KR20020038732A - 심장 부하 감소를 달성하기 위해서 생물을 치료하는 방법및 그 방법을 수행하는 장치 - Google Patents

Abstract

본 발명은, 심장 부하 감소를 달성하기 위해서 심장과 주변 혈관 시스템을 가지며 심장의 작용으로부터 발생하는 펄스율과 심장 수축 압력을 가진 포유동물 또는 다른 생물을 치료하는 장치 및 방법에 있어서, 심장 박동을 측정하는 단계, 카운터펄세이션 모드에서 심장 박동과 동기하여 비침입성 또는 침입성 방법에 의해 주변 혈관 시스템에 압력 펄스를 발생하는 단계, 및 상기 펄스율과 상기 심장 수축 압력 중에서 적어도 하나의 최적화된 감소 및 그에 따라서 상기 펄스율과 상기 심장 수축 압력의 함수인 상기 심장 부하의 정미 감소(net reduction)를 발생시키기 위해서 상기 압력 펄스를 발생시키는 입력 시스템의 적어도 한 변수를 변화시키는 단계를 포함하는 심장과 주변 혈관 시스템을 가진 포유동물 또는 다른 생물을 치료하는 장치 및 방법을 제공한다.

Description

심장 부하 감소를 달성하기 위해서 생물을 치료하는 방법 및 그 방법을 수행하는 장치 {A METHOD OF TREATING A LIVING ORGANISM TO ACHIEVE A HEART LOAD REDUCTION, AND APPARATUS FOR CARRYING OUT THE METHOD}

본 발명의 이해를 돕기 위해서, 인간 심장의 작용 및 이 분야의 종래기술을 고려하는 것이 우선 필요하다.

인간 심장의 상태는 종종 심전도에 의해서 측정되는데, 얻어진 대표적인 출력 궤적은 예로서 도 1에 도시되었다. 심전도는 기본적으로 각각의 심장 박동에서 발생된 전기파의 시켄스의 기록이며, 대표적인 심전도의 여러 가지 다른 피크는 통상적으로 문자 P, Q, R, S 및 T에 의해 지정된다. 소위 R-R 경로 즉 2개의 R 피크 사이의 시간은 심장의 한 사이클을 나타내며 통상적으로 약 1초에 달한다.

특히 관심의 대상이 되는 것은 심장의 주기 또는 펄스율에 대응되는 R-R 경로만이 아니라, 심장 수축이라고 불리우는 심장의 작동 성능을 나타내는 Q-T 경로이다. R-R에서 Q-T를 뺀 것에 해당하는 경로의 나머지 즉 T-Q는 심장 확장이라고불리우는 각각의 심장 박동에서의 심장의 회복 시간을 효과적으로 나타낸다. 인간 심장의 동작은 도 1A, 도 1B 및 도 1C를 참조하여 후에 더욱 상세히 논의된다.

심장학자는 종종 심장 펄스율에 비례하는 심장 부하의 개념 즉 분당 심장 박동에서 측정된 R-R 파의 주파수에 수은의 밀리미터로 측정된 심장 수축 혈압을 곱한 값을 참조한다.

종래기술에서 인간의 심장 혈관 시스템에 작용하는 많은 치료가 제안되고 사용되었다. 그러한 시스템 중에서 잘 알려진 것은 예로서 근육의 동작 및 훈련시키는 근육 수축을 발생시키는 전기 자극을 사용하는 전기 생리 방법 및 장치이다. 전기 자극에 의한 수축 및 신장은 근육을 통한 피의 흐름을 향상시키며, 환자의 치료되고 있는 부분에 대한 노력 없이도 근육의 질을 향상시킨다.

일반적으로는 생체 특별하게는 인간과의 전기 생리적 상호작용은 2개의 주요 그룹, 즉 비동기 및 심장 동기화된 전기 생리 상호작용으로 분류된다.

비동기 전기 생리적 방법 및 장치는 자극이 어떤 외부적으로 부과된 박동에 따라서 타이밍된 전기 자극을 사용하여 동작하지만, 이 타이밍은 심장 펄스율과 동기되지 않는다. 비동기 전기 생리적 방법 및 장치의 알려진 예는 다음의 것들을 포함한다.

- 전기 자극에 의한 신경 자극 및 신경 근육 및 직접 근육 자극으로서, 장비는 다른 것들 중에서 메디콤플렉스 에스에이, 발메드 에스에이, 네멕트론 게엠베하, 이엠피아이 인코포레이티드로부터 이용가능하다.

- 고통의 치료를 위한 전기 자극의 사용으로서, 다른 것들 중에서 메드트로닉 인코포레이티드로부터 이용가능하다.

- 활동 진전(떨림) 제어 치료를 위한 전기 자극으로서, 다른 것들 중에서 메트로닉 인코포레이티드가 장비를 공급한다.

- 비뇨 제어를 위한 전기 자극으로서, 장치는 예로서 메즈트로닉 인코포레이티드에 의해 제공되며 그 회사의 인터스팀 제품이다.

위의 모든 비동기 자극 방법은 치료되고 있는 영역에 분명히 장점을 가져 오지만, 통상적인 자극 즉 전기 자극이 없는 것과 비교할 때 심장 부하를 증가시킨다. 이 심장 부하는 심지어는 전기 자극이 흉곽 근육 및 특히 좌측 반흉곽 상의 심장 부근에 적용될 때 부정맥 또는 심장 문제를 발생시키는 고유의 위험을 포함하는 것으로 알려졌다.

전기 자극 치료의 유용한 요약설명은 발메드 에스에이의 마이크로스팀(등록 상표), 신경 근육 자극기 P4 피지오 모델, 이슈 11/96과 관련하여 발메드 에스에이에 의해 발행된 "사용자 매뉴얼"의 3 및 4 페이지에서 발견된다.

전기 생리적 기술의 다른 기본적 범주 즉 심장 동기화된 전기 생리적 방법 및 장치는 심장 펄스율이 감지기에 의해 미리 결정되고 자극이 심장 펄스율 내의 어떤 시간에도 박동으로 공급되고 심장 펄스율로 동기화되는 방법을 포함한다.

그러한 심장 동기화된 방법 및 장치는 2개의 부류 즉 심펄세이션(simpulsation) 모드와 반대박동(countepulsation) 모드로 종속 분류될 수 있다.

근육의 심장 동기화된 전기 자극의 심펄세이션 모드에서, 전기 임펄스는 심장 펄스율과 동기되어, 심장 및 자극된 근육은 동시에 수축되는데, 즉 심장 수축 위상에서, 심장은 수축되고 자극된 근육은 수축된다. 심장 확장 위상에서, 심장은 이완되고 근육은 이완된다.

근육의 심장 동기화된 전기 자극의 반대박동 모드에서, 전기 임펄스는 심장 펄스율에 대하여 타이밍되어, 심장 및 자극된 근육은 서로 반대로 수축되는데, 즉 심장 수축 위상에서, 심장은 수축되고 자극된 근육은 이완되며, 심장 확장 위상에서, 심장은 이완되고 자극된 근육은 수축된다.

그러한 심장 동기화된 전기 생리적 방법/장비의 알려진 예는 다음의 것을 포함한다.

- 심장 동기화된 페이스메이커, 반-빈박 페이스메이커 및 심세동 제거기로서, 메디트로닉 인코포레이티드로부터 이용가능하다.

- 메드트로닉 인코포레이티드로부터 이용가능한 심장 근육 자극기.

- 대동맥내의 벌룬 반대박동 방법 및 장치.

- 심장 동기화된 전기 자극에 의해 지원된 심장 근육 집합을 위한 심장 근육 수술.

- 외부 대동맥 반대박동 방법으로서, 특허 SU 1509045A와 "일 쿠오레", 리비스티아 디 카르디오-치루지아 에 카르디올로지아, 볼륨 IX, n. 1 1월/2월 1992에 의해 발행된 엘. 브이. 라파나시빌리에 의한 명칭이 "심장 고장의 수술 교정을 위한 지원된 순환의 자동 근육 시스템"인 영문 페이퍼의 5 내지 27 페이지에 기술된 바와 같이, 대동맥은 근건막 이식편에 의해 묶이고, 그 자유 단부는 대동맥의 섹터를 집결시키기 위해서 양분된다.

페이스메이커와 심세동 제거기는 잘 알려졌고 외과 수술에 의해 환자의 몸 안으로 삽입된다. 그것들은 또한 규칙적 간격으로 대치를 요구한다. 이러한 부류의 장치는 따라서 침입성 수술 기술이며, 실제로 심장 근육을 직접 자극하고, 주변 혈관 시스템에 작용하지 않는다.

심장 근육 자극기는 심장으로부터 신호를 취하고 그것을 사용함으로써 동작하여 심장 박동과 동기하여 다른 근육을 자극한다.

심장 근육 자극기와 관련하여 사용된 수술 기술은 심장 근육 수술이라고 지칭되며, 예로서 레이 씨. 제이. 치우, 이반 엠. 보르게오이스, 바켄 리서치 센터 시리즈에 의해 편집된 "심장 지원 및 보수를 위한 변형된 근육"이라는 책의 볼륨 2, 챕터 21, 231 내지 233 페이지에 기술되었다.

