JP2001506870A - 心拍出量コントローラ - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 本発明は患者の心臓の心拍出量を変更するための装置であり、この装置は、心臓活動に応じた信号を検知する１つ以上のセンサ(29)と、非励起刺激パルスを心筋セグメントに印加するための１本以上の刺激電極（23）を備えた刺激探針（21）とを備えている。信号発生回路網（22）は１つ以上のセンサと、また、回路網が１つ以上のセンサから信号を受信し、この信号に応じて非励起刺激パルスを発生する刺激探針と接続している。

Description

【発明の詳細な説明】 心拍出量コントローラ 発明の範囲 本発明は一般に心臓治療装置に関するものであり、より詳細には心機能を拡張 するための侵襲的装置に関するものである。 発明の背景 とりわけ心拍出量の減少によって特徴付けられる心不全は、一般によく知られ 文献にもされている心機能不全のことである。心不全は先天性奇形の結果として 、または多くの病気の最終的な症状として発生するものである。心拍出量、すな わち単位時間当たりに心臓が拍出する出量は、一回拍出量および心拍数の積であ る。従って、心拍出量の変化は心拍数または一回拍出量の変化によって生じる。 一回拍出量は、例えば心筋繊維の長さを変えて心収縮の強度を変更することによ って、また、繊維の長さと無関係の心筋の収縮性を変えることによって左右され る。心拍数と心律動の変化も心筋の収縮性に影響するため、心拍数と心律動は直 接的および間接的に心拍出量に影響を及ぼす。 通常、人間の身体は、運動の最中の心拍数の変更による、および/または一回 拍出量を適合させることによる身体の要求に応じて心拍出量を規制する。しかし ながら、病理学的情況においては、ダメージを受けてしまう通常の規制機構があ る。例えば、心筋梗塞によるダメージを受けた心臓細胞は通常のポンプ機能を維 持することができず、これが原因で一回拍出量が、続いて心拍出量が減少してし まう。この減少に身体が反応して心拍数を上げ、心筋に長期にわたって負担をか けてしまい、これが深刻な心臓欠陥につながってしまう可能性がある。従って、 通常の規制機構における不足を補正できるように、心拍出量を規制する装置と治 療法が必要である。 この必要性に応じて、最新の心臓学は、心臓手術に関連した多様なパラメータ を制御する手段を開発した。心臓細胞の伝導速度、興奮性、不応期の収縮性およ び遅延に影響を与えるために例えば、薬学を使用することが可能である。薬学は 、不整脈の治療、心拍出量拡張、繊維攣縮の防止に使用される。通常、比較的正 確性が低く心臓の健康な部分と病気の部分の両方に影響してしまうため、一般に 薬学の効果には限度がある。また、副作用が頻繁にあることも好ましくない。 心拍数および/または心律動を直接制御するために心臓に励起電気刺激を与え る埋込型電子装置を使えば、特別な制御を行うことができる。これには例えばペ ースメーカがあるが、ペースメーカは、心臓の電気励起システムを支持するため に、または伝導システムの閉塞部分をバイパスするために通常心臓に埋め込まれ る電子装置である。その他の心臓電子装置には、心臓の攣縮を検知して高圧の衝 撃を与え、心臓を「リセット」する脱攣縮装置がある。電子ペースメーカは心拍 数を制御するが、心拍出量の拡張においては限度があり、少なくとも数例におい て、一回拍出量を減少させてしまうことが知られている。脱攣縮装置は不整脈が 起こった際の治療には有益であるが（しかし患者は痛みを感じ、心臓は傷を負っ てしまう）、心不全を長期にわたって改善することができない。 したがって、従来の治療には心拍出量を長期的に規制するものはない。心臓の 電子機械特性は、これに影響を及ぼす従来の方法と同様に、本特許明細書の被譲 渡人に譲渡され、本明細書中でも参照しているPCT特許明細書PCT/IL97/00012の 「発明の背景」においてより完全に説明されている。 発明の概要 本発明の目的は、血流動態パラメータを規制するための、また特に、心臓の心 拍数を増して心拍出量を増加するための装置および方法を提供することである。 本発明の好ましい実施例において、１本またはそれ以上の非励起刺激電極を備 えた心拍出量コントローラは非励起刺激探針と、刺激探針とセンサに接続した電 子制御回路とを設けている。刺激電極および、好ましくはセンサを患者の心臓に 埋め込む。あるいは検知電極を体表面に配置してもよい。回路は、心臓活動を表 す信号をセンサより受信し、これに応じて、心臓に非励起電気刺激を与えるため に刺激電極を駆動する。 本特許明細書の内容において、「非励起電気刺激」という用語は、心筋細胞内 で増殖する新しい活動電位を誘発しない電気パルスを表している。どちらかとい えば、このようなパルスは一般に、あるいは心筋の選択されたセグメント内で細 胞の収縮性を調整することにより、活動電位に対する心筋の反応に影響を及ぼす ものである。具体的には、上述したPCT特許明細書PCT/IL97/00012に説明されて いるように、また本明細書中で参照しているように、発明者は、心臓の電気活動 に応じて適切に調節した、適切な強度の非励起電気刺激パルスを印加することに より、選択されたセグメントの収縮を増減することができ、これにより心臓の一 回拍出量を増減することが可能であることを発見した。この発見が本発明の基礎 を形成する。 本発明の好ましい実施例において、心筋活動を変更するように非励起刺激の特 性を調整し、好ましくは直接心拍数に直接影響することなく一回拍出量を増加す ることで心拍出量に影響を及ぼす。本装置は、長期にわたり実質的に連続して一 回拍出量を増加するために使用することが好ましく、また、１日のうちで患者が 血液供給の増加を必要とする時間に心拍出量を増加することが最も好ましい。従 って、夜間には、心臓を休めるために本装置を使用しないことが好ましい。 また、心筋活動を変更するために本装置を使用することもできる。例えば、Ｈ ＯＣＭ（閉塞性肥厚型心筋症）のような場合においては、心臓への作業負荷を減 らすために、また特に、心臓の肥厚範囲の心筋収縮を減衰するために、心拍出量 を減少させるよう本装置を操作する。別の例として、減少したエネルギーの消費 においてあるレベルの心拍出量が維持できるように、心臓の収縮能力を増加する 目的で本装置を使用することができる。本装置のこのような利用については、本 特許明細書の被譲渡人に譲渡され、本明細書中でその開示を参照している、同日 に出願された（要録番号4424/WO/97）"Apparatus and Methos for Controlling the Contractility of Muscles,"というPCT特許明細書中で説明されている。 