KR19990077062A - 심장 제어 방법 및 시스템 - Google Patents

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KR19990077062A
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heart
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electric field
electrodes
delay
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슈로모 벤-하임
니심 다비쉬
마이어 펜스터
유발 미카
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니심 다비쉬
뉴 테크놀로지스(에스에이-와이에스와이) 리미티드
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Abstract

본 발명은 심장 근육 제어에 관한 것으로, 특히 무자극 전기적인 신호를 사용하여 심장 근육을 제어하는 심장 제어 방법 및 시스템에 관한 것이다.
본 발명에 의해 원위치에 심장 근육 셀들의 전기적 그리고/또는 역학적 활성화를 국부적으로 제어하는 방법을 제공하는데, 해당 제어는 심장 싸이클들 사이에서 변화되고 심장 근육 셀들의 구성 부분들의 반응의 파라메터들을 변화함으로써 충분한 수의 싸이클로 심장의 활성화를 제어한다. 그리고, 본 발명에 의해 심장에 대한 완전한 제어 시스템을 제공하는데, 심장 근육의 구성 부분을 가로질러 무자극 전기장 또는 전류를 적용하므로써 해당 구성 부분의 전기적 그리고/또는 역학적 활성화를 제어함에 있어 심장 비율을 제외한 각 파라메터들을 국부적으로 제어한다.
또한, 제어는 심장으로 자극 신호를 적용하는 페이스메이커에 연합하여 이루며, 부정맥과 섬유성 연축은 차폐부를 사용하며, 심장의 근육 덩어리는 전기장을 사용하여 재분배하며, 심장의 출력은 전기장이 적용되는 심장의 구성 부분의 크기를 변화함으로써 제어하며, 다양한 심장의 파라메터들은 고유의 심장 피이드백 메카니즘을 경유하여 제어하며, 단일 전기장은 심장의 큰 구성 부분으로 적용하고 심장의 다수 구성 부분들은 다른 무자극 전기장으로 각각 제어한다.

Description

심장 제어 방법 및 시스템
본 발명은 다음에 언급된 미국과 이스라엘 출원에 관련된 것인데, 해당 참고 문헌에 의해 여기에서 구체적으로 설명하고 있는 논의: 1996년 1월 11일에 출원된 제목 "심장의 전기역학"의 미국 가출원 제60/009,769호, 1996년 1월 8일에 출원된 제목 "심장의 전기역학"의 이스라엘 출원 제116,699호, 1996년 2월 5일에 출원된 제목 "전기적인 근육 제어기"의 미국 가출원 제60/011,177호, 1996년 9월 17일에 출원된 제목 "전기적인 근육 제어기"의 이스라엘 출원 제119,261호, 1996년 9월 16일에 출원된 제목 "전기적인 근육 제어기"의 미국 가출원 제60/026,392호 및 1996년 2월 1일에 출원된 제목 "심장의 전기역학"의 미국 특허 출원 제08/595,365호.
심장은 역학적인 활성화가 우심방에서 생성된 전기적인 자극에 의해 제어되고 전체 심장으로 지나가는 근육 펌프이다. 정상적인 심장에 있어서, 심장을 조정하는 전기적인 자극은 우심방 내에서 SA(Sino-Atrial) 노드에 배치하는 페이스메이커의 그룹에 활동 전위들로써 생긴다. 그런 후에 해당 활동 전위들은 우측과 좌측 심방 둘 다로 빠르게 확산한다. 해당 활동 전위가 비활성화된 근육 셀에 다다를 때, 해당 셀은 해당 활동 전위의 속도가 계속되므로써 복극화하고 신축한다. 그런 후에 해당 활동 전위가 심장의 전도 시스템에 들어가며, 짧은 지연 후에 심장의 좌측과 우측 심실을 통해 확산한다. 활성화 신호들은 접속된 근육 섬유들을 연속적으로 활성화함으로써 심장 내로 전달된다는 것을 알아야 한다. 각 심장 근육 셀은 짧은 지연 후와 그곳에 다다른 활성화 신호에 응하여 다음 셀을 자극하기 위한 새로운 활동 전위를 생성한다. 규칙적인 전기적인 전류들은 몸체 유동체들의 전해질 특성을 사용하여 심장 내에서 전도될 수 있으나, 심장 근육의 상대적으로 큰 저항으로 인해 해당 전도는 활성화 신호를 송신하도록 사용될 수 없다.
심장 심실의 근육 셀에 있어, 세포질 막을 가로지르는 여분 전위는 약 -90(mV)인데, 내부는 외부와 관련하여 음극으로 대전된다). 도 1A는 심장 싸이클 동안에 심실 심장 근육 셀의 막을 통해서 생기는 활동 전위를 나타낸 도면이다. 활성화 신호가 해당 셀의 말단부에 도달할 때, 전체 막이 보통 약 +20(mV)으로 복극화될 때까지 복극화 파형은 세포질 막을 따라서 빠르게 진행한다(도면의 '23' 표시 부분). 셀 막의 완전한 복극화는 약 몇 밀리 초인 매우 짧은 시간 내에 발생한다. 그런 후에 셀은 상기 복극화만큼은 빠르지 않지만 약 10(mV)으로 빠르게 복극화한다. 해당 빠른 복극화 후에, 셀은 하이 레벨(Plateau)로 불리는 약 200 ~ 300(msec)의 주기 상에서 약 20(mV)으로 천천히 분극화한다(도면의 '25' 표시 부분). 근육 신축이 발생하는 해당 하이 레벨 동안이다. 해당 하이 레벨의 말단부에서, 셀은 여분 전위(도면의 '21' 표시 부분)로 되돌아 빠르게 분극화한다(도면의 '27' 표시 부분). 다른 심장 근육 셀들은 다른 전기적인 특성을 가지는데, 특히 SA 노드 내에 있는 셀은 충분한 하이 레벨을 가지지 않고 심실 셀만큼 적은 여분 전위를 도달하지 않게 한다.
다음과 같은 논의에 있어, 활동 전위들과 이온적인 펌프들과 채널들을 제어하는 정확한 메카니즘들은 단지 부분적으로 알 수 밖에 없다는 점을 알아야 한다. 많은 이론들이 존재하고 전기장 안은 유동의 일정 상태이다.
전기적인 활성화는 셀 내에서 화학적인 활성화를 반영한다. 여분에서 복극화 전에, 셀 내측의 소듐 이온들의 농도는 셀 외측의 간질성의 유동체 내에서 농도의 약 1/10 정도이다. 칼륨(Potassium ) 이온들은 셀 내측보다 외측에 더 많이 농축된 일만 번(Times) 이상이다. 해당 농도의 차이는 소듐과 칼슘 이온들 밖과 칼륨 이온들 내 계속적으로 펌프하는 셀의 막 내에서 이온적인 펌프들과 다른 이온들로의 막의 선택적인 투과성에 의해 유지된다. 셀과 외부 환경 사이에 농도 차이의 결과는 상술한 바와 같은 약 90(mV)인, 셀 내측의 큰 음전위이다.
활동 전위에 의한 것과 같이 셀 막의 일부분이 복극화될 때, 복극화 파형은 해당 막을 따라서 확산한다. 해당 파형은 개방하기 위한 다수의 전압 입출력 소듐 채널들을 일으킨다. 해당 채널들을 통해 소듐의 유입은 음극에서 양극으로 해당 막의 전위를 빠르게 변화한다(도 1A의 '23' 표시 부분). 해당 전압은 보다 적은 음극이 되며, 해당 채널들은 폐쇄되기 시작하고 셀이 다시 복극화될 때까지 열리지 않는다. 해당 소듐 채널들은 재개방의 정확한 수행을 위하여 적어도 하나의 특정 값의 음의 전압에 있어야 한다는 점에 주의해야 한다. 그러므로, 해당 채널들은 셀이 충분히 분극화되기 전에 활성화 전위에 의해 개방될 수는 없다. 대부분의 셀들에 있어, 해당 소듐 채널은 개방하는 것보다 더 많이 점진적으로 폐쇄한다. 빠른 복극화 후에, 해당 막들은 빠른 분극화 처리 과정을 시작한다. 해당 소듐 채널들의 폐쇄가 중요한 요소로 나타나지만, 빠른 분극화의 메카니즘은 완전하게는 이해할 수 없다. 빠른 분극화의 짧은 위상에 따라서, 느린 분극화 기간의 상대적으로 긴 주기(200 ~ 300(msec))에 하이 레벨 단계(도 1A의 '25' 표시 부분)가 발생한다. 해당 소듐 채널들이 비활성화되므로, 하이 레벨 동안 셀 내에서 또다른 활동 전위를 초기화할 가능성이 있다고는 바라지 못한다. 두 개의 메카니즘들은 하이 레벨의 긴 기간, 칼슘 이온들의 유입 전류 및 칼륨 이온들의 유출 전류의 큰 원인으로 나타난다. 두 개의 전류 모두는 막을 가로질러 농도의 증감으로 흐른다. 최종 결과는 전류의 두 형태가 각각으로부터 전기적으로 감소한다는 것이다. 일반적으로, 칼륨과 칼슘의 흐름은 소듐의 흐름보다 느린 많은 시간을 가지는데, 하이 레벨이 그와 같이 긴 지속을 하는 이유이다. 어떤 이론에 의해, 칼륨 채널들은 활동 전위의 결과로 또한 개방하나, 칼륨 채널 개방의 가능성은 해당 전위에 의존한다. 그러므로, 많은 채널들은 셀의 복극화가 이루어지는 도중에 있거나 완료된 후에 단지 개방한다. 아마, 칼륨 채널들 중 적어도 어떤 것은 칼슘 이온들에 의해 활성화된다. 부가적으로, 칼륨 채널들 중 어떤 것은 막의 분극화에 의해 트리거(trigger)된다. 칼슘으로의 막 투과성은 빠른 복극화 동안(도 1A의 '23' 표시 부분)에 그것의 드롭(Drop)에 따라서 점차적으로 증가한다. 칼슘 채널들은 셀로 되돌아 소듐을 또한 전도하는데, 하이 레벨 기간을 연장하는 것을 돕는다.
정상 심장 활동 전위 동안 유입 칼슘 전류는 활동 전위 하이 레벨의 원인이 근육 셀들에서 직접 그리고/또는 간접적으로 신축성에 또한 연루한다. 칼슘 방출을 유발시킨 처리 기간의 칼슘에 있어서, 칼슘의 유입 전류는 아마 천골 원형질 망상 조직(Sacroplasmic Reticulum)을 저장하는 내부 세포질 칼슘 내에 저장된 칼슘 이온들의 방출을 유발한다. 망상 조직과 심장 근육 내 칼슘 채널 간의 물리적인 링크의 존재와 중요성은 불분명하다. 그러나, 칼슘의 유입이 보다 적은 유입으로 적용할 수 있는 총량에 관련하여 적합한 칼슘량을 감소하는 한, 해당 칼슘의 응답 곡선은 종 모양이다.
단일 셀에서 그리고 셀의 그룹에서, 시간은 분극화 처리 동안에 일부분적인 그리고 전체적인 자극성을 회복하기 위하여 셀들에 대해 필요하다. 셀들이 분극화하는 경우(도 1A의 '25'와 '27'의 표시 부분)에, 셀들이 새로운 활동 전위를 유발시키기 위하여 다시 자극할 수 없는 동안에 과도극화(Hyperpolarization)의 상태로 들어간다. 해당 상태는 저항 가능한 주기로 불리어진다. 해당 저항 가능한 주기는 두 부분으로 분할된다. 완전히 저항 가능한 주기 동안, 셀은 외부 자극들의 전압 레벨에 관련되지 않고는 외부 자극들에 의해 다시 흥분될 수 없다. 비교적 저항 가능한 주기 동안, 보통 자극 신호보다 더 큰 신호는 새로운 활동 전위를 유발시키기 위하여 셀을 일으키도록 요구되어진다. 저항 가능한 상태는 음전압에 의해 완전히 이루어지도록 요구하는 소듐 채널들에 의해 발생되며, 셀 막은 충분히 분극화되기까지 소듐 이온들의 흐름에 의해 복극화할 수 없다. 단 한번 셀은 여분 전위(도 1A의 '21' 표시 부분)로 되돌아오며, 셀은 다시 복극화된다.
전압 클램핑(Clamping)으로 불리는 실험적인 방법론(methodology)에 있어서, 전기적인 전위는 이온 채널, 이온적인 펌프 및 셀의 반은 상에 전압의 효과를 연구하기 위하여 셀 막의 적어도 일부분을 가로질러 유지된다.
막을 가로질러 양의 전위를 적용함에 의해 셀이 복극화 신호를 더 많이 감지한다는 것을 알아야 한다. SA 노드(심장의 자연적인 페이스메이커) 내에서 셀들과 같은 심장 내의 어떤 셀들은 약 -55(mV)의 여분 전위를 가진다. 결과적으로, 전압 입출력 소듐 채널들은 영구히 비활성화되며 복극화 단계(도 1A의 '23' 표시 부분)는 심실 셀들 내에서보다 더 느린데, 일반적으로 SA 노드 셀의 활동 전위는 도 1A에서 나타난 것과 다르다. 그러나, SA 노드 내에서 셀들은 붙받이의(built-in) 누출 전류를 가지는데, 주기적인 기본으로 셀의 자체 복극화를 일으킨다. 일반적으로, 셀의 전위가 몇 (msec)에 대해 약 -60(mV) 이하로 머무를 때, 전압 입출력 소듐 채널들은 차단된다는 것을 알 수 있다. 막을 가로질러 음의 전위를 적용하는 것은 복극화로 감지되지 않은 셀을 생성하고 셀 막을 또한 과도극화하는데, 전도 속도를 감소된다.
현대 심장학에 있어 심장의 활성화의 많은 파라메터들은 제어될 수 있다. 조제학은 전도 속도, 자극성, 신축성 및 심장에서 저항 가능한 주기들의 기간을 제어하는데 사용될 수 있다. 해당 조제학은 부정맥을 처리하는 것과 섬유성 연축을 막는데 사용된다. 특정 종류의 제어는 페이스메이커를 사용하여 성취될 수 있다. 페이스메이커는 심장의 전기적인 자극 시스템을 설치하기 위해 또는 전도 시스템의 차단된 부분을 바이패스(By-pass)하기 위해 전형적으로 주입되는 전기적인 장치이다. 어떤 형태의 페이스메이커 주입에 있어서, 심장의 전도 시스템의 부분들, 예로 AV(Atrial-Ventricle) 노드는 정확하게 운용하기 위하여 페이스메이커에 대한 배열에 제거되어야 한다.
또다른 형태의 심장 전기적인 장치는 세동 제거기(Defibrillator)이다. 많은 질병의 최종 결과로, 심장은 섬유성 연축에 더 감염되기 쉽게 되는데, 심장의 활성화는 충분히 랜덤(Random)하다. 세동 제거기는 해당 랜덤함을 감지하고 심장으로 하이 전압 임펄스(Impulse)를 적용함으로써 심장을 고쳐 놓는다.
조제학은 일반적으로 유효성에 한계가 있는데, 보통 상대적으로 적은 정밀도로 심장의 건강한 구성 부분들과 병든 구성 부분들 둘 다에게 영향을 미친다. 전기적인 페이스메이커는 더욱이 한계가 있는데, 침해적이고 일반적으로 심장 조직의 파손을 요구하고 보통 해당 효과들에 최적이 없다. 세동 제거기는 단 한가지의 한계점을 가진다. 세동 제거기의 동작은 환자에게 매우 고통이고 심장에 외상을 입힌다.
1995년 생물 의공학 협회(Biomedical Engineering Society)에 의해 공개된 볼륨(Vol.) 23, 812에서 821페이지까지 언급된 생물 의공학의 연대기(Annals)에서 라비 란잔(Ravi Ranjan)과 니티쉬 브이. 테이컬(Nitish V. Thakor) 저서인 "심장 근육 세포질의 전기적인 자극(Electrical Stimulation of Cardiac Myocytes)"에서 참고하여 여기에서 심장 근육 셀들로 전기장을 적용하는 몇 가지의 실험들에 관한 논의를 구체화한다. 해당 실험들은 전기적인 세동 제거에 관련한 이론들을 시험하기 위해 실행되는데, 각 셀은 전기장의 다른 세기와 다른 상대적인 방향에 나타난다. 해당 실험의 결과는 세동 제거 쇼크가 분극화 동안에 적용된다면 해당 분극화 시간은 연장된다는 것의 발견이었다. 부가적으로, 셀들이 바람직한 극화를 가진다. 심장 근육 셀들은 다른 것에서보다 하나에서 더 많이 불규칙적인 경향이 있다. 하이 전기장의 국부(local) "과열점(Hot Spots)"은 불규칙적으로 생성되고 복극화의 문턱이 첫 번째 도달되는 위치에 있으므로, 해당 "과열점"은 셀 내에 초기적인 복극화의 위치이다. 해당 이론은 또다른 결과를 또한 설명하는데, 불규칙성이 셀 말단부에 집중되어 있으므로, 셀들이 가로 방향에서보다 세로 방향에서 전기장을 더 많이 감지한다. 부가적으로, 셀들의 부정맥 불규칙성은 적용된 전기장의 바람직한 극성을 나타내는 결과를 설명한다.
골격 근육 셀의 전기적인 활성화는 복극화의 경우가 근육 섬유의 신축성을 유발하는데 있어 심장 셀의 것과 유사하다. 그러나, 골격 근육은 절연된 근육 덩어리로 분할되는데, 각각은 신경 셀을 생성하는 활동 전위에 의해 개별적으로 약화된다. 그러므로, 심장 근육 내에 있는 동안 활동 전위의 효과는 국부인데, 모든 근육 셀은 전기적으로 접속되어 있고 활동 전위는 활동 전위 생성의 단일 활동 중심(loci)으로부터 전체 심장에 전송된다. 부가적으로, 골격 근육의 활성화의 화학적인 국면은 심장 근육의 것과는 어떤 다른 것이 있다.
1991년 8월 볼륨(Vol.) 38, 번호 8, 769에서 776페이지까지 언급된 IEEE 업무 생물 의공학(Transactions Biomedical Engineering)에서 니콜라 난니니(Nicola Nannini)와 케네쓰 홀크(Kenneth Horch) 저서인 "내부 섬유속으로 이루어진 전극들로 근육 보충(Muscle Recruitment with Infrafascicular Electrodes)"에서 참고하여 여기에서 변화하는 수의 개수로 근육 섬유를 "보충함(Recruiting)"에 의해 골격 근육의 신축력을 변화하는 방법에 관한 논의를 구체화한다. 해당 보충함에 있어, 근육의 신축력은 자극에 의해 활성화되는 근육의 수에 의해 결정된다.
그러나, 신사이튬(Syncytium )과 같은 심장 근육 섬유 기능을 일반적으로 수용되며 모든 셀은 각 박동에서 신축한다. 그러므로, 보충에 대한 적합한 심장 근육 섬유는 없다. 예를 들어보면, 1991년 클루월 아카데믹(Kluwer Academic) 2장, 17페이지에서 언급된 도날드 엠. 벌스(Donald M. Bers) 저서인 "흥분성 신축 카플링과 신축력"에서 참고하여 여기에서 논의를 구체화한다. 해당 인용은 심장 근육 셀들에서 신축력이 최고치 칼슘에서의 변화에 의해 큰 부분에서 변화되는 것을 또한 설명한다.
1992년 4월 순환계 학술회(Circulation Research) 볼륨(Vol.) 70, 번호 4, 707에서 715페이지까지에서 언급된 스테펀 비. 크니슬레이(Stephen B. Knisley), 윌리엄 엠. 스미드(William M. Smith) 및 레이몬드 이. 이데켈(Raymond E. Ideker) 저서인 "토끼 심근에서 세포질 분극화에 전기장 자극의 효과"에서 참고하여 여기에서 토끼 심근에 전기장의 효과에 관한 논의를 구체화한다. 특히, 해당 인용은 세동 제거 쇼크의 결과로 활동 전위의 연장과 해당 효과가 부족하게 되는 세동 제거를 일으키는 방법들을 설명한다. 하나의 가설은 세동 제거가 다른 것들보다 적은 저항 가능성이 있는 자극하는 임의의 셀들에 의해 심장 셀에 영향을 미치고 복극화 시간을 효과적으로 증가하는 새로운 활동 전위를 생성하기 위하여 자극된 셀을 일으킨다는 것이다.
1991년 9월 순환계 학술회(Circulation Research) 볼륨(Vol.) 69, 번호 3, 842에서 856페이지까지에서 언급된 스테펀 엠. 딜론(Stephen M. Dillon) 저서인 "세동 제거 세기 쇼크가 복극화의 기간과 저항 가능한 주기를 연장하는 것을 보여주는 토끼 심장에서의 광학적인 기록"에서 참고하여 여기에서 세동 제거 쇼크의 결과로 저항 가능한 조직으로 생각되는 새로운 활동 전위의 발생에 의해 일으킨 것과 같은 연장된 분극화의 효과에 관한 논의를 구체화한다. 해당 인용은 전기적인 쇼크가 심장 근육 조직을 손상하지 않고 두 번째 활동 전위의 효과가 이전에 비활성화된 근육 섬유의 보충에서 기인되지 않은 것과 같은 실험적으로 또한 증명한다. 해당 인용에서 해당 쇼크가 세포질 막의 부분을 과도극화하고 이에 소듐 채널들을 재활성화하는 것을 가설한다. 해당 인용에서 설명된 실험들에 있어서, 칼슘 채널들의 활성화는 메톡시-베라파밀(Methoxy-verapamil)의 적용에 의해 차단된다.
1995년 8월 1일 순환계(Circulation) 볼륨(Vol.) 92, 번호 3, 587에서 594페이지까지에서 언급된 조한네스 플레쉬하우얼(Johannes Fleischhauer), 릴리 레만(Lilly Lehmann) 및 안드레 지. 클레벌(Andre G. Kleber) 저서인 "심실 심근 내에서 전달 속도와 외부 세포질 전기장의 결정으로 간질성 미세 혈관(Interstitial Microvascular)의 전기적인 저항"에서 참고하여 여기에서 심장 근육의 전기적인 전도 특성들에 관한 논의를 구체화한다.
1994년 생리학 미국 신문(American Journal of Physiology) 볼륨(Vol.) 267(심장 순환계 생리학, 볼륨(Vol.) 36), H694에서 H705페이지까지에서 언급된 아키히코 타니꾸찌(Akihiko Taniguchi), 준찌 토야마(Junji Toyama), 이추오 코다마(Itsuo Kodama), 타카푸미 안노(Takafumi Anno), 마사키 쉬라카와(Masaki Shirakawa) 및 쉬로 우슈(Shiro Usui) 저서인 "정상 심근 조직에서 세포질 활성화 시간과 최대 전압(Vmax)의 이질성(Inhomogeneity)"에서 참고하여 여기에서 전기적 강직성의 전류들과 활동 전위 상승 간의 다양한 상호 작용들에 관한 논의를 구체화한다.
1992년 9월 12일 광화학적인 광생물학의 신문 비(Journal of Photochemical Photobiology B) 볼륨(Vol.) 14, 번호 4, 337에서 341페이지까지에서 언급된 알. 루발트(R. Lubart), 에이취. 프리드만(H. Friedmann), 티. 레빈스할(T. Levinshal), 알. 라비(R. Lavie) 및 에이취. 브레이발트(H. Breitbart) 저서인 "황소 정자 셀(Bull Sperm Cells)에서 칼슘 운송 상의 발광 효과"에서 참고하여 여기에서 황소 정자 셀 상의 발광 효과에 관한 논의로, 레이저 발광이 해당 셀들에서 칼슘 운송을 증가하는 것에 관해 구체화한다. 예로, 미국 특허 제5,464,436호에서 설명된 바와 같이 해당 참고 문헌에 의해 여기에서의 논의를 구체화하는데, 저레벨 레이저 발광은 다른 형태의 셀에서 칼슘 운송에 영향을 미친다는 것을 또한 알 수 있다.
심장 근육 세포질에서 칼슘 운송에 영향을 미치기 위한 전자기의 방사의 능력은 문서로 잘 증명된다. 로기노브(Loginov VA)에서, 1992년 3월에서 4월 아비아코슴 에코로그 메드(Aviakosm Ekolog Med) 볼륨(Vol.) 26, 번호 2, 49에서 51페이지까지에서 언급된 "펄스 형태의 전자기장으로 노출된 구속된 죄(Restrained Rats)의 심근 근형질 망상 조직(Myocardial Sarcoplasmic Reticulum)에서 칼슘 이온들의 축적"에서 참고하여 여기에서 6과 24(밀리테슬라; mTesla) 사이의 1(Hz) 전기장에 노출된 쥐들에서의 실험에 관한 논의를 구체화한다. 한 달 후에, 칼슘 축적의 속도에서 33(%)의 감소는 관찰된다. 두 달 후에, 축적 속도는 적용 메카니즘으로 인하여 정상적으로 되돌아 온다.
쉬왈츠(Schwartz JL), 하우스(House DE) 및 밀링(Mealing GA)에서, 1990년 생물 전자기학(Bioelectromagnetics) 볼륨(Vol.) 11, 번호 4, 349에서 358페이지까지에서 언급된 "CW 또는 증폭 변환된 VHF 전기장으로 개구리 심장의 노출: 16(Hz)에서 칼슘 이온들의 선택적인 유출"에서 참고하여 여기에서 절연된 개구리 심장에서 칼슘 이온의 유출은 16(Hz)의 변환된 VHF 전자기장의 적용에 의해 18과 21(%) 사이로 증가되는 실험에 관한 논의를 구체화한다.
린드스트롬(Lindstrom E), 린드스트롬(Lindstrom P), 벌글런드(Berglund A), 런드그렌(Lundgren E) 및 밀드(Mild KH)에서, 1995년 생물 전자기학(Bioelectromagnetics) 볼륨(Vol.) 16, 번호 1, 41에서 47페이지까지에서 언급된 "가변 가능한 주파수들과 흐름 농도와 함께 매우 저주파수 자기장들로 노출 후 티이(T)-셀 라인에서 내부 세포질 칼슘 오실레이션"에서 참고하여 여기에서 5와 100(Hz) 사이의 주파수에서 그리고 티이-셀들에서 칼슘 이온 운송에 영향이 미친 0.04와 0.15(mTesla) 사이의 강도로 자기장들에서 실험에 관한 논의를 구체화한다.
로기노브(Loginov VA), 골바텐코바(Gorbatenkova NV) 및 클리모비츠키(Klimovitskii Vla)에서, 1991년 9월에서 10월 코슴 바이얼 어비어코슴 메드(Kosm Biol Aviakosm Med) 볼륨(Vol.) 25, 번호 5, 51에서 53페이지까지에서 언급된 "쥐 심근의 근형질 망상 조직에서 칼슘 이온 축적 상의 임펄스 전자기장의 효과"에서 참고하여 여기에서 근형질 망상 조직을 가로질러 칼슘 운송의 70(%) 억제를 발생시키는 1(msec)의 임펄스, 10(Hz)의 주파수 및 1(mTesla)에서 10(mTesla)까지의 전기장으로 100(분) 노출에서의 실험에 관한 논의를 구체화한다. 해당 효과는 Ca-ATPase의 직접 억제에 관련되어 있다고 가설된다.
저주파수 자기장들은 상술된 효과들을 가지지 않는다고 어떤 연구원들은 주장하고 있다는 사실을 알아야 한다. 예를 들어, 코울톤(Coulton LA) 및 발컬(Barker AT)에서, 1993년 3월 피스 메드 바이얼(Phys Med Biol) 볼륨(Vol.) 38, 번호 3, 347에서 360페이지까지에서 언급된 "자기장과 내부 세포질 칼슘: '사이클로트론 공진(Cyclotron Resonance)'에 대한 상태를 나타낸 임파구들(Lymphocytes) 상의 효과"에서 참고하여 여기에서 60(분)의 기간 동안 16과 50(Hz)에서 방사하도록 임파구들을 노출하게 되고 칼슘 농축에서 어떤 변화를 감지하는데 부족하게 되는 것에 관한 논의를 구체화한다.
퓨밀(Pumir A), 플라자(Plaza F) 및 크린스키(Krinsky VI)에서, 1994년 8월 22일 프록 알 속 론 비 바이얼 씨(Proc R Soc Lond B Biol Sci) 볼륨(Vol.) 257, 번호 1349, 129에서 134페이지까지에서 언급된 "심장 근육에서 파형들을 순환하는 제어: 전기장들의 효과의 분석"에서 참고하여 여기에서 심장 근육으로 외부 전기장의 적용은 몇 퍼센트에 의해 전도 속도에 영향을 미친다는 논의를 구체화한다. 해당 효과는 근육 셀들의 말단부의 과도극화와 셀의 다른 말단부의 복극화로 인한 것이다. 특히 외부적으로 적용된 전기장은 그것에 평행한 전달을 준다. 해당 인용에서 순환하는 파형들을 자극함으로써 부정맥을 처리하기 위한 전도 속도 상에 해당 효과를 사용하는 것을 제안하는데, 해당 순환하는 파형들은 무자극 조직에 옆으로 표류하고 제거하기 위하여 부정맥에 대해 전조이다.
1983년 4월 물리적 의학의 미국 신문(American Journal of Physical Medicine) 볼륨(Vol.) 62, 번호 2, 71에서 82페이지까지에서 언급된 엠 스블로모노우(M. Sblomonow), 이. 엘드레드(E. Eldred), 제이. 리맨(J. Lyman) 및 제이. 포스털(J. Foster) 저서인 "간접 고주파수 자극을 통한 권유 신축력의 제어"에서 참고하여 여기에서 근육으로 전기적 자극의 500(Hz) 펄스의 다양한 파라메터를 변환함으로써 골격근육 신축성을 제어하는 방법에 관한 논의를 구체화한다.