심장 근육 수술 과정은 심장 주위의 골격 근육을 감싸고, 이 감싸여진 근육을 심장 수축과 동기된 방법으로 즉 심펄세이션 모드로 자극하여, 심장 펌핑 기능을 돕는 심장 근육 집합을 형성하는 것으로 구성된다. 예로서, 메드트로닉 인코포레이티드에 의해 모델 SP 1005로서 공급된 심장 근육 자극기는 동기화 회로에 의해 조화된 심장 페이스메이커 채널과 근육 자극 채널로 구성되는 2-채널 시스템이다. 심장 페이스메이커는 감지 증폭기로 구성되는데, 감지 증폭기는 고유 심장율과 출력 스테이지를 모니터링하고, 심장율이 프로그램된 값 아래로 떨어지자마자 심장을 페이스 조절한다. 심장 이벤트는 동기식 페이스메이커에서와 같이 상기 장치에 의해 감지되거나 초기화되지만, 그것은 또한 동기화된 회로를 트리거(trigger) 한다.트리거 신호는 프로그래머블 분할기를 통해서 처리되는데, 분할기는 심장 근육 집합 내에서 여러 가지 다른 심장/감싸여진 근육 수축비를 허용한다. 그러면 지연이 초기화되고 그 후에 근육 자극기가 이네블링된다. 이것은 통상적으로 R-파의 끝에서 시작하고 T-파의 끝에서 종료되는 임펄스의 버스트를 한 쌍의 근육 페이스 조절 리드를 거쳐 감싸여진 근육으로 보내어, 결과적으로 심장 근육 집합은 심펄세이션 모드에서 수축된다. 명칭이 뜻하듯이, 심장 근육 수술은 심장 근육 집합을 향상시키는 데에 사용되며, 또한 침입성 방법이다.

대동맥내의 벌룬 반대박동은 죽음에 가까운 환자에게만 사용되는 위험성이 높은 복잡한 침입성 수술 기술이다. 그것은 심장 박동에 따라 펌프업되고 진공화되는 대동맥 내로의 벌룬의 삽입을 포함하여, 팽창되었을 때, 벌룬은 관상 형관을 통한 피의 흐름을 향상시키는 배압(back-pressure)을 발생시켜서, 심장으로의 산소 공급을 증가시키고 희망적으로는 그 상태를 향상시킨다.

외부 대동맥 반대박동 과정은 또한 근육수술의 형태이고, 대동맥 주위에 감싸인 골격 근육의 심장 동기된 전기 자극을 사용하며, 반대박동 모드에서 동작될 때 심장 확장 위상에서 관상 피의 순환을 증가시키고, 결과적으로 심장 부하를 감소시킨다. "일 쿠오레"에서의 라파나시빌리 엘. 브이.에 의한 상기 언급된 페이퍼는 관상 피의 순환의 28%의 증가를 보고하였다. 그러나, 이것은 심각한 경우에만 사용된 심각한 침입성 외과수술이며 따라서 제한된 응용이라는 것을 이해할 것이다.

심펄세이션 모드에서 자극을 사용하는 상기 모든 심장 동기된 전기 생리 방법은 자극이 없는 동일한 사람의 심장 부하와 비교할 때 심장 부하의 심각한 변화를 발생시키지 않는다. 지금까지 설명된 반대박동 방법은 모두 침입성 수술을 포함한다. 그러나, 문헌에서 기본적으로 비-침입성인 몇가지 추가적인 반대박동 방법이 있으며, 이것들은 소위 공기식 부트 치료법(pneumatic boot therapy)에 기초한다.

그러한 공기식 부트 또는 압력 부트 예로서 서큘러 부트 코포레이션에 의해 제조된 부트는 전기 자극을 사용하지 않으며, 대신에 환자의 하부 다리에 공기식으로 압력 펄스를 적용한다. 더욱 구체적으로는, 이 장비는 환자의 하부 다리에 공기 압축을 적용하고, 이 압력 적용은 심장 박동과 동기된다. 서큘러 부트 제품은 몸의 말단부의 선택된 부위 예로서 하부 다리를 심펄세이션 또는 반대박동 모드에서 공기 압축하는 비-침입성 심장 동기된 공기 압축 부트로 알려졌다. 반대박동 모드에서, 순환기 부트는 심장 수축을 예측하여 다리를 이완시키도록 타이밍되며, 주 의도는 다리 내의 동맥의 흐름을 향상시키는 것이다.

순환기 부트가 치료할 수 있는 적응증은 다리의 불량한 동맥 흐름, 당뇨병, 동맥 부전, 정맥성 병, 림프관 부종 등이다.

1999년 6월 29일자 제조자들의 홈페이지에서, 순환기 부트 치료법은 동시에 심장 작용을 감소시키면서 후부하를 감시기키고 관상 관류를 유지 또는 증가시킴으로써 행정 볼륨을 증가시킨다는 것이 제조자들에 의해 언급되었다. 순환기 부트가 심장에 어떤 효과를 갖는다는 사실은 앞의 인용된 홈페이지 상의 언급으로부터 알 수 있는데, 그 홈페이지에서 예로서, "심장의 장점에 대한 증거를 제공하는 일화가 많은 측정들은(anecdotal measurement), 승모상의 부전 잡음의 음량의 감소, 심장수축 동안의 다리 펌핑에 의한 주변 펄스 추적의 넓힘, 단부-심장확장 펌핑에 의한 추적의 좁힘, 심장 수축 펌핑에 의한 중복 맥박의 노치의 상승 및 단부-심장 확장에 의한 중복 맥박의 노치의 낮춤, 및 환자에서는 스원-간즈 카테테를 정위치에 가지고서 웨지 압력을 낮추고 심장 출력을 증가시키는 것을 포함한다"는 것이 언급되었다.

마지막으로, 심펄세이션 및 반대박동 모드에서 비-침입성 외부 기술에서의 근육의 자극을 설명하는 본 발명자 엘. 브이. 라파나시빌리의 조지아 특허(Georgian patent) 366을 참조한다. 이 문헌은 심펄세이션 모드에서의 심장 부근의 흉곽 상의 근육의 자극을 논의하고, "그것은 심장의 부하를 해제하고, 심장 부근에 위치된 흉곽 근육으로 하여금 자극되도록 한다"고 언급하였다. 따라서, 여기에서, 심장의 부하 해제는 심펄세이션 모드에서 융곽 근육을 자극함으로써 달성되었다. 환자는 반대박동의 요양법이 가장 자주 사용되지만, 전극이 심장 부근의 융곽 상에 위치될 때 심펄세이션의 요양법이 사용된다고 언급하였다.

본 발명은 심장 부하 감소와 여러 가지 다른 치료 및 관련 장점을 달성하기 위해서 심장과 주변 혈관 시스템을 가진 포유 동물 또는 다른 생물, 특히 인간을 치료하는 방법 및 그 방법을 수행하는 장치에 관한 것이다.

도 1A는 통상적인 전자 심전도를 도시하는 개략적 다이어그램이다.

도 1B는 인간 심장의 개략도이다.

도 1C는 심장 및 관상 동맥과의 접합부에서의 대동맥의 확대도이다.

도 2A는 본 발명에 따른 전기 자극을 적용하기 위한 장치의 제1 변경예의 개략도이다.

도2B는 2상(biphase) 구형 임펄스를 설명하기 위해 사용되는 용어를 설명하는 그래프이다.

도 2C는 본 발명에 따른 심장 공명을 달성하기 위해서 반대박동 모드에서 환자에게 적용된 펄스의 타이밍을 도시하는 그래프이다.

도 3은 환자의 심장의 동작에 대한 본 발명의 방법 및 장치의 효과를 도시하는 한 세트의 다이어그램이다.

도 4는 도 2A의 변경예의 장치의 동작을 설명하는 블록 회로도이다.

도 5는 펄스율 및/또는 혈압 미터(meter)를 입력 신호로서 사용하여 환자에게 전기 자극을 적용하기 위한 본 발명에 따른 장치의 제2 변경예이다.

도 6은 도 5의 장치의 동작을 설명하는 블록 회로도이다.

도 7은 정상적인 생활을 하는 동안에 환자가 입을 수 있는 치료 시스템을 도시하는 다이어그램이다.

도 8은 도 7의 장치의 동작을 설명하는 블록 회로도이다.

도 9는 펄스율 및/또는 혈압 미터를 입력 신호로 사용하여 도 8과 유사하며 더욱 발전된 것을 도시하는 블록 회로도이다.

도 10은 본 발명의 방법 및 장치가 인간의 몸에 대해서 갖는 효과를 요약하는 블록 회로도이다.

도 11은 본 발명을 사용할 때 가능한 근육 자극의 여러 가지 형태를 설명하는 다이어그램이다.

도 12A는 압력 패드에 의해 본 발명에 따른 환자를 자극하는 다른 방법을 도시하는 다이어그램이다.

도 12B는 도 12A의 장치의 동작을 도시하는 흐름도이다.

도 13A는 심장 자극기와 본 발명의 조합을 도시하는 다이어그램이다.

도 13B는 페이스메이커와 조합된 본 발명의 기능을 도시하는 다이어그램이다.

도 13C는 심세동 제거기와 조합된 본 발명의 기능을 도시하는 다이어그램이다.

도 14는 도 13A의 조합의 대안적인 조합을 도시하는 다이어그램이다.

도 15는 심장 근육 자극기와 조합된 본 발명의 기능을 도시하는 다이어그램이다.

도 16은 도 15의 조합된 장비의 동작을 도시하는 다이어그램이다.

도 17은 도 15의 조합의 다른 실시예을 도시하는 다이어그램이다.

도 18은 간섭 창을 가진 양호한 실시예를 도시하는 다이어그램이다.

도 19는 자극 신호의 타이밍을 최적화하는 방법을 도시하는 다이어그램이다.

본 발명의 주요 과제는 실제적인 시간 제한 없이 또한 특히 심장 근육 자체를 제외하고 자극될 근육의 어떠한 제한도 없이 적용될 수 있는 환자의 적절한 비-침입성 또는 침입성 자극에 의해 실질적인 정도의 심장 부하 해제가 달성될 수 있는 거의 만능적으로 적용될 수 있는 방법 및 장치를 제공하는 것이다.

더욱이, 본 발명의 과제는 완전히 무해하고, 관상의 경색 및 심장 부전의 방지 및 복구만이 아니라 신경 근육 또는 직접 근육 자극을 위해 사용될 수 있어서근육 파워 또는 지구력 개발, 몸 모양 형성, 지방 분해 치료 등을 위한 가시적 또는 비가시적인 근육 추축을 발생시키는 방법 및 장치를 제공하는 것이다.

