺激的肌肉组织发生纤维转化，这里形成的肌肉纤维虽然在一定程度上不会引起疲劳，但是微弱而缓慢。可以观察到，在持续和频繁地施加激励脉冲串时肌肉纤维横截面明显减小。这主要是由于I类肌肉纤维所确定的肌肉组织仅在较小程度上适合于完成促使循环的泵工作。然而实验研究表明，在被刺激的肌肉纤维转化为I类肌肉纤维之前，转化的中间形式可以到达已经无疲劳、然而有力的IIa类肌肉纤维。然而这种IIa类肌肉纤维占优势的、快速而同时有力的肌肉组织仅当每单位时间施加的激励脉冲数低于一个上限值时才被保持。一个高于此上限的激励必然导致IIa类肌肉纤维向I类肌肉纤维转化，引起肌肉力和速度的损失。

现有的心肌起搏器系统能够以一定的肌肉收缩对心脏收缩的比例关系与心律同步和被触发地输出规定的或计算出的激励脉冲串。此比例可以依据心跳频率而预先规定。例如若在一段较长时间内心跳频率很高，则总是从心肌起搏器输出同样并且大数量的激励脉冲。这导致肌肉的心脏支持系统被过度频繁地使用，随之的结果是肌肉纤维进一步转化为微弱且缓慢的I类肌肉纤维。激励心肌的心脏支持系统从而失去了其支持能力，这样患病的心脏不再能有效地被减负。随着继续使用，血液循环支持变差，从而使病人的心跳频率进一步提高来进行补偿。结果是支持肌肉的完全退化。

DE 101 527 41 A1公开了一种心脏治疗设备，尤其是作为可植入的除纤颤器、心脏起搏器或组合的心脏起搏器-除纤颤器，该设备具有一个用于分析测得的心律的分析和控制装置，该装置具有一个用于存储比较心律的第一、第二和第三个取值范围的三区间存储器—这三个区间随着心律值的上升且相互划分开的取值范围，还具有一个用于将一个测得的心律对应到第一、第二或第三个取值范围的心律鉴别器和一个用于在确定一个心律位于第二个取值范围内时分析在规定时间内心律-稳定性的稳定性分析装置。如果一个心律在第二个取值范围内，则根据心律的稳定性给出两个不同的治疗控制信号中的一个。此稳定性标准用于区分“快速的”心搏过速(“颤动”)和具有相对低的频率的纤维性颤动。US 4406 287的主题也是起搏器。用此装置可以结束心搏过速，其中可以使用不同的脉冲数/脉冲速率。如果在使用脉冲数和脉冲速率的第一组合之后心搏过来没有结束，则接着进入一个具有不同的第二组脉冲数和脉冲速率值组合的阶段。最后成功的那组脉冲数和脉冲速率值组合接着被存储，并被用作下一次结束心搏过速时的起始值。以这种方法能提高结束心搏过速的概率。

US 2003/008 3703 A1公开了一种用于提供抗心搏过速-脉冲模式的方法和装置。用此装置可以确定一个脉冲模式是否结束了心搏过速，以及脉冲模式的一个变化是否是合乎目的的。

由此出发，本发明的目的在于提供一种心肌激励器，它能够得到IIa类肌肉纤维，特别是用于实现一个高效、且在需要时工作的肌肉心脏支持系统。此外心肌激励器应具有以下功能：通过适当的电激励诱导出用于优化肌肉组织血液供应的血管和毛细血管的再形成(新血管形成)。

上述任务由具有权利要求1所述特征的心肌激励器完成。

从属权利要求给出本发明的合乎目的的、并非显而易见的发明构思实现方案。

权利要求1的主题是一个心肌激励器，它包括一个用于产生和发射电激励脉冲的脉冲产生单元，以及一个用于控制脉冲产生单元的控制单元。通过控制单元可以调节激励脉冲的振幅(即激励电压)、频率和时间分布，支持模式的类型和频度，和对R脉冲、日/夜节奏的时延，以及激励脉冲的相位。从控制单元出发，激励脉冲通过导电装置被给到一个或多个要被激励的肌肉上。此外本发明心肌激励器还具有一个用于采集心肌激励器配戴者的瞬时的、自发的或者被激励产生的心律的采集单元。此采集单元用于采集R尖峰脉冲，它被用作触发激励脉冲的基础，并用于计算心律的R尖峰脉冲与激励脉冲串之间的时间延迟。脉冲产生单元、控制单元和采集单元被置于一个公共的外壳中，它可以配戴在体外或可植入病人体内。