1995년 IEEE 출판사/CRC 출판사 82.4장, 1288페이지에서 언급된 에드. 조셉 디. 브론지노(ed. Joseph D. Bronzino) 저서인 "생물 의학 협회 핸드북(Biomedical Engineering Handbook)"에서 참고하여 심박 급속증(Tachycardia)를 막기 위하여, 정확하게 타이밍된 서브-문턱(subthreshold) 자극, 다중 위치에서 동시의 자극 및 심박 급속증 병소의 위치에서 상승된 에너지로 페이싱에 대한 사용에 관한 논의를 여기에서 구체화한다. 그러나, 해당 책에 쓰여진 시간에서 실제로 증명되는 방법들은 없다. 부가적으로 이중 위상의 세동 제거 계획은 설명되는데, 이중 위상의 세동 제거 계획은 위상이 변화할 때 보다 큰 전압 변화의 효력에 의해 또는 조직의 과도극화와 소듐 채널의 재활성화를 일으키는 이중 위상의 파형에 의해 보다 더 효과적이다는 이론이다.
1986년 2월 심장학의 미국 신문(American Journal of Cardiology) 볼륨(Vol.) 57, 번호 6, 381에서 386페이지까지에서 언급된 윈들(Windle JR), 밀리스(Miles WM), 지프스(Zipes DP) 및 프리스토우스키(Prystowsky EN)에서, "인간 심장 저항 가능성을 연장하는 서브-문턱 고려한 자극"에서 참고하여 여기에서 서브-문턱 자극은 이른 자극 이전에 적용되고 우심실 심장 조직의 저항 가능한 주기를 증가하는 메카니즘에 의해 이전 부정맥 효과를 가짐으로부터 이른 자극을 효과적으로 차단된다는 연구에 관한 논의를 구체화한다.
1992년 10월 심장학의 미국 대학 신문(Journal of the American Collage of Cardiology) 볼륨(Vol.) 20, 번호 4, 879에서 883페이지까지에서 언급된 프로머(Fromer M) 및 쉐나사(Shenasa M)에서, "AV 노드 재진입 심박 급속증의 종료에 대한 초고속 서브-문턱 자극"에서 참고하여 여기에서 서브-문턱 자극의 배열은 재진입 회로 부근 지역에 비동기적으로 적용되고 그러므로 인해 부정맥을 종료시킨다는 연구에 관한 논의를 구체화한다. 서브-문턱 자극은 전도 상에 억제와 촉진의 효과 둘 다를 가지는 것으로 설명된다. 부가적으로, 서브-문턱 자극은 더욱이 활동 전위를 일으키는 자극성의 문턱을 감소하는 것으로 설명된다.
1985년 7월 심장학의 미국 대학 신문(Journal of the American Collage of Cardiology) 볼륨(Vol.) 6, 번호 1, 133에서 140페이지까지에서 언급된 스케일(Skale B), 칼록(Kallok NJ), 프리스토우스키(Prystowsky EN), 질(Gill RM) 및 지프스(Zipes DP)에서, "서브-문턱 고려한 자극에 의한 이른 심실 외부 자극의 억제"에서 참고하여, 여기에서 1(msec) 기간 펄스들의 배열은 20(msec)의 단일 펄스보다 더 긴 152(msec)의 시간에 대한 응답을 지연하는 고주파수 배열로, 이전 자극에 응답이 억제된 이전 자극 이전에 2(msec) 심실에 적용된다는 동물 연구에 관한 논의를 구체화한다. 심실의 페이싱과 펄스 배열 간의 지연은 75(msec)이다. 그러나, 서브-문턱 자극은 이른 자극으로 동일한 위치로 전달될 때에 해당 효과를 가진다. 심박 급속증을 막거나 종료하기 위해 서브-문턱 자극을 사용하도록 제안되나, 기술의 공간적 한계로 인해 해당 제안은 제안된다.
1976년 5월 일본 심장 신문 볼륨(Vol.) 17, 번호 3, 35에서 325페이지까지에서 언급된 요코야마(Yokoyama M)에서, "서브-문턱 자극의 세기에 관련한 평균을 초월한 흥분의 위상"에서 참고하여, 여기에서 평균을 초월한 흥분 상에 서브-문턱 자극의 진폭을 변화하는 효과에 관한 논의를 구체화한다. 자극의 진폭이 증가될 때, 평균을 초월한 흥분 위상은 길이로 증가된다.
본 발명은 심장 근육 제어에 관한 것으로, 특히 무자극 전기신호를 사용하여 심장 근육을 제어하는 심장 제어 방법 및 시스템에 관한 것이다.
도 1A는 전형적인 심장 근육 활동 전위의 개요 그래프를 나타낸 도면.
도 1B는 전기장에서 심장 근육 셀의 개요 모델을 나타낸 도면.
도 2는 본 발명의 실시예에 따라 제어되는 구성 부분들을 가지는 심장을 나타낸 개요도.
도 3은 본 발명의 실시예에 따라 차페부의 사용을 설명하기 위해 다수개의 전도 경로를 가지는 우심방 조직의 구성 부분을 나타낸 개요도.
도 4A는 본 발명의 실시예에 따라 심장 근육의 구성 부분에 접속되어 있는 전기적 제어기를 나타낸 개요도.
도 4B는 본 발명의 다른 실시예에 따라 심장 근육의 구성 부분에 접속되어 있는 전기적 제어기를 나타낸 개요도.
도 5는 본 발명의 실시예에 대한 실행 가능성을 시험하기 위해 사용된 실험적 구성을 나타낸 개요도.
도 6A, 도 6B 및 도 6C는 다양한 실험 결과를 나타낸 그래프를 나타낸 도면.
도 7A는 본 발명의 실시예에 따라 심장 근육 섬유의 절연 부분에서의 실험 결과를 요약하고 신축력이 증가하면서 펄스를 적용함에 있어 지연의 영향을 나타낸 그래프를 나타낸 도면.
도 7B는 본 발명의 실시예에 따라 심장 근육 섬유의 절연 부분에서의 실험 결과를 요약하고 신축력이 증가하면서 펄스 지속의 영향을 나타낸 그래프를 나타낸 도면.
도 7C는 본 발명의 실시예에 따라 심장 근육 섬유의 절연 부분에서의 실험 결과를 요약하고 신축력이 증가하면서 펄스의 전류 강도의 영향을 나타낸 그래프를 나타낸 도면.
도 8A는 본 발명의 실시예에 따라 심장 박동율로써 제어 전류의 영향을 나타낸 그래프를 나타낸 도면.
도 8B는 본 발명의 실시예에 따라 다양한 형태의 심장 근육들에 있어 신축성 증대의 반복 가능성을 나타낸 그래프들의 시리이즈(Series)를 나타낸 도면.
도 9에서 도 18B까지는 본 발명의 실시예에 따라 제어되는 절연된 토끼 심장에 대한 실험들로부터 실험 결과를 나타낸 그래프들의 시리이즈를 나타낸 도면.
도 19에서 도 23까지는 본 발명의 실시예에 따라 제어되는 인바이보(In-vivo) 토끼 심장에 대한 실험들로부터 실험 결과를 각각 나타낸 그래프들의 시리이즈를 나타낸 도면.
* 도면의 주요부분에 대한 부호의 설명 *
20 : 셀 22, 24, 34, 36, 52, 54, 59, 68 : 전극
26 : 막 28 : 외부 세포질 유동체(Extra-cellular Fluid)
29A, 29B : 리이드(Lead) 30 : 심장
31 : 전력 공급기 32, 39, 50, 57 : 전기적 제어기
33 : 마이크로 프로세서
35, 37, 38, 40 : 구성 부분(Segment)
42,44 : 노드(Node) 46A ~ 46D : 경로
55 : 심장 구성 부분 56 : 근육 구성 부분
58 : 센서 60 : 근육
62 : 지지대 64 : 압력 변환기
70, 72 : CCU(Pulsed Constant Current Source)
74: 펄스 생성기 76 : 슬레이브 펄스 생성기
78 : 증폭기 80 : 플로터(Plotter)
본 발명의 어떤 국면에서의 목적은 원위치에 심장 근육 셀들의 전기적 그리고/또는 역학적 활성화를 국부적으로 제어하는 방법을 제공하는 것이다. 바람직하게는, 계속적인 제어는 적용된다. 다르게는, 불연속적인 제어는 적용된다. 또한 바람직하게는, 해당 제어는 심장 싸이클들 사이에서 변화된다. 전기적인 제어의 한가지 예로, 셀의 외측에 음의 전압을 적용함으로써 근육 섬유의 저항 가능한 주기를 짧게 하는 것이다. 활성화 신호가 세포질 막을 충분히 극화하는데 부족하는 한, 셀은 해당 셀의 외측에 충분한 양의 전압을 유지함에 의한 반응으로부터 총체적으로 또한 차단된다. 역학적인 제어의 한가지 예로, 신축의 세기와 신축의 기간을 증가 또는 감소하는 것을 포함한다. 이것은 셀을 가로질러 무자극 전압 전위를 적용함으로써 하이 레벨 그리고/또는 활동 전위를 연장 또는 짧게 성취할 수 있다. 신축의 세기에서의 증가는 근육 섬유들에 의해 달성된 최고치 신축력에서의 증가를 포함하거나, 개별적인 섬유들의 신축의 동기화에 의해 평균 신축력에서의 증가를 포함하거나, 최고치 세기의 타이밍을 변화하는 것을 포함한다.
본 발명의 어떤 국면들은 페이스메이커 운용과 세동 제거기 운용 둘 다와는 다르다는 것을 알아야 한다. 심장 신축에 세동 제거 전류의 분열적인 효과로 인해 많은 싸이클들 동안 전기장에 적용되는 것을 세동 제거기가 반복되지 않는 반면에, 페이스메이커는 많은 싸이클들 동안 흥분성 전기장을 발휘한다. 실제로, 세동 제거 전류의 주 효과는 저항 가능한 상태로 심장 조직의 뚜렷한 퍼센트를 나오게 함으로써 심장의 동기화를 리세팅하는 것이다. 또한, 세동 전류는 페이싱 전류보다 더 센 크기의 몇 가지 계수들이다. 본 발명의 실시예에 따른 특정 국면은 심장의 규칙적인 활성화는 분열적이 아니라 심장의 활성화는 심장 근육 셀들의 구성 부분들의 반응의 파라메터들을 변화함으로써 충분한 수의 싸이클로 제어된다는 것이다.
본 발명의 어떤 국면에 있어서, 심장은 본 발명의 실시예에 의해 제어되는 것에 더하여 인공적으로 페이싱되는데, 심장의 활성화 싸이클은 페이싱에 응하여 정상적이다. 예를 들어, 제어가 국부적으로 적용될 때, 심장의 여분의 활성화는 영향이 미치지 않는다.
본 발명의 어떤 국면에 있어서, 제어는 섬유성 연축의 발병 또는 다양한 형태의 부정맥 발병과 같은 보통이 아닌 심장의 경우로서 초기화된다. 그러나, 본 발명의 다른 국면에 있어서, 제어는 심실 섬유성 연축(VF)의 가능성을 감소하는 것 또는 관상 혈관 흐름을 증가하는 것과 같은, 심장에서 희망된 증가 또는 다른 긴 기간 효과들에 응하여 초기화된다.
세동 제거, 페이싱 및 본 발명의 어떤 실시예 사이의 또다른 차이점은 세동 제거와 페이싱은 전체 심장 또는 적어도 하나의 전체 방에 영향을 미치는 기술로서 적용되는데, 반면에 본 발명의 어떤 실시예는 예로, 아래에 설명할 차폐부(Fences)는 단지 국부 활성화에 영향을 미칠 목적으로 전체 방만큼 큰 심장의 국부 부분에 적용된다. 세동 제거와 본 발명의 어떤 실시예 사이의 더욱더 차이점은 심장 근육에 적용되는 에너지에 있다. 세동 제거에 있어, 전형적인 전기장 세기는 (상술한 "광학적인 기록~"에서, 저항 가능한 조직을 흥분하는데 충분한 세기이다고 믿는) 0.5(주울; Joule)인 반면에, 본 발명의 다양한 실시예에 있어, 적용된 전기장 세기는 저항 가능한 조직에서 활동 전위를 일으키지 않는다고 믿는 전기장 세기인 50과 500(마이크로-주울) 사이이다.
본 발명의 어떤 국면들의 다른 목적은 심장에 대한 완전한 제어 시스템을 제공하는 것인데, 그 중에서도 특히(Inter alia), 페이싱 비율, 저항 가능한 주기, 전도 속도 및 심장의 역학적인 힘을 제어하는 것을 포함한다. 심장 비율을 제외한 각 파라메터들은 국부적으로 제어되는데, 즉 각 파라메터는 심장 근육의 단 한 구성 부분에서 제어될 수 있다. 심장 비율도 특히 또다른 하나로부터 다양한 심장 구성 부분을 절연하는 차페부의 사용으로 국부적으로 제어되나, 대부분의 경우에서 이것은 심장의 펌핑 효용성에 불리하다는 것을 알아야 한다.
본 발명의 바람직한 실시예에서, 심장 근육의 구성 부분의 전기적 그리고/또는 역학적 활성화는 해당 구성 부분을 가로질러 무자극 전기장(전압) 또는 전류를 적용하므로써 제어된다. 무자극 신호는 변화하는 현재의 활동 전위를 일으키나, 페이스메이커에 의해 유발된 것과 같이, 전달하는 활동 전위를 일으키지는 않는다. 해당 활동 전위에서 변화들은 하이 레벨 기간의 연장, 저항 가능한 주기의 연장, 하이 레벨 후(Post-plateau) 분극화의 단축 및 활동 전위의 형태학에서의 다른 변화들을 포함한다. 그러나, 무자극 신호는 보다 이후의 활동 전위에 영향을 미치는데, 예로 전위를 지연하거나 발병을 촉진한다. 또다른 형태의 무자극 신호는 해당 무자극 신호가 적용되는 심장 근육 셀의 새로운 신축을 일으키지 않는 전압이다. 활성화 전위 생성은 잘못한 극화의 전압, 즉 셀 그리고/또는 둘러싼 셀들이 그것을 감지하지 않았을 때 적용된 전압을 적용함으로써 또는 새로운 활동 전위가 해당 주기 동안 생성될 정도로 셀을 극화하기에는 너무도 작은 전압의 진폭에 의해 막히게된다.
임의로, 해당 제어는 심장으로 자극 신호를 적용하는 페이스메이커에 연합하여 이루어진다. 본 발명의 바람직한 실시예에 있어서, 페이스메이커 또는 세동 제거기는 본 발명의 적어도 하나의 실시예에 따라 운용되는 제어기를 구체화한다. 페이스메이커와 제어기는 배터리, 마이크로 제어기 센서 및 전극들로 나눈다.
본 발명의 또다른 바람직한 실시예에 있어서, 부정맥과 섬유성 연축은 차폐부를 사용하여 처리된다. 차폐부는 전기장을 사용하여 일시적으로 비활성화되는 심장 근육의 구성 부분들이다. 예를 들어, 심장 섬유성 연축은 페이싱에 의해 SA 노드에서 AV 노드로 활성화 신호를 채널화함으로써 처리되어진다. 또다른 예로, 활성화의 단 하나의 경로가 전도하는 한, 섬유성 연축은 다수의 잘못된 활성화 신호들에서 페이싱함으로 약하게 된다. 또다른 예로, 또다른 예로, 심장의 단 하나의 구성 부분이 이르게 활성화되는 한, 심실 심박 급속증 또는 섬유성 연축은 전기장을 상용하고 심장의 정상 활성화 결과를 차례로 차폐부를 해제하여 절연된 구성 부분들로 심장을 분할함으로 처리된다.
본 발명의 또다른 바람직한 실시예에 있어서, 심장의 근육 덩어리는 전기장을 사용하여 재분배된다. 일반적으로, 심장 근육의 구성 부분 상에서 동작 부하를 변화하는 것은 시간으로 해당 구성 부분의 근육 덩어리를 변화하는 경향이 있는 적용 메카니즘을 활성화한다. 본 발명의 바람직한 실시예에 따라, 동작 부하를 변화하는 것은 적용된 전기장들을 사용하여 해당 구성 부분들의 활동 전위 하이 레벨 기간을 증가 또는 감소함으로써 성취되어진다. 다르게는 또는 부가적으로, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라, 동작 부하는 심장의 구성 부분의 활성화 시간 그리고/또는 그것의 활성화 결과를 변화함으로써 간접적으로 변화된다. 또한 다르게는 또는 부가적으로, 동작 부하는 심장의 구성 부분의 신축성을 직접 제어함으로써 간접적으로 변화된다.
본 발명의 또다른 바람직한 실시예에 있어서, 심장의 출력, 특히 좌심실 출력은 전기장이 적용되는 심장의 구성 부분의 크기를 변화함으로써 제어된다. 다르게는 또는 부가적으로, 전기장의 세기는 변화된다. 다르게는 또는 부가적으로, 펄스의 타이밍은 변화된다. 다르게는 또는 부가적으로, 펄스의 기간, 형태 또는 주파수는 변화된다. 출력에서의 증가는 최고치 흐름 비율, 흐름 볼륨, 평균 흐름 비율에서 증가를 포함하고 또한 몸체 기관들로 피의 전체 적용성을 개선하는 최고치 흐름의 발생에서의 변화와 같은 흐름 프로필(Profile)에서의 변화를 포함한다.
본 발명의 또다른 바람직한 실시예에 있어서, 발전된 심실 압력은 변환되는데, 바람직하게는 심장의 구성 부분, 바람직하게는 좌심실로 무자극 전기장을 적용하므로써 증가된다. 바람직하게는, 심장 출력에서 증가의 범위는 전기장이 적용된 심장의 구성 부분의 크기를 변화함으로써 제어된다. 다르게는 또는 부가적으로, 전기장의 세기는 변화된다. 다르게는 또는 부가적으로, 펄스의 타이밍은 변화된다. 다르게는 또는 부가적으로, 펄스의 기간은 변화된다. 다르게는 또는 부가적으로, 펄스의 파형은 변화된다. 다르게는 또는 부가적으로, 펄스의 주파수는 변화된다. 압력에서의 증가는 최고치 압력, 평균 압력에서 증가를 포함하고 또한 신축성을 개선하는 최고치 압력의 발생에서의 변화와 같은 압력 프로필에서의 변화를 포함한다.
본 발명의 또 다른 바람직한 실시예에 따라, 심장의 이후부하는 심장의 적어도 일부분으로 무자극 전기장을 적용함으로써 증가되는데, 관상 동맥에서의 흐름은 개선된다.
본 발명의 또다른 바람직한 실시예에 따라, 다양한 심장의 파라메터들은 고유의 심장 피이드백 메카니즘을 경유하여 제어된다. 하나의 예에서, 심장 비율은 심장의 SA 노드 부근 또는 심장의 페이스메이커 셀들로 무자극 전압을 적용함으로써 제어된다. 바람직하게는, 심장 비율은 무자극 전기장을 적용함으로써 증가된다.
본 발명의 또 다른 바람직한 실시예에 따라, 단일 전기장은 심장의 큰 구성 부분으로 적용된다. 바람직하게는, 전기장은 심장 수축의 시작 후에 시간 지연에서 적용된다. 바람직하게는, 무자극 전기장은 섬유성 연축을 감소하기 위하여 심장 수축의 반 이상이기 전에 멈추게 된다.
본 발명의 또 다른 바람직한 실시예에 따라, 심장의 다수 구성 부분들은 다른 무자극 전기장으로 각각 제어된다. 바람직하게는, 각 전기장은 신축의 초기화와 같은 다른 국부 파라메터들 또는 국부 활성화에 동기화된다. 본 발명의 또한 바람직한 실시예는 심장의 조직을 카운팅하는 것을 둔다. 심장 근육은 다른 근육 섬유 방향을 가지는 층들에서 위치된다. 본 발명의 해당 실시예에 있어서, 다른 전기장 방향 그리고/또는 극성은 근육 섬유들의 다른 방향에 대해 바람직하게 적용된다.
본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
적어도 5(%)로 증가되도록 신축력을 일으키는 상기 부분으로, 활성화 후에 지연에서 주어진 기간을 가지는 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 신축력은 적어도 10(%), 30(%) 또는 50(%)과 같은 보다 큰 퍼센트로 증가된다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
상기 부분으로, 활성화 후에 70(msec)보다 적은 지연에서 주어진 기간을 가지는 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
적어도 2(%)로 증가되도록 방에서 압력을 일으키는 상기 부분으로, 활성화 후에 지연에서 주어진 기간을 가지는 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 압력은 적어도 10(%) 또는 20(%)과 같은 보다 큰 양으로 증가된다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
상기 방이 흐름 볼륨을 가지고 해당 흐름 볼륨이 적어도 5(%)로 증가되며, 상기 부분으로, 활성화 후에 지연에서 주어진 기간을 가지는 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 흐름 볼륨은 적어도 10(%) 또는 20(%)과 같은 보다 큰 양으로 증가된다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
상기 방이 흐름 비율을 가지고 해당 흐름 볼륨이 적어도 5(%)로 증가되며, 상기 부분으로, 활성화 후에 지연에서 주어진 기간을 가지는 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 흐름 비율은 적어도 10(%) 또는 20(%)과 같은 보다 큰 양으로 증가된다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 적어도 101(msec)의 주어진 기간을 가지고 싸이클 길이보다 더 긴 영구적이 아닌 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 기간은 적어도 120(msec) 또는 150(msec)과 같은 보다 길다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
여기서, 상기 방 부분이 내측 표면과 외측 표면을 가지며, 상기 무자극 전기장이 해당 내측 표면과 외측 표면 사이에서 적용된다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
여기서, 상기 방 부분이 내측 표면과 외측 표면을 가지며, 상기 무자극 전기장이 해당 외측 표면을 따라서 적용된다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
여기서, 상기 방 부분이 내측 표면, 외측 표면 및 내부 근육(Intra-muscle) 부분을 가지며, 상기 무자극 전기장이 해당 표면들 중의 적어도 하나와 해당 내부 근육 부분 사이에서 적용된다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
여기서, 상기 무자극 전기장이 단일 전극과 주입된 장치의 덮개 사이에서 적용된다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
상기 심장 내측으로 전극 유동체를 사용하여, 활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
여기서, 상기 무자극 전기장이 적어도 2(cm) 떨어져 있는 적어도 두 개의 전극들을 사용하여 적용된다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어, 상기 전극들은 적어도 4(cm) 또는 9(cm) 떨어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
여기서, 상기 무자극 전기장이 하나는 상기 심장 방의 기본선에 있고 하나는 상기 심장 방의 정점에 있는 적어도 두 개의 전극들을 사용하여 적용된다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
여기서, 상기 무자극 전기장이 해당 적어도 세 개의 전극들을 사용하여 적용되며, 상기 무자극 전기장을 적용하는 과정은:
첫 번째 한 쌍의 적어도 세 개의 전극들을 대전하는 단계와;
그 다음에 두 번째의 적어도 세 개의 전극들을 대전하는 단계를 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 상기 실체에 외부적으로 위치된 적어도 두 개의 전극들을 사용하여 적용되고 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
여기서, 상기 무자극 전기장은 심장의 적어도 상기 부분 내에서 전기적 강장제의 전류들을 적어도 부분적으로 상쇄한다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
활성화 후에 지연에서, 두 개의 위치들 사이의 상기 부분으로, 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정과;
상기 두 개의 위치들 사이의 한 위치에서 활성화를 감지하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
활성화 후에 지연에서, 두 개의 위치들 사이의 상기 부분으로, 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정과;
상기 두 개의 위치들 중 하나에 일치하는 위치에서 활성화를 감지하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
활성화 후에 지연에서, 두 개의 위치들 사이의 상기 부분으로, 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정과;
한 위치에서 활성화를 감지하는 과정과;
감지된 활성화로부터 상기 부분의 활성화를 평가하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 감지하는 과정은 ECG 파라메터의 값을 감지하는 단계를 포함하며 상기 평가하는 과정은 상기 파라메터의 값에 관련된 지연 값에 기본으로 한 지연을 평가하는 단계를 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 위치가 상기 전기장이 적용된 상기 방에 있는 것보다 상기 심장의 다른 방에 있다.
바람직하게는, 상기 위치가 상기 부분의 상기 방 내에서 실질상으로 가장 빨리 활성화된 위치이다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정과;
상기 방의 두 번째 부분에 두 번째 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 제36항에 의한 방법은 상기 두 번째 무자극 전기장이 상기 무자극 전기장으로 동일한 심장 싸이클 내에서 적용된다.
바람직하게는, 각 부분은 해당 각 부분에 상기 전기장의 적용이 동기화되는 개별적인 활성화를 가진다.
바람직하게는, 상기 두 번째 무자극 전기장은 상기 무자극 전기장보다 상기 심장에서 다른 효과를 가진다.
바람직하게는, 상기 두 번째 무자극 전기장은 다른 심장 싸이클 동안에 적용된다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
상기 부분에서 활성화를 평가하는 과정과;
상기 평가된 활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정과;
적어도 어떤 연속성이 없는 다수의 보다 늦은 심장 박동들 동안에 상기 무자극 전기장의 적용을 반복하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 방법은 상기 반복된 적용 동안 상기 박동들이 거르는 때에 주파수를 점차적으로 감소하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
활성화 후에 지연에서, 범위를 가지는 상기 부분으로, 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정과;
박동들 사이에 상기 무자극 전기장이 적용되는 상기 부분의 범위를 변화하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
상기 활성화에 동시 작동되는 발광으로 상기 부분을 비추는 과정과;
1000 심장 싸이클보다 적은 주기 동안, 적어도 100 심장 싸이클에 상기 비추는 과정을 반복하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
상기 활성화에 동시 작동되는 무선 주파수 방사로 상기 부분을 비추는 과정과;
1000 심장 싸이클보다 적은 주기 동안, 적어도 100 심장 싸이클에 상기 비추는 과정을 반복하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
상기 활성화에 응하여, 상기 활성화 후 70(msec)보다 적은 시간을 포함하는 시간 주기 동안, 상기 부분의 근육 섬유들 내부에 칼슘 이온들의 적용성을 변환하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
상기 활성화에 응하여, 상기 활성화 후 70(msec)보다 적은 시간 주기 동안, 상기 부분의 근육 섬유들 내부에 칼슘 이온들의 운송 비율을 변환하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법은:
활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
상기 활성화에 동기하여 상기 부분에 카테콜아민(Catecholamine)들의 적용성을 변환하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장의 적어도 일부분의 활성화 프로필을 변환하는 방법은:
상기 부분의 활성화 프로필을 매핑하는 과정과;
상기 활성화 프로필 내에서 희망된 변화를 결정하는 과정과;
상기 희망된 변화를 성취하기 위해, 무자극성 전기장을 사용하여, 상기 부분의 부정맥이 아닌 구성 부분 내에서 전도 속도를 변환하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어서, 상기 희망된 변화는 AV 간격이고 상기 변환하는 과정은 반복된 적용 동안 상기 박동들이 거르는 때에 주파수를 점차적으로 감소하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어서, 상기 활성화는 상기 부분의 평균 활성화를 포함한다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어서, 상기 활성화는 가장 빠른 활성화를 포함한다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어서, 상기 활성화는 역학적인 활성화를 포함한다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어서, 상기 활성화는 전기적인 활성화를 포함한다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어서, 상기 부분은 다수의 서브-부분(Sub-portion)들을 포함하며, 해당 각 서브-부분들은 개별적인 활성화를 가지며, 전기장을 적용하는 과정은 해당 서브-부분들의 개별적인 활성화에 관련한 지연에서 해당 각 서브-부분으로 전기장을 적용하는 과정을 포함한다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어서, 무자극 전기장을 적용하는 과정은 상기 구성 부분을 통해 전기적인 전류를 조정하는 과정을 포함한다. 바람직하게는, 상기 전류는 20(mA)보다 작다. 본 발명의 어떤 실시예에 있어서, 상기 전류는 8, 5 및 3(mA)보다 작다. 바람직하게는, 상기 전류는 적어도 0.5(mA)이다. 본 발명의 어떤 실시예에 있어서, 상기 전류는 적어도 1(mA) 또는 3(mA)이다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어서, 상기 전기장은 10(msec)과 140(msec) 사이의 기간 동안에 적용된다. 본 발명의 다른 바람직한 실시예에 있어서, 상기 전기장은 30(msec)과 100(msec) 사이 또는 60(msec)과 90(msec) 사이의 기간 동안에 적용된다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어서, 상기 지연이 70(msec)보다 적다. 본 발명의 다른 바람직한 실시예에 있어서, 상기 지연이 40(msec), 20(msec), 5(msec) 또는 1(msec)보다 적다. 본 발명의 어떤 실시예에 있어서, 상기 지연이 실지로 영고 동일하다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어서, 상기 지연이 적어도 1(msec)이다. 본 발명의 다른 바람직한 실시예에 있어서, 상기 지연이 적어도 3, 7, 15 또는 30(msec)이다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어서, 상기 전기장은 지수 함수적인 형태의 일시적 외피를 가진다. 다르게는, 상기 전기장은 정방형, 삼각형, 경사진 형태 또는 이중 상의 일시적 외피를 가진다. 바람직하게는, 상기 전기장은 교류 전기장을 포함하며, 바람직하게는 사인 곡선 형태, 톱니 형태 또는 정방형 파형의 일시적 외피를 가진다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어서, 상기 방의 부분은 내측 표면과 외측 표면을 가지며, 상기 전기장은 해당 내측 표면을 따라서 적용된다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어서, 상기 방의 부분은 정상 전도 방향을 가지며, 상기 전기장은 해당 정상 전도 방향을 따라서 적용된다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어서, 상기 방의 부분은 정상 전도 방향을 가지며, 상기 전기장은 해당 정상 전도 방향에 수직으로 적용된다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어서, 상기 전기장은 적어도 두 개의 전극들 사이에서 적용된다. 바람직하게는, 상기 전기장들은 적어도 2(cm) 떨어져 있다. 본 발명의 어떤 실시예에 있어서, 상기 전기장들은 적어도 4(cm) 또는 9(cm) 떨어져 있다.