いかなる場合においても、本装置の心拍出量への効果は、心臓活動、好ましく は心臓の局所電気活動または検知電極より受信したＥＣＧ信号に対する非励起刺 激パルスの時間調節を変更することで、および/または、電圧、電流、持続時間 、極性、波形、波形の周波数といったその他のパルス特性を変更することで規制 されることが好ましい。本装置が心臓の静脈洞の律動を検出し、好ましくは刺激 パルスのオンセット前に遅延を設けて、これに関連する刺激パルスを印加および 同期に起こさせることが好ましい。さらに、例えばＱＴ間隔を決定するために回 路が信号を分析し、これに応じて刺激パルスを調整できるようにすることもでき る。また、心室期外収縮（ＶＰＢ’ｓ）またはその他の心臓不整脈により心律動 が不規則な場合、本装置が従来の信号処理方法を利用してこの不規則を確認、分 析し、これに従って刺激パルスを調整または抑制することが好ましい。 本発明の好ましい実施例のいくつかにおいて、制御回路が本体外部のコンソー ルに内臓されており、電極が、例えば大腿動脈を介して患者の血管システム内に 経皮的に挿入され、心臓に埋め込まれる。このような実施例は特に、例えば開心 手術または僧帽弁閉鎖不全症（ＭＩ）といった、発作またはトラウマの後の、患 者の血流動態を規制および安定させるための短期的な治療には適している。 本発明の別の好ましい実施例においては、従来のペースメーカケースと似た、 ミニチュア化した埋込型ケース内に電子制御回路が内臓されている。 本発明のある好ましい実施例において、非励起刺激電極は、ペーシングまたは 電気生理学電極のような従来の心内電極と比較して心臓細胞と接触する表面が広 い。刺激電極は広範囲の炭素電極を備えていることが好ましく、また、ガラス質 の炭素あるいはパイロ炭素が最も好ましい。いずれの炭素材料も、その心臓細胞 との適合性、生体内の持続性、高い電気伝導性を含む優れた電気特性で知られて いる。従ってこれらの材料は、電気励起なしで、比較的高い電流が心臓細胞の比 較的広い範囲に伝達することを許容する。 また、非励起刺激電極は、プラチナまたはプラチナ/イリジウムといった、従 来の別のタイプの広範囲電極を備えていてもよい。 本発明の別の好ましい実施例においては、非励起刺激電極は心臓の血管の内の １本、好ましくは冠状静脈洞または冠状動脈に挿入される。これらの好ましい実 施例は、刺激電極を心臓内の血管付近に配置した場合に心拍出量が拡大するとい う、発明者の実験的発見に基づいている。このような好ましい実施例の１つにお いて、非励起刺激探針は、冠状静脈洞内に挿入され、冠状静脈洞を通って左心室 付近に配置される炭素ワイヤ電極を備えている。 本発明の好ましい実施例では、刺激探針は複数の刺激電極を備えているものが 数例ある。探針は、心臓壁のかなりの範囲を覆う、複数の相互接続した、独立的 および/または総合的に指定可能な電極を備えた刺激ネットを設けていることが 好ましい。上述した'012PCT明細書で説明されているように、発明者は、心拍出 量、特に左心室の一回拍出量における変化の程度は、心臓の非励起範囲を適用し たセグメントのサイズを変えることによって制御可能であることを発見した。こ のようなサイズの変化は、非励起刺激パルスが同期に印加されるネット内の電極 の数を変えることで行うことが最も好ましい。 このタイプの別の好ましい実施例においては、異なる刺激パルスを、複数の刺 激電極の対応する１本またはグループに印加する。異なる刺激パルスを、異なる パルス間に所定の遅延を備えた、対応する電極に印加することが好ましい。例え ば一回拍出量の増加を最低限にするために、遅延を変更して所望の血流動態効果 を得ることもできる。 さらに別の好ましい実施例においては、複数の刺激電極の位置および/または これに印加される刺激パルスの特性が、心臓の臨床的な特性に応じて最適化され る。電極挿入の前に、例えば、米国特許第5,568,809号に示された電気生理学的 マップ、またはPCT特許明細書PCT/IL97/00011に示された位相依存型の幾何マッ プのような心臓のマップが作成されることが好ましい。このマップは、例えば局 所収縮性または電気活動性に基づいた、心臓細胞の生存能力に関する情報を含ん でいることが好ましい。次に、このマップに応じて非励起刺激電極が配置される 。 あるいは、またはさらに、電極の最適な固定位置を見付けるために、非励起刺 激電極の埋め込みの時に電極の位置を変更して血流動態の変化の結果を観察する 。上述したネット電極を埋め込み、血流動態効果を最適にするためにネット内の 電極の異なるもの、またはグループを可変的に指定することによっても同様の効 果が得られる。 本発明の別の実施例において、非励起刺激探針は少なくとも１本のハイブリッ ド電極を備えている。このハイブリッド電極は、上述したように好ましくは炭素 電極を備えた非励起刺激電極に包囲された検知心線、好ましくはプラチナまたは プラチナ/イリジウム電極を備えていることが好ましい。 本発明のまた別の実施例では、１本の単極が、検知電極と、１本以上の刺激電 極の１本との両方として働く。本発明の好ましい実施例の数例においては、少な くとも１本の非励起刺激電極と検知電極が、同一の心室、好ましくは左心室内に 埋め込まれる。非励起刺激電極は左心室の壁に対して固定され、検知電極は左心 室の中隔に固定される。あるいは、刺激および検知電極は、心臓の別々の心室ま たは心房に埋め込むことができる。検知電極が検知した心臓活動信号と刺激電極 に吹かされたパルスとの間の遅延は、これらの電極の関連位置に依存することが 好ましい。 本発明の好ましい実施例の数例において、非励起刺激電極は二極性の電極を備 え、また、この電極の極間に非励起刺激パルスが印加される。別の好ましい実施 例では、１本以上の刺激権極と、例えば検知電極のような別の電極との間に非励 起刺激パルスが印加される。あるいは、上述したように患者の身体にケースが埋 め込まれている場合の本発明の実施例においては、刺激電極と制御回路のケース との間にパルスを印加することもできる。 本発明の好ましい実施例において、心臓のビート・ツー・ビート間隔とほぼ同 じ長さであってよい、30〜80msecが最も好ましい遅延のために、制御回路が刺激 電極に対して、最高50mAまでの、また最も好ましくは5〜10mAの間の電流をもつ 方形波刺激パルスを印加する。電極劣化と分極化を防ぐために、同期パルスの後 には対向する極性のパルスが続くことが好ましい。 本発明の好ましい実施例の数例においては、方形波パルスの上に別の波形が重 ね合わせられている。波形はそれ自体が、最高10kHzの周波数と、方形波パルス のものより小さいまたは同等の振幅を備える方形波あるいは正弦波やのこぎり波 であることが好ましい。発明者は、少なくとも数例において、このような波形が 心筋上の非励起刺激パルスの血流動態効果を拡張することを発見した。 本発明の好ましい実施例の数例において、制御回路は血流動態状況を示す検知 信号も受信し、この信号に応じて刺激パルスを調整して所望の心拍出量レベルを 達成する。