본 발명의 또 다른 과제는 트랜큐테이니어스(trancutaneous) 전기 신경 자극(종종 TENS라고 불리운다)을 포함하여 신경-신경근육 또는 직접접인 근육 고통방지 자극을 위해 또한 심미학적 및 치료 약의 많은 다른 적용을 위해 사용할 수 있는 방법 및 장치를 제공하는 것이다.

이러한 과제를 충족시키기 위해서, 본 발명에 따라서, 심장 부하 감소를 달성하기 위해서 심장과 주변 혈관 시스템을 가진 포유 동물 또는 다른 생물, 특히 포유 동물 및 특히 인간을 치료하는 방법이 제공되었는데, 상기 생물은 심장의 작용으로부터 발생하는 펄스율과 심장 수축 압력을 가지며, 상기 방법은,

-심장 박동을 측정하는 단계,

-카운터펄세이션 모드에서 심장 박동과 동기하여 비침입성 또는 침입성 방법에 의해 주변 혈관 시스템에 압력 펄스를 발생하는 단계, 및

-상기 펄스율과 상기 심장 수축 압력 중에서 적어도 하나의 최적화된 감소 및 그에 따라서 상기 펄스율과 상기 심장 수축 압력의 함수인 상기 심장 부하의 정미 감소(net reduction)를 발생시키기 위해서 상기 압력 펄스를 발생시키는 입력 시스템의 적어도 한 변수를 변화시키는 단계를 포함한다.

상기 방법을 수행하는 대응 장치는 심장 박동을 측정하는 수단, 카운터펄세이션 모드에서 심장 박동과 동기하여 비침입성 또는 침입성 방법에 의해 주변 혈관 시스템에 압력 펄스를 발생하는 수단, 및 상기 펄스율과 상기 심장 수축 압력 중에서 적어도 하나의 최적화된 감소 및 그에 따라서 상기 심장 부하의 정미 감소를 발생시키기 위해서 그러한 압력 펄스의 적어도 한 변수를 변화시키는 수단을 포함한다.

본 발명은, 카운터펄세이션 모드에서 심장 박동과 동기하여 비침입성 방법에 의해 환자의 주변 혈관 시스템 내에 발생된 압력 펄스를 최적화함으로써, 환자의 펄스율의 최적화된 감소 따라서 심장 부하의 상당한 실제로 매우 상당한 정미 감소(net reduction)를 확보하는 것이 가능하다는 매우 놀라운 발견에 기초한다. 이것은 특히 놀라운 발견인데, 왜냐하면 심장 혈관 트리(tree)의 많은 주변 브랜치 중의 단 하나의 브랜치 상의 예로서 다리 근육의 완전히 비침입성 자극이 관상 피 흐름을 증가시키고 심장 부하를 상당한 양만큼 감소시킬 것이라는 것이 전혀 명확하지 않기 때문이다. 실제로 실험에서 달성된 심장 부하의 감소의 정도는 전기 자극의 도움을 받은 대동맥 주위에 감싸여진 위험한 완전히 비침입성 외부 대동맥 근육 플랩에 의해 달성된 것과 유사하다는 것은 완전히 놀라운 것이다. 이러한 후자의 기술이 대동맥 상의 한 위치, 심장 혈관 트리의 주 트렁크 에 직접 작용하는 반면에, 본 발명은 주변 혈관 시스템의 많은 브랜치 중의 단 하나에만 외부적으로 작용한다는 것을 알게 될 것이다.

더욱 구체적으로 말해서, 각각의 환자에 대해 압력 펄스를 올바르게 설정함으로써 이용될 수 있는 공진 현상의 한 형태가 발생하여, 주변 혈관 시스템의 작은 교란이 펄스율의 최적화된 감소 및 이 감소를 통해서 심장 부하의 정미 감소를 발생시킬 수 있다는 것이 발견되었다. 펄스율의 감소는 또한 심장 수축 압력의 감소가 수반되어, 심장 부하에 대하여 매우 증대된 효과가 심장 트리의 단 하나의 주변 브랜치의 작은 교란에 의해서 달성된다는 것은 특히 바람직하다. 정상적인 혈압을 가진 환자에서, 혈압의 작은 감소만이 있지만 펄스율에는 큰 감소가 있다. 고혈압을 가진 환자에서, 혈압의 감소는 증대되지만 심장율의 감소는 작다. 본 발명의 방법 및 장치는 몸에서 심장 근육이 아닌 다른 어떤 유연한 또는 골격의 근육의 자극을 위해서도 사용될 수 있으며, 상기한 바와 같이 상당한 심장 부하 해제의 이로운 효과를 발생시킬 것이다.

다른 측면에서 보면, 본 발명은, 심장 박동을 측정하고, 펄스율의 최적화된 감소 및 그에 따라서 상기 펄스율과 상기 심장 수축 압력의 함수인 상기 심장 부하의 정미 감소를 발생시키기 위해서 카운터펄세이션 모드에서 심장 박동과 동기하여 비침입성 또는 침입성 방법에 의해 주변 혈관 시스템에 압력 펄스를 발생함으로써, 포유동물 특히 인간과 같이 심장을 가진 생물에서 심장 부하 감소를 달성하는 방법의 실시를 가능하게 한다.

공기식 부트와 구별되게, 본 발명의 장치는 지극히 가볍고 콤팩트하고 휴대가능하게 만들 수 있으며, 환자의 이동성 및 생활 방식에 어떠한 심각한 제한도 없이 일상 생활 과정에서 사용자가 착용할 수 있다. 심장 박동을 측정하는 수단은 환자의 몸의 어떤 분산된 위치에서 비침입성 감지기를 쉽게 포함할 수 있는데, 왜냐하면 감지기는 단지 카운터펄세이션 모드에서 자극 장치의 동기화를 가능하게 하는 기본적인 신호를 제공하는 것만 필요하기 때문이다.

환자의 이동성을 보장하기 위해서, 이러한 자극 장치는 편리하게도 환자가착용하는 소형 전지에 의해 구동될 수 있는 전기 자극 장치이다. 에너지 요구사항은 과다하게 높지 않은데, 왜냐하면 상기와 같이 장치는 기본적으로 환자의 주변 혈관 시스템 상에 단지 교란만 부과하고, 이러한 부과의 효과는 완전히 이해되지 않았으나 작은 교란이 큰 효과를 발생시키는 공진 현상에 비유될 수 있는 현상에 의해 효과적으로 강화되기 때문이다.

이 공진 현상은 다음과 같이 설명될 수 있다.

심장 확장 동안의 압력 레벨의 동적 변화는 심장으로부터 축출된 피와 다른 위치들로부터 반대 방향으로 동시에 전파되는 2개의 다른 압력파의 부분적 또는 전체적 반사로부터 발생한다. 심장으로부터 축출된 피는 심장 수축 동안의 심장의 수축으로부터 시작되며, 초당 1 미터보다 적은 피의 흐름율을 포함한다.

심장 확장 동안에 고려된 제1 압력파는 심장으로부터 즉 심장 밸브의 개방으로부터 배출된 피에 의해 유발되는데, 결과적으로 발생된 압력파는 심장 밸브로부터 동맥 시스템을 통해서 훨씬 높은 속도 통상적으로 초당 약 4 내지 7 미터로 전파된다. 이 제1 압력파는 유발된 근육 수축에서 부분적으로 반사된다. 압력파의 반사되지 않은 부분은 근육의 모세관 및 동맥 혈관을 통해서 정맥 시스템으로 전파된다. 그러나 반사된 압력파는 동맥 시스템에서 심장으로 되돌아 전파되며, 다음에는 현재 폐쇄된 심장 밸브에서 반사된다. 그것은 다음에는 다시 하류로 흐르고 다시 상류로 흐른다. 이러한 압력파 전파의 반사는 근육이 수축되는 한 즉 피의 흐름의 통과가 근육 수축으로부터 발생하는 혈관의 압축에 의해 부분적으로 막히는 한 계속된다.

제2 압력파는 자극 펄스의 시작과 시간상 실제적으로 동일한 주변에서의 근육 수축의 시작에 의해 유발된 압력파이다. 이러한 근육 수축은 근육 내의 모세관 및 동맥 혈관을 수축하고, 피의 일부를 동맥 시스템으로 되돌아 축출하고 부분적으로는 정맥 시스템으로 전방으로 축출하여, 초당 4 내지 7m의 정상 압력파 전파 속도보다 높은 속도에서의 압력파 전파를 유발한다. 이러한 제2 압력파 전파의 속도 증가는 근육 수축의 강도에 비례한다. 이러한 제2 압력파는 동맥 시스템에서 심자으로 되돌아 전파되고 폐쇄된 심장 밸브에서 반사된다. 그것은 다음에는 정상적 펄스 압력 전파 속도로 하류로 전파되고 다시 상류로 전파되고 그렇게 반복된다. 압력파 전파의 이러한 반사는 근육이 수축되는 한 즉 피 흐름의 통과가 근육 수축으로부터 발생하는 혈관의 수축에 의해 부분적으로 막히는 한 계속된다.

적절한 지연의 선택을 통해서 심장의 펌핑에 대한 근육 수축의 타이밍을 최적화함으로써, 압력파 사이의 한 형태의 건설적인 간섭을 달성하여 심장 밸브의 개방 바로 뒤에 압력 봉우리의 형태의 대동맥 내의 압력 증가를 발생시키는 것이 가능하며, 이러한 압력의 증가는 공진 현상에 대응되는데, 공진 현상은 관상 동맥을 통한 흐름을 증가시키며 그 뒤에는 압력 감소가 뒤따르는데 그러한 감소는 심장의 하강된 사전 심장 수축 압력을 발생시킨다. 이것은 심장 부하의 해제에 기여하는 한가지 요소이다.