상기 방은 좌심실, 좌심방, 우심실 또는 우심방 중의 어떤 것이다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어서, 상기 방법은 상기 심장을 페이싱하는 과정을 포함한다. 바람직하게는, 상기 전기장을 적용하는 과정은 상기 페이싱에 동기화된다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어서, 상기 방법은 상기 페이싱을 기본으로 한 지연을 계산하는 과정을 포함한다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어서, 상기 방법은 한 위치에서 특정 활성화를 감지하는 과정을 포함한다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장의 적어도 일부분의 활성화 프로필을 변환하는 방법은:
상기 부분의 활성화 프로필을 매핑하는 과정과;
상기 활성화 프로필 내에서 희망된 변화를 결정하는 과정과;
상기 부분의 적어도 한 구성 부분은 재삽입 회로 부분 또는 상기 심장 내에서의 부정맥 병소가 아니며, 상기 희망된 변화를 성취하기 위해서, 해당 구성 부분의 활성화를 차단하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어서, 상기 차단된 구성 부분은 국소 빈혈의 구성 부분이다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장의 적어도 일부분의 활성화 프로필을 변환하는 방법은:
상기 부분의 활성화 프로필을 매핑하는 과정과;
상기 활성화 프로필 내에서 희망된 변화를 결정하는 과정과;
상기 부분의 적어도 한 구성 부분은 재삽입 회로 부분 또는 상기 심장 내에서의 부정맥 병소가 아니며, 상기 희망된 변화를 성취하기 위해서, 해당 구성 부분의 저항 가능한 주기를 변화하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장의 심장 비율을 변환하는 방법은:
상기 활성적인 자연적 페이스메이커 범위를 가지는 실체를 제공하는 과정과;
상기 범위에 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 전기장은 상기 범위의 활동 전위의 기간을 연장한다.
바람직하게는, 상기 방법은 우심방의 중요한 부분의 저항 가능한 주기를 연장하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 출력을 감소하는 방법은:
상기 심장에서 비정상 전도 경로의 부분이 아닌 상기 방의 적어도 일부분의 가장 빠른 활성화를 결정하는 과정과;
상기 부분에 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 전기장은 상기 부분의 활성화에 앞서 적용된다.
바람직하게는, 상기 전기장은 활성화 신호로 상기 부분의 반응을 감소한다.
바람직하게는, 상기 전기장은 활성화 신호로 상기 부분의 민감도를 감소한다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 출력을 감소하는 방법은:
상기 방의 적어도 일부분의 활성화와 상기 방의 적어도 일부분으로 전도 경로들을 결정하는 과정과;
국부적으로 적용된 무자극 전기장을 사용하여 상기 전도 경로들을 반전할 수 있게 차단하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 방의 출력을 감소하는 방법은:
상기 심장에서 비정상 전도 경로의 부분이 아닌 상기 방의 적어도 일부분의 활성화와 상기 방의 적어도 일부분으로 전도 경로를 결정하는 과정과;
국부적으로 적용된 무자극 전기장을 사용하여 상기 전도 경로에서 전도 속도를 반전할 수 있게 감소하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 외과 수술을 실행하는 방법은:
무자극 전기장을 사용하여 상기 심장의 적어도 일부분에 전기적인 활성화를 차단하는 과정과;
상기 부분에서 외과 수술 절차를 실행하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 외과 수술을 실행하는 방법은:
무자극 전기장을 사용하여 상기 심장의 적어도 일부분의 활성화 신호로 민감도를 감소하는 과정과;
상기 부분에서 외과 수술 절차를 실행하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장을 제어하는 방법은:
좌심실과 우심실이 있는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
다른 심실에 관련하여 상기 심실들 중 하나의 신축성을 선택적으로 반전할 수 있게 증가하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 선택적으로 반전할 수 있게 증가하는 과정은 상기 한 심실의 적어도 일부분으로 무자극 전기장을 적용하는 단계를 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장을 제어하는 방법은:
좌심실과 우심실이 있는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
다른 심실에 관련하여, 상기 심실들 중 하나의 신축성을 선택적으로 반전할 수 있게 감소하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 선택적으로 반전할 수 있게 감소하는 과정은 상기 한 심실의 적어도 일부분으로 무자극 전기장을 적용하는 단계를 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 비정상적으로 작은 자극 문턱으로 인해 부정맥을 유발하는 심장의 구성 부분을 처리하는 방법은:
상기 구성 부분을 확인하는 과정과;
상기 자극 문턱이 값의 정상 범위로 증가되는 한, 상기 구성 부분으로 민감도를 줄이는 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장의 적어도 일부분의 활성화 프로필을 변환하는 방법은:
상기 활성화 프로필에서 희망된 변화를 결정하는 과정과;
상기 희망된 변화를 성취하기 위하여 상기 심장의 다수 기다란 벽 부분들을 가로질러 활성화 신호들의 전도를 반전할 수 있게 차단하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 전도를 차단하는 과정은 심장의 부분에서, 외부 활성화로부터 절연된 다수의 구성 부분들을 생성한다. 바람직하게는, 상기 절연된 구성 부분들 중의 적어도 하나는 부정맥 병소를 포함한다. 바람직하게는, 상기 절연된 구성 부분들 중의 적어도 하나는 부정맥 병소를 포함하지 않는다.
바람직하게는, 상기 과정은 상기 다수의 절연된 구성 부분들 중 적어도 둘 각각을 개별적으로 페이싱하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 전도를 차단하는 과정은 비정상 경로들을 따라서 운송함으로부터 활성화 프론트를 제한한다.
바람직하게는, 상기 반전할 수 있게 차단하는 과정은 비정상적인 활성화 신호를 차단하기 위하여, 심장 싸이클에 동기화된 활성화 신호들의 전도를 차단하는 단계를 포함한다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어, 상기 반전할 수 있게 차단하는 과정은 정상적인 활성화 신호를 지나가게 하기 위하여, 심장 싸이클에 동기화된 활성화 신호들의 전도를 반전할 수 있게 차단하는 단계를 포함한다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장의 비정상적인 활성화를 처리하는 방법은:
비정상적인 활성화 상태를 검출하는 과정과;
상기 비정상적인 활성화 상태를 멈추기 위하여 제122항에서 제129항까지의 청구항 중의 하나에 의해 상기 심장의 활성화를 변환하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어, 상기 비정상적인 상태는 섬유성 연축이다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장을 제어하는 방법은:
심장 활성화의 적어도 하나의 파라메터에 대한 값들의 희망된 범위를 결정하는 과정과;
상기 희망된 범위 내에서 상기 파라메터를 유지하기 위하여 상기 심장 내에서 신축성의 적어도 국부적 힘을 제어하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 제어하는 과정은 심장 비율을 제어하는 단계를 포함한다.
바람직하게는, 상기 제어하는 과정은 국부 전도 속도를 제어하는 단계를 포함한다.
바람직하게는, 상기 파라메터는 10분보다 작은 시간 상수로 상기 제어에 응한다. 다르게는, 상기 파라메터는 하루 이상의 시간 상수로 상기 제어에 응한다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장을 제어하는 방법은:
심장 활성화의 적어도 하나의 파라메터에 대한 값들의 희망된 범위를 결정하는 과정과;
상기 희망된 범위 내에서 상기 파라메터를 유지하기 위하여 적어도 하나의 특성을 가지는 무자극 전기장을 사용하는 심장의 적어도 일부분을 제어하는 과정과;
상기 전기장으로 상기 심장의 반응에서 감소에 응하여 상기 적어도 하나의 특성을 변환하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 특성은 상기 전기장의 세기를 포함한다. 다르게는, 상기 특성은 상기 전기장의 기간, 상기 전기장의 주파수 또는 상기 전기장의 파형을 포함한다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 치료 안된 경색이 있는 심장을 가지는 환자를 처리하는 방법은 상기 경색이 안정될 때까지 상기 방법들 중의 하나를 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장을 가지는 환자를 처리하는 방법은:
상기 심장 내에서 치료 안된 경색을 가지는 환자를 제공하는 과정과;
상기 심장이 안정될 때까지 상기 방법들 중 하나를 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어, 무자극 전기장을 적용하는 과정은 3과 5000 심장 박동들 사이에 대한 무자극 전기장을 적용하는 단계를 포함한다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장을 제어하는 장치는:
상기 심장의 적어도 일부분을 가로질러 전기장을 적용하기 위하여 사용된 다수 개의 전극들과;
50,000 심장 싸이클보다 적은 주기 동안 적어도 100번에서 주어진 기간에 상기 전극들을 무자극 전기장으로 대전시키는 전력 공급기를 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 전극은 50,000 심장 싸이클보다 적은 주기 동안 적어도 1000번에서 대전된다. 상기 전극은 20,000 심장 싸이클보다 적은 주기 동안 적어도 1000번에서 또는 5,000 심장 싸이클보다 적은 주기 동안 적어도 1000번에서 대전된다.
바람직하게는, 상기 전기장은 1초 내에 10번보다 적게 적용된다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어, 상기 전력 공급기는 상기 주기 상에 적어도 2000번에 상기 전극들을 대전시킨다. 본 발명의 바람직한 실시예에 있어, 상기 전력 공급기는 상기 주기 상에 적어도 4000번에 상기 전극들을 대전시킨다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장을 제어하는 장치는:
상기 심장의 적어도 일부분을 가로질러 전기장을 적용하기 위하여 사용된 다수 개의 전극들과;
주어진 기간 동안, 상기 전극들을 무자극 전기장으로 대전시키는 전력 공급기를 포함하여 이루어져 있다.
여기서, 상기 전극들 중의 적어도 하나는 2(cm2)보다 큰 심장의 범위를 덮기 위해 적용된다.
바람직하게는, 상기 전극들 중 적어도 하나는 6 또는 9(cm2)보다 큰 심장의 범위를 덮기 위해 적용된다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장을 제어하는 장치는:
상기 심장의 적어도 일부분으로 전기장을 적용하기 위하여 사용된 적어도 하나의 단극 전극과;
상기 전극을 무자극 전기장으로 대전시키는 전력 공급기를 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 장치는 두 번째 전극으로 대전되도록 하는 하우징 수단을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장을 제어하는 장치는:
상기 심장의 적어도 일부분을 가로질러 전기장을 적용하기 위하여 사용된 다수 개의 전극들과;
주어진 기간 동안, 상기 전극들을 무자극 전기장으로 대전시키는 전력 공급기를 포함하여 이루어져 있다.
여기서, 상기 전극들 간의 거리가 적어도 2(cm)이다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어서, 상기 전극들 간의 거리가 적어도 4 또는 9(cm)이다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장을 제어하는 장치는:
상기 심장의 적어도 일부분을 가로질러 전기장을 적용하기 위하여 사용된 적어도 세 개의 전극들과;
주어진 기간 동안, 상기 전극들을 무자극 전기장으로 대전시키는 전력 공급기를 포함하여 이루어져 있다.
여기서, 상기 전극들은 두 개의 전극이 대전되어 있는 적어도 첫 번째 배열에서 그리고 해당 첫 번째 배열의 것과 일치하지 않는 두 개의 전극들이 대전되어 있는 두 번째 배열에서 선택적으로 대전시킬 수 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장을 제어하는 장치는:
상기 심장의 적어도 일부분을 가로질러 전기장을 적용하기 위하여 사용된 적어도 다수 개의 전극들과;
국부 활성화를 감지하는 센서와;
상기 감지된 국부 활성화에 응하여, 주어진 기간 동안, 상기 전극들을 무자극 전기장으로 대전시키는 전력 공급기를 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 센서는 상기 부분의 역학적인 활성화를 감지한다.
바람직하게는, 상기 센서는 상기 전극들 중 적어도 하나에서 상기 국부 활성화를 감지하기 위하여 적용된다.
바람직하게는, 상기 센서는 상기 우심방에서 상기 국부 활성화를 감지하기 위하여 적용된다.
바람직하게는, 상기 센서는 상기 전극들 사이에서 상기 국부 활성화를 감지하기 위하여 적용된다.
바람직하게는, 상기 센서는 상기 부분을 포함하는 심장의 방 내에서 가장 빠른 활성화를 감지하며 상기 전력 공급기는 해당 가장 빠른 활성화에 응하여 대전을 타이밍한다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장을 제어하는 장치는:
상기 심장의 적어도 일부분의 기다란 구성 부분을 가로질러 전기장을 적용하기 위하여 사용된 전극들과;
상기 전극들을 무자극 전기장으로 대전시키는 전력 공급기를 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 전극들은 적어도 1(cm) 길이의 기다란 전극들이다. 본 발명의 바람직한 실시예에 있어, 상기 기다란 구성 부분들은 적어도 2 또는 4(cm) 길이이다. 바람직하게는, 상기 기다란 구성 부분들은 0.3(cm)보다 적은 너비이다. 본 발명의 바람직한 실시예에 있어, 상기 기다란 구성 부분들은 0.5, 1 또는 2(cm)보다 적은 너비이다.
바람직하게는, 상기 전력 공급기는 5000 심장 싸이클보다 작은 주기 상에 적어도 1000번에서, 적어도 20(msec)의 주어진 기간 동안 상기 전극들을 대전시킨다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어, 상기 기다란 구성 부분들은 상기 심장에서 적어도 두 개의 전기적으로 절연된 구성 부분들 내로 상기 심장을 분할한다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장을 제어하는 장치는:
상기 심장의 적어도 일부분을 가로질러 전기장을 적용하기 위하여 사용된 다수 개의 전극들과;
상기 부분에서 한 위치에 활성화를 결정하는 회로와;
주어진 기간 동안, 상기 전극들을 무자극 전기장으로 대전시키는 전력 공급기를 포함하여 이루어져 있다.
여기서, 상기 전력 공급기는 상기 결정된 활성화에 응하여 상기 전극들을 대전시킨다.
바람직하게는, 상기 전기장은 상기 전극들 중 하나에서 활성화 후에 바람직하게는 70(msec)보다 작은 주어진 지연에 적용된다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어, 상기 전기장은 상기 전극들 중 하나에서 활성화 전에 적용된다. 본 발명의 다양한 바람직한 실시예에 있어, 상기 전기장은 상기 활성화 전에 30(msec), 50(msec) 또는 80(msec)보다 많이 적용된다.
바람직하게는, 상기 회로는 상기 활성화를 감지하는 활성화 센서를 포함한다. 다르게는 또는 부가적으로, 상기 활성화는 계산되는데, 상기 부분을 포함하는 방으로부터 다른 심장의 방에서 활성화를 기본으로 하여 계산된다.
바람직하게는, 상기 장치는 감지된 ECG의 적어도 한 파라메터 값에 연관된 지연 시간을 계산하는데 사용되는 값들을 저장하는 메모리를 포함하여 이루어져 있다. 바람직하게는, 상기 파라메터는 심장 비율을 포함한다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장을 제어하는 장치는:
상기 심장의 적어도 일부분을 가로질러 전기장을 적용하기 위하여 사용된 적어도 다수 개의 전극들과;
주어진 기간 동안, 상기 전극들을 무자극 전기장으로 대전시키는 전력 공급기와;
심장 활성화의 파라메터를 측정하는 센서와;
값들의 범위 내에서 상기 파라메터를 유지하기 위하여 상기 전극들의 대전을 제어하는 제어기를 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 장치는 상기 심장 내에서 전기적인 활성화의 맵을 저장하는 메모리를 포함하되, 상기 제어기는 희망된 대전을 결정하기 위하여 해당 맵을 사용한다.
바람직하게는, 상기 장치는 상기 심장 내에서 전기적인 활성화의 모델을 저장하는 메모리를 포함하되, 상기 제어기는 희망된 대전을 결정하기 위하여 해당 모델을 사용한다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장을 제어하는 장치는:
상기 심장의 적어도 일부분을 가로질러 전기장을 적용하기 위하여 사용된 적어도 다수 개의 전극들과;
주어진 기간 동안, 상기 전극들을 무자극 전기장으로 대전시키는 전력 공급기와;
상기 전극들의 대전으로 상기 심장의 반응을 측정하는 제어기를 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 제어기는 상기 측정된 반응을 기본으로 하여 상기 대전을 변화한다.
바람직하게는, 상기 장치는 상기 측정된 반응을 저장하는 메모리를 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장을 제어하는 장치는:
상기 심장의 적어도 일부분을 가로질러 전기장을 적용하기 위하여 사용된 적어도 다수 개의 전극들과;
주어진 기간 동안, 상기 전극들을 무자극 전기장으로 대전시키는 전력 공급기와;
상기 심장을 페이싱하는 페이스메이커를 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 페이스메이커와 나머지 구성 부분은 공동 하우징 내에 포함된다.
바람직하게는, 상기 페이스메이커와 나머지 구성 부분은 공동 자극 전극들을 이용한다. 바람직하게는, 상기 페이스메이커와 나머지 구성 부분은 공동 전력 공급기를 이용한다.
바람직하게는, 상기 무자극 전기장은 상기 페이스메이커에 동기화된다.
바람직하게는, 상기 전극들은 페이싱 전기장과 무자극 전기장을 연합한 단일 펄스를 사용하여 대전된다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장을 제어하는 장치는:
상기 심장의 적어도 일부분을 가로질러 전기장을 적용하기 위하여 사용된 적어도 다수 개의 전극들과;
주어진 기간 동안, 상기 전극들을 무자극 전기장으로 대전시키는 전력 공급기를 포함하여 이루어져 있다.
여기서, 상기 전극들 중 적어도 하나는 도뇨관 위에 설치된다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장을 제어하는 장치는:
적어도 하나는 도뇨관 위에 설치되며, 상기 심장의 적어도 일부분을 가로질러 전기장을 적용하기 위하여 사용된 적어도 다수 개의 전극들과;
주어진 기간 동안, 상기 전극들을 무자극 전기장으로 대전시키는 전력 공급기를 포함하여 이루어져 있다.
여기서, 상기 전극들은 몸체로 외부적으로 적용되도록 사용된다.
바람직하게는, 상기 장치는 외부적인 페이스메이커를 포함한다.
바람직하게는, 상기 장치는 상기 전극의 대전이 동기화되도록, ECG 센서를 포함한다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어, 상기 기간은 적어도 20(msec)이다. 본 발명의 다른 바람직한 실시예에 있어, 상기 기간은 적어도 40, 80 또는 120(msec)이다.
본 발명의 바람직한 실시예에 있어, 전류는 상기 전극들 사이 상기 부분을 통해 나오게 된다.
바람직하게는, 상기 장치는 상기 전력 공급기에 의해 대전되고 상기 심장의 두 번째 부분을 가로질러 무자극 전기장을 적용하기 위하여 사용되는 적어도 또다른 두 개의 전극들을 포함한다. 바람직하게는, 해당 장치는 해당 장치 내에 있는 모든 전극의 대전을 조정하는 하나의 제어기를 포함한다.
바람직하게는, 상기 전극들의 최대 전류는 20(mA)보다 작다. 어떤 실시예에 있어서는 상기 전극들의 최대 전류가 10, 5 또는 2(mA)보다 작다.
본 발명의 실시예에 있어서 상기 전극들은 심장과 충분히 접촉할 수 있도록 적용된다.
바람직하게는, 전기장(Electric Field)은 지수형, 삼각형 또는 정방형의 파형을 가진다. 해당 전기장은 단극 또는 쌍극이다. 해당 전기장은 일정한 세기를 가진다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 광학 제어 장치는:
최소 1000의 심장 싸이클을 위해서, 5000 싸이클(Cycle)보다 작은 주기로 빛의 펄스를 생성하는 적어도 하나의 이식 가능 발광 요소(Implantable Light Source)와;
심장 위에서 상기 이식 가능 발광 요소로부터 적어도 하나의 위치까지 빛의 무해 세기를 제공하는 적어도 하나의 웨이브 가이드(Wave Guide)를 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 적어도 하나의 이식 가능 발광 요소는 심장 위의 다른 위치에 각각 부착된 다수 개의 발광 요소를 포함한다.
바람직하게는, 상기 웨이브 가이드는 광학 섬유이다.
바람직하게는, 상기 발광 요소는 단색 발광 요소를 포함한다.
본 발명의 실시예에 따른 심장 광학 제어 장치는 심장 적어도 일부분의 활성화를 감지하는 센서(Sensor)를 포함하는데, 여기서 상기 발광 요소는 해당 감지된 활성화에 동기하여 펄스화된 빛을 제공한다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장 구비 실체에 대한 프로그램 가능 제어기를 프로그래밍하는 방법은:
무자극 전기장을 사용하는 심장을 제어하는데 적합한 펄스 파라메터(Pulse Parameter)들을 결정하는 과정과;
상기 펄스 파라메터들로 상기 프로그램 가능 제어기를 프로그래밍하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 펄스 파라메터들을 결정하는 과정은 심장 활동에 관련된 펄스의 타이밍(Timing)을 결정하는 단계를 포함한다.
바람직하게는, 상기 심장 활동은 국부 활성화(Local Activation)이다.
바람직하게는, 상기 타이밍을 결정하는 단계는 심장에 섬유성 연축을 유발시키지 않는 타이밍을 결정하는 단계를 포함한다.
바람직하게는, 상기 타이밍을 결정하는 단계는 심장에 부정맥(Arrhythmia)을 유발시키지 않는 타이밍을 결정하는 단계를 포함한다.
바람직하게는, 상기 타이밍을 결정하는 단계는 심장의 활성화 프로필(Activation Profile)의 맵(Map)을 기본으로 타이밍을 결정하는 단계를 포함한다.
바람직하게는, 상기 타이밍을 결정하는 단계는 감지된 활성화에 관련하여 지연 시간을 계산하는 단계를 포함한다.
바람직하게는, 상기 심장을 제어하는 과정은 심장의 신축성을 변환하는 단계를 포함한다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 무자극 전기장을 사용하는 심장을 제어하기 위한 적어도 두 개의 개별적인 전극들의 최적 배치를 결정하는 방법은:
심장의 적어도 일부분의 활성화 프로필을 결정하는 과정과;
상기 활성화 프로필을 기본으로 상기 일부분 내에 상기 전극들의 최적 배치를 결정하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 방법은 상기 전극들의 최적 배치에 관련하여 활성화 센서(Activation Sensor)에 대한 최적 위치를 결정하는 단계를 포함한다.
바람직하게는, 상기 심장을 제어하는 과정은 심장의 신축성을 변환하는 단계를 포함한다.
바람직하게는, 상기 심장을 제어하는 과정은 심장에 기다란 부전도 부분들을 생성하는 단계를 포함한다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장에 대해 무자극적인 반복 가능하게 적용된 펄스에 대한 타이밍 파라메터를 결정하는 방법은:
첫 번째 지연을 사용하는 무자극 펄스를 적용하는 과정과;
상기 무자극 펄스가 심장에 비정상의 활성화 프로필을 유발시키는지를 결정하는 과정과;
상기 무자극 펄스가 심장에 비정상의 활성화 프로필을 유발시키지 않았다면, 첫 번째 지연보다 짧은 두 번째 지연을 사용하는 무자극 펄스를 적용하는 것을 반복하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장에 대해 무자극적인 반복 가능하게 적용된 펄스에 대한 타이밍 파라메터를 결정하는 방법은:
첫 번째 지연을 사용하는 무자극 펄스를 적용하는 과정과;
상기 무자극 펄스가 심장에 비정상의 활성화 프로필을 유발시키는지를 결정하는 과정과;
상기 무자극 펄스가 심장에 비정상의 활성화 프로필을 유발시키지 않았다면, 첫 번째 지연보다 긴 두 번째 지연을 사용하는 무자극 펄스를 적용하는 것을 반복하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 심장에 대한 프로그램 가능 제어기를 프로그래밍하는 방법은:
다수의 무자극 전기장 연속물을 사용하는 심장을 제어하는 과정과;
각각의 연속물에서 심장의 반응을 결정하는 과정과;
상기 무자극 전기장 연속물에서 심장의 반응에 응하는 제어기를 프로그래밍하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 간질병 발작을 제어하는 방법은:
뇌 조직 내에서 간질병 발작을 겸출하는 과정과;
상기 뇌 조직 내에 신호의 전도를 감쇠하기 위해 상기 뇌 조직에서 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 말초 신경 내의 신경 과민 신호들을 제어하는 방법은:
임의의 말초 신경을 선택하는 과정과;
상기 말초 신경 내에서 신경 과민 신호의 전도를 감쇠하기 위해 상기 말초 신경으로 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 방을 가지는 심장을 제어하는 방법은:
심방의 제1부분의 수축력이 감소되도록 해당 제1부분에 무자극 전기장을 적용하는 과정과;
심방의 제2부분의 수축력이 증가되도록 해당 제2부분에 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다. 심장의 박동. 다르게는 또는 부가적으로, 지연은 적어도 0.5 또는 1(msec), 임의로 3(msec), 7(msec) 또는 30(msec)이다.
또한, 본 발명의 실시예에 따라 제공되는 심장을 제어하는 방법은 심장 활동의 적어도 하나의 파라메터에 대한 값의 희망 범위를 결정하는 과정과, 해당 희망 범위 내에서 해당 파라메터를 유지하기 위해 심장에 적어도 하나의 국부 신축성과 하나의 국부 전도 속도를 제어하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
바람직하게는, 상기 파라메터는 10분보다 작은 시간 상수(Time Constant)에 의한 제어에 반응하거나, 상기 파라메터는 10분과 6시간 사이의 시간 상수, 6시간과 하루 사이의 시간 상수, 하루와 일주일 사이의 시간 상수, 일주일과 한 달 사이의 시간 상수, 또는 한 달 이상의 시간 상수에 의한 제어에 반응한다.
또한, 본 발명의 실시예에 따라 제공되는 심장을 제어하는 방법은 심장 활동의 적어도 하나의 파라메터에 대한 값의 희망 범위를 결정하는 과정과, 해당 희망 범위 내에서 해당 파라메터를 유지하기 위해 적어도 하나의 지표를 가지는 무자극 전기장를 사용하는 심장의 적어도 일부분을 제어하는 과정과, 해당 무자극 전기장에서 심장의 반응력 감소에 응하여 적어도 하나의 지표를 변환하는 과정을 포함하여 이루어져 있다. 바람직하게는, 해당 지표는 해당 무자극 전기장의 세기이다. 다르게는 또는 부가적으로, 해당 지표는 하나 또는 그 이상의 해당 무자극 전기장, 타이밍, 파형 및 주파수의 지속 기간이다.
본 발명의 또다른 실시예에 따른 장치는 심장 활동의 파라메터를 감지하는 센서와, 임의의 범위 내에서 해당 파라메터를 유지하기 위해 전극들의 대전을 제어하는 제어기를 포함하여 이루어져 있다. 바람직하게는, 해당 장치는 심장 내 전기적 활동의 맵을 저장하는 메모리를 포함하여 이루어져 있는데, 여기서 제어기는 희망 대전을 결정하기 위해 해당 맵을 사용한다. 다르게는 또는 부가적으로, 해당 장치는 심장 내 전기적 활동의 모델을 저장하는 메모리를 포함하여 이루어져 있는데, 여기서 제어기는 희망 대전을 결정하기 위해 해당 모델을 사용한다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에 따라 제공되는데, 간질병 발작을 제어하는 방법은 뇌 조직에서 간질병 발작을 검출하는 과정과, 해당 뇌 조직 내의 신호 전도를 감쇠하기 위해 해당 뇌 조직에 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어져 있다.
실시예의 상세한 설명과 이하 첨부된 도면을 참고하면 본 발명을 분명하게 이해할 수 있다.
도 1A는 전형적인 심장 근육 활동 전위의 개요 그래프를 나타낸 도면이다.
도 1B는 전기장에서 심장 근육 셀의 개요 모델을 나타낸 도면이다.
도 2는 본 발명의 실시예에 따라 제어되는 구성 부분들을 가지는 심장을 나타낸 개요도이다.
도 3은 본 발명의 실시예에 따라 차페부의 사용을 설명하기 위해 다수개의 전도 경로를 가지는 우심방 조직의 구성 부분을 나타낸 개요도이다.
도 4A는 본 발명의 실시예에 따라 심장 근육의 구성 부분에 접속되어 있는 전기적 제어기를 나타낸 개요도이다.
도 4B는 본 발명의 다른 실시예에 따라 심장 근육의 구성 부분에 접속되어 있는 전기적 제어기를 나타낸 개요도이다.
도 5는 본 발명의 실시예에 대한 실행 가능성을 시험하기 위해 사용된 실험적 구성을 나타낸 개요도이다.
도 6A, 도 6B 및 도 6C는 다양한 실험 결과를 나타낸 그래프이다.
도 7A는 본 발명의 실시예에 따라 심장 근육 섬유의 절연 부분에서의 실험 결과를 요약하고 신축력이 증가하면서 펄스를 적용함에 있어 지연의 영향을 나타낸 그래프이다.
도 7B는 본 발명의 실시예에 따라 심장 근육 섬유의 절연 부분에서의 실험 결과를 요약하고 신축력이 증가하면서 펄스 지속의 영향을 나타낸 그래프이다.
도 7C는 본 발명의 실시예에 따라 심장 근육 섬유의 절연 부분에서의 실험 결과를 요약하고 신축력이 증가하면서 펄스의 전류 강도의 영향을 나타낸 그래프이다.