重要的是，还附带地设置有对在可规定的时间段内给出的激励脉冲数进行用于计数和存储的计数单元和存储单元。此外还设置有一个用于确定在可规定的时间段内的平均激励频率的确定单元。

本发明意义上的平均激励频率是指由存储单元所存储的、在可规定的时间段内给出的激励脉冲与激励脉冲被计数和存储的规定时间段(采集时间段/观察时间段)的商。这是一个算术平均激励频率，下面平均激励频率的概念被用来表示算术平均激励频率。

计数单元和/或存储单元和/或确定单元不一定置于上面所述的外壳中，而是可以安装在一个独立的外壳中，尤其是一个体外配戴的外壳中。

为了避免被激励肌肉的过份刺激，并从而避免不希望出现的被激励的肌肉纤维向微弱而缓慢并从而低效的I类肌肉组织的转化，需要对在一个可规定的时间段内给出的激励脉冲进行计数并进行分析。此任务由计数单元与存储单元和一个监视单元一起完成。平均激励频率是对肌肉在一个规定时段内的激励频度的量度。为了避免肌肉损伤，此平均激励频率不可以持续超过一个由个体确定的边界值。

每一个输出的激励脉冲被计数，并且在一段较长的观察时间段内计算出平均激励频率。在本发明意义上较长的时间段至少有30分钟，然而最好是一个小时或几个小时。合乎目的的是，观察时间段为12或24小时。平均激励电压对于每个病人个体被分别确定，并且不可以超过每秒0.2至2个脉冲(0.2至2Hz)的最大值，特别不能超过0.7至1Hz，以避免肌肉的过负荷及中等的肌肉损伤。因此重要的是，考虑所希望的肌肉转化和保持作用来评估平均激励频率，并根据评估结果控制激励脉冲输出。为此设置有一个用于使其遵守平均激励频率边界值限制的连续工作的评估单元，其中边界值位于每秒0.2个激励脉冲至每秒2个激励脉冲的范围内，它可以对个体分别确定。脉冲节省装置用于根据采集到的平均激励频率和评估单元的规定额定值进行适配，尤其是降低平均激励频率。脉冲节省装置包括一个计算单元，用于按照一个与平均激励频率有关的公式来计算改变的激励模式。此外还可设置一个用于存储输出的激励脉冲数目随时间变化的过程的存储模块，以及一个用于在程序控制下将平均激励频率从确定单元传输到计算单元的装置。此外还可设置一个分析单元，用于分析何时和多么频繁地超过或未达到所确定的心跳频率和/或平均激励频率的边界值。

在空间上，计数单元和存储单元被置于一个外壳中。在此外壳中还可集成确定单元和/或脉冲节省装置。存储模块和/或分析单元也可附加集成到放置控制单元的外壳中。此外壳可被植入本发明所述装置的配戴者的身体中。此外壳还附带地配置有一个贮能器，它最好可充电。从而提高装置的植入部分的使用寿命。

当然，在本发明框架内，计数单元和/或存储单元和/或确定单元和/或脉冲节省装置和/或存储模块和/或分析单元也可以是一个固定的和/或被本发明所述装置的配戴者配戴在体外的监视单元的组成部分。在这个监视单元上可通过显示设备以光学和/或声学和/或触觉方式显示平均激励频率和/或平均激励频率所处的取值范围。所述监视单元还可选地具有一个用于产生程序信号的编程装置和一个用于将程序信号传输到安放控制单元的外壳中的一个发送和接收单元的传输装置。在监视单元中还可以设置用于发送和接收位置数据的装置。该监视单元可选地包括用于发送和接收无线信号的装置，用于将病人的生理数据传输到一个接收机的显示和分析单元。