あるいは、またはさらに、血圧や血液の酸化といった他の血流動態を 検知するために生理学的センサを利用して、制御回路または制御回路に関連する 遠隔測定装置にフィードバック信号を供給することもできる。従って、この目的 で利用するセンサには、流量センサ、圧力センサ、温度センサ、酸素センサ、あ るいは従来のその他のタイプのセンサを備えることができる。次に、血流動態パ ラメータが所望の値の範囲内に維持されるように、制御回路が刺激パルスを調節 する。 本発明の好ましい実施例の殆どの部分は、心拍出量コントローラが静脈洞律動 に応じて、または静脈洞律動と大体同期して非励起刺激パルスを印加することを 目的として、心臓の検知エレクトログラム信号に関連して説明しているが、本発 明による心拍出量コントローラはその他の方法によって同期されることも可能で ある。例えば、上述したように、非励起刺激パルスは体表面ＥＣＧに関連して同 期することができ、また、不規則な心拍動に関連して同期および制御することが 可能である。 また、パルスを、例えば外部から印加されたトリガパルスによって、あるいは 心臓に印加されたペーシングパルスによって、外部から同期することもできる。 本発明のこれらの局面については、本発明の被譲渡人に譲渡され、本明細書中で も参照している、同日に出願されたPCT特許明細書、"Cardiac Output Enhanced Pacemaker"（要録番号27181）にさらに詳細に説明されている。 本発明の好ましい実施例は、PCT特許明細書、"Drug-Device Combination for Controlling the Contractility of Muscles"（要録番号4425/WO/97）、またPCT 特許明細書、"Fencing of Cardiac Muscles"（要録番号4437/WO/97）で述べられ ているように、適切な薬物と共に使用することができる。これらのPCT特許明細 書は両方とも同日に出願され、本発明の被譲渡人に譲渡されている。また、両明 細書とも本明細書中で参照している。 従って、本発明の好ましい実施例によれば、患者の心臓の心拍出量を変更する ための装置であり、 心臓活動に反応する信号を検知する、１つ以上のセンサと、 心筋セグメントに非励起刺激パルスを印加する１本以上の刺激電極を備える刺 激探針と、 １つ以上のセンサおよび刺激探針と接続しており、１つ以上のセンサからの信 号を受信し、この信号に応じて非励起刺激パルスを発生する信号発生回路とを備 えている。 信号発生回路が埋込型ケースに内臓されていることが好ましい。 刺激パルスの使用により、心拍出量が増加する、または心拍出量が減少するこ とが好ましい。 あるいは、またはさらに、刺激パルスの使用により、心臓の収縮能力が増加す ることが好ましい。 １つ以上のセンサが心内電極を備え、信号発生回路が刺激パルスを心臓の電気 的活動と同期させることが好ましい。あるいは、１つ以上のセンサが体表電極を 備え、信号発生回路が刺激パルスをＥＣＧ信号と同期させることが好ましい。信 号発生回路が信号内の不規則を確認し、これに応じて刺激パルスを制御すること が好ましい。さらにあるいは、信号発生回路が信号内のＱＴ間隔を検出し、これ に応じて刺激パルスを制御する。 信号発生回路が、電圧、電流、持続時間、時間遅延、波形、波形周波数を備え るパラメータのグループから刺激パルスの１つ以上のパラメータを変更すること が好ましい。信号発生回路が、非励起刺激パルスの後に、刺激パルスと対向する 極性の別のパルスを発生し、パルスが刺激探針によって心筋セグメントに印加さ れる。 １本以上の刺激電極が、少なくとも５mm²の、より好ましくは少なくとも１cm² の、最も好ましくは少なくとも４cm²の範囲を備える心臓セグメントに対して刺 激パルスを印加することが好ましい。 本発明の好ましい実施例においては、信号発生回路が、刺激パルスが印加され る心臓セグメントの範囲を変更する。刺激探針は、郵送パルスが印加されるセグ メントの大きさが、ネット内の選択された電極を指定することで制御できるよう に指定可能になっている電極のネットを備えていることが好ましい。回路が、ネ ット内の個々の電極に対して多様な異なる刺激パルスを印加することが好ましい 。 本発明の別の実施例において、刺激探針が、少なくとも１本以上の刺激電極と 共に心内電極を備えたハイブリッド電極を備えている。 ハイブリッド電極が、少なくとも１本の刺激電極を含む環状部内に封入された 検知電極を含むコア部分を備え、環状部分が炭素材料を備えることが好ましい。 さらに別の実施例において、１本以上の刺激電極が、心臓の血管内に挿入され る延長電極を備えている。 １本以上の刺激電極がガラス質の炭素又は熱分解炭素を備えることが好ましい 。 本発明の好ましい実施例において、１つ以上のセンサが、血流動態パラメータ に応じて信号を発生する血流動態センサを備える。血流動態センサが血流に応じ て信号を発生することが好ましい。あるいは、またさらに、血流動態センサが血 液の酸化および/または温度に応じて信号を発生することが好ましい。１つ以上 のセンサが、心臓電気的活動を検知することが好ましい。 装置が、少なくとも１つ以上のセンサからの信号を受信し、非励起刺激パルス を調整するために信号発生回路を制御する遠隔測定装置を備えることが好ましい 。 本発明の好ましい実施例によれば、心拍出量を変更するための方法であって、 １本以上の刺激電極を備える刺激探針の、患者の心臓への装着と、 患者の心筋活動に反応する少なくとも１つのセンサからの信号の受信と、 信号に応じた非励起刺激パルスの発生と、１本以上の電極の少なくとも１本へ のパルスの伝達とを備えた方法がさらに得られる。 信号の受信が、心臓内への検知電極の導入と、そこからの信号の受信とを備え 、刺激パルスの発生が、検知電極によって検知された電気的活動と同期するパル スの発生を備えることが好ましい。 あるいは、またさらに、信号の受信が、電極の体表面への装着と、そこからの 信号の受信とを備え、刺激パルスの発生がＥＣＧ信号と同期するパルスの発生を 備える。 あるいは、またさらに、信号の受信が、１本以上の刺激電極の少なくとも１本 からの信号の受信を備える。 刺激パルスの発生が、信号に関連した所定の遅延を備えるパルスの発生を備え ることが好ましい。 本発明の好ましい実施例において、刺激探針の装着が、複数の刺激電極を備え た探針の装着を備え、パルスの発生および伝達が連続するパルスの発生と、連続 するパルスの各々の複数の刺激電極への印加とを備える。 刺激パルスの発生および伝達が、少なくとも１つのセンサから受信した信号の 特性に基づいた、刺激パルスの選択的な発生および伝達を備えることが好ましい 。パルスの発生および伝達が、心拍数に依存する値の、しかし心拍数と同等では ないパルスの発生および印加を備えることがさらに好ましい。