조사 결과는 양호한 결과를 발생하는 지연 즉 위에서 설명된 적절한 지연이 다른 사람 및 자극의 방법을 위해 비교적 넓은 창 내에서 변화될 수 있다는 것을 보여주었다. 더욱 구체적으로 말해서, 근육 수축으로 인한 압력 증가를 통해서 심장 부하 해제를 위한 적절한 지연은 T-파의 끝 전의 R-R 경로의 길이의 5%와 T-파의 끝 뒤의 R-R 경로의 길이의 45% 사이의 창 내에 놓인다는 것이 발견되었다. 즉, 전기 자극을 사용하는 실시예에서, 자극은 원하는 효과를 발생하기 위해서 이 창 내의 시간에서 시작되어야만 하고, 정확한 타이밍은 다른 개인을 위해서 최적화될 수 있다.

이러한 이유로, 본 발명의 방법은 심장 공진 자극 방법 및 장치라고 지칭될 수 있다.

전기 자극에 추가하여, 본 발명은 그러나 주변 혈관 시스템에 속하는 생물의 골격적 또는 유연한 근육과 접하거나 근육을 둘러싸는 압력 패드의 사용 등 주변 혈관 시스템 내의 압력 펄스의 다른 방법을 사용하여 실현될 수 있다. 공기식 부트가 이러한 목적을 위해서 사용될 수 있지만, 본 발명을 실현하기 위해서 훨씬 작은 간단한 압력 패드를 사용하는 것이 가능한데, 왜냐하면 공기식 자극의 기능은 주변 혈관 시스템을 통해서 피를 효과적으로 펌프하기 위해서 전체 낮은 다리를 압축시키기보다는 오히려 주변 혈관 시스템에서 작은 교란을 단순히 발생시키는 것이기 때문이다.

따라서, 본 발명에 따라 사용하기 위한 공기식 또는 유압식 패드는 작고 가볍게 만들어질 수 있고 따라서 환자가 쉴 때에만 사용될 수 있기보다는 오히려 환자의 정상적인 일상 생활 동안에 사용될 수 있으며, 이렇게 환자가 쉴 때에만 사용되는 것은 공기식 부트의 심각한 단점인데, 왜냐하면 그것은 특히 각각의 치료의 길이를 제한하기 때문이다. 대조적으로 본 발명의 장치는 원하면 계속해서 여러 날동안 사용될 수 있다.

주변 혈관 시스템에 압력 변동을 발생시키는 다른 방법은 빛의 임펄스 또는 펄스 산소 공급 또는 실제로 펄스 CO₂공급에 의해 환자를 치료하는 것을 포함한다. 레이저 여기 치료, 전기적으로 여기된 침술 치료 및 음향 치료 역시 주변 혈관 시스템에서 요구되는 압력 펄스를 발생하는 방법으로서 간주될 수 있다. 각각의 경우에, 자극이 카운터펄세이션 모드에서 적용되고, 자극의 변수는 환자에 대해 적절히 선택되는 것이 중요하며, 그러한 변수는

- 임펄스 지연은 QRS 심장 박동 신호의 Q-파 끝과 압력 펄스를 발생시키는 자극 펄스의 열의 시작 사이의 시간 차이인데, 카운터펄세이션의 시작 전의 임펄스 지연,

- 열 지속시간, 즉 한 심장 박동 내의 자극 임펄스의 열의 시작과 끝 사이의 시간,

- 압력 펄스를 발생하는 자극 임펄스의 열을 형성하는 임펄스의 주파수,

- 임펄스 폭, 즉 각각의 상기 열의 각각의 자극 임펄스의 시작과 끝 사이의 시간,

- 압력 펄스를 발생하는 자극 임펄스의 진폭,

- 임펄스의 진폭이 전체 임펄스 지속시간에 걸쳐 표시될 때 발생하는 자극 임펄스의 기하학적 형상인 임펄스 형상,

- 각각의 상기 전기 자극 임펄스의 양 및 음의 반의 사이클들 사이의 관계인임펄스 모드를 포함한다.

본 발명의 장치는 또한 장기간 ECG, 예로서 12-채널 ECG와 관련하여 사용될 수 있어서 의료 치료사로 하여금 장기간에 걸쳐서 치료에 대한 환자의 반응을 상세하게 볼 수 있게 한다. 휴대가능한 장치의 형태에서, 그러한 장기간 ECG는 그 자체로서 알려졌으며, 통상적으로 예로서 하루에 한번씩 데이터의 임시적 저장, 저장된 데이터의 압축을 위한 설비 및 규칙적 간격에서의 판독 설비를 포함한다.

본 발명의 심장 공진 전기 자극 장치는 심장 혈관 시스템에서 동적 변화에 의해 영향을 받는 모든 몸 시스템에서 수반되는 효과를 발생한다. 즉, 본 발명을 사용하는데 있어서, 생물의 모든 몸 시스템에서 반응이 발생하며, 그 반응은 본 발명의 사용으로부터 발생하는 심장 공진 현상에 의한 심장 혈관 시스템의 동적 변화에 의해 트리거 된다는 것이 발견되었다.

이러한 다른 몸 시스템 내의 반응은 아직 완전히 설명될 수 없지만, 결과들이 여러 가지 다른 몸 시스템에서 관찰되었으며, 이러한 몸 시스템은 심장 혈관 시스템의 동적 변화에 의해 영향을 받는 것으로 잘 알려졌다. 관찰된 결과들 중의 어떤 것은 측정된 사실이고, 어떤 것은 검인에 의해 보고된 인식 및 느낌이다. 그러나, 이들 관찰된 결과는 유사한 신체적/생리적/생화학적 반응이 심장 혈관 시스템과 연관된 이러한 시스템에서 발생한다는 가정을 허용한다. 이러한 관찰된 결과는 비동기 전기 자극으로부터 부분적으로 알려진 관찰을 포함하지만, 심장 공진 전기 자극에서는 이러한 반응은 심장 공진 현상으로 인해서 더욱 심화된다.

관찰된 향상은

- 증가된 근육 인내성, 힘 및 질량

- 증가된 신진 대사에 의한 강화된 국부적 지방분해

- 예로서 선택적 다리 근육의 강화에 의한 몸 지지 및 운동 시스템(함께 작용하는 뼈, 신경, 및 근육)내의 고통의 감소 및 그에 따른 부하 각도를 변화시킴으로써 무릎 조인트의 부하 해제, 따라서, 조인트 내의 부하 힘은 다른 영역에 적용되어, 예로서 관절에 의해 또는 골연골증에 의해 야기된 고통의 감소를 발생시키고, 그에 따라서 선택적 등 근육의 강화가 등고통 또는 신경근염 및 좌골신경통에 의해 야기된 고통을 감소시킬 것이다.

- 피부의 향상된 품질, 증가된 피의 순환에 의해 유연하고 탄성적으로 되기

- 증가된 면역적 저항, 예로서 만성 염증의 감소 및 제거가 측정되었다

- 향상된 정신적 및 생리적 상태 예로서 증가된 엔돌핀 생산 등에 의한 즐거움, 분위기 향상

- 수면의 정상화

- 증가된 전체적 적응성, 건강 및 작업 능력 및 효율

- 보행시의 경쾌한 느낌 등을 포함한다.

본 발명은 예로서 다음의 그룹

- 양호한 상태 및 건강의 촉진,

- 스포츠를 위한 신체적 훈련,

- 예로서, 몸의 지방 태움(지방 분해), 유체 배설, 및 조직 및 근육 성장 및/또는 감소 및 관련 피부 변화로 인한 어떠한 종류의 원하는 몸의 형성 및/또는조직의 변화도 포함하는 심미학적 약,

- 침입성 및 비침입성 방법을 포함하는 치료 약,

- 우주의 약으로부터 선택된 하나 이상의 분야에서 장점을 달성하기 위해서 인간을 치료하기 위해 사용될 수 있다.

더욱이, 본 발명은 치료 약의 분야에서 또는 다음의 분야

- 예로서 예리한 심장 고장의 위험을 감소시키기 위한 마취과학,

- 예로서 빈박, 빈혈성 심장병, 심근증, 긴장 항진, 심장 고장, 판의 병리학을 치료하기 위한 심장학,

- 예로서 정맥성 림프 및 동맥 부전을 위한 맥관학,

- 예로서 근육의 발육 부전 및 위축증을 치료하기 위한 정형외과 및 신경학,

인간의 몸 지지 및 운동 시스템의 모든 종류의 병리학 예로서 골연골증을 위한 고통 치료 TENS 치료를 포함하는 고통 감소,

- 예로서 괄약근 부전을 위한 비뇨기과학 및 직장 항문학,

- 예로서 확장증 초상구조, 자궁하수, 부속기염, 무월경, 냉감증의 치료를 위한 부인과학 및 성학,

- 예로서 비만증 부분학 및 유방발육부전을 위한 내분비학,

- 예로서 분리기 근육 렉티 복부학 및 욕창을 위한 외과수술,

- 예로서 우주 비행사의 근육 강직성을 보존하기 위한 우주의 약

의 분야 중에서 한 분야에서의 병의 예방을 위해 사용될 수 있다.

본 발명의 특히 중요한 특징은 입력 시스템에 의해 생물에 자극이 적용되는시간 즉 임펄스 지연이 본 발명의 아래에 놓인 심장 공진 현상을 강화하는 것으로 발견된 치료로부터 발생하는 펄스율의 감소를 보상하도록 조정되는 방법이다.

그러나, 본 발명은 이러한 조정 없이 실현될 수 있다는 것을 생각할 수 있다는 것을 유의하여야 한다. 예로서, 생물 또는 환자에게 자극 펄스가 인가되는 시간 즉 임펄스 지연은 각각의 T-파의 끝을 넘어 초기에 지연될 수 있어서, 자극의 결과로서 환자의 심장율이 강하하고, 각각의 심장 박동의 증가된 지속시간으로 인해서 T-파의 끝이 늦게 발생함에 따라, 자극 임펄스는 궁극적으로 낮은 심장 박동에서 T-파의 끝과 일치한다.