도 8A는 본 발명의 실시예에 따라 심장 박동율로써 제어 전류의 영향을 나타낸 그래프이다.
도 8B는 본 발명의 실시예에 따라 다양한 형태의 심장 근육들에 있어 신축성 증대의 반복 가능성을 나타낸 그래프들의 시리이즈이다.
도 9에서 도 18B까지는 본 발명의 실시예에 따라 제어되는 절연된 토끼 심장에 대한 실험들로부터 실험 결과를 나타낸 그래프들의 시리이즈이다.
도 19에서 도 23까지는 본 발명의 실시예에 따라 제어되는 인바이보 토끼 심장에 대한 실험들로부터 실험 결과를 각각 나타낸 그래프들의 시리이즈이다.
본 발명의 관점은 심장 근육 부분의 맞은 편에서 전기장 또는 전류를 적용함으로써 해당 심장 근육 부분의 신축성 그리고/또는 해당 심장 근육 부분의 활동 전위의 하이 레벨 지속에 대한 제어 그리고/또는 조절에 관한 것이다. 여기에서 사용된 바와 같이, 지속 기간, 전압, 전기장 및 전류는 심장 활동을 제어하기 위한 무자극 신호를 공급하는 동작에 관련되어 교대할 수 있게 사용된다. 해당 무자극 신호 적용의 실제 방법을 다음과 같이 상세히 설명한다.
도 1B는 적용된 전압과 결과로 생긴 하이 레벨 지속 간의 관계에 대한 가능한 설명을 예증하는 개요 모델을 나타낸 도면이다. 막(26)을 가지고 외부 세포질 유동체(Extra-cellular Fluid; 28)로 둘러싸인 셀(20)은 제1전극(22)과 제2전극(24)에 의해 생성된 전기장 내에 위치한다. 해당 셀(20)은 해당 막(26)의 맞은 편에서 -40(mV)의 내부 전위를 가지며, 해당 제1전극(22)은 40(mV)의 전위를 가지며, 해당 제2전극(24)은 몸체의 여분에 접지된다. 활동 전위의 하이 레벨 동안, 칼슘 이온(Calcium Ion)들은 해당 셀(20)에 들어오고 칼륨 이온(Potassium Ion)들은 다른 막 단백질(Membrane Protein)들을 통해 해당 셀(20)에서 나온다. 해당 모델에서, 해당 전극들(22, 24) 위의 전압에 의한 외부 전기장은 해당 외부 세포질 유동체(28)의 전위를 증가한다. 이것은 막 전위를 변환하고 이에 해당 막(28)의 양측으로부터 이온들의 전기화학적 이동 힘을 변환함으로써 또는 개방되거나 폐쇄되어 있는 이온 채널들의 수를 변환함으로써, 해당 셀(20)의 위치로부터 칼륨 이온들의 외부로의 이동을 감소시키고/또는 해당 셀(20)에서 칼슘 이온들을 나오게 한다.
부가적 또는 다른 모델에 있어, 상기 전극(22, 24)에 의해 생성된 전기장은 그 것들 간의 이온적 유동에 의해 형성된다. 염소 이온과 칼륨 이온은 상기 막(26)이 투과성이 있는 이온들이므로 해당 이온적 유동은 해당 염소 이온과 칼륨 이온에 의해 주로 수행되나, 칼슘 이온들도 영향을 미치게 된다. 해당 모델에 있어, 칼륨 이온들이 이전되는 동안에 칼슘 이온들은 전류에 의해 상기 셀(20)로 끌려 들어간다. 다르게는 또는 부가적으로, 소듐(Sodium) 이온들은 칼륨 이온들을 대신하여 이전된다. 어떤 경우에는, 상기 셀(20) 내의 부가적 칼슘 이온들은 상기 셀(20)의 신축성을 증가하고 하이 레벨 지속을 연장시킬 수 있다.
또다른 부가적 또는 다른 모델은 전기장 그리고/또는 이온적 전류가 전압 입출력 채널들(소듐, 칼륨 및 소듐-칼슘)의 개방과 폐쇄에 영향을 미친다. 또한, 전기장은 이온적 펌프들의 운용에 영향을 미친다. 해당 영향에 대한 하나의 가능한 메카니즘은 해당 적용된 전기장이 상기 셀 막(26) 내에서 하이 전기적 장들의 국부 "과열점(Hot Spot)들"을 생성시키는데, 해당 과열점들은 이온적 채널들 그리고/또는 펌프들의 개방과 폐쇄에 영향을 미칠 수 있다. 해당 과열점의 생성은 상기 셀(20)에 대해서 비대칭적이고 해당 채널들 자체는 적용된 전기장들에 대해서 비대칭적인 움직임을 가지므로, 상기 셀(20)의 다른 부분보다 말단부에서 더 많은 채널들이 개방되어진다. 예를 들어, 만약 상기 셀(20)의 음극보다 양극에서 더 많은 채널들이 개방된다면 칼슘 이온들의 유입량은 해당 이온들의 유출량보다 더 많은 것이다.
또다른 모델에 의해서, 상기 제어하는 전기장은 내부 세포질 저장소에서 칼슘의 농축량을 증가시키는데, 해당 증가된 농축량은 수축력이 증가하는 수축 시에 칼슘의 증가된 그리고/또는 보다 빠른 공급에 의한 것이다. 다르게는 또는 부가적으로, 상기 제어하는 전기장은 상기 셀(20)의 수축 시에 칼슘이 내부 세포질 저장소로부터 유효하게 되는 비율에 직접 영향을 미친다. 또한, 상기 제어하는 전기장은 칼슘의 유입 효율을 직접 증가시키는데, 내부 세포질 저장소들로부터 칼슘의 유효성 증가에 의한 것이다. 근육 세포질 수축의 어떤 생리학 모델에 있어, 칼슘의 유동 비율은 칼슘의 총량보다 차라리 신축성을 결정한다는 것을 알아야 한다.
이온적 채널들과 펌프들의 다른 형태는 다른 운용 특성을 가진다. 해당 특성은 운용에 대한 다른 이온들에 있어 유동 비율들, 개방과 폐쇄 비율들, 제동 전압 레벨들, 주입력(Priming) 및 의존성(Dependency)을 포함한다. 전기장의 특정 세기를 적용함에 의해 이온적 채널의 특정 형태를 석택 가능한데, 해당 세기는 또한 해당 채널들이 그 모멘트(Moment)에서, 즉 상기 셀(20)의 복극화/분극화(Depolarization/Repolarization) 위상에서 개방 또는 폐쇄되는지에 의존한다. 흥분성 조직들의 활동은 상기 셀(20)의 내외측에 해당 흥분성 조직의 변형 막(Trans-membrane) 전위와 다양한 형태의 이온들의 농축량에 의해 결정되므로, 세포질 활동의 다른 속성들은 해당 방법으로 이온적 채널들을 제어함에 의해 제어된다.
또다른 모델은 무자극 전기장을 적용하여 심장의 처리 부분에서 신경 말단부로부터 카테콜아민(Catecholamine)들의 방출을 유발시키는 것에 관한 것이다. 또다른 가능성은 적용된 전기장이 상기 셀(20)에 의해 현존하는 카테콜아민의 흡수를 촉진시킨다는 것이다. 또다른 "보충(Recruitment)" 모델은 무자극 펄스가 활성 신호에 의해 다른 상태로 활성화되지 않는 심장 근육 섬유들을 보충한다고 가정한다. 해당 무자극 펄스는 복극화 문턱을 보다 낮게 하거나 표준치보다 높은 세기의 활성 신호를 공급함으로써 작동한다. 그러나, 이것은 각 셀이 각 박동에 수축하는 신사이튬과 같은 심장 근육 섬유 기능을 수용하는 것이다. 예시적으로, 1991년의 클루월 아카데믹(Kluwer Academic) 2장 17페이지에 언급된 도날드 엠. 버얼스(Donald M. Bers)의 저서, "자극 수축성 카플링과 심장 수축력"에 나타나 있다.
확실하게, 상기 모델 중 하나 또는 그 이상은 다른 부분의 활성 사이클 동안에서의 상기 셀(20)의 활성을 설명하기 위해 사용된다. 그러나, 수축성 증대, 자체 활성 비율의 변환, 분극화의 재스케쥴링, 하이 레벨 기간의 연장, 셀들의 과도극화, 막 전위의 변환, 전도 속도의 변환 및 전기장들을 사용하는 셀들의 비활성을 포함하는 몇 가지의 주 효과들은 만약 있다고 한다면 모델이 정확한지를 알 필요없이 영향을 미칠 수 있다.
올바르게 인식한다면, 전기장의 지시 방향은 중요한 것이다. 첫 번째로, 심장 셀 내의 전도는 매우 이방성(Anisotropic)이다. 두 번째로, 셀 막(26) 내의 국부 불규칙성 분포는 동일하지 않고, 해당 불규칙성의 분포는 셀의 말단부들에서 더 많이 동일한데; 부가적으로, 하나의 셀의 말단부는 다른 셀의 말단부보다 더 많이 불규칙적이다. 해당 불규칙성은 힘이 이온 채널들에 영향을 미치는 국부 하이 전기장의 생성을 억제시킨다. 세 번째로, 유두형(Papillary)의 근육과 같은 어떤 심장 구조는 반대 방향보다 어느 한 방향으로 활성 신호를 전도시키는 것이 더 적합하다. 네 번째로, 심장 근육 조직 자체의 복극화와 분극화에 의한 심장의 자연 전도 시스템 내에 생성하는 주기적인 복극화 신호들이 존재한다. 해당 주기적인 복극화 신호는 외부적으로 적용된 전기장으로 인터페이싱된다.
본 발명의 실시예에 따른 특정 전기장의 목적은 심장의 주기적인 복극화에서 기인된 전압 전위에 의해 유발된 이온 전류에 정반대측인 이온 전류를 유발시키는 것이다. 예를 들어, 최대 근접 활성 위치로부터 먼 심장 근육 셀 내의 활성 전위 하이 레벨 기간은 해당 최대 근접 활성 위치에 보다 가까운 셀들의 기간보다 더 짧다. 이렇게 짧게 되는 이유는 심장의 복극화와 분극화 그리고/또는 해당 위치들에서 다른 이온 전류 동력학적 움직임에 의해 발생된 다른 국부 이온 전류들 때문이다. 해당 이온 전류들은 주기적인 복극화에 의해 발생된 전기장에 동일 등급이고 정반대 방향인 전기장을 적용함으로써 반전된다.
도 2는 전기적 제어기(32)를 사용하여 제어되는 심장(30)을 나타낸 도면이다. 우심방의 구성 부분(38)은 제어 구성 부분이다. 본 발명의 실시예에 따라, 해당 제어기(32)의 덮개는 제1전극이고 전극(36)은 해당 구성 부분(38)에 전기장을 적용하기 위한 제2전극이다. 본 발명의 다른 실시예에 따라, 제2전극(34)은 해당 제어기(32)의 덮개를 대신하여 사용된다. 본 발명의 실시예에 따라, 해당 제어기(32)의 몸체는 두 개의 제2전극(34, 36)이 심장의 여분에 관련하여 양극화 또는 음극화할 수 있도록 하는 접지이다. 본 발명의 실시예에 따라, 제2전극(34)은 심장(30)에 직접 접속되지 않고 제2전극(34)은 심장(30) 내측으로 부유한다. 본 발명의 실시예에 따라, 제2전극(34)은 전류 드레인 전극이다. 예증을 위해 보여 주는데, 제어기(32)는 전력 공급기(31), 해당 제어기(32)를 해당 전극들(34, 36)에 접속하는 리이드(Lead; 29A, 29B) 및 해당 전극들(34, 36)의 대전을 제어하는 마이크로 프로세서(33)를 포함하여 이루어진다.
도 2를 다시 살펴보면, 본 발명의 실시예에 따른 전기장은 심장의 벽을 가로질르는 것보다 심장의 벽을 따라 적용된다. 좌심실의 구성 부분(37)은 제어기(39)에 의해 운용되는 두 개의 전극들(37)에 의해 제어된다. 해당 전극들(37)은 심장(30)의 표면에 위치하는데, 다르게는 해당 전극들(37)은 심장 근육으로 삽입된다. 또다르게는, 해당 전극들(37)은 해당 전극들(37)을 대전하는 것이 심장의 적어도 어는 한 부분에 전기장 또는 전류를 제공할 수 있도록 심장의 외측에 위치한 다른 몸체 조직 내 또는 혈관들 내에 위치되어진다. 해당 제어는 심장 싸이클에 동기화되므로, 해당 전극들(37)이 심장 외측에 있다고 하더라도 연속하는 심장 박동들 간에 심장의 위치에 변화가 없어 해당 전극들(37)이 심장에 동력학적으로 접속되어 있지 않더라도 심장의 어떤 부분이 각 심장 싸이클에 영향을 미친다는 사실을 알아야 한다.
본 발명의 또다른 실시예에 따라 한 쌍의 전극 이상의 것들이 상기 구성 부분(35)을 제어하는데 사용된다. 이와 같은 실시예에 따라, 한 쌍의 전극들 각각이 상기 구성 부분(35)에 대해 다르게 위치되어지는데, 예로 한 쌍의 전극들은 심근(Myocardium) 내측으로 위치된 제2의 한 쌍과 외심막(Epicardium) 위에 둔다. 전극들 간에 유발된 전류는 시간 주기로 해당 전극들 위에 전해질의 침전을 일으키며 그리고/또는 조직 내에 역생리학적 반응을 일으킨다는 것을 인식해야 한다. 본 발명의 실시예에 따라, 해당 영향을 중화하기 위해서, 전기장의 지시 방향은 심장 싸이클 비율 보다 작거나 동일한 비례적인 저주파수에 스위칭된다. 바람직하게는, 위상은 심장 싸이클의 특정 위상 시, 예로 심장 확장기(Diastole)에 반전된다. 본 발명의 또다른 실시예에 따라, 전기장은 심장 싸이클 주파수보다 상당히 높은 주파수를 가진다.
한 번 비활성된 빠른 소듐 채널들은 활성에 대한 준비를 하기 위하여 음극 전위에 어느 정도의 시간을 요구한다. 예를 들어 설명한 바와 같이, 시나울 어쏘시에이트 주식회사(Sinaur Associates Inc.), 2장 40에서 45페이지까지 언급된 벌틸 힐(Bertil Hille) 저서인 "흥분성 막들의 이온 채널들(Ionic Channels of Excitable Membrane)"에서 참고하여 여기에서 논의를 구체화한다. 대부분의 소듐 채널들은 복극화의 시점(Onset)에 즉시 활성화되지 않으므로 하이의 충분한 주파수에 전압을 적용하는 것은 전위 변환들에 빠르게 반응하는 몇 채널들을 개방할 수 있으며, 대부분의 채널들은 비활성화될 수 있고 비활성화 단계를 벗어나지 않을 수 있다. 그러므로, 전기장들의 주파수가 충분히 하이이면, 자극된 조직이 무자극으로 된 결과로 어느 정도의 이온 채널들은 평균 전압이 영일지라도 폐쇄된 상태로 유지될 수 있다.
본 발명의 또다른 실시예에 따라, 교류 전기장은 심장을 제어하기 위한 직류 전기장에 덮여져 있다. 예를 들어, 직류 전기장의 20(%)에 해당하는 진폭과 1(KHz)의 주파수를 가지는 교류 전기장이 사용된다. 교류/직류 제어 전기장은 적용된 전기장 내의 변화가 보다 높게 되는 이점을 가지므로, 해당 전기장 내에서 변화하는 어떤 반응들이 근육 셀의 부분 위에서 촉진된다면 전기장의 세기에 어떤 반응들이 생길 것이다. 연합된 교류/직류 전기장 또는 순수 교류 형태의 전기장 내의 교류 전기장은 톱니의 일시적 형태, 사인 곡선(Sinusoid) 형태, 또는 지수 함수적 또는 정방형의 파형 펄스의 형태와 같은 다른 형태를 가진다.
직류 형태의 전기장에서, 해당 전기장의 일시적 형태는 일정한 진폭 펄스의 형태가 바람직하다. 그러나, 본 발명의 다른 실시예에 따라, 삼각형의 펄스, 지수 함수적 펄스, 증가 또는 감소 경사 형태의 펄스, 그리고/또는 이중상(Biphasic)의 펄스 형태가 사용된다.
교류와 직류 전기장 둘 다는 단극 또는 쌍극이다. 전기장을 설명하기 위해 여기에서 사용된 용어인 교류와 직류는 펄스의 싸이클 수에 관련되어 있다. 직류 전기장은 대부분 한 싸이클이며, 교류 전기장은 많은 싸이클을 포함한다. 본 발명의 다른 실시예에 따라, 펄스의 전동들이 적용되는데, 해당 각 전동은 직류 또는 교류 형태이다.
은-염화은(Ag-AgCl) 전극들, 백금 전극들, 질화물과 탄화물과 같은 코딩제가 있는 티타늄 전극들, 코딩된 탄탈 전극들, 피로갈롤(Pyrocarbon) 전극들 또는 탄소 전극들이 사용된다. 해당 전극들은 전기 침전량을 감소시킨다. 해당 전극들은 정방형, 직사각형, 또는 어떤 다른 적합한 형태이고 심근 측으로 전극을 스쿠링(Screwing)하거나 클램핑하거나 다른 부착 방법에 의해 부착되어진다.
심장의 구성 부분에 전기장을 전달하는 두 가지의 바람직한 방법이 있다. 첫 번째 방법으로는, 제어될 수 있는 심장의 구성 부분을 통해 전류가 나오도록 하는 것이다. 바람직하게는, 전류는 일정한 직류 전류이다, 그러나, 상술한 바와 같은 교류 전류도 사용된다. 두 번째 방법으로는, 전기장이 심장을 가로질러 적용되고 신호에 관련하여 일정한 세기로 유지되는 것이다. 전기장을 적용하는 것은 보다 쉽고 전류를 유발시키는 것보다 적은 전력을 요구한다.
상기 구성 부분(38)에서의 국부 활성과 전체 심장 싸이클에 관련하여 전기장 또는 전류의 적용 시간은 중요하다. 국부 신축성 그리고/또는 하이 레벨 기간을 증가하는 것과 같은 국부 효과를 희망한다면 해당 전기장의 적용을 국부 활성 시간에 동기화한다. 해당 전기장의 적용은 글로벌 효과(Global Effect)를 희망하는 경우에 심장 싸이클에 동기화된다. 예를 들어, 심장 싸이클에 동기화함에 있어 셀들을 과도극화함으로써, 아래에 상세히 설명된 바와 같이 임의의 부정맥이 보호되는 자극성 창을 타이밍하는 것이 가능하다. 심장의 활성화 프로필을 변화하기 위해서, 해당 전기장의 적용은 또한 어떻게 심장이 활성화되어야 하는지에 관한 모델에 다라 동기화될 수 있다. 예를 들어, 심장의 출력을 증가시키기 위해서, 전도 속도들 그리고/또는 전도 경로들이 심장이 자연적인 결과보다 더 많이 최적화되는 결과로 수축되기 위하여 제어되어진다. 특히, AV 노드 그리고/또는 좌측과 우측 파생물들에 전도 속도를 제어함으로써 AV 간격은 증가되거나 감소된다. 심장의 다른 부분들 간, 특히 심장의 동일한 심방 내에서 활성화 시간의 차이는 매우 작다는 것을 인식해야 한다. 예를 들어, 좌심실 내 활성화 신호의 전파 시간은 대략 15에서 50(msec)이다. 제어하는 전기장의 적용 타이밍이 5 또는 10(msec)에서 국부적으로 떨어질지라도 제어 기능이 이루어진다면, 해당 제어 기능은 한 쌍의 제어하는 전극들을 사용하여 이루어질 수 있다.
측정된 전기적 활성화 시간을 사용하는 국부 활성화를 결정하는 것이 아주 간단하다고 할지라도, 조직 구성 부분의 국부 활성화는 역학적 활동의 변화들, 위치의 변화들, 모멘트의 속도, 가속도 및 변환막 전위들을 기본으로 하여 결정된다는 사실을 알아야 한다. 또한, 병에 걸린 조직에서 전기적 활성화와 역학적인 활성화 간의 지연은 건강한 조직에서보다 더 길므로, 전기장의 적용 타이밍은 근육의 역학적인 활성화에 관련이 있다.
본 발명의 실시예에 따라, 전기장의 타이밍은 구성 부분 내의 실제 변환막 전위에 관련이 있는데, 전기 기록도(Electrogram) 그리고/또는 메카니즘으로부터 평가되어지는 것은 아니다. 그러므로, 전기장의 시작은 신축성을 증가하기 위해 하이 레벨의 시점에서 타이밍되어진다. 다르게는, 전기장의 적용은 특정 변환막 전압 레벨에서 타이밍되어진다. 또한 바람직하게는, 전기장의 세기 그리고/또는 다른 파라메터는 구성 부분의 셀 내에서 이루어진 실제 변환막 전위들과 이온 농축들에 의해 결정된다. 실험적 셋팅으로 상기 기술들을 알 수 있는 바와 같이, 실제 전압 레벨을 결정하는 하나의 방법은 셀 측으로 전압 민감 염료를 주입하고 광학 센서를 사용해 그것을 모니터링한다. 이온 농축을 모니터링하는 하나의 방법은 내부 세포질과 외부 세포질 둘 다에 농축 민감 염료를 사용하는 것이다.
활성화 신호가 구성 부분(38)에 도달되기 전에 전기장이 적용된다면, 해당 전기장은 활성화 신호에서 구성 부분(38)의 민감도를 감소시키는데 사용될 수 있다. 해당 효과를 만들어 내기 위한 방법으로, 활성화 신호의 지시 방향에 반대되고 동기화된 큰 전기장을 적용하는 것이다. 해당 전기장은 활성화 신호의 진폭을 감소시키므로, 심장 조직을 자극시킬 수 있다. 또다른 방법으로는 활성화 신호가 도달되기 전에 구성 부분(38)에 강한 양전위를 적용하는 것으로, 이에 구성 부분(38)이 과도극화되고 활성화 신호에 민감하지 않게 된다. 전기장을 이전시키는 것으로는 해당 효과를 바로 반전시키지 못한다. 구성 부분(38)이 짧은 주기의 시간과 그 이상의 주기의 시간 동안에 무감각적으로 머물면, 해당 구성 부분(38) 내의 전도 속도는 감소된다. 그러나, 어떤 경우에 있어, 전기장을 이전시키는 것으로 활동 전위(Action Potential)를 일으킬 것이다. 활동 전위가 심장의 활성화 프로필에 대해 안전한 주기 동안에 발생하는 한, 그리고 구성 부분(38)이 활성화 신호를 생성시키면 해당 활성화 신호가 심장의 다른 부분들으로 전달될 수 없는 한, 해당 활동 전위는 타이밍될 수 있다. 어떤 경우에 있어, 전기장의 적용은 다소 전기적인 전위로 셀들의 반응에 영향을 미치며, 다르게는 저항 가능 주기(Refractory Period)를 연장시킨다. 활성화 후에 짧게 적용된 전기장은 수축력을 증가시킬 뿐만 아니라 저항 가능 주기도 연장시킨다는 점을 알아야 한다.
심장 싸이클이 충분히 기록되므로써 활성화 시간 전의 지연과 활성화 시간 후의 지연은 활성화 시간 전에 지연하는 시스템을 사용하여 구체화되어진다. 예를 들어, 활성화 시간 전에 20(msec)을 적용해야 하는 전기장은 싸이클 길이가 700(msec)으로 가정하면 나중에 680(msec)을 그 대신에 적용하게 될 것이다.
전기장의 다른 적용들은 전도 속도를 증가시킬 수 있는데, 특히 해당 전도 속도는 조직 손상의 결과로 작아진다. 또다른 전도 제어 방법은 세동 제거(Defibrillation)에 사용되는 것과 유사한 전기장을 적용하는 것이다. 해당 셀들의 복극화 주기 동안에 적용될 때, 해당 형태의 전기장은 복극화를 지연한다. 해당 지연/연장된 복극화 동안에 셀들은 무자극성이다. "세동 제거 전기장"이 여기에서 설명된 기술(국부 활성화 시간에 작고 국부이고 동기화된 것)을 사용하여 적용되면 심장 자체는 전기장에 의해 세동 게거가 되지 않을 것이다는 점을 알아야 한다. 본 발명의 하나의 실시예에 따라, 심장의 국부적인 세동 제거 부분은 심장의 여분으로부터 차폐부에 의해 절연되어진다.
도 3은 심장 조직의 저항 가능 주기를 연장하는 사용을 설명한 도면이다. 구성 부분(40)은 우심방 조직의 구성 부분이다. 활성화 신호는 SA 노드(42)로부터 AV 노드(44)까지 정상적으로 전달한다. 46A에서 46D까지 표시된 몇 개의 완전 경로는 SA 노드(42)와 AV 노드(44) 간에 존재하나, 건강한 조직 내에서 단 하나의 신호가 그것의 자극성 창 내로 AV 노드(44)에 다다른다. 병든 조직 내에서는, 다른 경로로 전달되는 몇 개의 신호들이 SA 노드(42) 내에 동일한 활동 전위로부터 발생되었더라도 해당 신호들은 AV 노드(44)를 연속적으로 자극한다. 또한, 심방의 섬유성 연축(Atrial Fibrillation)에 있어, 우심방 전체는 그것을 통해 움직이는 랜덤 신호(Random)들을 가진다. 본 발명의 실시예에 따라 , 전기장은 "차폐부"(48A, 48B)로 동작하는 다수의 지역에 적용된다. 해당 차폐부(48A, 48B)는 전기장의 활성화 시간에 의존하는 특정 기설정 임계 시간(Predetermined Critical Time) 동안에 활성화 신호들 전도하지 못하게 한다. 그러므로, 활성화 신호는 SA 노드(42)와 AV 노드(44) 간에서 차폐된다. 이것은 "메이즈 진행(Maze Procedure)"과 유사한 효과로 외과 수술적 진행(Surgical Procedure)을 실행한다는 것을 알 수 있으나, 해당 외과 수술적인 진행에 있어, 우심방의 많은 부분이 영구적인 절연 부분(차폐부)을 생성하는 것을 제거되도록 해야 한다. 본 발명의 실시예에 따라, 심방이 정확하게 수축할 수 있는 한, 적어도 차폐부(48A, 48B)의 부분들은 활성화 신호가 지나간 후에 해제된다.
본 발명의 실시예에 따라, 차폐부는 양극의 전극들의 선형 배열을 사용하여 적용된다. 본 발명의 또다른 실시예에 따라, 차폐부는 정반대 극성의 약간 공간적으로 떨어진 기다란 두 개의 선 전극들을 사용하여 적용된다. 바람직하게는, 해당 선 전극들의 일부분은 절연되어 있는 0.5(cm) 길이의 구성 부분과 노출되어 있는 0.5(cm) 길이의 구성 부분같이 절연되어진다.
본 발명의 또다른 실시예에 따라, 심실의 섬유성 연축(Ventricular Fibrillation)을 철하는 것에 관한 것이다. 심실의 섬유성 연축에 있어, 심실은 하나 이상의 활성화 신호에 의해 활성화되어지는데, 규칙적인 형태로 해당 심실을 활성화시키는 것은 아니다. 오히려, 해당 심실의 각 구성 부분이 해당 심실의 다른 부분에 동기적이고 심방 싸이클에 동기적으로 랜덤하게 활성화되어진다. 결과적으로, 펌핑 활동(Pumping Action)은 이루어지지 않는다. 본 발명의 실시예에 따라, 다수의 전기적인 차폐부는 섬유성 연축을 줄이기 위해 영향을 입은 심실에 적용되어진다. 일반적으로, 심실의 구성 부분들이 활성화를 감지하는 동안에 창을 변환함으로써, 심실의 자연적인 수축에 영향을 미치지 않고 활성화 신호를 일으키는 섬유성 연축을 막을 수 있다. 본 발명의 하나의 실시예에 있어, 차폐부들은 올바른 경로들, 예로 단 세로의 경로들을 따라 활성화 신호를 채널화하는데 사용되어진다. 그러므로, 활성화 신호들은 가로 방향으로 이동할 수 없고 가로 활성화 신호들은 무해로 빠르게 희미해진다. AV 노드로부터의 건강한 활성화 신호는 차폐부들에 의해 반대의 영향을 미치게 하지 않는다. 다르게 또는 부가적으로, 활성화 신호를 일으키는 섬유성 연축이 막히게 되는 한, 차폐부는 AV 노드로부터 활성화 신호에 동기화하여 생성된다. 또한 다르게는, 심실의 전체 구성 부분은 섬유성 연축을 감지하는 구성 부분들에 양전위를 적용함으로써 활성화 신호에 민감성을 줄이게 된다.
차폐부를 사용하는 절연된 구성 부분들 내로 심장을 분할하는 것은 다양한 형태의 부정맥을 처리하는데 유용하다. 여기에서 사용된 것처럼, 절연된 기간은 활성화 신호의 전도가 막히게 되거나 늦추어지거나 그 반대로 심장 전도 시스템의 부분들을 해제하므로써 크게 줄어든다는 의미이다. 예를 들어, 심장 내의 많은 형태의 심실의 심박 급속증과 조속한 박동들은 페이싱 신호(Pacing Signal)를 생성하는 조직의 국부 구성 부분에 의해 발생되어진다. 단 하나의 작고 국부적인 구성 부분이 불규칙적인 페이싱에 의해 영향이 미치는 한, 해당 구성 부분들은 심장의 다른 구성 부분들로부터 절연될 수 있다. 다르게는, 병든 구성 부분들이 전혀 부정확한 활성화 신호를 생성하지 않는 한, 병든 구성 부분들은 전기장을 사용하여 민감성이 줄어들게 될 수 있다.