あるいは、またさ らに、パルスの発生および伝達が、心不整脈の検出と、これに応じたパルスの適 用の調節とを備える。あるいは、またさらに、パルスの発生および伝達が、信号 内のＱＴ間隔の検出と、これに応じたパルスの発生とを備える。 非励起刺激パルスの発生が、パルス電圧、電流、遅延、波形、波形周波数を含 むグループから選択された、パルスの１つ以上のパラメータの変更を備えること が好ましい。 パルスが、基線パルスと、基線パルスよりも周波数がかなり高い、方形波であ ることが好ましい波形とを備え、波形が基線パルス上に重ね合わせられているこ とがさらに好ましい。非励起刺激パルスの発生後に、これと対向する極性をもつ パルスを発生し、電極に伝達されることが好ましい。 本発明の好ましい実施例において、非励起刺激パルスの印加が、刺激パルスが 印加される心臓のセグメントの範囲のある部分の大きさの変更を備え、この大き さの変更が、心臓に埋め込まれた刺激電極のネットの選択的な指定を備えること が好ましい。 別の好ましい実施例において、刺激探針の装着が、心臓の複数の心房、心室へ の１本以上の刺激電極の挿入を備える。 また別の好ましい実施例において、刺激探針の埋め込みが、心臓の血管内、好 ましくは冠状静脈洞内への少なくとも１本以上の刺激電極の挿入を備える。 本発明の好ましい実施例において、信号の受信が、血流動態パラメータの検知 、好ましくは心拍出量の検知を備え、パルスの発生が、心拍出量を増加させるた めに、信号に応じたパルスの変更を備えることが好ましい。 あるいは、またさらに、血流動態パラメータの検知が圧力および/または流量 および/または酸化および/または温度の検知を備える。 本発明の別の好ましい実施例において、パルスの発生および伝達が、１日の内 の選択した時間におけるパルスの発生および伝達を備え、好ましくは、患者が起 きている間、心拍出量を増加させるためのパルスの伝達を備える。 パルスの発生および伝達が、患者の心拍出量を増加させる、あるいは心拍出量 を減少させるパルスの発生および伝達を備えることが好ましい。あるいは、また はさらに、パルスの発生および伝達が、心臓の収縮能力を増加させるパルスの発 生および伝達を備える。 パルスの伝達が、少なくとも５mm²、より好ましくは少なくとも１cm²、最も好 ましくは少なくとも４cm²の範囲を備える心臓セグメントへのパルスの印加を備 えることが好ましい。 本発明は、後述の、図面を参照した好ましい実施例の詳細な説明により、さら に完全に理解されるであろう。 図面の簡単な説明 第１Ａ図は、本発明の好ましい実施例による心拍出量制御装置を示す略図であ る。 第１Ｂ図は、本発明の好ましい実施例による心拍出量制御のためのミニチュア 化した埋込型装置。 第２Ａ図は、本発明の好ましい実施例による、第１Ａ図の装置と共に使用する 刺激および検知電極を挿入した、患者の心臓を示す略断面図である。 第２Ｂ図は、本発明の別の好ましい実施例による非励起刺激探針の略図である 。 第３図は、本発明の好ましい実施例による、第１Ａ図に示した装置で使用する 制御回路の略ブロック図である。 第４図は、本発明の好ましい実施例による、心拍出量の制御方法を示すフロー チャートである。 第５図は、本発明の好ましい実施例による、刺激電極によって患者の心臓に印 加された正弦波刺激パルスを示す略図である。 第６図は、本発明の好ましい実施例による、第１Ａ図、第１Ｂ図の装置と共に 使用するための刺激電極を示す略図である。 第７図は、本発明の別の好ましい実施例による、第１Ａ図、第１Ｂ図の装置と 共に使用するハイブリッド電極を示す略図である。 第８図〜第３２図は、本発明の好ましい実施例による、第１Ａ図の装置に使用 する回路を示す電子略図と電子図である。 好ましい実施例の詳細な説明 第１Ａ図は、制御ユニット27、少なくとも１本の非励起刺激電極23と埋込型検 知電極29とを備えた埋込型非励起刺激探針21を設けた心拍出量を制御する装置20 の略図である。制御ユニット27は信号発生回路網22（第３図の下部。この説明に ついては後述する）、オプションのディスプレイ24、制御パネル26を備えている 。後述する通りに心臓に正確に埋め込まれた場合、検知電極29は心筋からの局所 エレクトログラム信号を受信し、これを信号発生回路網22へと送信する。該回路 はエレクトログラム信号に反応する非励起刺激パルスを発生し、このパルスが探 針21によって心筋細胞へと印加される。制御ユニット27はまた、外部トリガ入力 30を任意に備えている。装置20はさらに、装置により心拍出量に供給された刺激 の影響を決定するための別の生理学的センサ31、例えばフローセンサを備えるこ ともできる。 第１Ｂ図は本発明の別の好ましい実施例による装置20の略図であり、ここでは 、従来の埋込型ペースメーカーケースと類似したミニチュア化した埋込型電子制 御回路ケース32に信号発生回路網22が内臓されている。ケース32は制御ユニット 27とは違ってディスプレー24と制御パネル26を備えていないが、別の点では第１ Ｂ図の実施例では第１Ａ図のものと機能的に類似している。 第１Ｂ図の実施例において、刺激電極23は心臓の少なくとも５mm²の範囲に剌 激を提供する比較的広範囲な電極として示されている。電極23は、好ましくはガ ラス質炭素またあるいは熱分解炭素の低抵抗の炭素材料を備えることが好ましい 。このような材料から成る電極は、例えばイタリアはサルジアのSorin Biomedic a社製のもの、イギリスはロンドンのGoodfellow Cambridge社製のものがある。 どちらのタイプの炭素材料もその心臓細胞への適合性、生体内の持続性、優れた 電気的特性によって知られている。しかし、本明細書中で参照しているMorse等 （ノースカロライナ州、ダーラムのDroege Computing Service）によるA Guide to Cardiac Pacemakers，Defibrillators and Related Productsで述べられてい る様々なタイプの、他の材料から成る電極を使用することもできる。励起探針21 は１本以上の励起電極を備えていてもよい。検知電極29は従来のあらゆるタイプ の適切な心内電極を備えることができる。 電極23、29は、好ましくはタイムリリース型のヘパリンのような抗凝固材でコ ーティングされていること、あるいは、電極上とその周囲において凝塊形成を防 ぐために心臓細胞内に抗凝固材を溶出することが好ましい。このような電極は、 例えば本明細書中で参照している、SuttonとBourgeoisによるThe Foundations o f Cardiac PacingのP.73で述べられているMedtronic社製のCAPSURE model 4003 電極のような従来のステロイド溶出電極と類似する方法で製造できる。 第２Ａ図は、被験者の心臓38に埋め込んだ、本発明の好ましい実施例による電 極23、29を示す略図である。