자극 펄스의 각각의 새로운 열을 트리거 하는 관점에서 T-파의 끝이 설정될 수 있는 두가지 기본적인 방법이 있다. 첫 번째 경우에, T-파의 끝은 예로서 심전도로부터 직접 검출될 수 있고, T-파의 끝이 검출되자마자 펄스의 열이 트리거 된다.

대안으로서, 심전도의 다른 기준점 예로서 Q-파의 끝 또는 R-피크에서 인식될 수 있고, 그러면 각각의 T-파의 끝으로의 적절한 지연이 계산될 수 있는데, 왜냐하면 Q-T 경로의 길이는 R-R 경로의 길이에 대하여 알려진 고정된 관계를 갖기 때문이다. 자극 임펄스의 열은 다음에는 T-파의 계산된 끝에서 트리거 된다.

자극 임펄스의 각각의 열의 지속시간은 바람직하게 T-Q 심장 확장 지속시간 예로서 쉬고 있는 정상적 인간의 T-Q 심장 확장 지속시간의 10 내지 25%에 달하도록 선택된다. 이것은 R-R 경로의 길이의 5 및 40% 사이의 각각의 심장 확장 위상에 대하여 주변 혈관 시스템 내의 압력 펄스의 지속시간을 발생시킨다. 기계적 자극예로서 압력 패드가 사용되면, 인가된 압력의 지속시간은 R-R 경로의 5% 내지 40%의 값에 대응되고 후속적으로 근육 수축과 같다.

본 발명의 추가적 장점 및 본 발명의 방법을 수행하기 위한 바람직한 장치는 본 명세서에 참조로서 합체되어 본 명세서의 일부를 이루는 종속항에 설정되었다.

본 발명은 양호한 실시예 및 첨부된 도면들을 참조하여 다음에서 더욱 상세히 설명될 것이다.

이제, 도 1A, 도 1B 및 도 1C를 참조하여, 본 발명의 이해를 쉽게 하기 위해서 인간의 정상적인 동작에 대하여 간단히 설명한다.

도 1B에 도시된 심장(10)은 4개의 챔버(chamber), 즉 우측방(RA), 우측실(RV), 좌측실(LV), 좌측방(LA)을 갖는다. 심장으로 복귀하는 정맥의 피는 우측방으로 흐르고, 다음에는 우측 실로 흐르며, 폐동맥(PA)을 거쳐서 폐로 통과한다. 폐에서, 피는 산소를 픽업하고 화살표(14)로 표시하듯이 좌측방(LA)으로 복귀한다. 그곳으로부터, 산소처리된 피는 좌측실로 통과하고 다음에는 대동맥(AO)으로 통과하고, 대동맥에서 피는 몸 주위의 소위 대순환을 통해서 그 여행을 시작한다. 우측실로부터 폐로 다음에는 좌측방으로의 순환은 소순환이라고 불리운다.

심장의 동작은 전기 신호와 관련되는데, 전기 신호는 도 1A의 심전도 상에 도시된다. 점(P)은 2개의 방(RA, LA)의 수축을 나타내는데, 그것은 피를 역지 밸브로서 작용하는 각각의 밸브(16, Q8)를 거쳐 각각의 실(RV, LV)로 밀어낸다. Q로 시작하고 T로 종료하는 심전도의 부분은 심장 수축이라고 지칭되며, 피를 우측실로부터 폐동맥으로 또한 좌측실로부터 대동맥으로 축출하는 작용을 하는 실 수축(ventricle contraction)을 나타낸다. 이 수축 동안에, 밸브(16, 18)는 우측방 및 좌측방으로의 역방향 흐름을 방지하도록 폐쇄된다. 부분(TQ)은 심장 확장이라고 지칭되며, 실의 이완 또는 확장을 뜻한다. 심장에는 심장 확장 위상 동안에 대동맥으로부터 좌측실로의 피의 복귀를 방지하기 위해 폐쇄되는 밸브(20, 22)의 바로 상류측의 대동맥으로부터 브랜치되는 관상 동맥(CA)을 거쳐 산소처리된 피가 공급된다. 명백하게, 심장 그 자체에는 근육을 동작하도록 유지하기 위해서 산소처리된 피가 공급되어야만 한다. 심장에는 심장 확장 동안에 관상 동맥을 거쳐서 이 산소처리된 피가 공급된다.

T에서 대동맥(AO)의 밸브(20, 22)는 폐쇄되고, 이 때에 대동맥 내의 혈압은 피가 관상 동맥(CA)에 들어가도록 한다. 따라서, 심장 확장 동안에 대동맥(AO) 내의 압력의 증가는 관상 동맥을 보호한다.

다음으로부터 알 수 있듯이, 본 발명의 중요한 결과 중의 하나는 심장 확장 동안에 대동맥 내의 압력의 증가가 작다는 것이며, 이것은 심장 근육의 동작에 중요한 효과를 갖는 것으로 발견되었다.

도 2A는, 후에 설명되듯이 여러 가지 추가적인 개량 및 개발이 가능하지만, 본 발명의 시험을 위해 사용되었고, 본 발명을 실시하기 위한 완전히 실행가능한 기본적인 장치를 도시한다.

도 2A에 도시되었듯이, 환자(24)는 침대(26) 위에 누운 상태로 도시되었고 이 실시예에서 3개의 감지 전극(30)을 거쳐서 심전도스코우프(electrocardioscope)(28)에 연결되는데, 이것은 심전도 스코우프로 하여금 표시화면(34) 상에 특정 환자(24)의 ECG 추적(32)을 도시하게 한다. 3개의 전극(30)을 통해서 심전도 스코우프에서 이용가능한 정보로부터, 도 1A의 ECG 추적으로의 경로(R-R)의 반복 주파수에 대응하는 신호가 추출된다. 즉, 이 신호는 환자의 심장이 박동하는 주파수 즉 환자의 펄스율을 나타낸다.

이 신호는 도 2A에는 도시되지 않았으나 도 2A의 장치의 동작에 관련된 도 4의 다이어그램에 개략적으로 도시된 선(38)을 거쳐 펄스 발생기(36)에 공급된다. 펄스 발생기(36)는 도 2A에 4개가 도시된 활성 전극들(40)을 거쳐 환자(24)에게 2상 구형 펄스의 열을 공급한다.

추가적 전극(42)은 회로들 완성하기에 필요한 중성 전극이다. 도 2C에 도시된 바와 같이, 펄스(44)의 열은 환자의 심장의 사이클 당 한번 트리거 되고, ECG의 T 위상의 끝과 일치되도록 타이밍된다. 펄스(44)의 열은 또한 ECG의 표시화면(34)상에 보여지며, 그것은 오퍼레이터(46)로 하여금 펄스(44)의 열과 심전도(34) 사이의 위상 관계를 볼 수 있게 한다.

심전도 스코우프의 스크린(34) 상의 ECG와 펄스(44)의 열의 조합된 표시로부터, 오퍼레이터(46)는 펄스의 열이 본 발명에 따라서 원하는 심장 공명을 확보하기 위해서 Q-파에 대한 적절한 지연을 갖는지를 알 수 있다.

앞에서 언급하였듯이, 펄스의 열은 바람직하게 T-파의 끝에서 시작되도록 설정된다. 오퍼레이터(46)는 각각의 펄스의 열의 시작을 위한 위상 즉 지연을 조정할 수 있어서, 그 시작은 T-파의 끝과 일치된다. 이것은 도 2A 및 도 4에 48로 도시된펄스 발생기에 대한 한 수동 입력이다.

환자에게 적용된 펄스(44)의 열이 갖는 효과를 논하기 전에, 펄스 발생기(36)와 전극(40, 42)을 포함하는 입력 시스템에 의해 발생된 펄스에 대하여 본 명세서에서 사용된 용어를 논하는 것이 적절하다.

펄스 발생기(36)의 기본적인 출력은 도 2B에 도시되었다. 펄스의 열이 복수의 소위 2상(biphase) 구형 임펄스를 포함하는 것을 알 수 있다. 각각의 2상 구형 임펄스는 구형 양의 반부(half) 펄스(50)와 그 양의 반부 펄스의 바로 뒤에 오는 구형 음의 반부 펄스(52)를 가져서, 임펄스 폭은 50의 폭에 52의 폭을 더한 값에 의해 결정된다. 다음에는 도 2B의 2상 임펄스(50, 52)의 뒤에는 구간(inteval)이 오고 다음에는 도 2B에 50', 52'로 표시되었듯이 제2 2상 임펄스가 온다. 2상 펄스의 순차적 양의 반부 파(50, 50')의 사이의 거리는 신호의 펄스 반복 주파수를 결정한다. 순차적 2상 펄스 사이의 구간 동안과 2상 펄스의 순차적 열 사이의 구간 동안에, 전극(40)에 인가된 전압은 0 즉 중성 전극(42)에서의 전압과 동일하여, 환자의 자극이 발생하지 않는다. 이 0의 전압은 도 2B의 다이어그램에서 54로 표시된다. 전압을 전극에 인가하는 대신에 전류가 전극에 인가될 수 있으며 그 경우에 전압에 대한 상기 도면부호는 전류에 대한 도면부호로서 간주되어야 한다.

상기와 같이, 2상 구형 펄스의 각각의 열은 ECG의 T-상DML 끝에서 즉 임펄스 열(44)이 중첩된 ECG 추적의 확대된 부분을 도시하는 도 2C의 다이어그램의 점(56)에서 시작하도록 타이밍된다. 한 특정 예에서, 각각의 열의 2상 구형 펄스의 펄스 반복 주파수는 10개의 그러한 펄스가 열 지속시간 내에 발생하도록 선택된다. 열지속시간은 통상적으로 치료받고 있는 인간의 TQ 심장 확장 지속시간의 10 내지 25%에 해당하는 시간에 대응되도록 선택된다.