本发明的一个主题是为了产生和保持IIa类肌肉纤维，用于心肌心脏支持系统、尤其是用于肌肉血液泵而专门开发的电子设备组合。本发明同样还涉及一种外部的肌肉激励器，它如此被编程，使得通过一个经由皮肤的激励在外科手术前产生不容易疲劳的IIa类肌肉纤维。这里还涉及一种系统，它包括一个可植入的肌肉激励器和一个监视单元，此系统使得具有IIa类肌肉纤维的肌肉有效地收缩，阻止向I类肌肉纤维的转化，并且还避免由过负荷而导致的肌肉损伤。所述监视单元对于可植入的肌肉激励器用作程序设备，也用作测量和显示设备。此显示单元可以通过无线或有线方式将信息从肌肉激励器传输给病人或者诊治的医生。此外在此设备中也可设置其它功能，如传输病人的EKG以及用于紧急情况下的病人定位系统。此设备还能够对其它制造商的肌肉激励器在有限范围内实现上述功能。

下面借助附图所示实施例详细说明本发明。附图中：

图1示出了本发明所述装置的各物理部件是如何相互连接的；

图2示出用于心肌激励的装置在第一实施方式下的功能结构；

图3示出图1经变换的实施方式；

图4示出具有附加功能部件的心肌激励装置的另一变换形式。

在图1的实施方式中，两个微控制器1，2被用作可编程构件。它们的特点是具有许多可编程端口，在适中的电流消耗下具有高处理速度，以及具有系统内可编程(ISP)的闪存。心肌起搏器的其它构件是一个12比特的模拟-数字转换器(A/D转换器)3，一个12比特的数字-模拟转换器(D/A转换器)4，多个运算放大器以及一个遥感勘测单元5。电流供应由长寿命电池、最好是锂电池进行。

心肌起搏器的数字部分主要由两个逻辑上分开的区域组成，这两个区域分别用一个自己的微控制器1，2作为可编程构件来操作。由微控制器1控制的第一区域用于产生、放大和分配激励脉冲S(最大40mA)到4个肌肉电极和两个心脏电极。由微控制器2控制的第二区域用于监测病人，采集和存储测量数据，例如压力数据D，所述压力数据在一个压力逻辑电路6中被处理并被送到作为测量单元工作的微控制器2，以及与外界进行遥测通信。通过一个串行接口7形式的多路连接，这两个逻辑区域相互连接。两个微控制器1，2例如以C语言被编程。按照它们的功能，它们具有不同的软件。

下面详细说明上述逻辑上分开的区域的功能。

区域1：

触发心脏动作：

为了在心脏循环中合适地施加激励脉冲，微控制器1同步于每次心脏动作从一个滤波电路(R脉冲单元)8得到一个触发信号，滤波电路8由8个级联的运算放大器OPV构成，其中前4个OPV将输入的EKG信号从大约1至10mV的幅度放大到2至3V，并滤除50Hz和60Hz的干扰频率，而另外4级OPV用于提取R脉冲并产生一个施密特触发信号。这个触发信号被微控制器1接收，并且确定与前面的触发信号之间的时间间隔。如果此间隔与前10个时间触发间隔相比是一致的，则认为心律是稳定的，并由此触发信号R的间隔确定心跳频率。用P表示的箭头是串行的高速连接。

支持模式

根据心跳频率，需要肌肉收缩与心脏收缩之间有不同的比例关系。可调节的范围在1:1与1:255之间，1:1意味着每次心脏动作由一次肌肉收缩支持，而1:255意味着每255次心脏跳动进行一次肌肉收缩。根据心跳频率可以规定最多5种不同的支持模式。

日-夜节奏及工作-休息节奏

对心肌起搏器可以规定白天和夜晚，以及与此无关的工作时间和休息时间，在这些时间中，心肌起搏器在高活动性的脉冲模式和低活动性或无活动性的脉冲模式间转换。在日-夜节奏或工作-休息节奏之间的转换不仅可根据时间来控制，也可以通过病人自身的控制设备以手动方式来实现。

心肌激励前的时间过程

在一个心脏触发信号R出现且证实了其间隔与前面的间隔一致时，一个计数器一直进行累加计数，直至达到一个要被支持的心脏跳动。接着一个第二计数器被起动，它计数到特别的延迟时间(R脉冲时延，R时延)过去，直到产生激励模式。

心肌激励时的时间过程

在R脉冲时延(R时延)过去之后，借助于D/A转换器4和一个运算放大器电路(OPV)，以脉冲方式根据幅度、脉冲宽度、脉冲相位(正，负，双相)和脉冲间的间隔等变量产生激励模式，并将它输出到规定的激励电极上。