조속한 박동들은 심장의 과민적인 구성 부분에 의해 발생되어진다. 해당 구성 부분에 국부 전기장을 적용함으로써, 해당 구성 부분의 민감성은 제어될 수 있고 조속한 박동들의 주원인을 해결하는 심장의 여분으로 유사한 레벨을 가질 수 있다. 해당 기술은 또한 무감각적인 조직에 적용될 수 있는데, 그것들이 둘러싸인 조직들만큼 민감하게 되는 한 국부 전기장의 적용에 의해 민감하게 될 것이다.
상술한 방법들을 사용하여 그것을 처리하기 위하여 부정맥의 정확한 기하학적인 원천을 반드시 알아야 하는 것은 아니다는 것을 인식해야 한다. 오히려, 정확한 활성화 신호가 심장의 전 구성 부분에 도달되기 전에는 해당 구성 부분이 반응하지 않는 한 심장의 전 구성 부분은 심장 싸이클에 동기화되어 민감성이 줄어들게 될 수 있다. 또한, 심장은 절연된 구성 부분들로 분할되어질 수 있거나 심장의 전기적인 시스템을 매핑(Mapping)하지 않고 차폐되어질 수 있다. 예를 들어, 전극들은 심장 내에 차폐부를 생성하기 위해 관상 혈관(Coronary Vessel)들 내로 주입될 수 있다. 해당 차폐부들은 심장 내에 활성화 신호 모두가 불규칙적인 활성화 신호가 아니면 대부분 막을 수 있고 "올바른(Correct)" 심장 활성화 프로필에 해당 차폐부들의 생성을 동기화시킴으로써 전달하는 "올바른" 활성화 신호를 허여할 수 있다. 다르게는 또는 부가적으로, 각 절연된 구성 부분은 개별적인 전극으로 페이싱된다. 다르게는, 전극들의 배열로부터 어떤 국부 부분을 충분히 개별적으로 제어할 수 있는 한 해당 전극들의 배열은 심장을 둘러쌓아 주입되어진다.
본 발명의 부가적인 실시예에 따라, 여분에 있는 막 전위가 -60(mV) 이하인 한, 심장의 구성 부분들은 전기장을 사용하여 계속해서 제어된다. 해당 레벨 이하에서, 전압 입출력 소듐 채널들은 활성화 신호에 의해 개방될 수 없다. 조직 내에 있는 어떤 셀이 전형적으로 자극할 수 있는 한, 해당 전압으로 조직 구성 부분 애에 있는 모든 셀을 클램핑할 수는 없다. 그러나, 과도극화가 개별적인 심장 근육 셀들을 둘러싸고 있는 외부 세포질 공간들 내에서 칼륨의 소모를 일으키는데, 동일한 외부 세포질 공간들을 할당하는 모든 셀들의 자극성에 일반적인 감소를 일으킬 것이다는 사실을 알 수 있다. 예를 들어, 1982년 1월, 볼륨 50, 번호 1, 1페이지에서 16페이지까지, 순환 연구, 코헨 아이(Cohen I)와 클린 알(Kline R)의 저서, "심장 근육의 외부 세포질 공간 내에서의 K+ 파동: 전압 클램핑과 외부 세포질 K+로부터의 확인-선택적인 마이크로전극들"에서 설명되어 있는 것처럼, 해당 참고 문헌에 의해 여기에서 구체화되어 있다. 그러므로, 감소되어진 활성화 신호로의 심장 구성 부분의 반응은 보다 더 긴 지연을 가지며, 해당 구성 부분들 내의 전달 속도는 뚜렷하게 감소되어진다. 다른 여분의 전위는 셀 내에서 다른 전압 입출력 채널들의 개방에 영향을 미친다.
본 발명의 또다른 실시예는 심장 외과 수술에 관련된 것이다. 다수 예에 있어, 봉합선 또는 절개선을 완료하기 위하여 또는 동맥류에서 운용하기 위하여 필요한 몇 초 또는 몇 분 동안에 심장의 펌핑 활동을 멈추는 것이 바람직하다. 현 실행은 매우 쉬운(Flexible) 것은 아니다. 하나의 방법에 있어, 심장은 심장-폐 기관으로 바이패스되어지고 심장 자체는 긴 주기의 시간 동안 멈춰진다. 해당 진행은 전체적으로 환자 또는 심장 자체에 대해 건강하지 않고 종종 위험한 수술 후 여병이 나타난다. 또다른 방법에 있어, 심장은 해당 심장의 산소 소비를 감소하도록 식게 되고 이에 몇 분의 신장성이 없는 주기 동안에 멈춰진다. 심장의 멈춤 시기 동안에 전 몸체가 산소를 빼앗기므로 해당 주기는 부분적으로 신장성이 없다. 해당 방법들에 있어, 심장은 심장겹(Cardioplesic) 분해를 사용하여 멈춰진다. 세 번째의 방법에 있어, 섬유성 연축은 심장 내에서 감소되어진다. 그러나, 섬유성 연축 동안에 매우 증가된 산소 요구와 심장 근육의 수축에 의해 관장 동맥 내의 피 흐름의 차단으로 인해, 섬유성 연축은 혈관 수축에 의한 국소 빈혈(Ischemia)을 일으키는 것으로 알려져 있다. 국소 빈혈은 심장을 치유할 수 없을 정도로 손상시킬 수 있다.
심장의 펌핑 활동의 정지 또는 감소는 여기에서 설명된 방법, 예로, 차폐하는 것을 사용하여 이루어질 수 있다. 그러므로, 본 발명의 실시예에 따라, 심장의 펌핑 활동은 짧은 주기의 시간 동안에, 반복되고 전환 가능하게, 여기에서 설명된 기술을 사용하여 두드러지게 감소되어진다. 적용의 단순화와 쉬운 전환 가능성으로 인해, 전기적 제어를 사용하여 심장을 멈추는 것은 현재 실행된 방법들보다 더 쉽다는 점을 알아야 한다. 전기적인 제어는 내시경의 심장 외과 수술과 내시경의 바이패스 외과 수술에 관련하여 특히 유용한데, 심장의 작은 구성 부분들의 움직임을 감소시키는 것이 바람직하다.
본 발명의 또다른 실시예는 심장의 국소 빈혈 부분을 다루는 것에 관한 것이다. 국소 빈혈 부분들은 국부적으로 주입된 센서들을 사용하여 손실 전류로부터 자동적으로 확인되거나, 다른 전기적 생리학의 특성화에 의해 심장의 활성화 신호에 민감성이 줄어들게 되거나 막히게 된다. 그러므로, 국소 빈혈 셀들은 작업을 실행하도록 요구되지 않고 치료되도록 할 수 있다.
슬로모 벤-하임(Shlomo Ben-Haim)과 마이어 펜스터(Maier Fenster)에 의해 1996년 1월 11일에 출원된 제목 "심장의 전기역학"의 미국 가출원 제60/009,769호와 이것과 대응하는 출원인 비오센스 주식회사(Biosense Ltd.)에 의해 1996년 1월 8일에 출원된 제목 "심장의 전기역학"의 이스라엘 특허 출원 제116,699호들의 참고 문헌에 의해서, 심장 모델링과 심장 최적화의 방법들을 구체적으로 설명하고 있다. 심장 모델링에 있어, 심장 내 근육 덩어리의 분포는 심장 구성 부분의 동작 부하를 변환하거나 심장 구성부분에 활동 전위들의 하이 레벨 기간을 변환함으로써 변화된다. 해당 변화들은 심장의 활성화 프로필을 변환함으로써 이루어질 수 있다, 하이 레벨 기간은 상술된 바와 같은 방법들을 사용하여 쉽게 제어되어진다. 또한, 본 발명의 방법에 따라, 심장 내 전도 경로들을 제어함으로써, 심장의 전 활성화 프로필은 영향이 미치게 된다. 해당 적용에서 설명된 바와 같이 심장의 최적화에 있어, 심장 출력의 글로벌 파라메터들이 증가되는 한 심장의 활성화 프로필은 변환된다. 다르게는, 스트레스와 같은 국부 생리학적 값은 심장 내에서 하이 스트레스 위치를 변환하기 위해 재분포되어진다. 본 발명의 실시예에 따라, 활성화 프로필은 상술한 바와 같은 방법들을 사용하여 변환되어진다.
최상으로 실행되기 위해서 많은 본 발명의 실시예는, 첫 번째로 전기적, 기하학적 또는 역학적 맵을 생성하는 것이 유용하다. 쉴로모 벤-하임(Shlomo Ben-Haim)에 의해 1996년 2월 1일에 출원된 제목 "심장의 전기역학"의 미국 특허 출원 제08/595,365호와, 출원인 비오센스 주식회사(Biosense Ltd.)에 의해 절실한 출원으로 동일한 날짜에 출원된 제목 "심장의 전기역학"과 "맵핑 도뇨관(Mapping Catheter)"의 두 개의 이스라엘 PCT 출원들의 참고 문헌에 의해서, 맵들과 해당 맵들을 생성하는 방법들 및 수단들을 구체적으로 설명하고 있다. 흥미있는 하나의 특정 맵은 생존 능력 맵인데, 심장 조직의 다른 구성 부분들의 생존 능력은 동면 그리고/또는 국소 빈혈 조직을 확인하기 위해 맵핑되어진다. 1994년 8월 19일에 출원된 제목 "원격 목적물 위치(Remote Object Position)에 대한 수단과 방법 및 방향 지시 시스템(Orientation Detection System)"의 미국 특허 출원 제08/293,859호(미국 특허 제5,391,199호)와 1996년 2월 29일에 제WO96/05768호로 공개되어 있는 PCT 특허 출원 제US95/01103호의 참고 문헌에 의해서, 특히 맵들을 생성하는데 유용한 도뇨관 위에 설치하기에 적합한 위치 감지 수단을 구체적으로 설명하고 있다. 전극들이 내시경, 쓰로액토스코프(Throactoscope) 및 도뇨관을 사용하는 것과 같은 침해의 기술을 최소하게 사용하여 주입되면 위치 감지 수단은 또한 심장에 전극들을 올바르게 자리잡도록 하는데 유용하다.
본 발명의 실시예에 따라, 심장의 맵은 심장 부분들이 생존 가능하다는 것을 결정하는데 사용되어지며, 이에 심장 출력을 증가하기 위하여 제어되어진다. 바람직하게는, 심장의 전 활성화 프로필은 심장 부분들을 결정할 때 제어하는 전기장은 심장 출력의 파라메터를 최대화하기 위해 적용되어야 한다는 점이 고려되어진다. 활성화 프로필은 전기장의 적용 타이밍을 또한 결정한다. 살포 맵(Perfusion Map)은 심장의 다양한 부분들로 피의 흐름을 억세스하는데 사용한다. 심장 근육 구성 부분의 신축성을 증가하는 것은 해당 구성 부분의 산소 요구도 증가한다. 그러므로, 충분한 피의 흐름을 가지는 구성 부분들의 신축성을 증가하는 것을 바란다. 아마, 심장의 다른 부분들의 산소 요구는 심장의 활성화 배열의 정확한 제어에 의해 감소된다.
다르게는 또는 부가적으로 심장의 살포 그리고 또는 생존 능력을 매핑하기 위해, 심장을 제어하는 시점은 점차적으로 실행되어진다. 그러므로, 심장의 피 공급은 만일 있다고 하면 증가된 요구로 적용하기 위해 그리고 공급 패턴을 변환하기 위해서 시간을 가진다. 부가적으로, 제어의 결과로 심장 발작과 같은 격렬한 문제점이 발생되지 않는 한, 요구의 증가는 격렬하지 않을 것이다. 임의의 실시예로, 해당 제어는 먼저 단지 몇 개의 심장 박동에 적용되고 그런 후에 모든 심장 박동들에 적용된다. 부가적으로 또는 다르게는, 제어 펄스 동안에는 몇 주와 같은 긴 주기의 시간 이상 점차로 증가된다. 부가적으로 또는 다르게는, 심장의 보다 큰 부분들에 증가된 요구를 확장하기 위해, 다른 구성 부분들은 다른 심장 박동들에 대해 제어된다.
본 발명의 다른 실시예에 따라, 낮 시간 동안의 심장의 요구는 밤 시간 동안뽀다 전형적으로 더 크므로, 심장의 신축성은 밤 동안은 아니고 단지 낮 동안에 제어된다. 다르게는 또는 부가적으로, 제어기는 일어나는 환자를 돕기 위해 아침에 15분과 같이 짧은 시간 동안 사용된다. 다르게는 또는 부가적으로, 제어 전기장은 낮 그리고/또는 밤에 모든 수의 박동들을 단 한 번 적용시킨다. 또한 다르게는, 심장은 격렬한 국소 빈혈 경우 다음에 심장이 쇼크(Shock)로부터 회복하기까지의 짧은 주기의 시간 동안에 제어된다. 심장 발작증에 적용되는 실시예에 따른 제어 방법은 부정맥을 보호하는 것에 관련되어 있다. 또다른 실시예에 의한 제어 방법은 산소 요구를 감소하고 치료의 기회를 증가하기 위해 경색(Infarct) 조직을 민감성 저하하거나 해당 조직의 신축성을 감소하거나 해당 조직을 전기적으로 절연한다.
본 발명의 많은 실시예의 이점은 어떤 구조로 만들지 않고도 이행될 수 있고 또한 다른 파라메터가 심장의 전도 시스템 내에서 변할 수 있다는 것이다. 또한, 많은 실시예들은 현존하는 페이스메이커(Pacemaker)에 관련하여 또는 심장 내 전기적 전도에 영향을 주는 약 치료법(Drug Therapy)에 관련하여 사용된다. 부가적으로, 다른 제어 기구들은 예로, 심장 비율을 제어하는 것과 좌심실 내의 신축성을 증가하는 것과 함께 동시에 실행된다
그러나, 심장의 활성화 프로필을 변환함으로써, 어떤 변환은 심장의 구조에 영향을 미치게 된다는 사실을 알아야 한다. 예를 들어, 상술한 바와 같은 심장 모델링은 시간 상의 활성화 프로필 변환으로부터 생성된다.
도 4A는 운용에 있어, 본 발명의 실시예에 따른 전기적 제어기(50)를 나타낸 개요도이다. 해당 전기적 제어기(50)에 의해 제어되는 근육 구성 부분(56)은 적어도 하나의 전극(52)에 의해 그리고 바람직하게는 제2전극(54)에 의해 대전되어진다. 제2전극(54)은 전기적으로 부유한다. 전극들의 대전을 타이밍하는 것과 같은 제어기에 입력으로, 센서(58)는 해당 구성 부분(56)의 국부 활성화 시간을 결정하는데 사용된다. 다른 부가적인 또는 다른 국부 그리고/또는 글로벌 심장 파라메터들은 또한 전극들의 대전을 결정하는데 사용된다. 예를 들어, 알고 있는 바와 같이, 전극들은 국부 전기적 활성화를 감지하는데 사용된다. 다르게는, 센서(58)는 구성 부분(56) 또는 심장의 다른 구성 부분의 역학적 활성화를 감지하거나 심장 출력을 감지하는데 사용된다. 심장 출력은 압력 센서 또는 대동맥 내에 주입된 흐름 측정기(Flow Meter)를 사용하여 결정되어진다. 본 발명의 다른 실시예에 따라, 센서(58)는 심장의 전기적인 상태를 감지하고 제어기(50)는 섬유성 연축의 상태를 결정하고 따라서 전극들(52, 54)을 대전시킨다.
센서(58)는 전극들(52, 54)의 대전의 정확한 타이밍을 위해 사용된다. 전극의 부정확한 대전의 위험성 한 가지는 전극들이 활성화 프론트(Front)가 구성 부분(56)에 도달되기 전에 대전되면 대전은 섬유성 연축을 유발시킨다는 것이다. 본 발명의 실시예에 따라, 두 개의 전극들에 조직의 평균 활성화 시간이 감지되는 한, 센서(58)는 전극들(52, 54) 간에 위치한다. 대전의 정확한 타이밍은 심장 내에서 활성화 프론트의 전달 방향에 의존한다는 점을 알아야 한다. 그래서, 전극들(52, 54)에서의 조직들이 동시에 충분히 활성화된다면, 제어 전기장은 그 후에 짧게 적용될 수 있도록 타이밍될 수 있다. 그러나, 하나의 전극에서의 조직이 다른 전극에서의 조직 앞에서 활성화된다면, 전극들의 대전에 있어 지연 시간은 더 길어져야 한다. 그래서, 국부 활성화 시간 후에 하나의 전극의 대전에 있어 최적 지연 시간은 다른 것들 중에서 활성화 프론트에 관련하여 전극들의 방향 결정에 의존한다. 활성화 프론트의 전도 속도는 심장 근육 섬유들의 방향 결정에 의해 실질적인 방법에 영향을 미친다. 그래서 근육 섬유 방향에 관련하여 전극들의 방향 결정은 또한 최적 지연 시간 위에서 영향을 가진다.
본 발명의 다른 실시예에 따라, 전극들(52, 54)의 대전과 국부 활성화 시간은 활성화 신호의 알고 있는 전달 시간을 기본으로 해서 평가된다. 예를 들어, 센서(58)가 우심방 내에 위치한다면, 약 120(msec)의 지연이 센서(58)에서 활성화 신호의 감지와 전극들(52, 54)에서 활성화 신호의 도착 간에 기대되어진다. 이와 같은 지연은 또한 평가되어질 수 있다, 예를 들어, 단일 방(Chamber) 내에서, 모든 좌심실에 제공하기 위한 활성화 프론트에 대해 약 30 ~ 50(msec)을 가진다. 센서(58)는 활성화 신호에 의해 이미 비례적으로 자극된 좌심실 내의 장소에 위치된다. 본 발명의 실시예에 따라, 주입된 센서들과 전극들 간에 활성화 전달 시간들은 여분 심장 비율에서와 같은 적어도 하나의 심장 활성화 프로필에서 측정되고 전극들의 대전에 있어 희망 지연을 평가하는데 사용된다. 병든 심장에서, 국부 전도 속도는 시간 내 충분히 변하고 그래서 국부 활성화에 있어 변환의 학습과 변환으로의 적응은 제어기(50)의 희망 특성이다는 점을 알아야 한다. 본 발명의 실시예에 따라, 부정맥 또는 활성화 프로필의 특정 상태는 형태학(Morphology) 그리고/또는 외부 또는 외부 ECG의 주파수 스펙트럼과 같은 ECG의 파라메터를 기본으로 결정된다. 제어기(50)는 결정된 상태를 기본으로 제어 프로필을 결정한다. 특히, 활성화에 대한 정확한 지연 시간이 부정맥의 각 상태에 대해 실시간 내에 결정되는 한, 여기에서 설명한 지연 시간들은 상태들에 관련되어 있다. 바람직하게는, 지연 시간들은 제어기(50)의 학습 상태 동안에 미리 예측 그리고/또는 결정되어지는데, 이 단계에서, 최적 지연 시간은 특정 활성화 상태에 대해 결정되고 그것과 함께 연관된 것에 저장되어진다.
센서(58)는 심장 외막(Epicadium), 심장 내막(Endocardium)에 위치하거나, 본 발명의 실시예에 따라, 센서(58)는 심근 내에 주입된다.
도 4B는 본 발명의 다른 실시예에 따라 심장 구성 부분(55)이 전기적 제어기(57)에 접속되어 있는 다수 개의 전극들(59)에 의해 제어되는 것을 나타낸 개요도이다. 많은 전극들의 사용은 적용된 전기장의 공간적과 시간적 특성 둘 다를 보다 잘 제어할 수 있다. 임의의 예에 있어, 전극들(59) 각각은 국부 활성화를 결정하는데 사용된다. 제어기(57)는 결정된 활성화에 의해 전극들(59)을 개별적으로 대전시킨다. 바람직하게는, 국부 활성화 시간을 알 수 있는 한 쌍의 전극들 간에 전류의 흐름이 있으므로, 전극들은 한 쌍으로 활성화된다.
본 발명의 다른 실시예는 제어 전극들의 다른 위치를 전형적으로 요구한다. 예를 들어, 어떤 실시예는 심장의 큰 부분에 전기장을 적용하기 위해 큰 범위의 전극을 요구한다. 이런 경우에, 그물형 전극이 적합하다. 다르게는, 넓은 평면형 전극이 심장의 외측에 대응하여 위치된다. 다른 실시예는 예로 차폐부를 생성하기 위해 긴 전극들을 요구한다. 이런 경우에, 선들이 심장의 벽에 평행하게 심장 내에 주입된다. 임의로는, 전극들은 심장 외부에 관상 혈관 내에 위치한다. 본 발명의 어떤 국면에서 전극들 간에 생성된 전기장이 활성화 프론트들이 정상적으로 심장 내에 전달되는 방향에 병렬인 한, 다르게는 전기장이 해당 경로에 수직인 한 전극들은 놓여진다.
본 발명의 실시예에 따라, 페이스메이커는 심장 출력을 증가하는 것을 제공한다. 페이스케이커 활성화 펄스는 내부 페이스메이커 내의 약 2(msec)와 외부 페이스메이커 내의 약 40(msec)의 주어진 기간의 단일 펄스이다. 본 발명의 실시예에 따라, 페이스메이커는 심장을 자극하는 이중 펄스를 생성한다. 펄스의 첫 번째 부분은 알고 있는 바와 같이, 예로 2(msec)에 대한 2(mA)의 일정 전류인 자극 펄스이다. 펄스의 두 번째 부분은 여기에서 설명될 바와 같이, 예로 몇 십(msec) 길이와 페이스메이커 펄스의 첫 번째 부분 후에 짧은 지연에서의 펄스이다. 다르게는, 매우 긴 자극 펄스가 사용된다. 이런 페이스메이커의 형태는 두 개의 단일 극의 전극들을 사용하는데, 하나는 심장의 정점에서 그리고 하나는 좌심실 또는 우심실 활성화가 증가된 경우에는 우심실에서의 상부에서 사용한다.
본 발명의 실시예에 따라, 제어기는 페이스메이커가 이미 주입된 환자에 주입되어진다. 해당 제어기로부터 페이스메이커까지 리이드(Lead)를 접속함에 의해, 페이스메이커 전극의 대전을 감지하는 제어기의 센서들에 의해, 그리고/또는 제어기 그리고/또는 페이스케이커의 프로그램에 의해, 해당 제어기는 페이스메이커에 동기화된다.
본 발명의 실시예에 따라, 페이스메이커는 생리학적 상태에 대응하는 심장 활성화를 변환함으로써 인스톨되는 몸체의 생리학적 상태에 적용된다. 페이스메이커는 알고 있는 바와 같이, pH 센서들, pO2센서들, pCO2센서들, 피-흐름 센서들, 가속도 센서들, 호흡 센서들 및 압력 센서들을 포함하는 하나 또는 그 이상의 다양한 생리학적 센서들을 사용하여 몸체의 상태를 감지할 수 있다. 예를 들어, 페이스메이커는 pCO2에 있어 증가에 대응하여 심장으로부터 흐름을 증가할 수 있다. 제어는 심장 싸이클의 연속에서 불연속의 방법으로 적용되므로, 해당 제어는 제어 결과를 나타낸다. 심장의 활성화에 있어 변환은 기설정된 제어 결과에 의해 점차적으로 또는 바람직하게 적용되어진다.
본 발명의 하나의 국면에 있어, 목표 값은 적어도 하나의 측정된 생리학적 변수에 대해 세팅되며, 페이스케이커는 해당 변수들과 미래 제어 결과를 결정하기 위한 페이스메이커에 의해 적용된 제어 결과의 영향을 모니터링한다. 목표 값과 측정된 값 간의 불일치는 충분히 작으면, 제어 결과는 종료된다. 페이스메이커 상의 심장 제어기의 이점 하나는 심장의 활성화 프로필의 많은 국면을 제어할 수 있다는 것이다. 결과적으로, 제어기는 심장 출력, 심장 근육의 산화(Oxygenation), 심장의 수축력 및 심장 비율을 포함하는 심장의 활성화 프로필의 몇 가지 다른 국면 간의 고유 평균화(Tradeoff)를 결정할 수 있다.
본 발명의 또다른 국면은 좌심실의 신축성과 우심실의 신축성 간의 관계를 변환하는 것에 관한 것이다. 건강한 심장에 있어, 좌심실의 증가된 신축성은 좌심실의 증가된 출력의 결과로 우심실의 증가된 신축성에 따르는데, 우심실의 이전부하(Preload)의 증가를 일으킨다. 감소된 좌심실 출력은 유사한 방법으로 우심실 출력을 감소한다. 폐질환의 부종(Pulmonary Edema)과 같은 어떤 경우에 있어, 다른 심실로부터 흐름 내의 대응하는 변화없이 하나의 심실로부터 흐름을 변환하는 것이 바람직하다. 이것은 두 개의 심실을 동시에 제어함으로써 이루어지는데, 다른 제어가 다른 심실로부터 흐름을 감소하는 동안에 하나의 제어는 하나의 심실로부터 흐름을 증가한다. 혈관 시스템(Vascular System)이 폐쇄된 시스템이고 긴 진행으로 폐질환 시스템 내의 흐름은 일반 시스템 내와 동일하게 실행되므로, 해당 변환은 단지 짧은 주기의 시간 동안에 실행되어진다. 본 발명의 실시예에 따라, 해당 변환은 모든 임의의 주기 시간에 몇 개의 박동들에 대한 심장을 제어함으로 실행되어진다.
본 발명의 또다른 국면은 단일 장치를 사용하여 치료학의 완전한 수행을 실행하는 것에 관련한다. 본 발명의 실시예에 따른 제어기는 예로, 증가하는 신축성, 세동 제거, 차폐, 심장 비율 제어 및 페이싱을 포함하는 심장에 적용할 수 있는 몇 개의 치료학을 포함한다. 제어기는 모체의 상태를 생리학 센서들을 사용하여 감지하며, 예로 섬유성 연축을 극복하기 위한 세동 제거, 심장 유출량을 증가하기 위한 심장 비율의 증가 또는 갑작스러운 부정맥을 억제하기 위한 차폐부를 적용하는 것과 같은 적당한 짧은 기간의 치료학을 결정한다. 부가적으로 또는 다르게는, 해당 제어기는 긴 기간의 치료 목표에 대응하여 적용된 제어 결과를 변화할 수 있다. 예를 들어, 증가 신축성이 심장의 일부분에 근육 덩어리를 증가하는데 사용한다면, 요구되는 근육 덩어리는 도달될 것이고 제어 결과는 멈추게 된다. 이것은 제어기에 의해 영향을 받는 치료학의 처리 예이다. 또다른 예로, 장치가 임의의 목표 값으로 심장 출력을 증가하기 위해 주입되고 프로그램된 후에 몇 주, 목표 변수는 변화한다. 이와 같은 변환은 심장이 제어기에 적용되는 희망 주기의 시간으로 지정된다. 이와 같은 적용은 심장이 보다 강하고/또는 보다 효과적으로 되는 것이다. 다른 제어 결과가 동일한 목표를 이루기를 요구하는 한 또다른 적용은 심장이 제어 결과에 대응하여 감소한다는 것이다. 본 발명의 실시예에 따라, 제어 결과는 모든 임의 주기 시간 그리고/또는 기설정된 레벨 이하로 감소된 제어 결과로의 심장 응답 시에 변화된다.
본 발명의 다른 실시예에 따라, 제어 장치는 루프(Loop) 내의 휴먼 운용자(Human Operator)를 포함하는데, 적어도 첫 단계 동안에 제어기가 특정 심장/환자의 차별적인 국면들을 "학습"해야 한다. 그 후의 단계로, 해당 운용자는 주기적 기초로 제어기의 치료 효과를 모니터링하고 치료 효과가 운용자가 바라는 것이 아니면 제어기의 프로그램을 변환한다.
본 발명의 부가적 실시예에 따라, 제어기는 몸체 내에 주입되지 않는다. 바람직하게는, 제어 결과는 혈관 시스템 내로 주입되는 하나 또는 그 이상의 도뇨관을 사용하여 적용된다. 다르게는, 전극들은 가슴 벽을 통해 심장으로 직접 주입된다.
본 발명의 또다른 실시예에 따라, 제어 전류 또는 전기장은 전극들 외부로부터 몸체로 적용된다. 외부 제어에 있어 하나의 고유 문제점은 제어 전류가 심장의 큰 부분을 대전시킨다는 것이다. 그러므로, 심장이 저항 가능할 때까지 전류의 적용을 지연시키는 것이 중요하다. 해당 목적을 성취하는 하나의 방법은 외부 전극들을 사용하여 ECG를 감지하는 것이다. 바람직하게는, 심장의 기설정된 부분 내에 국부 활성화 시간이 결정되는 한 전극 배열은 사용된다.
외부 제어의 또다른 방법은 외부 페이싱으로 제어하는 것을 겸하는데, 그것 때문에 페이싱 펄스에 관련하여 제어 펄스를 정확하게 타이밍하는 작동을 단순화한다. 본 발명의 실시예에 따라, 페이싱 펄스와 제어 펄스 간의 지연은 초기적으로 길며 최적 지연이 펌핑에 있어 희망 개선을 주고 섬유성 연축을 발생시키지 않도록 결정되기까지 감소된다.
부가적으로 또는 다르게는, 외부 페이스메이커는 제어 펄스가 섬유성 연축을 발생시키면 세동 제거 펄스를 적용하는 세동 제거기를 포함한다.