열 지속시간의 통상적인 값은 심장 박동 즉 R-R 거리의 전체 지속시간의 10%에 달할 것이다. 따라서, 펄스 발생기(36)에 의해서 공급된 펄스 반복 주파수는 이 예에서 심장 박동의 지속시간의 1/10에서 10개의 펄스일 것인데, 그것은 통상적으로 1초에 해당할 수 있으며, 따라서, 100Hz의 열의 개별적 펄스들의 펄스 반복 주파수를 발생시킬 것이다.

합리적인 예를 제공하는 목적을 위해서, 펄스 발생기(36)의 즉 전극(40)에 인가된 대로의 출력신호의 진폭은 + 20 V의 양의 진폭(50)으로부터 - 20 V의 음의 진폭(52)까지 변화될 수 있다.

이 값들은 단순히 예로서 주어진 것이며, 여러 가지 인자에 따라서 실질적인 변경이 이루어질 수 있다는 것이 강조되어야만 한다.

2상 신호의 진폭에 관한 한, 다른 환자들은 치료가 불편하다고 느끼는 임계 전압이 다르다는 것이 발견되었다. 따라서, 한 가지 가능성은 환자가 2상 펄스의 진국이 약간 불편하다고 느낄 때까지 2상 펄스의 진폭을 오퍼레이터(46)가 변경시키고 다음에는 환자가 불편함을 느끼지 않도록 진폭을 약간 감소시킨다.

일반적으로 말해서, 0 볼트보다 약간 높은 값(2 또는 3 볼트라고 하자)으로부터 시작하여 하한을 가진 진폭이 가능하다. 상한은 아직 조사되지 않았으나, 분명히 인가된 전압 레벨 및 결과적인 전류에 대해 환자가 안락함을 느끼는가 하는 것에 의존한다(전류가 손상을 주지 않는 값으로 제한된다면, 적어도 이론적으로는매우 높은 전압이 사용될 수 있다)

각각의 펄스 열의 펄스 폭과 펄스 구간 사이의 관계는 전극(40, 42)을 거쳐서 자극된 근육으로 입력된 전체 에너지를 결정한다. 1:10의 비가 효과적인 것으로 발견되었지만, 이 비는 상당히 변화될 수 있으며, 실제로 구간은 절대적으로 기본적인 것이 아니다. 일반적으로 말해서, 모든 환자에 있어서 근육의 비자발적인 수축이 훈련된 관찰자에게 명백한 임계치가 펄스 진폭과 구간에 대한 펄스 폭의 비에 따라서 도달될 수 있으며, 장치는 명백한 비자발적인 근육 수축이 발생하는 즉 임계값 위의 레벨에서 진폭 및 펄스 구간에 대한 펄스 폭의 비로 통상적으로 동작될 것이다.

2상 펄스를 사용하는 특히 중요한 이유는 인가된 임펄스에 의해 영향받은 조직 내의 전기분해의 발생을 회피하는 것이다. 1/2 펄스 동안에 트리거될 수 있는 이러한 종류의 어떠한 효과도 다음의 반의 펄스에서 즉시 역전된다. 위에 설명된 종류의 2상 구형 펄스가 만족스럽고 현재 바람직한 펄스 형태를 나타내는 것으로 발견되더라도, 그것들은 결코 유일한 가능성은 아니다. 일반적으로 말해서, 펄스 발생기에 의해 공급된 펄스는 어떤 양의 되는 신호 성분과 어떤 음으로 되는 신호 성분을 갖는다는 의미에서 2상일 것이라는 것이 예상된다. 그러나, 어떤 상황에서는 단상(single phase) 구형 펄스가 장점을 가지고 또한 사용될 수 있다는 것도 생각해 보아야 한다. 음의 반의 파가 양의 반의 파와 동일한 크기 및 형상이라는 것은 분명히 필수적인 것이 아니다. 양의 반의 파는 음의 반의 파의 진폭 및 폭과 다른 진폭 및 폭일 수 있다. 더욱이, 펄스가 구형 펄스인 것은 필수적인 것이 아니다. 펄스는 정현파일 수 있거나 원하면 어떤 다른 형상을 가질 수 있다.

도 4로부터 분명하듯이, 본 발명의 바람직한 실시예는 오퍼레이터(46)에게 그가 환자의 치료 동안에 설정할 수 있는 7개의 다른 변수를 제공한다. 이러한 것들의 첫 번째는 도 2C에 도시되었듯이 QRS 심장 신호의 Q 파 끝과 임펄스의 효과적인 시작 즉 T-파의 끝에서 시작하는 임펄스의 열 또는 버스트의 시작 사이의 시간 차이인 지연 또는 임펄스 지연이다. 오퍼레이터(46)는 예로서 지연을 결정하는 전위차계를 변화시킴으로써 48에서 이 지연을 조정하는 가능성을 갖는다. 이것은 다음의 이유로 도 2A 및 도 4의 장치에서 매우 중요한 조정이다.

간략히 설명되듯이, 펄스의 효과는 심장의 부하를 해제하는 것이다. 이것은 펄스율 즉 심장 박동의 주파수의 감소에 의해 스스로 입증한다. 이것은 ECG 궤적의 연속적 R개의 피크 사이의 시간이 증가하는 것을 뜻한다. R-R이 증가할 뿐만 아니라, Q로부터 T 파의 끝까지의 거리는 시간 구간(R-R)에 대해 알려진 관계에 있기 때문에 역시 증가한다. 따라서, 지연이 고정되면, 펄스(44)의 열의 시작은 펄스율의 변화로 인해서 T-파의 끝과 항상 일치하지는 않을 것이다. 따라서, 오퍼레이터946)가 체인 내에 중요한 연결을 형성하는 도 2A의 장치에서, 오퍼레이터는 펄스의 열이 항상 T-파의 끝에서 초기화되는 것을 보장하기 위해서 48에서 지연을 조정할 수 있다. 예로서, 본 발명의 장치를 사용할 때, 환자의 펄스율이 10분 기간에 걸쳐 72로부터 62로 강하하는 것이 완전히 통상적이어서, 오퍼레이터(46)는 필요한 조정을 하도록 충분한 시간을 갖는다.

펄스의 열이 T-파의 끝에서 초기화되도록 지연이 타이밍될 때 가장 양호한결과가 얻어진다고 믿어진다. 그러나, 펄스의 열이 T-파보다 약간 늦게 시작하면 이로운 결과가 역시 얻어진다는 것이 상당히 가능성이 있으며, 실제로 본 발명은 펄스의 열이 T-파의 끝의 바로 앞에서 초기화되어도 여전히 작용할 수 있다.

실제적으로 말해서, 심전도의 T-파의 끝 전에 R-R 경로의 길이의 5%와 T-파의 끝 뒤의 R-R 경로의 길이의 45%의 사이의 창 내에 펄스의 열의 시작을 유지하는 것이 바람직하다고 생각된다. 실제로, 특정 환자에 있어서, 이러한 지연은 어느 지연이 환자에게 가장 이로운 결과를 발생하는 가를 정확히 알기 위해서 역시 변경될 수 있다.

오퍼레이터(46)에 의해 변경될 수 있는 다른 변수는 각각의 T-파의 끝 뒤에 환자에게 적용된 펄스의 열의 지속시간이다. 도 2C에 도시된 바와 같이, 열의 지속시간은 임펄스의 열 또는 버스트 내의 임펄스의 시작과 끝 사이의 시간으로서 한정된다. 이러한 변경의 가능성은 도 4에서 도면부호 58에 의해 표시된다.

열 자체는 열의 지속시간에 의해 한정된 시간 동안 하나씩 반복되는 전기 임펄스의 패키지이다. 각각의 열 내의 전기 임펄스의 수효는 펄스 발생기의 출력 주파수 즉 각각의 펄스의 열 내의 펄스의 펄스 반복 주파수 즉 펄스의 열이 1초의 길이이면 초당 반복되는 임펄스의 수효를 변경함으로써 변경될 수 있다. 더욱이, 열의 지속시간은 주어진 주파수를 가진 자극이 얼마나 오래 반복되는가 하는 것 즉 얼마나 많은 임펄스가 한 심장 사이클 내에 공급되는가 하는 것을 결정한다. 이 주파수와 열의 지속시간은 도 2A와 도 4의 예에서 입력(60)에서 오퍼레이터(46)에 의해 변화될 수 있다. 도 2A와 도 4의 실시예에서 오퍼레이터(46)에 의해 쉽게 변경될 수 있는 다른 변수는 2상 구형 임펄스의 진폭 즉 도 2B에 도시된 바와 같이 양의 반부 사이클(50)의 피크값과 음의 반부 사이클(52)의 피크값 사이의 최대 차이이다. 진폭은 통상적으로 볼트로 표시된 전위차로서 측정된다. 대안으로서의 실시예에서(도시되지 않음), 전압 대신에 전류 곡선을 그리고 전류 곡선의 대응 피크 진폭을 참조하여 진폭을 변경시키는 것이 가능하다.

도 2A 및 도 4의 장치에서, 고정된 즉 이 실시예에서 오퍼레이터(46)에 의해 변경될 수 없는 펄스의 3개의 추가적 변수가 있다. 이러한 변수의 첫 번째는 펄스 폭 즉 도 2B에 도시된 바와 같이 전기 임펄스의 시작과 끝 사이의 시간이다. 펄스 폭은 도 2A와 도 4의 예에서 100Hz의 펄스 반복 주파수에서 구간이 펄스 폭의 10배만큼 길도록 선택된다. 즉 펄스 폭을 고정함으로써 구간은 펄스 반복 주파수가 변경됨에 따라 자동적으로 변경될 것이다. 어떤 다른 실시예에서와 같이 펄스 폭이 변경 가능하게 되면, 펄스 폭을 변경시키는 것은 자동적으로 도 2B에 도시된 구간이 펄스의 열의 펄스의 반복 주파수가 변하지 않는다는 가정하에 변경되는 결과를 줄 것이다. 도 4의 박스(64)는 펄스의 고정된 값이 선택된 입력에 관련된다.