激励脉冲量化

每个输出的激励脉冲被计数，并且在一个例如24小时的观察时间段内计算出平均激励频率。平均激励频率对于每个病人被分别确定，并且不可以超过约从0.2Hz到2Hz，尤其是从0.7至1Hz的最大值，以避免肌肉的过负荷和中度的肌肉损伤。

平均激励频率的输出

作为对于心肌起搏器配戴者和对于诊治大夫的重要和新近的反馈机制，一个合适的方法是输出平均激励频率，以早期识别并预防肌肉的过负荷，从而防止潜在的肌肉损伤。为此，微控制器以规律的、可由医生调节的间隔通过数据无线方式传送平均激励频率，它被一个可携带的病人监视器接收，并以病人可感觉、特别是可看到的方式被显示。如果平均激励频率位于一个临界范围内，微控制器立即发送数据，然后在病人监视器上发出一个过负荷告警消息。病人可通过减小其身体的活动降低其心跳频率，并降低肌肉的心脏支持频度。

脉冲节省模式

如果平均激励频率位于接近上限值的一个范围内，当脉冲节省模式被医生和/或被植入设备配戴者启动时，则自动的脉冲节省模式可以开始工作。在这种模式下活动性较低，在激励脉冲串内的激励脉冲如此分配：首先产生足够数量的脉冲用于肌肉收缩，但是在以后的激励过程中通过延长间隔，即降低激励频率，节省一至两个脉冲。这样减少了所施加的脉冲数量，并从而降低了平均激励频率。在高活动性情况下，这种机制出于安全的理由不工作。

区域2：

病人监测和通信单元

心肌起搏器的第二区域用于病人的监测、测量数据的采集和存储，以及与外界的通信。

实时的病人监测

实时的病人监测使诊治的医生能够得到诸如EKG，EMG和血压等瞬时生理数据。为此，在起动测量模式后，由所植入的装置发出的数据通过相应的电极(EKG和心律，心脏-传感电极；EMG：激励电极)和传感器(绝对压力传感器)被采集、数字化并压缩，然后通过无线连接向外传送。在接收的监视单元(病人监视器)上数据以图形方式被显示和记录。可以将病人监视器连接到一个电信线路，如电话线上，从而实现对病人的远距离诊断监视。

“长时间”生理数据的采集和存储

在周期性间隔内(在1分钟到1小时之间可调)，心肌起搏器的监视单元采集心跳频率和血压的收缩压及扩张压。这些数据以一个表格的形式存储在起搏器内，并且进行趋势分析。在常规情况下，所存储的表格值每天一次传输到监视单元，它例如通过电话拨号连接将这些数据传送给诊治医生。然而如果趋势分析表明存在威胁病人生命的危险，则将分析的结果直接传输给监视单元。在超出医生所规定的门限值时监视单元通知诊治大夫或急救中心，并且尤其是通过无线通信连接(UMTS/GSM)，不仅传送病人数据，而且还传送病人的GPS位置。

心肌起搏器的可编程性

为了改变现有的激励模式以及起动/关闭各种不同的工作模式，被植入的设备必须能够响应外界的询问。由于这样原因，电信构件和微控制器2以周期性间隔(从几秒至几个小时可调)处于接收状态。

激励模式的以下参数是可以重新编程的：

—激励电压，

—激励相位，

—激励脉冲的时间分布，

—支持模式的类型和频度，

—至R脉冲的延迟时间，

—白天和夜晚节奏或者工作和休息节奏的持续时间，

—电极位置。

以下的工作模式可被起动或关闭：

—白天和夜晚节奏或者工作和休息节奏，

—脉冲节省模式，

—实时测量数据采集，

—起搏器诊断程序，

—激励电极的阻抗测量，

—电池电压测量。

病人监视器(监视单元)是一个电池供电的、可由病人配戴的系统。它用于：

—病人自己的控制，以得到在0.2Hz至2Hz，尤其是0.7至1Hz范围内的例如每24小时的平均激励频率，其中一个彩色标志的发光器件指示(绿、黄、红)以周期性间隔显示当前的平均激励频率；

—诊治医生对病人的远距离监视，其中由植入的设备所采集的实时的和长时间的生理数据被远距离接收、记录和进一步转发。数据的进一步转发通过集成的电话调制解调器或者借助于数据无线通信在一个无线网络(例如UMTS/GSM网)中进行；