電極23、29は心室に、好ましくは両方とも左心室34 に埋め込まれる。非励起刺激電極23を左心室34の壁に接触させて埋め込み、検知 電極29を心室間の中隔に埋め込むことが最も好ましい。電極23、29は、大動脈39 から体外の制御ユニット27、また好ましくは患者の胸部に埋め込んだ埋込型ケー ス32のいずれかへと通るワイヤによって接続している。回路網22は、電極29から 受信したエレクトログラム信号内に電気的活性化パルスを検出すると、刺激パル スを発生し、好ましくは、少なくとも電極23が接触している心室34の壁部のセグ メントの収縮が増し、これにより心室一回拍出量が増すように、該刺激パルスが 電極23に印加される。 また、刺激電極29、任意で検出電極23を、外科手術によって好ましくは心外膜 に埋め込むこともできる。 第２Ｂ図は、非励起刺激探針21がワイヤ電極33を備えた、本発明の別の好まし い実施例を示す略図である。上述したように炭素材料を備えることが好ましい電 極が、絶縁導体43によって回路網22に接続される。これは心臓の血管のうちの１ 本に埋め込まれることが好ましい。最も好ましくは、従来のカテーテル技術を使 って電極33を心臓の右心房を通過させ、冠状静脈洞内の左心室34付近で止める。 次に、非励起刺激パルスを心臓壁へ伝達するために、回路網22によって電極を駆 動する。 第３図は、本発明の好ましい実施例による信号発生回路網22の略ブロック図で ある。回路網22は刺激部100、検出回路104、検出ユニット110を備えている。ユ ニット110は検出電極29よりエレクトログラム信号を受信し、調整する。検出回 路104は、好ましくは従来の方法の通り、波の上昇縁に関連する傾斜および電圧 レベルを検出することにより、エレクトログラム内の局所活動波を検出し、これ に反応するトリガパルスを発生する。トリガパルスは、刺激パルスを発生して刺 激探針21の電極へ印加する刺激部100へと伝達される。 検出ユニット110は信号消去ユニット101、信号消去論理102、差動増幅および 信号調整回路103を備えている。刺激アーティフアクトによりシステムがトリガ パルスを発生することを防ぐために、消去は、刺激部100の出力が機能している 際の検出回路104への入力を遮断する。 刺激部100は、検出回路104あるいは外部トリガ入力30からの入力トリガパルス に反応して変更トリガパルスを発生するトリガディバイダ105を備えている。ト リガディバイダにより、装置20の使用者は、刺激パルスの印加を各心拍動毎にす るか、または所定の心拍動数に１度の割合にするかを選択することができる。刺 激部100はさらに、修正トリガパルスに反応して、後述する所定の特性を持つ電 圧信号を発生する信号発生器106、107と、信号発生器からの入力電圧信号を出力 電流パルスへと変換する定電流ユニット（ＣＣＵ）108、109とを備えている。第 ３図に示した２つの同時出力チャネルは、異なる刺激パルスを２つ以上の異なる 刺激電極に印加することが可能である。しかしながら、使用する必要があるのは １つのチャネルだけであり、また、追加の刺激電極を駆動するためにチャネルを 追加することも可能であることが理解されるであろう。 第４図は、本発明の好ましい実施例による装置20を使った心拍出量の規制方法 を要約したフローチャートである。使用者が、後述するレベル、持続時間、遅延 、波形特性といった刺激パルスのパラメータを提示することが好ましい。上述し たように、検出電極29はエレクトログラム信号を検出し、この信号を信号発生回 路網22が受信して検出回路104へと入力し、検出回路104が心臓活動、好ましくは 静脈洞律動を検出し、これに応じてトリガパルスを発生する。トリガパルスは、 刺激電極23によって心臓に印加される刺激パルスを発生するように刺激部100を 駆動する。別の好ましい実施例においては、入力30に接続した外部トリガを採用 している。 オプションで、非励起刺激の効果を確認するために、心拍出量に関連した生理 学的パラメータが監視される。例えば、大動脈39を流れる血流が、第２Ａ図に示 した血流センサ31によって検出される。例えば振幅および/またはタイミングと いった、少なくとも刺激パルスのパラメータのうちのいくつかが、所望の心拍出 量レベルを達成できるように、監視されたパラメータに反応するように調整され ていることが好ましい。このような監視と調整は、制御ユニット27自体によって 、オンライン上で実行されることが好ましい。あるいは、またさらに、個別の遠 隔測定ユニット（図示せず）は、パラメータを監視し、これに従って、刺激パル スのパラメータを変更するために、プログラム制御ユニット27によって使用され る。 第５図は、本発明の好ましい実施例による、刺激電極23によって心臓細胞に印 加した非励起刺激パルス51を示す略図である。本発明の好ましい実施例の数例に おいて、心拍出量の規制は、パルス51のある特定の性質を変更することにより達 成される。非励起刺激エネルギーが、第５図に矢印54で示した、好ましくは5〜1 0mA、任意で50mAまでの基線振幅を有する基線パルス53の形で、刺激電極23に印 加される。矢印52で示したパルス51の持続時間は、30〜80msの間、また任意で50 0msまでの範囲であることが好ましい。先に参照した'012 PCT明細書で述べられ 、上記で説明したように、細胞極性と電極劣化の問題を防ぐために、対向する極 性を有する別のパルス（図示せず）でパルス53を追随することが好ましい。最高 10kHzの周波数と、矢印56で示した、基線振幅を最高とする、あるいは基線振幅 に匹敵する振幅を有する波形58が、パルス53の基線振幅上に重ね合わせられるこ とが好ましい。ここでは波形58を四角形の波で示しているが、例えば正弦波、の こぎり波といった、適当な別の波形を使用することもできる。 検出回路104が心臓の電気的活性化のＲ−波の上昇縁を検出することで、波形 ５１がトリガされることが好ましい。また、信号発生器106、107を、第５図中に 矢 印50で示したトリガ入力とパルス発生の間に1〜500msecの間の遅延を発生するよ うに制御することもできる。適切な遅延は、検知電極29と検知電極23との関連位 置に依存するのと同様に、トリガが検出回路104によって供給されたか、または 外部トリガ30によって供給されたかにも依存する。遅延の調整は心拍出量の所望 の増減に基づいて行い、一般に最適遅延は患者毎に異なる。 第６図は、本発明の好ましい実施例による、刺激探針21の部品として使用する 電極ネット40を示す略図である。ネット40は、好ましくは導体ネットワーク37に よって相互接続した複数の刺激電極35を備えている。電極35は、独立的および/ または総合的に指定可能であり、単極性または二極性モードのどちらでも作動可 能であることが好ましい。ネット40は、心臓壁のかなりのセグメントを覆うこと が十分に可能な大きさであることが好ましく、これは好ましくは最低１cm²、最 も好ましくは最低４cm²である。