도 2A의 추가적 박스(66, 68)는 펄스 발생기의 출력의 2개의 추가적 변수를 나타내는데, 그 변수는 도 2A 및 도 4의 장치에서 고정되고 오퍼레이터(46)에 의해 쉽게 변경되지 않는다. 박스(66)는 임펄스 형상 즉 전기 임펄스의 진폭이 완전한 임펄스 폭에 걸쳐 표시될 때 발생하는 전기 임펄스의 기하학적 형상에 관련된다. 본 예에서 이것은 2상 구형 펄스이지만, 그것은 다른 형상 예로서 정현파 또는 톱니파를 가질 수 있다.

박스(68)은 임펄스의 전기적 양 및 전기적 음의 위상 사이에서 어떻게 임펄스 형상이 반복되는가 하는 것의 다른 모드에 관련되는 임펄스 모드를 변경하는 가능성에 관여한다. 본 예에서, 임펄스 모드는 양과 음을 갖지만 다른 측면에서는 하나씩 차례로 교대하는 동일한 전기 임펄스를 가진 분명히 2상이다. 그러나, 이 모드 스위치는 오퍼레이터로 하여금 어떤 다른 모드 예로서 한 음의 반부 펄스가 뒤따르는 2개의 양의 반부 펄스들을 선택하도록 허용할 것이다.

본 발명의 한가지 다른 특징 역시 도 2A를 참조하여 언급되어야 한다. 이것은 복수의 전극(40, 42)을 사용하는 가능성이다. 위에서 언급한 바와 같이, 전극(42)은 중성 전극이고, 그러한 중성 전극은 하나만 제공하는 것으로 족하다. 그러나, 몸의 서로 다른 여러 가지 부위들이 치료될 때 중성 전극이 각각의 활성 전극 또는 각각의 그룹의 활성 전그의 부근에 있도록 허용하기 위해서 하나 이상의 중성 전극이 사용될 수 있다. 그러나, 환자의 장기간 치료를 위해서, 복수의 활성 전극(40)을 제공하는 것이 추천된다.

그 이유는, 인간의 몸이 인가된 펄스에 익숙하게 될 수 있고, 단지 하나의 활성 전극(40)만이 제공되면 즉 도 2B의 2상 구형 임펄스 신호가 인가되는 단지 하나의 전극만이 제공되면, 이 전극과 중성 전극(42) 사이의 전위차에 의해 자극되는 근육은 서서히 피곤하게 되고 덜 효과적으로 자극된다는 것이다. 자극 임펄스를 다른 전극들(40)에 순차적으로 인가함으로써, 인가된 임펄스에 의해 영향을 받은 근육 그룹이 피곤하게 되지 않도록 보장하는 것이 가능하다. 순차적으로 하는 것을 위한 전극의 최소의 수효는 2이다.

실험의 결과 펄스 발생기의 출력 신호를 여러 개의 전극(40)에 인가함으로써 치료는 문제점 없이 여러 날의 기간에 걸쳐서 수행될 수 있다는 것이 보여졌고, 실제로 단지 2개의 전극이 이것을 위해서 충분하다. 그러나, 3개 또는 4개의 전극이 바람직하다.

근육 수축의 주기의 지속시간이 제한된다면, 단일 활성 전극만 사용하고 치료를 여러 날에 걸쳐서 수행하는 것 역시 가능하다. 현재까지 수행된 실험에서, 펄스(44)의 제1 열은 제2 전극에 인가되었고, 다음 열은 제3 전극에, 다음 열은 제4 전극에 다음 열은 제1 전극에, 그와 같이 계속하여 인가되었다. 그러나, 이러한 종류의 시켄스는 필수적인 것은 아니다. 여러 펄스의 열들을 한 전극에 공급하고 다음에는 다음의 전극으로 변경하는 것이 완전히 가능할 수 있다. 연속적인 펄스 열 또는 펄스 열의 그룹으로 전극을 무작위로 여기시키는 것(random energization) 역시 완전히 가능할 것이다.

개별적 전극(40, 42)의 위치는 중요하지 않다는 것을 강조하여야 한다. 이것들이 여기에서 치료 중인 환자의 위장 영역에 도시되었으나, 명백히 환자의 몸의 어떤 곳에도 있을 수 있다. 작은 양의 여기 에너지로도 주변 혈관 시스템의 어떤 부분을 자극하면 본 발명의 이로운 효과를 발생시키는 것이 발견된 것은 본 발명의 놀라운 특징이다.

가능한 전기 자극의 형태에 대한 더욱 상세한 논의는 본 설명에서 후에 주어질 것이다.

도 4는 펄스 발생기로부터 환자에게 입력된 자극이 어떻게 몸에 영향을 주는가 하는 것을 일련의 박스에 의해 도시한다는 것을 알게 될 것이다. 박스(70)는 자극이 직접 자극이거나 더욱 통상적인 신경 근육 자극일 수 있다는 것을 보여준다. 위에서 알 수 있듯이, 자극 특징은 후에 더욱 상세히 설명될 것이다.

박스(72)는 자극이 골격 근육 또는 유연한 근육에 인가될 수 있다는 것을 보여준다. 골격 또는 유연한 근육에 자극을 인가하는 효과는 두가지 경우 모두에서 박스(74)에 의해 표시된 주변 혈관 시스템의 국부적 혈관에 압력 펄세이션을 발생하는 것이다. 이러한 국부적 압력 변동은 피, 기본적으로 박스(76)에 의해 표시된 비압축성 액체를 거쳐서 박스(78)에 의해 표시된 심장으로 전파된다. 펄스가 올바르게 타이밍되고 본 발명의 교시에 따라 인가되면, 펄스는 심장 부하를 감소시키는데에 상당한 효과를 갖는 것으로 발견되었으며, 심장 부하는 그 자체가 박스(80)에 의해 표시된 환자의 몸에 효과를 갖는다. 이러한 효과는 심전도 스코우프의 전극(30)에 의해 달성된다.

앞에서 언급하였듯이, 펄스율에 대응되는 신호 예로서 R-R 신호는 다음에는 펄스 발생기로 통과되고 개별적 펄스 열의 2상 구형 펄스의 발생을 트리거 한다. 펄스 발생기의 출력 신호인 ECG 파형(82)은 도 4에서 선(82, 84)에 의해 도시되었듯이 심전도 스코우프의 표시화면(34) 상에 보여진다. 오퍼레이터(46)는 임펄스 지연을 변경시키는 능력을 가져서 각각의 펄스 열이 심전도의 T-파의 끝에서 또는 특정 경우에 최적이라고 생각되는 위치에서 시작하는 것을 보장한다.

오퍼레이터(46)는 환자의 심장율이 치료에 응답하여 어떻게 떨어지는가 하는 것을 표시화면(34)을 관찰함으로써 알 수 있고, 따라서 임펄스 지연을 변경시킬 수있다. Q-파의 끝에서 측정된 임펄스 지연이 개념적으로 고려되지만, 그것은 필요하면 다른 데이터로부터 측정될 수 있다. R 피크 역시 명백히 한정된 시간에 발생하는 더 큰 신호이기 때문에 R 피크로부터 임펄스 지연을 측정하는 것이 실제로 더욱 간단하다.

도 3은 본 발명의 방법 및 장치에 의한 치료의 효과의 그래픽 표시를 준다. 가장 위의 곡선(86)은 ECG 파형의 여러 개의 피크를 도시하며, 기본적으로 3개의 부분(A, B, C)으로 분할된다. 부분(A)은 정상적인 상황에서 즉 자극 없는 상태에서 환자의 심장의 박동을 도시한다. 부분(B)은 자극의 시작에서 동일한 환자의 심장의 박동을 도시하며, 부분(C)은 계속된 자극 동안에 심장의 박동을 도시한다. 부분(A, B, C)으로의 이러한 분할은 또한 추가적 곡선(88, 90)에 적용된다. 곡선(86)에서, 부분(B)은 T-파의 끝에서 시작하고 T-Q 경로의 약 15% 동안 지속되는 임펄스(44)의 제1 열을 도시한다. 이 동일한 파형은 위상(C)에서 반복하고, 자극이 종료될 때까지 반복을 계속한다. 이러한 자극의 효과는 환자의 심장율을 상당히 감소시켜, ECG의 연속적인 R 위치들 사이의 길이가 시간의 경과에 따라 길게 되는 것이다. 부분(C)에서의 R-R 패턴은 부분(A)에서보다 도3의 곡선(90)에 도시된 바와 같이 "b"로 명명된 길이만큼 더 길다.

곡선(88)은 44와 같은 전기 임펄스의 열로부터 발생하는 근육 파워의 조절을 도시한다. 선(88)의 위상(A)에서, 자극이 없고 따라서 선은 직선이다. 제1 자극은 부분(B)에서 발생하고, 주변 혈관 시스템에 영향을 주는 근육의 자극을 발생시킨다. 근육 수축(3)은 펄스(44)의 열의 시작에서 시작하고, 펄스(44)의 열의 끝에서기 최대 수축에 도달하는 경향이 있으며, 다음에는 열 지속시간보다 약간 긴 시간 주기에 걸쳐서 이완된다는 것을 알게 될 것이다. 펄스(44)의 열은 복수의 자극 전기 임펄스를 포함하지만 단순한 근육 수축을 발생시킨다는 것을 알게 될 것이다. 이 근육 수축(3)은 환자의 주변 혈관 시스템에 압력 펄스를 발생시키는데, 이 압력 펄스는 환자의 심장으로 되돌아 전파된다.