—在紧急情况下通过一个集成的GPS接收机确定病人的位置；

—用于对基本的、可由病人自己调整的激励参数和工作模式的编程设备。

病人监视器包括一个微控制器，一个遥感勘测模块，一个标准的GPS接收机，一个标准的调制解调器构件，以及一个UMTS/GSM模块。

为了对平均激励频率进行可视化并通知系统的状态信息，病人监视器配置有一个图形显示器和发光装置，特别是一个发光二极管显示器。数据输入借助于键盘以菜单操作方式进行。此外也可用笔手写输入。

图2示出了用于心肌激励的装置，其具有一个用于产生和发送电激励脉冲的脉冲产生单元9和一个控制单元10，这个控制单元用于控制脉冲产生单元9，用于调节激励脉冲的幅度和频率，并将激励脉冲施加到要被激励的肌肉上。此外该装置还具有一个采集单元11，它用于采集该装置配戴者的瞬时的、自发的或者被激励产生的心律。本发明所述的用于心肌激励的装置的这些基本部件被装在一个公共的外壳12中。此外在这个外壳中还设置有一个计数单元13和一个存储单元14，它们用于对在一个可规定的时间间隔内输出的激励脉冲数进行计数和存储。所设置的另一个确定单元15用于确定在一个可规定的时间间隔内的平均激励频率。最后在外壳12中还设置有一个脉冲节省装置16，它具有一个计算单元17。所述计算单元17用于按照一个公式计算激励模式，这个公式根据平均激励频率来确定激励模式。

图3所示实施方式与图2实施方式的区别在于，设置了两个空间上分开的外壳12，18。外壳12设置有脉冲产生单元9、控制单元10和采集单元11，它包括一个用于与另一个被植入病人体内的外壳18中的部件进行通信的发送和接收单元19。在此实施例中，计数单元13、存储单元14、确定单元15以及脉冲节省装置16在空间上与被植入的外壳12分开。借助于分别安装在外壳12，18中的发送和接收单元19及传输装置20实现无线通信。

图4所示实施方式在置于体外的外壳18中增加了其它构件。在外壳18中还附带地设置有一个用于存储输出的激励脉冲数的时间变化的存储模块21。以及一个分析单元22，它用于确定多么频繁和何时心跳频率和/或平均激励频率超过或低于规定的边界值。这些部件在图中用点划线表示，并且作为替代，也可以直接设置在被植入体内的外壳12中。因此在图4中它们用虚线表示在外壳12的边上。因为在图4所示实施方式中，本发明所述装置的主要功能部件被置于体外的外壳18中，这些组件可用作监视单元23。在监视单元23上设置有一个编程装置24，其中编程控制指令通过传输装置20及发送和接收单元19传送到外壳12中的控制单元10。在此实施例中，监视单元23还包括另外一个用于发送和接收位置数据的装置25，以及用于发送和接收无线信号的装置26，这里的无线信号用于将病人的生理数据传输到接收机的显示和评估单元。监视器23具有在图中未详细示出的光学方式和/或声学方式和/或触觉方式的显示设备，该设备用于显示平均激励频率。

附图标记列表：

1-微控制器

2-微控制器

3-A/D转换器

4-D/A转换器

5-遥感勘测单元

6-压力逻辑电路

7-串行接口

8-R脉冲单元

9-脉冲产生单元

10-控制单元

11-采集单元

12-外壳

13-计数单元

14-存储单元

15-确定单元

16-脉冲节省装置

17-计算单元

18-外壳

19-发送和接收单元

20-传输装置

21-存储模块

22-分析单元

23-监视单元

24-编程单元

25-用于发送和接收位置数据的装置

26-用于发送和接收无线信号的装置

D-压力数据

P-串行高速连接

R-触发信号

S-激励脉冲

Claims (21)