본 발명의 다양한 실시예에 따른 페이스메이커들과 제어기들은 많은 공동 특성을 분할하고 있다는 것을 인식해야 한다. 단일 장치 내의 제어기와 페이스메이커의 기능들을 연합하는 것은 많은 유용한 적용을 수행할 수 있다는 것을 인식해야 한다. 그러나, 본 발명의 많은 실시예에 따른 페이스메이커, 세동 제거기 및 제어기 간에 있어 몇 가지의 구조적인 차이점은 뚜렷하다.
첫 번째의 구조적인 차이점은 전극들의 크기와 형태에 관한 것이다. 페이스메이커들은 쌍극 활성화 전극들 또는 페이스메이커 케이스가 다른 전극인 단극 전극들을 사용한다. 페이스메이커 내의 전력 드레인이 가능한 작게 되는 한 전극들의 디자인은 작은 지역에서 전극들과 심장 간의 접속을 향상시키기에 적합하다. 세동 제거기에 있어, 정반대의 고려, 즉 심장에 손상을 발생하지 않고 심장의 큰 면적에 매우 큰 전력을 적용하는 것이 필요하다. 본 발명의 실시예에 따라, 작은 전류들이 적용되나, 제어된 방법으로 전류가 심장 조직의 큰 부분을 통해 흐르는 것이 바람직하다.
두 번째의 구조적인 차이점은 전력 공급에 관한 것이다. 페이스메이커 전력은 두 번째에 한 번 짧은 2(msec)의 펄스를 전달하는 데 필요한 저전력을 공급한다. 세동 제거기는 짧은 6 ~ 8(msec)의 펄스 또는 긴 간격(날)에서 펄스들의 연속을 전달하는 데 필요한 고전력을 공급한다. 그러므로, 페이스메이커는 짧은 지연을 가지는 커패시터로부터 전력을 드레인하는데, 세동 제거기들은 배터리에 직접 접속되어 있고 세동 제거기들이 두 개의 연속적인 고전력 펄스들을 전달하는 한 제1과 제2커패시터 둘 다를 충전한다. 본 발명의 어떤 실시예에 따라, 제어기는 두 번째에 한 번 긴 저전력 펄스를 제공하는 것을 요구한다. 바람직하게는, 펄스는 20(msec)보다 더 길며, 보다 바람직하게는 40(msec)보다 더 길며, 더욱더 바람직하게는 70(msec)보다 더 길다. 이와 같은 펄스는 일정 전류, 일정 전압 그리고/또는 신호 형태의 흐름을 경유하여, 느린 쇠퇴 커패시터를 사용하는 것 그리고/또는 배터리로부터 직접 전력을 드레인하는 것을 성취한다. 바람직하게는, 심장과 접속하는 전극들의 포인트에 염증을 감소하기 위해, 본 발명의 실시예에 따른 제어기에서 사용된 전극들은 천천히 스테로이드(Steroid)를 푼다.
세 번째의 구조적인 차이점은 전극들의 위치에 관한 것이다. 페이스메이커에 있어, 단일 전극은 심장의 정점(어떤 페이스메이커들에 있어, 방 당 하나의 전극 또는 그 이상의 전극)에 위치된다. 세동 제거기에 있어, 대부분의 심장 또는 AF 세동 제거기들 내의 우심방은 전극들 간에 있는 한 해당 전극들은 위치된다. 본 발명의 어떤 실시예에 따른 제어기에 있어, 전극들은 제어가 필요한 심장 조직의 구성 부분을 가로질러 위치된다. 감지에 관련하여, 많은 페이스메이커는 제2방을 대전하기 전에 고유 지연을 결정하기 위해 제1방을 감지하는데 사용한다. 예를 들어, AV 노드가 절개된 심장에 있어, 좌심실은 우심방 내의 활성화 프론트를 감지하고 이에 적당한 지연 후에 좌심실을 페이싱하는 페이스메이커에 의해 우심방에 동기화된다. 그러나, 방 내에 활성화 프론트를 감지하고 이에 지연 후에 자체 동일한 방을 페이싱하는 것을 보통 실행하지는 않는다. 이와 같이 감지하고 페이싱하는 동일 방이 실행될 때, 해당 감지하고 페이싱하는 것은 우심방에서 실행되고 좌심실에서는 실행되지 않는다. 또한, 전극의 대전에 대한 지연 시간을 결정하기 위해 페이싱하는 전극에서 감지하는 것은 본 발명의 어떤 국면들 중 단일 국면인데, 두 개의 페이싱하는 전극들 간의 중간에서 감지한다. 본 발명의 어떤 실시예들 중 또다른 단일 국면은 하나의 방(우심방) 내에 페이싱하며, 또다른 방(좌심실) 내에 두는 영향을 감지하며, 이에 나머지 방(좌심실)을 페이싱한다. 배열로 나타난 다중 쌍의 전극들의 사용은 본 발명의 임의의 실시예들 중 또다른 단일 국면이다.
제어기에 대한 가능한 신호 형태의 넓은 범위로 인해, 바람직한 제어기는 프로그래머로부터 외부로부터 다운로드할 수 있는 펄스 형태로 프로그램할 수 있다. 주입된 페이스메이커와 외부 프로그래머 간의 한 방향과 두 방향의 통신에 대한 원격 측정 시스템은 잘 알고 있는 바이다. 본 발명의 다양한 실시예는 비록 적은 효과이기는 하나, 프로그램 가능 페이스메이커로 본 발명에 의한 펄스 형태를 다운로딩함으로써 실행될 수 있다. 본 발명의 실시예에 따라, 이와 같은 프로그래머는 실행과 제어기의 효과를 분석하는 소프트웨어를 포함한다. 제어기의 실행 분석은 초음파 이미지 또는 외부 몸체 ECG와 같은 제어기에 의해 제공되지 않는 정보를 포함하므로, 해당 소프트웨어는 개별 컴퓨터로부터 수행된다.
본 발명에 의한 제어기는 주입되기 전에 특정 환자에 대해 바람직하게 인격화된다는 점을 인식해야 한다. 부가적으로 또는 다르게는, 인격화는 주입된 후에 장치를 프로그램함에 의해 실행된다. 환자의 심장은 제어 전극 그리고/또는 감지하는 전극들의 보다 좋은 위치를 결정하기 위해 그리고/또는 고유 타이밍을 결정하기 위해 상술한 바와 같이 바람직하게 매핑된다.
예를 들어, 좌심실이 감지하는 전극의 주입에 대해 제어되는데, 좌심실 내에 가장 빨리 활성화된 지역을 결정하는데 유용하다. 또다른 예를 들어, 심장은 전류가 두 개의 전극들 간에 흐르는 것과 같은 전극들의 주입에 적합한 생존 가능한 조직 부분들을 결정하기 위해 매핑된다. 또다른 예를 들어, 심장의 다양한 부분들, 특히 페이싱 요소(자연적 또는 인공적)와 제어 전극들 간의 전달 시간을 평가 가능한 한 심장의 활성화 프로필은 결정되어진다. 또다른 예를 들어, 심장 내의 활성화 프론트의 전달은 해당 프론트에 대응하여 전극의 고유 방향 결정이 이루어지는 한 그리고/또는 제어하는 전극들에 대응하여 감지하는 전극들을 정확하게 위치시키는 것을 결정되어진다. 이것은 또한 본 발명의 실시예에 의한 부정맥 대응 처리를 계획하기 위하여 심장 내에 부정맥을 결정하는데 유용하다.
또다른 예를 들어, 신축성의 총 증가량은 제어 전극들 간의 살아 있는 조직의 합에 의해 결정되어진다. 생존 능력 맵은 살아 있는 조직의 희망 합계를 가지는 심장 조직의 구성 부분을 결정하는데 사용된다.
심장의 여분에 관련하여 심장 근육의 활성화 타이밍은 심장 출력으로 분담액을 결정함에 있어 중요한 요소이다. 그래서, 전극들에 주입하기 전에 제어되는 심장 구성 부분의 적절한 활성화 시간을 결정하는데 유용하다.
도 5는 본 발명의 어떤 실시예를 시험하기 위해 디자인되고 사용된 실험적 구성을 나타낸 개요도이다. 포유류(실험의 첫 번째 대상, 돼지 쥐에서)로부터의 유두형 근육(Papillary Muscle; 60)은 같은 양의 신축성이 이루어지는 것과 같은 방법으로 지지대(62)와 압력 변환기(64) 간에 접속된다. 근육(60)은 CCU(Pulsed Constant Current Source; 70)에 접속된 한 쌍의 전극(66)에 의해 자극된다. 펄스 생성기(74)는 전극들(66)에 대해 일정 전류 페이싱 펄스들을 생성한다. 한 쌍의 전극들(68)은 근육(60)으로 전기장을 적용하는데 사용된다. 펄스 생성기(74)에 타임을 제공하는 슬레이브 펄스 생성기(76)는 CCU(72)를 경유하여 전극들(68)을 대전한다. 근육(60)에 의해 적용된 힘은 변환기(64)에 의해 측정되며, 증폭기(78)에 의해 증폭되며, 플로터(80)에서 작성된다. 펄스 생성기(74)는 근육(60)의 다양한 활성화, 즉 2, 1.33, 1 및 0.66(Hz)에 대해 따로 짧은 활성화 펄스들(t1) 500, 750, 1000 및 1500(msec)을 선택적으로 생성한다. 슬레이브 펄스 생성기(76)는 't3'(초)인 활성화 펄스 후에 't2'(초)를 시작하고 진폭에 있어 영보다 높은 선택된 전류(mA)를 가지는 정방형의 파형 펄스를 생성한다.
도 6A, 도 6B 및 도 6C는 실험들의 어떤 결과들을 나타낸 그래프이다. 해당 나타난 결과는 근육(60)이 펄스 신축성들의 불변 상태에 다다른 후에 근육 신축성의 힘을 나타낸다. 도 6A는 다음과 같은 고려에 의한 결과를 나타낸 그래프이다.
페이스메이커 펄스(t1)가 750(msec)이고 지연(t2)이 150(msec)이고 펄스 지속(t3)이 100(msec)이고 전류가 10(mA)인 경우이다.
도면에 도시된 바와 같이, 근육(60)에 의해 미치는 힘은 제어 펄스(전극들(68))가 전극들(68)이 활성화되지 않은 경우에 반대로 사용될 때 2.5의 계수에 의해 증가된다.
도 6B는 다음과 같은 고려에 의한 근육 신축의 힘을 나타낸 그래프이다.
페이스메이커 펄스(t1)가 1000(msec)이고 지연(t2)이 20(msec)이고 펄스 지속(t3)이 300(msec)이고 전류가 7.5(mA)인 경우이다.
도면에 도시된 바와 같이, 신축성의 진폭은 몹시 감쇠된다. 몇 번의 신축 후에 제어 신호의 극성이 반전될 때 근육(60)의 신축성은 거의 완전히 감쇠된다.
도 6C는 다음과 같은 고려에 의한 근육 신축의 힘을 나타낸 그래프이다.
페이스메이커 펄스(t1)가 1000(msec)이고 지연(t2)이 20(msec)이고 펄스 지속(t3)이 300(msec)이고 전류가 1(mA)인 경우이다.
도면에 도시된 바와 같이, 전극들(68)의 대전 후에 약 2분 동안 머무른 근육(60)의 신축력을 증가하는 효과는 멈추게 된다. 그래서, 근육(60)의 신축성은 동시에 일어나는 자극과 제어뿐만 아니라 이전의 자극과 제어에 의존된다.
유사한 실험적 구성을 사용하여 부가적인 실험들이 실행되는데, 어떤 것은 유두형 근육들에서 그리고 어떤 것은 심실과 심방 벽들로부터 심장 격막 근육에서 실행된다. 해당 실험들에 있어, 시험용 동물은 토끼이나, 어떤 경우에는 쥐가 사용된다. 대부분의 실험들은 근육에 접촉되는 직류의 일정 전류 요소를 사용하나, 전기장 설계는 또한 시험되며 유사한 결과들을 산출한다. 전기장 설계에 있어, 전극들은 근육 구성 부분을 둘러쌓고 있는 용해제 내에 위치되고 근육 구성 부분에 접촉되지 않는다. 전류는 2 ~ 10(mA)이 사용된다. 몇 실험에 있어, 신축력의 증가는 유발되지 않으나, 이것은 이온 유동체와 상호 작용하는 전극들 그리고/또는 전류 요소에 의한 문제점들의 결과이며, 그래서 특히 극성을 띄는 Ag-AgCl 전극들이 해당 실험들에 사용된다. 신축성에 있어 증가의 많은 싸이클과 기본선으로의 복귀는 각 실험에서 실행된다. 부가적으로, 신축성의 증가는 수반하는 실험들에 반복할 수 있다. 해당 증가는 0.5 ~ 3(Hz)의 페이싱 범위에서 얻어진다.
도 7A에서 도 7C는 다른 실험에서 얻은 결과를 요약한 그래프이다. 적용된 펄스의 시간 스케일은 페이싱 비율과 실험이 실행되는 동물의 종에 관련되어진다. 해당 실험에 있어, 페이싱 비율은 약 1(Hz)이다. 0.5 ~ 3(Hz)의 페이싱 범위에서 신축력에 있어 증가에 대한 요구되는 펄스 형태는 페이싱 비율에 의해 충분히 영향을 받지 않는다. 다른 전극 형태가 사용된다면 다른 전류 세기가 동일 효과에 대해 요구되는 한, 실험에서 사용된 전류들의 세기는 사용된 전극 형태와 동물의 종에 의해 영향을 받는다. 10개의 실험들은 좌측 유두형 근육에서 실행되는데, '8'은 작용된 무자극 전류로 인해 신축성의 증가를 나타낸다. 4개의 실험들은 우측 유두형 근육에서 실행되는데, '3'은 신축성의 증가를 나타낸다. 2개의 실험들은 좌심실에서 실행되는데, '2'는 신축성의 증가를 나타낸다. 평균적으로, 4개의 실험들은 우측 유두형 근육에서 실행되는데, '3'은 신축성의 증가를 나타낸다. ~ 75(%)의 신축력의 증가가 얻게 된다. 증가의 범위는 정확한 실험적 식별에 의존하는 43(%)과 228(%) 사이이다.
도 7A는 신축력의 증가에 적용된 전류의 개시점에서 지연의 영향을 나타낸 그래프이다. 작은 지연은 신축력의 증가일 충분히 영향을 미치지 못한다. 지연이 기간 내에 증가하므로 신축력의 증가는 감소된다는 사실을 알아야 한다. 어떤 지연에 적용된 펄스는 하이 레벨 그리고/또는 저항 가능한 주기에 영향을 미친다는 것을 이론화한다. 그러나, 신축력의 증가는 근육 섬유의 전체 활성화 싸이클보다 더 한계적인 시간의 창에 대해서만 단지 가능하다.
적용된 전류의 극성을 변화하는 것은 때때로 신축성에 영향을 미친다. 첫 번째 극성은 신축력에 있어 보다 더 증가를 일으키는 반면에, 다른 극성은 첫 번째 극성보다 작은 증가를 일으킨다. 어떤 실시예에 있어, 실험 동안에 극성을 반전시키는 것은 어떤 적용된 전류없이 보다 적은 레벨로 펄스의 짧은 기간 동안 또는 전체 기간 동안에 신축력을 감소시킨다. 하나의 가능한 설명은 유두형 근육이 심실 조직 내에서 단언되지 않은 바람직한 전도 방향을 가진다는 것이다. 또다른 설명은 실험 내에 사용된 전극들의 이온화에 관련한 기술이다.
도 7B는 유두형 근육의 신축력에 있어 증가에 펄스 지속의 영향을 나타낸 그래프이다. 1(msec)의 배열에서 매우 짧은 펄스는 신축력에 충분히 영향을 미치지 않는다. 약 1(msec)과 20(msec) 사이의 펄스에 있어 신축성은 지속적으로 증가한다. 20(msec) 이상의 펄스에 있어, 펄스 지속의 기능으로 신축력에 있어 증가는 감소되며; 약 100(msec) 기간에서의 펄스에 있어 절연된 유두형 근육의 신축력의 뚜렷한 증가가 없다.
도 7C는 신축력의 증가에서 전류 세기의 영향을 나타낸 그래프이다. 약 8(mA) 이상에서 신축력은 전류가 적용되지 않은 기본선 상태 이하로 정확하게 감소한다는 것을 알아야 한다. 해당 영향은 상술한 바와 같은 내부 세포질 칼슘 저장소의 이론에 관련되며, 심장 근육 셀 내의 너무 많은 칼슘이 해당 저장소의 유효성을 감소하며, 그러므로 셀의 신축성을 감소한다.
상기 요약된 결과에 부가하여, 몇 가지의 실험 결과들은 특별한 주의할 만하다.
도 8A에 도시된 바와 같이, 하나의 실험에 있어, 토끼로부터 우심방의 구성 부분들은 그 자체 고유의 페이스(~2-3Hz)로 셋팅하도록 허여된다. 도면에서 볼 수 있는 바와 같이, 2(mA)의 일정 전류인 무자극 전류는 조직을 통해 움직인다. 결과적으로, 힘에 있어 첫 번째 짧은 감소 후에 신축되므로, 구성 부분의 자체 페이싱 비율은 증가한다.
두 번째의 다중 단계 실험에 있어, 우측의 토끼 유두형 근육은 1.5(Hz)에 페이싱된다. 적용된 전류는 70(msec)의 긴 펄스 내에서 그리고 페이스메이커 펄스 후에 지연없이, 실험적 단계에 의존하여 2와 4(mA) 사이에서 일정하다. 신축성은 해당 단계에 의존하여 45(%)와 133(%) 사이에서 증가된다. 증가된 신축성은 두 시간만큼 긴 기간 동안 3(mA)에서 지속된다. 적용된 전기장을 멈추는 것은 원래의(제어되지 않은) 신축력으로 빠른 복귀를 일으킨다. 전기장의 재적용은 이전의 결과를 반복한다.
세 번째 실험에 있어 좌측 토끼 유두형 근육 내에서 10에서 100(msec)까지의 범위 상 2(mA) 전류의 펄스 지속을 증가하는 것은 신축력을 증가하며; 그러나, 근육 경련의 지속에서의 영향을 관찰할 수 없다.
도 8B는 몇 가지 다른 심장 근육 형태들에 있어 신축성의 증가를 나타낸 그래프들의 시리이즈인데, 여기서 수평 막대는 제어 전기장의 적용을 지적한 것이다.
상술된 논의를 포함하지 않는 두 가지의 실험은 유두형 근육에서 실행된다. 해당 실험들에 있어, 120(msec)의 기간과 5(mA)의 최고치를 가지는 삼각형의 펄스는 2(msec)와 2(mA)를 가지는 표준 페이싱 펄스 후에 지연없이 적용된다. 근육의 신축성 증가는 10(mg)에서 178(mg)까지 ~1700(%)이다. 신축성의 지속은 220(msec)에서 260(msec)으로 증가한다.
실험들의 또다른 시리즈에 있어, 전체 살아 있는 심장은 1 ~ 2(Kg)의 무게를 가지는 토끼로부터 이전되고 상술한 바와 같은 방법을 사용하여 제어된다. 산 심장을 보호하는 장치는 독일인 마아크-훅스테텐(March-Hugstetten)의 그루엔스트라세(Gruenstrasse) 1, D-79232, 후고 삭스 일렉트로닉(Hugo Sachs Elektronik)에 의해 제작된 크기 5, 형태 833의 절연 심장이다. 해당 실험에 있어, 좌심실은 단지기능적이다. 풀모너리(Pulmonay) 정맥은 공급 호스에 접속되는데, 공급 호스에는 뜨거운(~37℃) 등장의 pH 균형화되고 산화된 용해가 있다. 해당 용해는 심장에 의해 대동맥으로 펌핑된다. 심장 자체는 관상 동맥을 통해 대동맥으로부터 산소를 공급되어진다. 관상 정맥은 해당 용해가 밖으로 흐르게 되어 우심실 내로 비워진다. 밖으로 흐르는, 즉 관상 피 흐름의 용해는 측정 컵 내에 해당 용해를 모으므로써 측정될 수 있다. 혈관 시스템의 이전부하와 이후부하(Afterload) 둘 다는 불이행되어질 수 있고 어떤 희망 값으로 미리 셋팅되어질 수 있다. 부가적으로, 이전부하와 이후부하는 해당 장치를 사용하여 측정될 수 있다.
심장은 ECG 모니터, 페이스메이커 및 프로그램 가능 펄스 생성기에 접속된다. 전형적으로 적용된 전기장의 전극들은 2와 3(cm2) 사이의 범위를 가진다. 좌심실 압력(LVP)은 심실로 주입된 압력 탐침을 사용하여 측정되어진다. 대동맥을 통한 흐름은 전기 자기의 흐름 측정기를 사용하여 측정되어진다. pH, pO2, pCO2와 같은 다양한 파라메터들과 온도는 부가적인 측정 장치를 부착하여 측정되어진다. 모든 측정 장치는 결과를 수집하고 바람직하게 분석하는 컴퓨터에 접속되어 있다.
가장 뚜렷한 실험적 결과는 전기적 제어의 결과로 심장로부터의 흐름이 증가하는 것이다. 또다른 주의할 결과는 제어의 결과로 이후부하의 증가이다. 또다른 주의할 결과는 전기적 제어가 적용될 때 심장 내에서 진행된 좌심실 압력의 증가이다.
절연된 심장을 사용하는 26개의 실험들의 요약은 다음과 같은데, 20개 실험들에 있어 심장 출력의 증가가 관찰되는 반면에, 6개 실험들에 있어 심장 출력의 증가가 관찰되지 않는다. 심장 출력 증가의 불이행에 대한 가능한 이유는 동물로부터 추출되는 한 심장으로의 생물적 손상을 포함한다. 어떤 경우에 있어, 해당 손상은 두 번째에 비교되어 하나의 절연된 심장 내에서, 다르게는 유사한 토끼 심장 내에서 감소된 심장 출력으로부터 분명해진다. 다른 이유는 좌심실 대신에 우심실 위와 같은 전극의 잘못된 위치, 단백질로써 전극의 외피 및 제어 전기장을 전달하는 장비로써의 기술 문제점을 포함한다. 좌심실이 페이싱된 11개의 실험들에 있어, 심장 출력의 평균 증가는 11(%)의 표준 편차로 17(%)이다. 우심방이 페이싱된 8개의 실험들에 있어, 심장 출력의 평균 증가는 9±4(%)이다. 심장이 페이싱되지 않고 제어 전기장이 국부 활성화 시간의 감지를 기본으로 적용되는 9개의 실험들에 있어, 심장 출력의 평균 증가는 7±2(%)이다. 어떤 실험들에 있어 두 개의 다른 페이싱 범례가 시도되므로, 실험의 수는 26 이상이다는 것을 알아야 한다.
도 9는 실험의 결과를 나타낸 그래프들의 시리이즈인데, 20(msec)의 기간과 심장의 페이싱 후에 지연된 5(msec)를 가지는 10(mA)의 일정 전류 펄스가 적용된다. 두 개의 선 전극들은 해당 펄스를 적용하기 위해 사용되는데, 하나의 전극은 좌심실을 덮어씌운 심장의 정점에 위치되고 다른 하나는 좌심실의 기본선에 위치된다. 해당 페이싱은 쌍극 전극을 사용하여 실행되며, 또한 좌심실 위에 심장의 정점 근처에 위치된다. 페이싱 비율은 정상 페이스보다 높은 약 10(%)이다. 페이싱 펄스는 진폭에서 2(mA), 2(msec) 길고 ~3.5(Hz)의 주파수에서 적용된다. 일정 전류 펄스의 적용은 가득 차 있거나 차지 않은 막대에 의해 도면과 아래의 설명에서 지적된다.
해당 실험에 있어, 약 5(%)의 대동맥에서 진행된 실제 압력인 이후부하의 증가와 약 3(%)의 좌심실 압력(LVP)의 증가가 관찰된다. 좌심실 압력(LVP)의 증가는 단지 최종 심장 수축 압력에서 있고 최종 심장 확장 압력에서는 없다. 약 11(%)의 흐름의 증가는 도 9에 도시된 바와 같이 분명하다. 충혈성 심장 불이행을 가진 환자들로써의 주된 문제점들 중 하나는 낮은 심장 흐름이므로, 흐름의 증가는 매우 중요하다.
도 10은 실험의 결과를 나타낸 그래프들의 시리이즈인데, 80(msec)의 기간과 심장의 페이싱 후에 지연된 2(msec)를 가지는 5(mA)의 일정 전류 펄스가 적용된다. 해당 실험에 있어 가선(Wiring)과 페이싱은 도 9에서 언급된 실험과 유사한데, 탄소 전극들이 일정 전류 펄스를 적용하는데 사용되는 것은 제외한다.
해당 실험에 있어 이후부하의 뚜렷한 증가는 그래프로부터 결정될 수 있다. 약 6(%)의 좌심실 압력(LVP)의 증가가 또한 관찰된다. 이후부하의 증가는 심장 수축 압력과 심장 확장 압력 둘 다에 대해 관찰되는 반면에, 좌심실 내측에 있어, 압력 증가는 심장 수축에서 주로 있다. 실제적으로, 심장 확장 압력에서 적은 감소가 있는데, 신축성의 증가 그리고/또는 심장 확장 벽 모멘트의 개량을 가르킨다. 몇 백(%)의 흐름의 증가는 도 10에 도시된 바와 같이 분명하다. 건강한 심장은 약 100(ml/min)의 흐름을 가지도록 기대되어진다는 것을 알아야 한다. 12(ml/min)의 낮은 초기 흐름은 국소 빈혈과 같은 심장에 손상의 결과이다.
도 11은 실험의 결과들을 나타낸 그래프들의 시리이즈인데, 20(msec)의 기간과 심실에서 국부 활성화 시간 후에 지연된 2(msec)를 가지는 5(mA)의 일정 전류 펄스가 사용된다. 해당 실험에 있어 가선과 페이싱은 도 9에서 언급된 실험과 유사하다. 감지하는 전극은 두 개이 제어하는 전극들 간의 중간에 있는 좌심실에 위치되며 지연은 감지하는 전극에서 국부 활성화 시간에 관련되어 측정된다. 감지 전극은 위치 "J" 형태의 이리듐-플라티늄 전극들에 의해 두 개의 위치를 포함한다. 페이싱 펄스는 심장의 정점에서 부가적인 Ag-AgCl 전극을 사용하여 적용된다. 해당 실험에 있어, 제어 펄스가 국부 활성화로 감지 전극에 의해 잘못 검출되지 않는 한, 감지 전극은 국부 활성화가 감지된 후에 200(msec) 동안 격리된다.
해당 실험에 있어, 이후부하의 증가와 좌심실 압력(LVP)의 증가가 관찰된다. 좌심실 압력(LVP)의 증가는 단지 최종 심장 수축 압력에서 분명히 있고 최종 심장 확장 압력에서는 없다. 약 23(%)의 흐름의 증가는 도 11에 도시된 바와 같이 분명하다.
도 12는 다른 실험으로부터 실험적 결과들을 나타낸 그래프들의 시리이즈인데, 대동맥 흐름과 대동맥 압력에서 뚜렷한 증가를 보여준다. 펄스 파라메터들은 5(mA), 70(msec)의 기간 및 5(msec)의 지연이다. 해당 실험에 있어 가선과 페이싱은 도 9에서 언급된 실험과 유사하다.
도 13은 도 12의 실험을 반복함으로부터의 실험적 결과들을 나타낸 그래프들의 시리이즈인데, 대동맥 흐름의 증가가 전극들의 대전에 의해 제어된다는 것을 보여준다. 그러므로, 대전이 멈출 때 흐름은 기본선 값으로 복귀하는데, 즉 대전이 흐름 증가를 재시도할 때와 대전이 다시 멈출 때 흐름은 기본선 값으로 복귀한다.
도 14는 또다른 실험으로부터의 실험적 결과들을 나타낸 그래프들의 시리이즈인데, 상술한 실험과 같이, 우심방은 3(Hz)에 페이싱되고 오히려 좌심실은 3.5(Hz()에 페이싱된다. 가선과 페이싱은 도 11의 실험의 것과 유사한데, 페이싱 전극이 우심방에 있고 활동 전위가 심장의 전도 경로들을 사용하여 우심방으로부터 좌심실로 전도되는 것은 제외한다. 펄스 파라메터들은 국부 활동 전위를 감지한 후에 지연없이 20(msec)에 대한 5(mA)이다. 감지 전극은 제어 펄스를 국부 활동 전위로 확인하는 가능성을 감소하기 위해, 국부 활동 전위를 감지한 후 100(msec) 동안 격리된다.
도 15는 도 14의 실험과 유사한 또다른 실험으로부터의 실험적 결과들을 나타낸 그래프들의 시리이즈인데, 두 개의 제어 전극을 사용하는 대신에 4개의 제어 전극이 사용되는 것은 제외한다. 제어 전극들은 전방형의 중심에서 전극을 감지하므로 정방형으로 배열된다. 한 쌍의 제어 전극들은 좌심실의 정점에서의 전극과 기본선에서의 전극을 포함한다. 다른 두 개의 전극들은 기본선과 좌심실의 정점 사이의 중간에서 그리고 좌심실의 다른 위치에서의 우심실 근처에 위치된다. 적용된 펄스는 2(msec)의 지연에서 20(msec)에 대한 10(mA)이다. 두 쌍의 전극들 모두 다는 동시에 대전된다.
해당 실험에 있어, 이후부하의 증가와 최종 심장 수축 좌심실 압력(LVP)의 증가가 관찰된다. 부가적으로, 최종 심장 확장 좌심실 압력(LVP)의 감소도 관찰된다. 약 7(%)의 흐름의 증가는 또한 도 15에 도시된 바와 같다.