各々の独立した電極35は最低５mm²の範囲を持ち 、隣接する電極と好ましくは最低１cm離間していることが好ましい。 この好ましい実施例において、心拍出量規制が、'012 PCT特許明細書で述べた ネット40が接触している心臓壁セグメントの刺激された範囲の変化によって得ら れることが好ましい。刺激された範囲は、ネット40の作動範囲を変えること、す なわち、電気刺激を心臓に伝達するために電極35が駆動されるネット範囲の広さ を変えることによって変更されることが好ましい。発明者は、例えば、左心室に 配設した複数の電極の中から選んだ１対の電極の間に非励起刺激を印加した際、 その結果として起こる左心室圧と心拍出量の増加が、電極の対における関連位置 と、電極間の距離によって変化することを発見した。従って、ネット40内の電極 35は、刺激の血流動態結果を最適にするために選択可能に指定することが可能で ある。さらに、マップに応じて刺激が印加されるように心臓壁のセグメントにか けて心臓電気活動をマップするために、電極50を検知電極として使用することも できる。 第７図は、本発明の別の好ましい実施例により、装置20と共に使用するハイブ リッド電極探針41を示す略図である。探針41は、好ましくは、探針の中心で好ま しくはプラチナまたはプラチナ/イリジウム電極、最も好ましくは二極性の小さ な検知電極42を包囲する、上述した炭素電極である環状刺激電極32を備えている 。電極23に関連して上述した方法、刺激波形、制御電極は、他の適切な電極形状 と同様に、探針41を使って利用することが可能であることが理解されるであろう 。探針41の利点は、心臓に導入および埋め込む必要がある多数の個別の電極数を 減らすことである。 第８図〜第31図は、本発明の好ましい実施例による、回路網22の機能の実行に 使用するための回路を示す電子略図である。第８Ａ図、第８Ｂ図に示すように、 回路はＥＣＧプロセッサ130、第１ＣＣＵ部140、メイン制御回路150を備えてお り、これらが協働して、第３図に示したように、また第３図を参照して説明した ように、回路網22の機能を実行する。さらに、第２ＣＣＵ部142が、任意に励起 刺激パルスを供給するように、すなわち心臓をペーシングするように設計されて いる。この要素は本発明の範囲を超えるものであるが、しかし、同日に出願され 、本明細書中で参照している上述したPCT特許明細書"Cardiac Output Enhanced Pacemaker"で詳細に説明されている。 第９図〜第３１図は、第８Ａ図、第８Ｂ図の要素の実行の詳細を示す回路図で ある。これらの図は、当業者が本発明を実行するためには十分であると考えられ る。これらの図の多様な局面を下記に詳細に示す。 第９Ａ図、第９Ｂ図、第９Ｃ図は、従来の8051タイプのマイクロコントローラ であることが好ましいマイクロコントローラＭＰＵ１に基づくメイン制御回路15 0を示すものである。該マイクロコントローラは、例えば印加する刺激パルスの パラメータをプログラムするために、通信インタフェースを介してユーザ命令を 受ける。マイクロコントローラは、ADO-AD7とマークされたデータバスを介して 回路網22の他の要素も制御する。 第１０Ａ図、第１０Ｂ図は、非励起刺激を駆動するために、上述したように患 者の身体から電極信号を受信してこれを処理し、トリガパルスを発生するＥＣＧ プロセッサ130の詳細を示すものである。ＥＣＧプロセッサ130はＥＣＧ増幅器15 ２、ＥＣＧ信号調整ユニット、Ａ／Ｄ変換機156、検出コントローラ158を備えて いる。ＥＣＧ増幅器152は第１１図に詳細に示されており、差動前置増幅器、プ ログラム可能な利得増幅器、帰線消去ユニットを備えている。第１２Ａ図、第１ ２Ｂ図に示す信号調整ユニット154は、クロック発生器の手段によって選択可能 なプログラム可能な高域および低域、ノッチフィルタを備え、また、ノッチフィ ルタをバイパスするアナログスイッチも備えている。Ａ／Ｄ変換機156は第１３ 図に示す。第１４Ａ図、第１４Ｂ図は、ＥＣＧ信号を分析してトリガパルスを発 生する別の8051タイプのマイクロコントローラＭＰＵ２を備えたコントローラ15 8を設けている。 第１５Ａ図、第１５Ｂ図、第１５Ｃ図は、非励起刺激パルスの２つのチャネル を発生する第１ＣＣＵ部140を示している。ＣＣＵ部140は２つの制御ユニット16 2、164、波形発生器166、168、電源ユニット170、174、波形セレクタ172を備え ている。第１６Ａ図、第１６Ｂ図は、２つの非励起チャネルの内の第１チャネル を駆動する波形発生器166の詳細を示し、第１９Ａ図、第１９Ｂ図は、発生器166 とかなり類似し、第２チャネルを駆動する波形発生器168を示す。第１７Ａ図、 第１７Ｂ図、第１７Ｃ図は、発生器166から波形を受信して測定する制御ユニッ ト162を示す。第２０Ａ図、第２０Ｂ図、第２０Ｃ図、第２０Ｄ図は制御ユニッ ト164を示しており、この内第２０Ａ図、第２０Ｂ図は、第１７Ａ図、第１７Ｂ 図のものと類似した波形測定回路を示す。第２０Ｃ図、第２０Ｄ図は、２つの刺 激チャネルから発生したパルスの関連遅延を制御するための回路を示す。第１８ 図、第２１図は、電源ユニット174、178各々の詳細を示し、第２２図は波セレク タ176を示す。 第２３図は、従来のペースメーカと類似した、所定の割合のペーシングパルス と、その間の関連遅延を発生するための２つのＣＣＵチャネル180、182を備えた 第２ＣＣＵ部142を設けている。第２４Ａ図、第２４Ｂ図、第２４Ｃ図はチャネ ル180の詳細を示すものである。第２５Ａ図、第２５Ｂ図は、チャンネル182の細 部を示し、チャンネル182はチャンネル180（図２２Ｂに図示）と同じスイッチと カウンタにより切り替えられる。 第２６図、第２７Ａ図、第２７Ｂ図、第２８図、第２９Ａ図、第２９Ｂ図は、 外部電源と接続した回路網22を作動する際に使用する分離回路の詳細を示す。第 ３０図電池充電回路を示す。第３１図、第３２図は前後のパネル接続を各々示す ものである。 上述した好ましい実施例のいくつかにおいて、例えば第１Ｂ図に示すように、 回路網22は埋込型ケース32に内臓されて示されており、また、第８図〜第３２図 に例証された回路網の特定の実行は、例えば、現在実行している本発明の最適な モードによる、第１Ａ図に示した制御ユニット27のような外部のベッドサイドケ ースに内臓されることが最適である。第８図〜第３２図の回路は、従来の、特に 現在埋込型ペースメーカに使用されている方法と電子装置を使って、埋込型ケー スに合うように変形および小型化できることが理解されるであろう。一方で、あ る情況下では、例えば骨屈折または手術からの回復期間のように、心拍出量を一 次的に規制する必要がある場合、このような外部のベッドサイドケースを使用し た非励起刺量規制の達成が最適である。 