1.用于激励一个心肌激励的心脏支持系统的肌肉收缩的装置，该系统与病人的心脏并行或串行工作，包括：

一个用于产生和发送电激励脉冲的脉冲产生单元(9)；

一个用于控制脉冲产生单元(9)的控制单元(10)，以调整激励脉冲的幅度和频率，并将激励脉冲施加到要被激励的肌肉上；

一个用于采集该装置配戴者的瞬时的、自发的心律或者激励产生的心律的采集单元(11)；

一个外壳(12)，在其中安装有所述脉冲产生单元(9)、控制单元(10)和采集单元(11)；

其特征在于，

设置有一个存储模块(21)，用于存储在一个可规定的时间段内输出的激励脉冲数的时间变化，并且

设置有用于对在一个可规定的时间段内输出的激励脉冲数进行计数和存储的计数单元(13)和存储单元(14)，其中激励脉冲被编组为可改变的激励脉冲串，其中

设置有一个用于确定在这个可规定时间段内的算术平均激励频率的确定单元(15)，其中所述平均激励频率是存储单元(14)所存储的、在可规定的时间段内输出的可改变的激励脉冲串中的激励脉冲数与激励脉冲被计数和存储的规定时间段的商，

其中设置有一个连续工作的评估单元，它用于保持平均激励频率不超出界限值，

其中设置有一个脉冲节省装置(16)，用于根据评估单元所给出的最大平均激励频率来降低平均激励频率，

其中所述脉冲节省装置(16)包括一个计算单元(17)，用于按照一个公式来计算激励模式，这个公式根据平均激励频率来确定激励模式，其中激励脉冲数可随着激励脉冲串而改变，以降低平均激励频率，

其中设置有一个被病人体外携带的监视单元(23)，用于显示平均激励频率和病人自己的控制，以及

其中所述平均激励频率的界限值在每秒0.2个激励脉冲至每秒2个激励脉冲的范围内针对病人个体被分别确定。

2.如权利要求1所述的装置，包括用于以编程控制方式将平均激励频率从所述确定单元(15)传输到所述计算单元(17)的装置。

3.如权利要求1或2所述的装置，包括一个分析单元(22)，用于确定多么频繁地及何时超过或未达到心跳频率和/或平均激励频率的规定界限值。

4.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述计数单元(13)和存储单元(14)被置于外壳(12)中。

5.如权利要求4所述的装置，其特征在于，所述确定单元(15)和/或脉冲节省装置(16)被集成在放置控制单元(10)的外壳(12)中。

6.如权利要求5所述的装置，其特征在于，所述存储模块(21)被集成在放置控制单元(10)的外壳(12)中。

7.如权利要求3所述的装置，其特征在于，所述分析单元(22)被集成在放置控制单元(10)的外壳(12)中。

8.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述监视单元(23)具有一个用于产生编程信号的编程装置(24)和一个用于将编程信号传输到安放控制单元(10)的外壳(12)中的发送和接收单元(19)的传输装置。

9.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述计数单元(13)和/或存储单元(14)和/或确定单元(15)和/或脉冲节省装置(16)和/或存储模块(21)是一个固定的和/或被所述用于激励一个心肌激励的心脏支持系统的肌肉收缩的装置的配戴者体外携带的监视单元(23)的构件。

10.如权利要求3所述的装置，其特征在于，所述分析单元(22)是一个固定的和/或被所述用于激励一个心肌激励的心脏支持系统的肌肉收缩的装置的配戴者体外携带的监视单元(23)的构件。

11.如权利要求1所述的装置，其中在监视单元(23)上通过显示设备以光学方式和/或声学方式和/或触觉方式显示平均激励频率和/或平均激励频率所在的取值范围。

12.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述监视单元(23)包括用于发送和接收位置数据的装置(25)。

13.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述监视单元(23)包括用于发送和接收无线信号的装置(26)，所述无线信号用于将病人的生理数据传输到接收机的显示和评估单元。

14.如权利要求1所述的装置，其特征在于，从脉冲产生单元(9)能够输出双相的激励脉冲。

15.如权利要求1所述的装置，其特征在于，外壳(12)中的贮能器能够反复充电。

16.如权利要求1所述的装置，其特征在于，可规定的时间段包括至少30分钟。

17.如权利要求1所述的装置，其特征在于，可规定的时间段包括至少12个小时。

18.如权利要求1所述的装置，其特征在于，可规定的时间段包括24小时。

19.如权利要求1所述的装置，其特征在于，在一个激励脉冲串中的激励脉冲的幅度是可变的。

20.如权利要求1所述的装置，其特征在于，在一个激励脉冲串中的激励脉冲的脉冲宽度是可变的。

21.如权利要求1所述的装置，其特征在于，在一个激励脉冲串中两个激励脉冲之间的脉冲相互间距是可变的。

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