도 16은 도 14의 실험과 유사한 또다른 실험으로부터의 실험적 결과들을 나타낸 그래프들의 시리이즈인데, 제어 전극이 사용되지 않는 것은 제외한다. 오히려, 활성화 신호 전달 시간이 우심방을 페이싱한 것과 좌심방을 제어한 것 간의 희망되는 지연 측정에 대해 평가되어진다. 활성화 전달 시간이 페이싱 신호와 좌심실의 신축 간의 시간을 측정함으로써 평가되어진다. 지연 시간이 측정된 평균 전달 시간보다 많은 5(msec)이고 약 140(msec)였었다. 해당 실험에 있어, 이후부하의 증가와 좌심실 압력(LVP)의 증가가 관찰된다. 약 14(%)의 흐름의 증가는 도 16에 도시된 바와 같다.
도 17은 도 14의 실험과 유사한 또다른 실험으로부터의 실험적 결과들을 나타낸 그래프들의 시리이즈인데, 페이싱 전극이 사용되지 않는 것은 제외한다. 오히려, 절연된 심장은 자기 자체의 리듬에서 페이싱이 허여되어진다. 펄스 파라메터들은 감지 전극이 국부 활성화 전위를 감지한 후 2(msec)의 지연에서 동시에 두 쌍의 전극들에 적용되는 10(mA)의 20(msec) 긴 펄스이다.
해당 실험에 있어, 이후부하의 증가와 좌심실 압력(LVP)의 증가가 관찰된다. 약 7(%)의 흐름의 증가는 도 17에 도시된 바와 같다. 심장의 기본선 출력이 약 110(ml/min)이며, 건강한 심장의 출력을 나타낸다는 점을 알아야 한다.
도 18A는 심장이 국소 빈혈을 만드는 또다른 실험으로부터의 실험적 결과들을 나타낸 그래프들의 시리이즈이다. 가선은 도 17의 실험의 것과 유사한데, 단지 하나는 좌심실의 정점에 그리고 하나는 좌심실의 기본선에 있는 한 쌍의 제어 전극이 사용되는 것은 제외한다. 국소 빈혈은 약 10분 동안 관상 동맥으로 산화된 용해의 흐름을 멈춤으로써 심장 발작을 시뮬레이팅하기 위해 설계된다. 산화된 용해의 흐름이 재시작된 후에 100(ml/min)에서 38(ml/min)로 심장 출력의 감소가 관찰된다. 부가적으로, 심장의 활성화에 있어 다양한 부정맥은 국소 빈혈 경우의 결과로 관찰된다. 페이싱 후에 2(msec) 지연된 5(mA)의 20(msec) 펄스를 사용하는 심장을 제어하는 것은 16(%)으로 흐름을 증가한다. 해당 감지는 국부 활성화의 감지 후에 100과 200(msec) 사이 동안에 차단된다. 제어 결과는 비록 심장이 부정맥일지라도 동작된다는 것을 알아야 한다.
절연된 심장 실험들의 흥미로운 결과 중 하나는 심장 내에서 섬유성 연축을 유발시키지 않는 펄스 형태에 관한 것이다. 해당 실험적 구성에 있어, 압력 파형이 전기적인 활성화없이 측정되며, 펄스가 좌심실 압력 파형의 기간을 약 반 정도보다 더 연장하지 않도록 결정되어진다. 부가적으로, 페이싱과 펄스 간의 작은 지연(~5msec)은 좌심실이 페이싱될 때 섬유성 연축에 대해 보호하기 위하여 또한 나타난다.
도 18B는 심장의 출력이 감소되는 또다른 실험으로부터의 실험적 결과들을 나타낸 그래프들의 시리이즈이다. 심장은 도 14A의 실험의 것과 유사한 페이싱 기술을 사용하여 우심방에서 페이싱된다. 제어 전류는 탄소 전극들을 사용하여 좌심실에 적용된다. 제어 전류는 우심방에서 페이싱 후에 30(msec)의 지연에서 적용된 5(mA)의 진폭의 20(msec) 펄스이다. 흐름, 좌심실 압력(LVP) 및 대동맥 압력은 해당 펄스의 결과로 모두 뚜렷하게 감소된다.
심장 출력을 감소하는 것은 몇 가지의 환경 내에서 이루어지는 것이 바람직한데, "갑상선 기능 항진의 심근증(Hyperth ropic Cardiomyopathy; HOCM)"의 질병이 그 한 가지이다. 해당 제어 기술은 좌심실의 출력과 좌심실이 작동하는 것에 대한 저항을 감소하는데, 둘 다는 상기 질병에 대해 바람직하다. 우심방으로부터 활성화 프론트가 좌심실에 도달되기 전에 적용되는 제어 펄스가 좌심실 내에서 어떤 셀들의 저항 가능한 주기를 연장하므로써 동작하며, 그로 인해 심장 수축에서 떨어진 셀의 수를 감소하고 심장 출력을 감소한다고 가정되어진다. 생각건대, 다른 셀들은 각 심장 싸이클에 영향을 미친다. 다르게는, 정확한 지연은 셀들이 영향을 미치는 것을 결정한다. HOCM를 가진 환자의 상태를 개선하기 위해 AV 간격을 단축해야 하는 것을 알아야 한다. 그러나, 종래에는, 전체 심실이 비록 초기이기는 하나 페이싱된다. 본 발명의 실시예에 따라, 일찍 적용된 전기장은 심실의 이른신축성을 유발시키지 않고 종래처럼 AV 간격을 단축시키지 않는다.
도 19와 도 20은 인바이보 심장으로 산 동물에서 수행된 실험들의 결과를 나타낸 그래프들의 시리이즈이다. 결과들이 도 19에서 나타난 것과 같은 실험에서, 산 2.5(Kg)의 토끼는 심장을 노출하기 위해 개방된 가슴과 함께 골반부에서 정맥의 억세스를 사용하여 마취되어진다. 심장의 두개 골막은 심장과 전극들 사이의 직접 접촉을 제공하기 위해 이전되어진다. 심장은 한 쌍의 티타늄 전극들을 사용하여 좌심실을 경유하여 페이싱되고 제어 전류는 한 쌍의 탄소 전극들을 사용하여 적용된다. 이전의 실험들과 같이, 페이싱은 좌심실의 정점에서 적용되고 제어 전극들은 한 개가 좌심실의 기본선에 그리고 한 개가 좌심실의 정점에 적용된다. 토끼는 인공적으로 호흡시키고 유체는 정맥의 억세스를 통해 공급된다. 혈-압력 도뇨관은 동맥의 혈 압력을 측정하기 위해 좌대퇴부 동맥으로 주입되어진다. 우경동맥은 노출되고 그런 후에 즉시 자기 흐름 측정기는 경동맥 내에서 흐름을 측정하기 위하여 페이싱된다. 경동맥에서의 흐름은 편리상의 이유로 오히려 대동맥 내에서의 흐름이 측정되어진다. 그러나, 경동맥은 흐름이 너무 높은 경우에 동맥을 신축함으로써 뇌에 일정 피의 공급을 유지하도록 하는 피이드백 메키니즘을 가진다는 것을 알아야 한다.
제어 신호는 4(mA)의 진폭을 가지는 40(msec) 펄스이고 페이싱 신호 후에 5(msec)를 적용시킨다. 페이싱 신호는 5(Hz)에서 2(msec), 2(mA) 펄스이다. 54와 72(%) 사이의 우경동맥 내에서 흐름의 증가는 제어 신호의 적용 동안에 관찰되어진다.
결과들이 도 20에서 나타난 것과 같은 실험은 도 19의 실험에 유사한 설계인데, 흐름이 초음파 흐름 측정기를 사용하여 측정되는 것을 제외한다. 제어 전류는 2(mA)의 진폭을 가지는 20(msec) 펄스이고 도 19의 실험에서와 동일한 페이싱 신호로부터 5(msec) 지연된다. 흐름과 혈의 압력 둘 다의 증가는 해당 실험에서 관찰되어진다.
도 21은 심장이 페이싱되지 않는 인비보 심장에서의 실험의 결과를 나타낸 도면이다. 이것은 도 19와 도 20의 실험들과 유사한데, 혈의 압력은 우대퇴부 동맥에서 측정되고 흐름은 초음파 흐름 측정기를 사용하여 우경동맥을 통해 측정된다. 제어 펄스는 좌심실의 기본선과 좌심실의 정점에서 티타늄-질화물을 사용하여 적용된다. 이리듐-플라티늄 쌍극 전극은 심장의 SA 노드로부터 활성화 프론트의 도달을 감지하기 위하여 좌심실의 기본선과 좌심실의 정점에 위치된다. 제어 전류는 2(mA)의 진폭을 가지는 20(msec) 펄스이고 활성화 프론트가 감지된 후에 30(msec) 지연된다. 흐름과 혈의 압력 둘 다의 증가는 해당 실험에서 관찰되어진다.
도 22와 도 23은 도 21의 실험과 유사한 두 개의 실험들의 결과를 나타낸 그래프들의 시리이즈인데, 흐름 파라메터는 상승적인 대동맥에서 측정되어진다. 1.1(Kg)의 토끼 심장은 노출되고 쌍극의 감지 전극은 심장의 정점으로 니들(Needle)을 사용하여 주입되어진다. 두 개의 탄소 전극들은 좌심실의 기본선과 좌심실의 정점에서 심장으로 제어 펄스를 적용하기 위해 사용된다. 심장은 페이싱되지 않는데, 본질의 페이스는 약 5(Hz)이다. 제어 펄스는 진폭에서 5(mA)이고 40(msec)의 기간을 가진다. 감지 전극에서 활성화 프론트의 감지와 펄스의 적용 간의 지연이 없다.
도 22는 대동맥 흐름에서 약 11(%)의 증가를 나타낸다. 보다 늦은 시간에 동일한 동물에서의 동일한 실험의 반복 결과를 나타낸 도 23은 약 8(%)의 증가를 나타낸다.
본 발명이 심장에 관련하여 주로 설명되었지만, 본 발명의 실시예는 다른 형태의 자극성의 조직에 적용된다는 것을 알아야 한다. 예를 들어, 골격의 근육과 털 없는 근육은 상술한 바와 같이 제어될 수 있다. 그러나, 일반적인 원리로 개별적인 생리학에 적용해야 하므로, 대부분의 근육들은 심장 근육보다 다른 이온 채널들과 다른 여분 전위를 가진다는 것을 알아야 한다. 부가적으로, 골격의 근육에서의 영향은 근육의 섬유질의 보충에 의해 기인된다. 또한, 본 발명은 신경 조직에 적용된다. 예를 들어, 상술한 바와 같이, 간질병 발작과 근육의 강직 경련은 신경 조직의 자극성을 제동함으로써 제어된다. 다르게는, 전기적인 제어는 자극의 정밀도를 증가하기 위해 신경 제거된 또는 위축된 근육들의 전기적인 자극에 관련하여 사용되어진다. 부가적으로 또는 다르게는, 전기적인 제어는 신경 경로들을 다라 자극의 상태를 차단하거나 향상하기 위해, 예로 제어 고통에 사용되어진다.
본 발명의 실시예에 따라, 간질병 발작은 골기 셀(Golgi Cell)들을 억제하고 이에, 적용할 칼슘량을 감소하여 연관된 신경 조직들의 자극성을 감소함으로써 제어된다.
본 발명의 상기 설명은 심장 조직의 전기적인 제어에 초점을 두고 있다. 그러나, 제어의 어떤 국면은 심장 조직에서 칼슘 이온 운송에 관한 것이므로, 비전기적인 제어도 가능하다. 비전기적인 제어의 주요 이점은 심장 싸이클로 제어의 부정확한 동기화가 심장 출력을 감소시키더라도 섬유성 연축의 위험성이 적거나 없다는 점이다. 본 발명의 실시예에 따라 발광은 심장의 일부분에 칼슘 운송을 제어하는데 사용된다. 레이저 발광은 칼슘 운송에 직접 영향을 주는데 사용된다. 다르게는, 심장 내에서 적어도 어떤 셀에 삽입되어진 발광 활성화 첼레이터(Chelator)는 밝아진 셀들 내에서 칼슘의 유효성(즉, 증가 또는 감소)을 변화하기 위하여 규칙적인 빛에 의해 활성화된다. 본 발명의 실시예에 따른 제어기는 적어도 하나의 발광 요소와 발광 가이드, 바람직하게는 광학 섬유를 포함하는데, 심장의 희망 부분으로 빛을 전달한다. 바람직하게는, 광학 섬유는 차단에 저항하는 실리콘-루버 광학 섬유이다. 다르게는, 제어기는 제어된 조직에 직접 위치되는 레이저 다이오드와 같은 다수개의 발광 요소를 포함한다. 또한 다르게는, 발광은 심장으로 주입된 그리고 심장 내에서 유동하거나 심장 벽에 고정된 도뇨관에 의해 제공된다. 제어기는 바람직하게는 상술된 바와 같이 국부 그리고/또는 글로벌 활성화 시간을 감지하는 ECG 센서를 포함한다.
전기적 전류 상 발광의 한계는 발광이 매우 국부화된 효과를 단지 가질 수 있는데 사용되는 특정 파장에 몸체 조직이 투명하지 않다고 하면, 글로벌 효과는 침해한 많은 발광 요소들을 요구한다는 것이다. 유용하게 사용되는 한 형태의 적은 침해 발광 요소는 일부분 노출된 덮개를 가진 광학 섬유이다. 발광은 노출된 부분에서 섬유의 밖으로 새어 나오며, 이에 단일 섬유는 다수의 장소를 밝힐 수 있다.
본 발명의 다른 실시예에 따라, 낮은 전자기의 방사 그리고/또는 무선 주파수들은 심장 조직 내에서 칼슘 운송에 영향을 미치기 위해 사용된다. 몇 가지 방법은 전자기의 방사를 제공하는데 사용된다. 하나의 방법에 있어, 전체 심장은 바람직하게 심장의 감지된 ECG에 동기하여 비추어진다. 또다른 방법에 있어, 위상 배열은 심장에 겨누어 방사하기 위해 사용되어진다. 상술된 바와 같이, 부정맥이 아닌 심장은 각 싸이클에 위치를 충분히 반복하며, 이에 외부 요소와 심장 부분 간에 등록의 문제가 없다. 또다른 방법에 있어, 주입된 장치는 제어되도록 조직의 일부분에 인접하여 각 배치된 다수의 안테나를 포함한다. 안테나는 중심 요소에 의해 동력이 공급된다. 다르게는, 안테나는 방사가 외부적으로 적용되는 응집체이다. 또한 다르게는, 안테나는 국부화된 교류 자기 전기장을 생성하는 코일이다. 전자기 방사는 칼슘 유용성을 감소하기에 적합하도록 나타나는데, 심장 침해 후에 경색된 조직의 산소 요구를 감소하기에 적합하다는 것을 알아야 한다. 발광과 전기적 전류로써 전자기 방사를 사용하는 실시예에 있어, 심장의 적용 메카니즘에 의해 제어기의 효과에 있어 긴 기간 감소가 있다. 그러므로, 본 발명의 실시예에 따라, 제어기는 계속적으로 사용되지 않고, 심장의 적응에 의존하는 분, 시간, 일 또는 주일인 바람직한 여분 주기로 사용한다.
본 발명의 실시예에 따라, 두 개 또는 그 이상의 제어 양식은 동시에 적용되는데, 예를 들어 발광 방사와 전기장 둘 다를 적용한다. 다르게는, 해당 양식은 적응 메카니즘으로 대항하기 위해 다르게 적용된다. 바람직하게는 각 양식은 양식이 스위칭되는 지점에서 적응 세트까지 적용된다.
본 발명이 한정된 수의 실시예를 사용하여 설명되었지만, 다양한 구현을 혼합하는 것은, 예를 들어 좌심실의 신축성을 증가하는 반면에 우심방에서 심장 비율을 제어하는 것은 본 발명의 범주 내에 있다는 것을 잘 알아야 한다. 다양한 구현으로부터 한계를 혼합하는 것은, 예를 들어 펄스 지속과 활성화에 관련한 펄스 지연의 한계 또는 전극 형태와 전극 크기에 있어 한계를 혼합하는 것은 또한 본 발명의 범주 내에 있다는 것을 잘 알아야 한다. 또한, 여기에서 설명된 방법들이 전용의 또는 프로그램된 제어기들을 사용하여 수행되는 것으로 구조되어 있지 않더라도, 본 발명의 범주는 해당 방법들을 수행하는 제어기들을 포함한다. 어떤 경우에 있어, 실시예의 한계들은 분명한 구조적 또는 기능적 언어를 사용하여 설명되어지는데, 그러나 본 발명의 범주는 장치와 방법 둘 다에 해당 한계를 적용하는 것을 포함한다.
이상과 같이, 본 발명은 바람직한 실시예에 대해 특정하여 도시하고 설명하였지만, 당업자라면 본 발명의 요지를 벗어남이 없이 수정이 가능함이 이해될 것이다.

Claims (246)

  1. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    적어도 5(%)로 증가되도록 신축력을 일으키는 상기 부분으로, 활성화 후에 지연에서 주어진 기간을 가지는 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 신축력은 적어도 10(%)으로 증가되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 신축력은 적어도 30(%)으로 증가되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 신축력은 적어도 50(%)으로 증가되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  5. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    상기 부분으로, 활성화 후에 70(msec)보다 적은 지연에서 주어진 기간을 가지는 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  6. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    적어도 2(%)로 증가되도록 방에서 압력을 일으키는 상기 부분으로, 활성화 후에 지연에서 주어진 기간을 가지는 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  7. 제6항에 있어서,
    상기 압력은 적어도 10(%)으로 증가되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  8. 제6항에 있어서,
    상기 압력은 적어도 20(%)으로 증가되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  9. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    상기 방이 흐름 볼륨을 가지고 해당 흐름 볼륨이 적어도 5(%)로 증가되며, 상기 부분으로, 활성화 후에 지연에서 주어진 기간을 가지는 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  10. 제8항에 있어서,
    상기 볼륨은 적어도 10(%)으로 증가되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  11. 제9항에 있어서,
    상기 볼륨은 적어도 20(%)으로 증가되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  12. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    상기 방이 흐름 비율을 가지고 해당 흐름 볼륨이 적어도 5(%)로 증가되며, 상기 부분으로, 활성화 후에 지연에서 주어진 기간을 가지는 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  13. 제12항에 있어서,
    상기 비율은 적어도 10(%)으로 증가되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  14. 제12항에 있어서,
    상기 비율은 적어도 20(%)으로 증가되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  15. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 적어도 101(msec)의 주어진 기간을 가지고 싸이클 길이보다 더 긴 영구적이 아닌 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  16. 제15항에 있어서,
    상기 기간은 적어도 120(msec)인 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  17. 제15항에 있어서,
    상기 기간은 적어도 150(msec)인 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  18. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    상기 방 부분이 내측 표면과 외측 표면을 가지며, 활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 주어진 기간을 가지고 해당 내측 표면과 외측 표면 사이에서 적용되는 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  19. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    상기 방 부분이 내측 표면과 외측 표면을 가지며, 활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 주어진 기간을 가지고 해당 외측 표면을 따라서 적용되는 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  20. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    상기 방 부분이 내측 표면, 외측 표면 및 내부 근육(Intra-muscle) 부분을 가지며, 활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 주어진 기간을 가지고 해당 표면들 중의 적어도 하나와 해당 내부 근육 부분 사이에서 적용되는 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  21. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 주어진 기간을 가지고 단일 전극과 주입된 장치의 덮개 사이에서 적용되는 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  22. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    상기 심장 내측으로 전극 유동체를 사용하여, 활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  23. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 적어도 2(cm) 떨어져 있는 적어도 두 개의 전극들을 사용하여 적용되고 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  24. 제23항에 있어서,
    상기 전극들은 적어도 4(cm) 떨어져 있는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  25. 제23항에 있어서,
    상기 전극들은 적어도 9(cm) 떨어져 있는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  26. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 하나는 상기 심장 방의 기본선에 있고 하나는 상기 심장 방의 정점에 있는 적어도 두 개의 전극들을 사용하여 적용되며 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  27. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    첫 번째 한 쌍의 적어도 세 개의 전극들을 대전하는 단계와, 그 다음에 두 번째의 적어도 세 개의 전극들을 대전하는 단계를 포함하며; 활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 해당 적어도 세 개의 전극들을 사용하여 적용되고 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  28. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 상기 실체에 외부적으로 위치된 적어도 두 개의 전극들을 사용하여 적용되고 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  29. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 주어진 기간을 가지며 상기 심장의 적어도 상기 부분 내에서 전기적 강장제의 전류들을 적어도 부분적으로 상쇄하는 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  30. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    활성화 후에 지연에서, 두 개의 위치들 사이의 상기 부분으로, 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정과;
    상기 두 개의 위치들 사이의 한 위치에서 활성화를 감지하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  31. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    활성화 후에 지연에서, 두 개의 위치들 사이의 상기 부분으로, 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정과;
    상기 두 개의 위치들 중 하나에 일치하는 위치에서 활성화를 감지하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  32. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    활성화 후에 지연에서, 두 개의 위치들 사이의 상기 부분으로, 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정과;
    한 위치에서 활성화를 감지하는 과정과;
    감지된 활성화로부터 상기 부분의 활성화를 평가하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  33. 제32항에 있어서,
    상기 감지하는 과정은 ECG 파라메터의 값을 감지하는 단계를 포함하며 상기 평가하는 과정은 상기 파라메터의 값에 관련된 지연 값에 기본으로 한 지연을 평가하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  34. 제32항에 있어서,
    상기 위치가 상기 전기장이 적용된 상기 방에 있는 것보다 상기 심장의 다른 방에 있는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  35. 제32항에 있어서,
    상기 위치가 상기 부분의 상기 방 내에서 실질상으로 가장 빨리 활성화된 위치인 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  36. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정과;
    상기 방의 두 번째 부분에 두 번째 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  37. 제36항에 있어서,
    상기 두 번째 무자극 전기장은 상기 무자극 전기장으로 동일한 심장 싸이클 내에서 적용되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  38. 제36항 및 제37항에 있어서,
    각 부분은 해당 각 부분에 상기 전기장의 적용이 동기화되는 개별적인 활성화를 가지는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  39. 제36항 및 제37항에 있어서,
    상기 두 번째 무자극 전기장은 상기 무자극 전기장보다 상기 심장에서 다른 효과를 가지는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  40. 제36항에 있어서,
    상기 두 번째 무자극 전기장은 다른 심장 싸이클 동안에 적용되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  41. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    상기 부분에서 활성화를 평가하는 과정과;
    상기 평가된 활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  42. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    활성화 후에 지연에서, 상기 부분으로, 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정과;
    적어도 어떤 연속성이 없는 다수의 보다 늦은 심장 박동들 동안에 상기 무자극 전기장의 적용을 반복하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  43. 제42항에 있어서,
    상기 반복된 적용 동안 상기 박동들이 거르는 때에 주파수를 점차적으로 감소하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  44. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    활성화 후에 지연에서, 범위를 가지는 상기 부분으로, 주어진 기간을 가진 무자극 전기장을 적용하는 과정과;
    박동들 사이에 상기 무자극 전기장이 적용되는 상기 부분의 범위를 변화하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  45. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    상기 활성화에 동시 작동되는 발광으로 상기 부분을 비추는 과정과;
    1000 심장 싸이클보다 적은 주기 동안, 적어도 100 심장 싸이클에 상기 비추는 과정을 반복하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  46. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    상기 활성화에 동시 작동되는 무선 주파수 방사로 상기 부분을 비추는 과정과;
    1000 심장 싸이클보다 적은 주기 동안, 적어도 100 심장 싸이클에 상기 비추는 과정을 반복하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  47. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    상기 활성화에 응하여, 상기 활성화 후 70(msec)보다 적은 시간을 포함하는 시간 주기 동안, 상기 부분의 근육 섬유들 내부에 칼슘 이온들의 적용성을 변환하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  48. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    상기 활성화에 응하여, 상기 활성화 후 70(msec)보다 적은 시간 주기 동안, 상기 부분의 근육 섬유들 내부에 칼슘 이온들의 운송 비율을 변환하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  49. 심장 방의 적어도 일부분의 신축력을 변환하는 방법에 있어서,
    활성화를 가진 적어도 일부분을 포함하는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    상기 활성화에 동기하여 상기 부분에 카테콜아민(Catecholamine)들의 적용성을 변환하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  50. 심장의 적어도 일부분의 활성화 프로필을 변환하는 방법에 있어서,
    상기 부분의 활성화 프로필을 매핑하는 과정과;
    상기 활성화 프로필 내에서 희망된 변화를 결정하는 과정과;
    상기 희망된 변화를 성취하기 위해, 무자극성 전기장을 사용하여, 상기 부분의 부정맥이 아닌 구성 부분 내에서 전도 속도를 변환하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  51. 제50항에 있어서,
    상기 희망된 변화는 AV 간격이고 반복된 적용 동안 상기 박동들이 거르는 때에 주파수를 점차적으로 감소하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  52. 제1항에 제44항까지에 있어서,
    상기 활성화는 상기 부분의 평균 활성화를 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  53. 제1항에 제44항까지에 있어서,
    상기 활성화는 가장 빠른 활성화를 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  54. 제1항에 제44항까지에 있어서,
    상기 활성화는 역학적인 활성화를 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  55. 제1항에 제44항까지에 있어서,
    상기 활성화는 전기적인 활성화를 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  56. 제1항에 제44항까지에 있어서,
    상기 부분은 다수의 서브-부분(Sub-portion)들을 포함하며, 해당 각 서브-부분들은 개별적인 활성화를 가지며, 전기장을 적용하는 과정은 해당 서브-부분들의 개별적인 활성화에 관련한 지연에서 해당 각 서브-부분으로 전기장을 적용하는 과정을 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  57. 제1항에 제44항까지에 있어서,
    무자극 전기장을 적용하는 과정은 상기 구성 부분을 통해 전기적인 전류를 조정하는 과정을 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  58. 제57항에 있어서,
    상기 전류는 20(mA)보다 작은 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  59. 제57항에 있어서,
    상기 전류는 8(mA)보다 작은 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  60. 제57항에 있어서,
    상기 전류는 5(mA)보다 작은 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  61. 제57항에 있어서,
    상기 전류는 3(mA)보다 작은 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  62. 제57항에 있어서,
    상기 전류는 적어도 0.5(mA)인 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  63. 제57항에 있어서,
    상기 전류는 적어도 1(mA)인 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  64. 제57항에 있어서,
    상기 전류는 적어도 3(mA)인 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  65. 제1항에서 제14항까지와 제18항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 전기장은 10(msec)과 140(msec) 사이의 기간 동안에 적용되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  66. 제1항에서 제14항까지와 제18항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 전기장은 30(msec)과 100(msec) 사이의 기간 동안에 적용되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  67. 제1항에서 제14항까지와 제18항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 전기장은 60(msec)과 90(msec) 사이의 기간 동안에 적용되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  68. 제1항에서 제4항까지와 제6항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 지연이 70(msec)보다 적은 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  69. 제1항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 지연이 40(msec)보다 적은 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  70. 제1항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 지연이 20(msec)보다 적은 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  71. 제1항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 지연이 5(msec)보다 적은 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  72. 제1항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 지연이 1(msec)보다 적은 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  73. 제1항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 지연이 실제로 없는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  74. 제1항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 지연이 적어도 1(msec)인 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  75. 제1항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 지연이 적어도 3(msec)인 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  76. 제1항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 지연이 적어도 7(msec)인 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  77. 제1항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 지연이 적어도 15(msec)인 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  78. 제1항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 지연이 적어도 30(msec)인 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  79. 제1항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 전기장은 지수 함수적인 형태의 일시적 외피를 가지는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  80. 제1항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 전기장은 정방형의 일시적 외피를 가지는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  81. 제1항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 전기장은 삼각형의 일시적 외피를 가지는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  82. 제1항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 전기장은 경사진 형태의 일시적 외피를 가지는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  83. 제1항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 전기장은 이중 상의 일시적 외피를 가지는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  84. 제1항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 전기장은 교류 전기장을 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  85. 제1항에서 제44항까지 및 제84항까지에 있어서,
    상기 전기장은 사인 곡선 형태의 일시적 외피를 가지는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  86. 제1항에서 제44항까지 및 제84항까지에 있어서,
    상기 전기장은 톱니 형태의 일시적 외피를 가지는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  87. 제1항에서 제44항까지 및 제84항까지에 있어서,
    상기 전기장은 정방형 파형의 일시적 외피를 가지는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  88. 제1항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 방의 부분은 내측 표면과 외측 표면을 가지며, 상기 전기장은 해당 내측 표면을 따라서 적용되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  89. 제1항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 방의 부분은 정상 전도 방향을 가지며, 상기 전기장은 해당 정상 전도 방향을 따라서 적용되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  90. 제1항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 방의 부분은 정상 전도 방향을 가지며, 상기 전기장은 해당 정상 전도 방향에 수직으로 적용되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  91. 제1항에서 제22항까지 및 제29항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 전기장은 적어도 두 개의 전극들 사이에서 적용되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  92. 제1항에서 제22항까지, 제29항에서 제44항까지 및 제91항에 있어서,
    상기 전기장들은 적어도 2(cm) 떨어져 있는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  93. 제1항에서 제22항까지, 제29항에서 제44항까지 및 제91항에 있어서,
    상기 전기장들은 적어도 4(cm) 떨어져 있는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  94. 제1항에서 제22항까지, 제29항에서 제44항까지 및 제91항에 있어서,
    상기 전기장들은 적어도 9(cm) 떨어져 있는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  95. 제1항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 방은 좌심실인 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  96. 제1항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 방은 좌심방인 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  97. 제1항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 방은 우심실인 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  98. 제1항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 방은 우심방인 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  99. 제1항에서 제44항까지에 있어서,
    상기 심장을 페이싱하는 과정을 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  100. 제1항에서 제44항까지 및 제99항에 있어서,