上述した好ましい実施例は例証の方法で引用され、本発明の全範囲は請求の範 囲によってのみ限定されることがわかるであろう。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，Ｌ Ｕ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ， ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，Ｓ Ｄ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ， ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＥ，Ｄ Ｋ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ ，ＧＨ，ＨＵ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ， ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，Ｌ Ｖ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ， ＳＫ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，Ｕ Ｇ，ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＷ (72)発明者 ミカ，ユヴァル イスラエル国 35567 ハイファ，ベト レチェム ストリート 49 (72)発明者 フェンスター，マイアー イスラエル国 49600 ペタッチ ティク ヴァ，ブランデ ストリート 61

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １． 患者の心臓の心拍出量を変更するための装置であり、 心臓活動に反応する信号を検知する、１つ以上のセンサと、 心筋セグメントに非励起刺激パルスを印加する１本以上の刺激電極を有する刺 激探針と、 前記１つ以上のセンサおよび刺激探針と接続しており、前記１つ以上のセンサ からの信号を受信し、この信号に応じて非励起刺激パルスを発生する信号発生回 路と、 を有することを特徴とする患者の心臓の心拍出量を変更するための装置。 ２． 前記信号発生回路が患者の身体外のユニットに内臓されていることを特徴 とする請求の範囲１に記載の装置。 ３． 前記信号発生回路が埋込型ケースに内臓されていることを特徴とする請求 の範囲１に記載の装置。 ４． 前記刺激パルスの使用により、心拍出量が増加することを特徴とする請求 の範囲１に記載の装置。 ５． 前記刺激パルスの使用により、心拍出量が減少することを特徴とする請求 の範囲１に記載の装置。 ６． 前記刺激パルスの使用により、心臓の収縮能力が増加することを特徴とす る請求の範囲１に記載の装置。 ７． 前記１つ以上のセンサが心内電極を有し、前記信号発生回路が前記刺激パ ルスを心臓の電気的活動と同期させることを特徴とする前述の請求の範囲のいず れか１項に記載の装置。 ８． 前記１つ以上のセンサが体表電極を有し、前記信号発生回路が前記刺激パ ルスをＥＣＧ信号と同期させることを特徴とする請求の範囲１〜６のいずれか１ 項に記載の装置。 ９． 前記信号発生回路が信号内の不規則を確認し、これに応じて前記刺激パル スを制御することを特徴とする請求の範囲１〜６のいずれか１項に記載の装置。 １０．前記信号発生回路が信号内のＱＴ間隔を検出し、これに応じて前記刺激パ ルスを制御することを特徴とする請求の範囲１〜６のいずれか１項に記載の装置 。 １１．前記信号発生回路が、電圧、電流、持続時間、時間遅延、波形、波形周波 数を有するパラメータのグループから前記刺激パルスの１つ以上のパラメータを 変更することを特徴とする請求の範囲１〜６のいずれか１項に記載の装置。 １２．前記信号発生回路が、前記非励起刺激パルスの後に、前記刺激パルスと対 向する極性の別のパルスを発生し、前記パルスが前記刺激探針によって心筋セグ メントに印加されることを特徴とする請求の範囲１〜６のいずれか１項に記載の 装置。 １３．前記１本以上の刺激電極が、少なくとも５mm²の範囲を有する心臓セグメ ントに対して前記刺激パルスを印加することを特徴とする請求の範囲１〜６のい ずれか１項に記載の装置。 １４．前記１本以上の刺激電極が、少なくとも１cm²の範囲を有する心臓セグメ ントに対して前記刺激パルスを印加することを特徴とする請求の範囲１３に記載 の装置。 １５．前記１本以上の刺激電極が、少なくとも４ｃｍ²の範囲を有する心臓セグ メントに対して前記刺激パルスを印加することを特徴とする請求の範囲１４に記 載の装置。 １６．前記信号発生回路が、前記刺激パルスが印加される前記心臓セグメントの 範囲を変更することを特徴とする請求の範囲１３に記載の装置。 １７．前記刺激探針が電極のネットを有することを特徴とする請求の範囲１〜６ のいずれか１項に記載の装置。 １８．前記ネット内の電極が指定可能であるため、前記刺激パルスが印加される 前記セグメントの程度が、前記ネット内の選択された電極を指定することによっ て制御されることを特徴とする請求の範囲１７に記載の装置。 １９．前記回路が、前記ネット内の個々の電極に対して、多様な異なる刺激パル スを印加することを特徴とする請求の範囲１７に記載の装置。 ２０．前記多様な異なる刺激パルスがパルスの時間シーケンスを有することを特 徴とする請求の範囲１９に記載の装置。 ２１．前記刺激探針が、少なくとも１本以上の刺激電極と共に心内電極を備えた ハイブリッド電極を有することを特徴とする請求の範囲７に記載の装置。 ２２．前記ハイブリッド電極が、少なくとも１本の前記刺激電極を含む環状部内 に封入された前記検知電極を含むコア部分を有することを特徴とする請求の範囲 ２１に記載の装置。 ２３．前記環状部分が炭素材料を有することを特徴とする請求の範囲２２に記載 の装置。 ２４．前記１本以上の刺激電極が、心臓の血管内に挿入される延長電極を有する ことを特徴とする請求の範囲１〜６のいずれか１項に記載の装置。 ２５．前記１本以上の刺激電極が様々な炭素を有することを特徴とする請求の範 囲１〜６のいずれか１項に記載の装置。 ２６．前記１本以上の刺激電極が熱分解炭素を有することを特徴とする請求の範 囲１〜６のいずれか１項に記載の装置。 ２７．前記１つ以上のセンサが、血流動態パラメータに応じて信号を発生する血 流動態センサを有することを特徴とする請求の範囲１〜６のいずれか１項に記載 の装置。 ２８．前記血流動態センサが血流に応じて信号を発生することを特徴とする請求 の範囲２７に記載の装置。 ２９．前記血流動態センサが血液の酸化に応じて信号を発生することを特徴とす る請求の範囲２７に記載の装置。 ３０．前記血流動態センサが温度に応じて信号を発生することを特徴とする請求 の範囲２７に記載の装置。 ３１．前記１つ以上のセンサが、心臓電気的活動を検知する電極を有することを 特徴とする請求の範囲２７に記載の装置。 ３２．少なくとも１つ以上のセンサからの信号を受信し、前記非励起刺激パルス を調整するために前記信号発生回路を制御する遠隔測定装置を有することを特徴 とする請求の範囲１〜６のいずれか１項に記載の装置。 ３３．心拍出量を変更するための方法であって、 １本以上の刺激電極を有する刺激探針の、患者の心臓への装着と、 患者の心筋活動に反応する少なくとも１つのセンサからの信号の受信と、 前記信号に応じた非励起刺激パルスの発生と、１本以上の電極の少なくとも１ 本への前記パルスの伝達と、 を有することを特徴とする心拍出量を変更するための方法。 ３４．前記信号の受信が、心臓内への検知電極の導入と、そこからの信号の受信 とを有し、前記刺激パルスの発生が、検知電極によって検知された電気的活動と 同期するパルスの発生を有することを特徴とする請求の範囲３３に記載の方法。 ３５．前記信号の受信が、電極の体表面への装着と、そこからの信号の受信とを 有し、前記刺激パルスの発生がＥＣＧ信号と同期するパルスの発生を有すること を特徴とする請求の範囲３３に記載の方法。 ３６．前記信号の受信が、１本以上の刺激電極の少なくとも１本からの信号の受 信を有することを特徴とする請求の範囲３３に記載の方法。 ３７．前記刺激パルスの発生が、前記信号に関連した所定の遅延を有するパルス の発生を有することを特徴とする請求の範囲３３〜３６のいずれか１項に記載の 方法。 ３８．前記刺激探針の装着が、複数の刺激電極を備えた探針の装着を有し、前記 パルスの発生および伝達が連続するパルスの発生と、連続するパルスの各々の前 記複数の刺激電極への印加とを有することを特徴とする請求の範囲３７に記載の 方法。 ３９．前記刺激パルスの発生および伝達が、前記少なくとも１つのセンサから受 信した信号の特性に基づいた、刺激パルスの選択的な発生および伝達を有するこ とを特徴とする請求の範囲３３〜３６のいずれか１項に記載の方法。 ４０．前記パルスの発生および伝達が、心拍数に依存する値の、しかし前記心拍 数と同等ではないパルスの発生および印加を有することを特徴とする請求の範囲 ３９に記載の方法。 ４１．前記パルスの発生および伝達が、心不整脈の検出と、これに応じたパルス の適用の調節とを有することを特徴とする請求の範囲３９に記載の方法。 ４２．前記パルスの発生および伝達が、前記信号内のＱＴ間隔の検出と、これに 応じたパルスの発生とを有することを特徴とする請求の範囲３９に記載の方法。 ４３．前記非励起刺激パルスの発生が、前記パルス電圧、電流、遅延、波形、波 形周波数を含む前記グループから選択された、前記パルスの１つ以上のパラメー タの変更を有することを特徴とする請求の範囲３３〜３６のいずれか１項に記載 の方法。 ４４．前記パルスが、基線パルスと、前記基線パルスよりも周波数がかなり高い 波形とを有し、前記波形が前記基線パルス上に重ね合わせられていることを特徴 とする請求の範囲３３〜３６のいずれか１項に記載の方法。 ４５．前記波形が方形波を有することを特徴とする請求の範囲４４に記載の方法 。 ４６．前記非励起刺激パルスの発生の後に、これと対向する極性を持つ別のパル スの発生および伝達を有することを特徴とする請求の範囲３３〜３６のいずれか １項に記載の方法。 ４７．前記非励起刺激パルスの印加が、前記刺激パルスが印加される心臓のセグ メントの範囲のある部分の大きさの変更を有することを特徴とする請求の範囲３ ３〜３６のいずれか１項に記載の方法。 ４８．前記大きさの変更が、心臓に埋め込まれた刺激電極のネットの選択的な指 定を有することを特徴とする請求の範囲４７に記載の方法。 ４９．前記刺激探針の装着が、心臓の複数の心房、心室への前記１本以上の刺激 電極の挿入を有することを特徴とする請求の範囲３３〜３６のいずれか１項に記 載の方法。 ５０．前記刺激探針の埋め込みが、心臓の血管内への少なくとも１本以上の刺激 電極の挿入を有することを特徴とする請求の範囲３３〜３６のいずれか１項に記 載の方法。 ５１．前記少なくとも１本の刺激電極の挿入が、冠状静脈洞内への前記電極の挿 入を有することを特徴とする請求の範囲５０に記載の方法。 ５２．前記信号の受信が、血流動態パラメータの検知を有することを特徴とする 請求の範囲３３〜３６のいずれか１項に記載の方法。 ５３．前記血流動態パラメータの検知が心拍出量の検知を有し、前記パルスの発 生が、前記心拍出量を増加させるために、前記信号に応じたパルスの変更を有す ることを特徴とする請求の範囲５２に記載の方法。 ５４．前記血流動態パラメータの検知が心拍出量の検知を有し、前記パルスの発 生が、前記心拍出量を減少させるために、前記信号に応じたパルスの変更を有す ることを特徴とする請求の範囲５２に記載の方法。 ５５．前記血流動態パラメータの検知が圧力の検知を有することを特徴とする請 求の範囲５２に記載の方法。 ５６．前記血流動態パラメータが流量の検知を有することを特徴とする請求の範 囲５２に記載の方法。 ５７．前記血流動態パラメータの検知が酸化の検知を有することを特徴とする請 求の範囲５２に記載の方法。 ５８．前記血流動態パラメータの検知が温度の検知を有することを特徴とする請 求の範囲５２に記載の方法。 ５９．前記パルスの発生および伝達が、１日の内の選択した時間におけるパルス の発生および伝達を有することを特徴とする請求の範囲３３〜３６のいずれか１ 項に記載の方法。 ６０．１日の内の選択した時間における前記パルスの発生および伝達が、患者が 起きている間、心拍出量を増加させるためのパルスの伝達を有することを特徴と する請求の範囲５９に記載の方法。 ６１．前記パルスの発生および伝達が、患者の心拍出量を増加させるパルスの発 生および伝達を有することを特徴とする請求の範囲３３〜３６のいずれか１項に 記載の方法。 ６２．前記パルスの発生および伝達が、患者の心拍出量を減少させるパルスの発 生および伝達を有することを特徴とする請求の範囲３３〜３６のいずれか１項に 記載の方法。 ６３．前記パルスの発生および伝達が、心臓の収縮能力を増加させるパルスの発 生および伝達を有することをことを特徴とする請求の範囲３３〜３６のいずれか １項に記載の方法。 ６４．前記パルスの伝達が、少なくとも５mm²の範囲を有する心臓セグメントへ のパルスの印加を有することを特徴とする請求の範囲３３〜３６のいずれか１項 に記載の方法。 ６５．前記パルスの印加が、少なくとも１cm²の範囲を有する心臓セグメントへ のパルスの印加を有することを特徴とする請求の範囲６４に記載の方法。 ６６．前記パルスの印加が、少なくとも４cm²の範囲を有する心臓セグメントへ のパルスの印加を有することを特徴とする請求の範囲６５に記載の方法。