    상기 전기장을 적용하는 과정은 상기 페이싱에 동기화되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  101. 제1항에서 제44항까지 및 제99항에 있어서,
    상기 페이싱을 기본으로 한 지연을 계산하는 과정을 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  102. 제1항에서 제29항까지 및 제36항에서 제44항까지에 있어서,
    한 위치에서 특정 활성화를 감지하는 과정을 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  103. 심장의 적어도 일부분의 활성화 프로필을 변환하는 방법에 있어서,
    상기 부분의 활성화 프로필을 매핑하는 과정과;
    상기 활성화 프로필 내에서 희망된 변화를 결정하는 과정과;
    상기 부분의 적어도 한 구성 부분은 재삽입 회로 부분 또는 상기 심장 내에서의 부정맥 병소가 아니며, 상기 희망된 변화를 성취하기 위해서, 해당 구성 부분의 활성화를 차단하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  104. 제103항에 있어서,
    상기 차단된 구성 부분은 국소 빈혈의 구성 부분인 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  105. 심장의 적어도 일부분의 활성화 프로필을 변환하는 방법에 있어서,
    상기 부분의 활성화 프로필을 매핑하는 과정과;
    상기 활성화 프로필 내에서 희망된 변화를 결정하는 과정과;
    상기 부분의 적어도 한 구성 부분은 재삽입 회로 부분 또는 상기 심장 내에서의 부정맥 병소가 아니며, 상기 희망된 변화를 성취하기 위해서, 해당 구성 부분의 저항 가능한 주기를 변화하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  106. 심장의 심장 비율을 변환하는 방법에 있어서,
    상기 활성적인 자연적 페이스메이커 범위를 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    상기 범위에 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  107. 제106항에 있어서,
    상기 전기장은 상기 범위의 활동 전위의 기간을 연장하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  108. 제106항에 있어서,
    우심방의 중요한 부분의 저항 가능한 주기를 연장하는 과정을 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  109. 심장 방의 출력을 감소하는 방법에 있어서,
    상기 심장에서 비정상 전도 경로의 부분이 아닌 상기 방의 적어도 일부분의 가장 빠른 활성화를 결정하는 과정과;
    상기 부분에 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  110. 제109항에 있어서,
    상기 전기장은 상기 부분의 활성화에 앞서 적용하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  111. 제109항에 있어서,
    상기 전기장은 활성화 신호로 상기 부분의 반응을 감소하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  112. 제109항에 있어서,
    상기 전기장은 활성화 신호로 상기 부분의 민감도를 감소하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  113. 심장 방의 출력을 감소하는 방법에 있어서,
    상기 방의 적어도 일부분의 활성화와 상기 방의 적어도 일부분으로 전도 경로들을 결정하는 과정과;
    국부적으로 적용된 무자극 전기장을 사용하여 상기 전도 경로들을 반전할 수 있게 차단하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  114. 심장 방의 출력을 감소하는 방법에 있어서,
    상기 심장에서 비정상 전도 경로의 부분이 아닌 상기 방의 적어도 일부분의 활성화와 상기 방의 적어도 일부분으로 전도 경로를 결정하는 과정과;
    국부적으로 적용된 무자극 전기장을 사용하여 상기 전도 경로에서 전도 속도를 반전할 수 있게 감소하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  115. 심장 외과 수술을 실행하는 방법에 있어서,
    무자극 전기장을 사용하여 상기 심장의 적어도 일부분에 전기적인 활성화를 차단하는 과정과;
    상기 부분에서 외과 수술 절차를 실행하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  116. 심장 외과 수술을 실행하는 방법에 있어서,
    무자극 전기장을 사용하여 상기 심장의 적어도 일부분의 활성화 신호로 민감도를 감소하는 과정과;
    상기 부분에서 외과 수술 절차를 실행하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  117. 심장을 제어하는 방법에 있어서,
    좌심실과 우심실이 있는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    다른 심실에 관련하여 상기 심실들 중 하나의 신축성을 선택적으로 반전할 수 있게 증가하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  118. 제117항에 있어서,
    상기 선택적으로 반전할 수 있게 증가하는 과정은 상기 한 심실의 적어도 일부분으로 무자극 전기장을 적용하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  119. 심장을 제어하는 방법에 있어서,
    좌심실과 우심실이 있는 심장을 가지는 실체를 제공하는 과정과;
    다른 심실에 관련하여, 상기 심실들 중 하나의 신축성을 선택적으로 반전할 수 있게 감소하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  120. 제119항에 있어서,
    상기 선택적으로 반전할 수 있게 감소하는 과정은 상기 한 심실의 적어도 일부분으로 무자극 전기장을 적용하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  121. 비정상적으로 작은 자극 문턱으로 인해 부정맥을 유발하는 심장의 구성 부분을 처리하는 방법에 있어서,
    상기 구성 부분을 확인하는 과정과;
    상기 자극 문턱이 값의 정상 범위로 증가되는 한, 상기 구성 부분으로 민감도를 줄이는 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  122. 심장의 적어도 일부분의 활성화 프로필을 변환하는 방법에 있어서,
    상기 활성화 프로필에서 희망된 변화를 결정하는 과정과;
    상기 희망된 변화를 성취하기 위하여 상기 심장의 다수 기다란 벽 부분들을 가로질러 활성화 신호들의 전도를 반전할 수 있게 차단하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  123. 제122항에 있어서,
    상기 전도를 차단하는 과정은 심장의 부분에서, 외부 활성화로부터 절연된 다수의 구성 부분들을 생성하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  124. 제123항에 있어서,
    상기 절연된 구성 부분들 중의 적어도 하나는 부정맥 병소를 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  125. 제123항에 있어서,
    상기 절연된 구성 부분들 중의 적어도 하나는 부정맥 병소를 포함하지 않는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  126. 제122항에 있어서,
    상기 다수의 절연된 구성 부분들 중 적어도 둘 각각을 개별적으로 페이싱하는 과정을 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  127. 제122항에 있어서,
    상기 전도를 차단하는 과정은 비정상 경로들을 따라서 운송함으로부터 활성화 프론트를 제한하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  128. 제122항에 있어서,
    상기 반전할 수 있게 차단하는 과정은 비정상적인 활성화 신호를 차단하기 위하여, 심장 싸이클에 동기화된 활성화 신호들의 전도를 차단하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  129. 제122항에 있어서,
    상기 반전할 수 있게 차단하는 과정은 정상적인 활성화 신호를 지나가게 하기 위하여, 심장 싸이클에 동기화된 활성화 신호들의 전도를 반전할 수 있게 차단하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  130. 심장의 비정상적인 활성화를 처리하는 방법에 있어서,
    비정상적인 활성화 상태를 검출하는 과정과;
    상기 비정상적인 활성화 상태를 멈추기 위하여 제122항에서 제129항까지의 청구항 중의 하나에 의해 상기 심장의 활성화를 변환하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  131. 제130항에 있어서,
    상기 비정상적인 상태는 섬유성 연축인 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  132. 심장을 제어하는 방법에 있어서,
    심장 활성화의 적어도 하나의 파라메터에 대한 값들의 희망된 범위를 결정하는 과정과;
    상기 희망된 범위 내에서 상기 파라메터를 유지하기 위하여 상기 심장 내에서 신축성의 적어도 국부적 힘을 제어하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  133. 제132항에 있어서,
    상기 제어하는 과정은 심장 비율을 제어하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  134. 제132항에 있어서,
    상기 제어하는 과정은 국부 전도 속도를 제어하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  135. 제132항에 있어서,
    상기 파라메터는 10분보다 작은 시간 상수로 상기 제어에 응하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  136. 제132항에 있어서,
    상기 파라메터는 하루 이상의 시간 상수로 상기 제어에 응하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  137. 심장을 제어하는 방법에 있어서,
    심장 활성화의 적어도 하나의 파라메터에 대한 값들의 희망된 범위를 결정하는 과정과;
    상기 희망된 범위 내에서 상기 파라메터를 유지하기 위하여 적어도 하나의 특성을 가지는 무자극 전기장을 사용하는 심장의 적어도 일부분을 제어하는 과정과;
    상기 전기장으로 상기 심장의 반응에서 감소에 응하여 상기 적어도 하나의 특성을 변환하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  138. 제137항에 있어서,
    상기 특성은 상기 전기장의 세기를 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  139. 제137항에 있어서,
    상기 특성은 상기 전기장의 기간을 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  140. 제137항에 있어서,
    상기 특성은 상기 전기장의 주파수를 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  141. 제137항에 있어서,
    상기 특성은 상기 전기장의 파형을 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  142. 치료 안된 경색이 있는 심장을 가지는 환자를 처리하는 방법에 있어서,
    상기 경색이 안정될 때까지 제1항에서 제50항까지, 제103항에서 제109항까지 또는 제132항에서 제141항까지의 청구항 중 하나의 방법을 적용하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  143. 심장을 가지는 환자를 처리하는 방법에 있어서,
    상기 심장 내에서 치료 안된 경색을 가지는 환자를 제공하는 과정과;
    상기 심장이 안정될 때까지 제1항에서 제50항까지, 제103항에서 제109항까지 또는 제132항에서 제141항까지의 청구항 중 하나의 방법을 적용하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  144. 제1항에서 제50항까지, 제103항에서 제109항까지 또는 제132항에서 제141항까지에 있어서,
    무자극 전기장을 적용하는 과정은 3과 5000 심장 박동들 사이에 대한 무자극 전기장을 적용하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  145. 심장을 제어하는 장치에 있어서,
    상기 심장의 적어도 일부분을 가로질러 전기장을 적용하기 위하여 사용된 다수 개의 전극들과;
    50,000 심장 싸이클보다 적은 주기 동안 적어도 100번에서 주어진 기간에 상기 전극들을 무자극 전기장으로 대전시키는 전력 공급기를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  146. 제145항에 있어서,
    상기 전극은 50,000 심장 싸이클보다 적은 주기 동안 적어도 1000번에서 대전되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  147. 제145항에 있어서,
    상기 전극은 20,000 심장 싸이클보다 적은 주기 동안 적어도 1000번에서 대전되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  148. 제145항에 있어서,
    상기 전극은 5,000 심장 싸이클보다 적은 주기 동안 적어도 1000번에서 대전되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  149. 제145항에 있어서,
    상기 전기장은 1초 내에 10번보다 적게 적용되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  150. 제145항에 있어서,
    상기 전력 공급기는 상기 주기 상에 적어도 2000번에 상기 전극들을 대전시키는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  151. 제145항에 있어서,
    상기 전력 공급기는 상기 주기 상에 적어도 4000번에 상기 전극들을 대전시키는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  152. 심장을 제어하는 장치에 있어서,
    적어도 하나는 2(cm2)보다 큰 심장의 범위를 덮기 위해 적용되며, 상기 심장의 적어도 일부분을 가로질러 전기장을 적용하기 위하여 사용된 다수 개의 전극들과;
    주어진 기간 동안, 상기 전극들을 무자극 전기장으로 대전시키는 전력 공급기를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  153. 제152항에 있어서,
    상기 전극들 중 적어도 하나는 6(cm2)보다 큰 심장의 범위를 덮기 위해 적용되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  154. 제152항에 있어서,
    상기 전극들 중 적어도 하나는 9(cm2)보다 큰 심장의 범위를 덮기 위해 적용되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  155. 심장을 제어하는 장치에 있어서,
    상기 심장의 적어도 일부분으로 전기장을 적용하기 위하여 사용된 적어도 하나의 단극 전극과;
    상기 전극을 무자극 전기장으로 대전시키는 전력 공급기를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  156. 제155항에 있어서,
    두 번째 전극으로 대전되도록 하는 하우징 수단을 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  157. 심장을 제어하는 장치에 있어서,
    서로 간의 거리가 적어도 2(cm)이며, 상기 심장의 적어도 일부분을 가로질러 전기장을 적용하기 위하여 사용된 다수 개의 전극들과;
    주어진 기간 동안, 상기 전극들을 무자극 전기장으로 대전시키는 전력 공급기를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  158. 제157항에 있어서,
    상기 전극들 간의 거리가 적어도 4(cm)인 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  159. 제157항에 있어서,
    상기 전극들 간의 거리가 적어도 9(cm)인 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  160. 심장을 제어하는 장치에 있어서,
    두 개가 대전되어 있는 적어도 첫 번째 배열에서 그리고 해당 첫 번째 배열의 것과 일치하지 않는 두 개가 대전되어 있는 두 번째 배열에서 선택적으로 대전시킬 수 있으며, 상기 심장의 적어도 일부분을 가로질러 전기장을 적용하기 위하여 사용된 적어도 세 개의 전극들과;
    주어진 기간 동안, 상기 전극들을 무자극 전기장으로 대전시키는 전력 공급기를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  161. 심장을 제어하는 장치에 있어서,
    상기 심장의 적어도 일부분을 가로질러 전기장을 적용하기 위하여 사용된 적어도 다수 개의 전극들과;
    국부 활성화를 감지하는 센서와;
    상기 감지된 국부 활성화에 응하여, 주어진 기간 동안, 상기 전극들을 무자극 전기장으로 대전시키는 전력 공급기를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  162. 제161항에 있어서,
    상기 센서는 상기 부분의 역학적인 활성화를 감지하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  163. 제161항에 있어서,
    상기 센서는 상기 전극들 중 적어도 하나에서 상기 국부 활성화를 감지하기 위하여 적용되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  164. 제161항에 있어서,
    상기 센서는 상기 우심방에서 상기 국부 활성화를 감지하기 위하여 적용되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  165. 제161항에 있어서,
    상기 센서는 상기 전극들 사이에서 상기 국부 활성화를 감지하기 위하여 적용되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  166. 제161항에 있어서,
    상기 센서는 상기 부분을 포함하는 심장의 방 내에서 가장 빠른 활성화를 감지하며 상기 전력 공급기는 해당 가장 빠른 활성화에 응하여 대전을 타이밍하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  167. 심장을 제어하는 장치에 있어서,
    상기 심장의 적어도 일부분의 기다란 구성 부분을 가로질러 전기장을 적용하기 위하여 사용된 전극들과;
    상기 전극들을 무자극 전기장으로 대전시키는 전력 공급기를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  168. 제167항에 있어서,
    상기 전극들은 기다란 전극들인 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  169. 제167항에 있어서,
    상기 전력 공급기는 5000 심장 싸이클보다 작은 주기 상에 적어도 1000번에서, 적어도 20(msec)의 주어진 기간 동안 상기 전극들을 대전시키는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  170. 제167항에 있어서,
    상기 기다란 구성 부분들은 적어도 1(cm) 길이인 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  171. 제167항에 있어서,
    상기 기다란 구성 부분들은 적어도 2(cm) 길이인 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  172. 제167항에 있어서,
    상기 기다란 구성 부분들은 적어도 4(cm) 길이인 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  173. 제167항에 있어서,
    상기 기다란 구성 부분들은 2(cm)보다 적은 너비인 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  174. 제167항에 있어서,
    상기 기다란 구성 부분들은 1(cm)보다 적은 너비인 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  175. 제167항에 있어서,
    상기 기다란 구성 부분들은 0.5(cm)보다 적은 너비인 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  176. 제167항에 있어서,
    상기 기다란 구성 부분들은 0.3(cm)보다 적은 너비인 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  177. 제167항에 있어서,
    상기 기다란 구성 부분들은 상기 심장에서 적어도 두 개의 전기적으로 절연된 구성 부분들 내로 상기 심장을 분할하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  178. 심장을 제어하는 장치에 있어서,
    상기 심장의 적어도 일부분을 가로질러 전기장을 적용하기 위하여 사용된 다수 개의 전극들과;
    상기 부분에서 한 위치에 활성화를 결정하는 회로와;
    주어진 기간 동안, 상기 전극들을 무자극 전기장으로 대전시키며, 상기 결정된 활성화에 응하여 상기 전극들을 대전시키는 전력 공급기를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  179. 제161항에서 166항까지 또는 제178항에 있어서,
    상기 전기장은 상기 전극들 중 하나에서 활성화 후에 주어진 지연에 적용되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  180. 제179항에 있어서,
    상기 지연은 70(msec)보다 작은 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  181. 제161항에서 166항까지 또는 제178항에 있어서,
    상기 전기장은 상기 전극들 중 하나에서 활성화 전에 적용되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  182. 제161항에서 166항까지 또는 제178항 및 제181항에 있어서,
    상기 전기장은 상기 활성화 전에 30(msec)보다 많이 적용되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  183. 제161항에서 166항까지 또는 제178항 및 제181항에 있어서,
    상기 전기장은 상기 활성화 전에 50(msec)보다 많이 적용되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  184. 제161항에서 166항까지 또는 제178항 및 제181항에 있어서,
    상기 전기장은 상기 활성화 전에 80(msec)보다 많이 적용되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  185. 제178항에 있어서,
    상기 회로는 상기 활성화를 감지하는 활성화 센서를 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  186. 제178항에 있어서,
    상기 활성화는 계산되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  187. 제178항 및 제186항에 있어서,
    상기 활성화는 상기 부분을 포함하는 방으로부터 다른 심장의 방에서 활성화를 기본으로 하여 계산되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  188. 제178항에 있어서,
    감지된 ECG의 적어도 한 파라메터 값에 연관된 지연 시간을 계산하는데 사용되는 값들을 저장하는 메모리를 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  189. 제188항에 있어서,
    상기 파라메터는 심장 비율을 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  190. 심장을 제어하는 장치에 있어서,
    상기 심장의 적어도 일부분을 가로질러 전기장을 적용하기 위하여 사용된 적어도 다수 개의 전극들과;
    주어진 기간 동안, 상기 전극들을 무자극 전기장으로 대전시키는 전력 공급기와;
    심장 활성화의 파라메터를 측정하는 센서와;
    값들의 범위 내에서 상기 파라메터를 유지하기 위하여 상기 전극들의 대전을 제어하는 제어기를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  191. 제190항에 있어서,
    상기 심장 내에서 전기적인 활성화의 맵을 저장하는 메모리를 포함하되, 상기 제어기는 희망된 대전을 결정하기 위하여 해당 맵을 사용하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  192. 제190항에 있어서,
    상기 심장 내에서 전기적인 활성화의 모델을 저장하는 메모리를 포함하되, 상기 제어기는 희망된 대전을 결정하기 위하여 해당 모델을 사용하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  193. 심장을 제어하는 장치에 있어서,
    상기 심장의 적어도 일부분을 가로질러 전기장을 적용하기 위하여 사용된 적어도 다수 개의 전극들과;
    주어진 기간 동안, 상기 전극들을 무자극 전기장으로 대전시키는 전력 공급기와;
    상기 전극들의 대전으로 상기 심장의 반응을 측정하는 제어기를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  194. 제193항에 있어서,
    상기 제어기는 상기 측정된 반응을 기본으로하여 상기 대전을 변화하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  195. 제193항에 있어서,
    상기 측정된 반응을 저장하는 메모리를 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  196. 심장을 제어하는 장치에 있어서,
    상기 심장의 적어도 일부분을 가로질러 전기장을 적용하기 위하여 사용된 적어도 다수 개의 전극들과;
    주어진 기간 동안, 상기 전극들을 무자극 전기장으로 대전시키는 전력 공급기와;
    상기 심장을 페이싱하는 페이스메이커를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  197. 제196항에 있어서,
    상기 페이스메이커와 나머지 구성 부분은 공동 하우징 내에 포함되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  198. 제196항에 있어서,
    상기 페이스메이커와 나머지 구성 부분은 공동 자극 전극들을 이용하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  199. 제196항에 있어서,
    상기 페이스메이커와 나머지 구성 부분은 공동 전력 공급기를 이용하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  200. 제196항에 있어서,
    상기 무자극 전기장은 상기 페이스메이커에 동기화되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  201. 제196항 및 제198항에 있어서,
    상기 전극들은 페이싱 전기장과 무자극 전기장을 연합한 단일 펄스를 사용하여 대전하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  202. 심장을 제어하는 장치에 있어서,
    적어도 하나는 도뇨관 위에 설치되며, 상기 심장의 적어도 일부분을 가로질러 전기장을 적용하기 위하여 사용된 적어도 다수 개의 전극들과;
    주어진 기간 동안, 상기 전극들을 무자극 전기장으로 대전시키는 전력 공급기를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  203. 심장을 제어하는 장치에 있어서,
    몸체로 외부적으로 적용되도록 사용되며, 적어도 하나는 도뇨관 위에 설치되며, 상기 심장의 적어도 일부분을 가로질러 전기장을 적용하기 위하여 사용된 적어도 다수 개의 전극들과;
    주어진 기간 동안, 상기 전극들을 무자극 전기장으로 대전시키는 전력 공급기를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  204. 제203항에 있어서,
    외부적인 페이스메이커를 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  205. 제203항에 있어서,
    상기 전극의 대전이 동기화되도록, ECG 센서를 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  206. 제145항에서 제178항까지 또는 제185항에서 제205항까지에 있어서,
    상기 기간은 적어도 20(msec)인 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  207. 제145항에서 제178항까지 또는 제185항에서 제205항까지에 있어서,
    상기 기간은 적어도 40(msec)인 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  208. 제145항에서 제178항까지 또는 제185항에서 제205항까지에 있어서,
    상기 기간은 적어도 80(msec)인 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  209. 제145항에서 제178항까지 또는 제185항에서 제205항까지에 있어서,
    상기 기간은 적어도 120(msec)인 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  210. 제145항에서 제178항까지 또는 제185항에서 제205항까지에 있어서,
    전류는 상기 전극들 사이 상기 부분을 통해 나오게 되는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  211. 제145항에서 제178항까지 또는 제185항에서 제205항까지에 있어서,
    상기 전력 공급기에 의해 대전되고 상기 심장의 두 번째 부분을 가로질러 무자극 전기장을 적용하기 위하여 사용되는 적어도 또다른 두 개의 전극들을 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  212. 제145항에서 제178항까지 또는 제185항에서 제205항까지 및 제211항에 있어서,
    상기 모든 전극들의 대전을 조정하는 제어기를 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  213. 제145항에서 제178항까지 또는 제185항에서 제205항까지에 있어서,
    상기 전극들을 통한 최고치 전류는 20(mA)보다 작은 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  214. 제145항에서 제178항까지 또는 제185항에서 제205항까지에 있어서,
    상기 전극들을 통한 최고치 전류는 10(mA)보다 작은 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  215. 제145항에서 제178항까지 또는 제185항에서 제205항까지에 있어서,
    상기 전극들을 통한 최고치 전류는 5(mA)보다 작은 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  216. 제145항에서 제178항까지 또는 제185항에서 제205항까지에 있어서,
    상기 전극들을 통한 최고치 전류는 2(mA)보다 작은 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  217. 제145항에서 제178항까지 또는 제185항에서 제205항까지에 있어서,
    상기 전극들은 상기 심장에 충분히 접촉하여 있는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  218. 제145항에서 제178항까지 또는 제185항에서 제205항까지에 있어서,
    상기 전기장은 지수 함수적인 외피를 가지는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  219. 제145항에서 제178항까지 또는 제185항에서 제205항까지에 있어서,
    상기 전기장은 삼각형의 외피를 가지는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  220. 제145항에서 제178항까지 또는 제185항에서 제205항까지에 있어서,
    상기 전기장은 정방형 파형의 외피를 가지는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  221. 제145항에서 제178항까지 또는 제185항에서 제205항까지에 있어서,
    상기 전기장은 단극성인 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  222. 제145항에서 제178항까지 또는 제185항에서 제205항까지에 있어서,
    상기 전기장은 쌍극성인 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  223. 제145항에서 제178항까지 또는 제185항에서 제205항까지에 있어서,
    상기 전기장은 일정 세기를 가지는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  224. 심장의 광학 제어 장치에 있어서,
    5000 싸이클보다 작은 주기 상에, 적어도 1000의 심장 싸이클에 대해서, 빛의 펄스를 생성하는 적어도 하나의 이식 가능 발광 요소와;
    심장 위에서 상기 이식 가능 발광 요소로부터 적어도 한 위치로 빛의 무해 세기를 제공하는 적어도 하나의 웨이브 가이드를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  225. 제224항에 있어서,
    상기 적어도 하나의 이식 가능 발광 요소는 상기 심장 위의 다른 위치에 각각 부착된 다수 개의 발광 요소를 포함하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  226. 제224항에 있어서,
    상기 웨이브 가이드는 광학 섬유인 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  227. 제224항에서 제226항까지에 있어서,
    상기 발광 요소는 단색 발광 요소를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  228. 제224항에서 제226항까지에 있어서,
    상기 심장의 적어도 일부분의 활성화를 측정하는 센서를 포함하되, 상기 발광 요소는 해당 측정된 활성화에 동기하여 펄스화된 빛을 제공하는 것을 특징으로 하는 심장 제어 시스템.
  229. 심장을 가진 실체에 대한 프로그램 가능 제어기를 프로그래밍하는 방법에 있어서,
    무자극 전기장을 사용하는 심장을 제어하는데 적합한 펄스 파라메터들을 결정하는 과정과;
    상기 펄스 파라메터들로 상기 프로그램 가능 제어기를 프로그래밍하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  230. 제229항에 있어서,
    상기 펄스 파라메터들을 결정하는 과정은 심장 활성화에 관련하여 펄스의 타이밍을 결정하는 단계를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  231. 제230항에 있어서,
    상기 심장 활성화는 국부 활성화인 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  232. 제230항에 있어서,
    상기 타이밍을 결정하는 단계는 상기 심장에 섬유성 연축을 유발시키지 않는 타이밍을 결정하는 단계를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  233. 제230항에 있어서,
    상기 타이밍을 결정하는 단계는 상기 심장에 부정맥을 유발시키지 않는 타이밍을 결정하는 단계를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  234. 제230항에서 제233항까지에 있어서,
    상기 타이밍을 결정하는 단계는 상기 심장의 활성화 프로필의 맵을 기본으로하여 타이밍을 결정하는 단계를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  235. 제230항에서 제233항까지에 있어서,
    상기 타이밍을 결정하는 단계는 감지된 활성화에 관련하여 지연 시간을 계산하는 단계를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  236. 제229항에서 제233항까지에 있어서,
    상기 심장을 제어하는 과정은 상기 심장의 신축성을 변환하는 단계를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  237. 무자극 전기장을 사용하여 심장을 제어하기 위한 적어도 두 개의 개별적인 전극들의 최적 배치를 결정하는 방법에 있어서,
    상기 심장의 적어도 일부분의 활성화 프로필을 결정하는 과정과;
    상기 활성화 프로필을 기본으로하여 상기 부분 내에 상기 전극들의 최적 배치를 결정하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  238. 제237항에 있어서,
    상기 전극들의 최적 배치에 관련하여 활성화 센서에 대한 최적 위치를 결정하는 단계를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  239. 제237항에서 제238항까지에 있어서,
    상기 심장을 제어하는 과정은 상기 신축성을 변환하는 단계를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  240. 제237항에서 제238항까지에 있어서,
    상기 심장을 제어하는 과정은 상기 심장에서 기다란 부전도 구성 부분들을 생성하는 단계를 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  241. 심장에 대해서 무자극적인 반복 가능하게 적용된 펄스에 대한 타이밍 파라메터를 결정하는 방법에 있어서,
    첫 번째 지연을 사용하여 무자극 펄스를 적용하는 과정과;
    상기 무자극 펄스가 상기 심장에서 비정상적인 활성화 프로필을 유발시키는지를 결정하는 과정과;
    상기 무자극 펄스가 상기 심장에서 비정상적 활성화 프로필을 유발시키지 않았다면, 첫 번째 지연보다 짧은 두 번째 지연을 사용하여 무자극 펄스를 적용하는 것을 반복하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  242. 심장에 대해서 무자극적인 반복 가능하게 적용된 펄스에 대한 타이밍 파라메터를 결정하는 방법에 있어서,
    첫 번째 지연을 사용하여 무자극 펄스를 적용하는 과정과;
    상기 무자극 펄스가 상기 심장에서 비정상적인 활성화 프로필을 유발시키는지를 결정하는 과정과;
    상기 무자극 펄스가 상기 심장에서 비정상적 활성화 프로필을 유발시키지 않았다면, 첫 번째 지연보다 긴 두 번째 지연을 사용하는 무자극 펄스를 적용하는 것을 반복하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  243. 상기 심장에 대한 프로그램 가능 제어기를 프로그래밍하는 방법에 있어서,
    다수의 무자극 전기장 연속물을 사용하여 상기 심장을 제어하는 과정과;
    각각의 상기 연속물에서 상기 심장의 반응을 결정하는 과정과;
    상기 무자극 전기장 연속물에서 상기 심장의 반응에 응하여 제어기를 프로그래밍하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  244. 간질병 발작을 제어하는 방법에 있어서,
    뇌 조직 내에서 상기 간질병 발작을 겸출하는 과정과;
    상기 뇌 조직 내에서 신호의 전도를 감쇠하기 위해 상기 뇌 조직에서 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  245. 말초 신경 내에서 신경 과민 신호들을 제어하는 방법에 있어서,
    임의의 말초 신경을 선택하는 과정과;
    상기 말초 신경 내에서 신경 과민 신호의 전도를 감쇠하기 위해 상기 말초 신경으로 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
  246. 방을 가진 심장을 제어하는 방법에 있어서,
    상기 방의 제1부분의 수축력이 감소되도록 해당 제1부분에 무자극 전기장을 적용하는 과정과;
    상기 방의 제2부분의 수축력이 증가되도록 해당 제2부분에 무자극 전기장을 적용하는 과정을 포함하여 이루어진 것을 특징으로 하는 심장 제어 방법.
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