이것의 결과는 곡선(90)으로부터 알 수 있는데, 곡선(90)은 실제로 대동맥 내의 압력 및 좌측 심실 압력을 도시하는 복합 곡선이다. 좌측 심실 압력은 기저선(base line) 값(92)으로부터 시작하고, 증가되어 둥근 피크(94)로 되며, 둥근 피크(94)는 Q-파의 시작부터 T-파의 끝 바로 뒤까지 기저선 값(92) 위의 값을 갖는다. 이 곡성 상에 중첩되는 것은 대동맥 내의 압력을 위한 곡선(96)이다.

점(98)에서 도 1C의 밸브(20, 22)는 개방되고, 좌측 심실 내의 압력은 대동맥 내로 직접 연통되어, 대동맥 내의 압력은 좌측 심실 내의 압력과 동일한 율과 동일한 값으로 T-파의 끝에 도달할 때까지 즉 도 3의 점(100)까지 증가하는데, 점(100)에서 밸브(20, 22)는 다시 폐쇄되고 대동맥 내의 압력은 그 안의 피가 인간의 몸의 동맥을 통해서 이동함에 따라서 서서히 싱크된다. 점(98')에서, 밸브920, 22)는 다시 개방되고 사이클은 반복된다.

곡선(88)에서 3으로 표시된 근육의 수축의 효과는, 근육 수추에 의해 유도된 주변 혈관 펄스로부터 대동맥으로 되돌아 주행하는 압력파에 의해 대동맥 내의 압력을 조절하여, 위상(B)에서 압력은 2로 명명된 영역에서 눈으로 볼 수 있는 언덕(visible hump)으로서 도시되었듯이 곡선(96)의 위상(A) 내의 대응 값보다 약간 높다는 것이다. 그러나, 근육의 수축의 종료 후에, 대동맥 내의 압력은 위상(A) 내의 압력 곡선의 대응 부부에 존재했던 낮은 값으로 싱크한다.

동시에, 좌측 심실 압력의 피크(94')는 또한 위상(A)에서 피크값(94)에 비하여 감소되었다는 것을 알 수 있을 것이다. 감소는 도 3에서 4로 명명되었다.

실제로 이것이 뜻하는 것은 심장 확장에서 대동맥 내의 압력의 언덕(2)은 증가된 관상 순환을 발생시키고, 즉 더욱 많은 피와 더욱 많은 산소가 심장 근육으로 공급되어 결과적으로 더욱 많은 에너지가 심장에 이용가능하게 되는 것이다. 이것은 펄스율이 감소되게 하여, 각각의 심장 박동의 지속시간은 자극 전의 값(a)으로부터 양(b)만큼 증가되어 지속된 자극 후의 값(a+b)으로 된다. 여러 가지 검인(probate)으로 측정된 대표적인 감소는 DPTI/TTI율(심장 확장 혈압 시간 인덱스/시간 인장 인덱스)의 증가로 인해서 나머지 모드에서 분당 약 10펄스, 예로서 70으로부터 60으로 감소되거나, 높은 펄스율에서 30 이상, 예로서 140으로부터 110으로 감소된다.

또한, 위상(A) 내의 피크값(94)으로부터 위상(C) 내의 피크값(94")으로 4에 의해 표시된 감소는 좌측 심실 내의 심장 수축 압력의 강하를 나타내고 따라서 좌측 심실 벽의 인장을 감소시킨다.

심장 부하가 펄스율에 심장 확장 압력을 곱한 값에 비례한다는 것을 명심하면, 펄스율과 심장 수축 압력 둘 다를 낮추는 데에 있어서의 본 발명의 효과는 심장 부하를 상당히 감소시킨다.

사전-심장 수축 혈압 즉 도 3의 점(98, 98', 98")에서의 압력은 120/60의 정상 혈압을 가진 검인에 대해 약 -5mm Hg만큼 감소되는 것으로 보인다. 매우 이로운 것은 너무 높은 혈압을 가진 환자의 심장율의 감소가 통상적인 환자에서보다 작아지려는 경향이 있음에도 불구하고 그러한 환자에서의 감소는 훨씬 더욱 심화된다는 사실이다.

본 발명의 심장 공명 전기 자극은 더욱 낮은 심장 수축 압력만이 아니라 도 3의 위상(C)의 곡선(90)으로부터도 알 수 있는 심장 수축에서의 더욱 가파른 압력 증가를 발생시킨다.

일반적으로 말해서, DPTI는 심장 수축에서의 혈압의 증가의 언덕, 정상적 혈압을 가진 검인을 가정하여 감소된 사전-심장 수축 혈압으로부터의 차이에 의해 교정된 감소된 심장율로부터 발생된 검인에 의존하여 약 +10 내지 15%만큼 증가한다고 말할 수 있다.

TTI는 심장 수축에서의 더욱 가파른 압력에 의해 교정된 더욱 낮은 사전-심장 수축 혈압으로부터 발생하는 약 4 내지 5%만큼 감소한다(도 3에서 7로 도시되었듯이).

이것의 장점은 DPTI/TTI 비는 결과적으로 정상 혈압을 가진 사람에 대한 검인에 따라서 약 15 내지 20%만큼 증가한다는 것이다. 따라서, 대표적인 심장 부하 감소는 검인 및 그들의 신체적 상태에 따라서 약 10 내지 25%인데, 그것은 더욱 낮은 심장 펄스율과 감소된 심장 수축 혈압과 더욱 낮은 사전-심장 수축 압력으로부터 발생한다. 더욱이, 심장 근육 수축은 향상되고, 관상 피의 순환은 증가되며, 빈혈이 감소된다.

이제 도 5를 참조하면, 도 2A에 도시된 것과 유사하지만 여러 가지 수정사항을 가진 장치를 볼 수 있다. 도 2A의 장치와의 유사성으로 인해서, 도 2A 및 도 4와 관련해서 사용된 도 5 및 도 6의 장치의 항목을 식별하기 위해서 동일한 기본 도면 부호가 사용될 것이지만, 분명한 차별의 목적을 위해서 100만큼 증가된다. 상당한 차이가 있는 항목만이 특별히 설명될 것이다. 도 5 및 도 6을 참조하여 구체적으로 설명되지 않았으나 도면에는 도시된 모든 사항은 도 2A 및 도 4의 대응되게 도면부호가 부여된 요소와 동일한 기능 및 동작을 갖는 것으로 이해될 것이다. 도 2A와 도 4의 이러한 요소에 대하여 주어진 설명은 도 5 및 도 6에 적용되는 것으로 이해될 것이다.

침대(126) 위의 환자(124)의 일반 배치는 전과 동일합니다. 도 5 및 도 6의 실시예의 첫 번째 중요한 차이는 펄스 발생기(136)가 심전도 스코우프(128)의 하우징 내에 병합된다는 사실입니다. 이러한 수정에도 불구하고, 전극(140, 142)의 배치는 전과 동일하며, 이것들은 도 2A 및 도 4와 관련하여 위에서 설명된 것과 완전히 동일한 방법으로 펄스 발생기(136)에 공급됩니다. 마찬가지로, 심전도 스코우프(128)는 환자의 심장 영역에 연결된 3개의 감지기 전극(130)을 갖습니다. 여기에서, 서로 다른 여러 가지의 심전도 스코우프는 요구되는 정밀 측정에 따라서 서로 다른 여러 가지 수효의 전극을 갖는다는 것으 유의해야 한다. 본 발명의 목적을 위해서, 간단한 측정이면 충분하다. 오퍼레이터는 여기에서도 146으로 개략적으로 표시된다.

도 5에서 또 다른 중요한 차이는 통상적인 선(135)(하나만 도시됨)을 거쳐서혈압 측정 완대(133)에 연결된 혈압계(131)의 추가적 설비이다. 따라서, ECG 측정 수행에 추가하여, 환자의 혈압의 측정이 또한 수행된다. 혈압계(131)는 환자의 혈압이 심장 수축 및 심장 확장을 위한 곡선으로서 또는 단순히 서로 다른 여러 가지 값으로서 표시될 수 있는 표시화면(137)을 갖는다.

도 6을 참조하면, 펄스 발생기(136)의 배치는 기본적으로 도 2A 및 도 4의 실시예의 펄스 발생기의 배치와 동일하다. 펄스 발생기에 의해 출력된 펄스를 위한 동일한 7개의 값이 도 2A 및 도 4의 실시예에서와 같이 설정될 수 있다. 그러나, 이 실시예에서 모든 변수는 오퍼레이터(146)에 의해 또는 자동적으로 변할 수 있다. 장치가 수동 조정을 위해 의도되었을 때, 오퍼레이터는 각각의 입력(148' 내지 168')을 거쳐 개별적 설정을 실행할 수 있다. 대안적으로, 이러한 모든 설정은 바람직하게 칩으로서 실현되고 펄스 발생기에 연결된 입력 프로그램 인터페이스(143)와 통신하는 적절한 외부 프로그램 인터페이스(141)를 거쳐 전자식으로 수행될 수 있다. 외부 인터페이스(141)와 내부 인터페이스(143) 사이의 통신은 하드 와이어링에 의한 직접적 또는 예로서 적외선 송신기 등에 의한 간접적일 수 있다. 설정이 자동적으로 수행될 때, 펄스 발생기 즉 펄스 발생기의 동작을 제어하는 제어 유닛은 각각의 T-파형의 끝을 검출하거나 심전도 스코우프에 의해 제공된 데이터로부터 각각의 T-파형의 시간 위치를 계산하고 펄스 열의 트리거링을 자동적으로 제어하여, 각각의 열이 각각의 R-파의 끝에서 자동적으로 트리거 되도록 프로그램 된다. 펄스 발생기의 그러한 동기된 동작은 전자 기술분야에서 예로서 입력 신호를 인정하기 위해서 응답하는 송신기에서 일반적으로 잘 알려졌고, 따라서 본 기술분야에익숙한 자에 의해 용이하게 실현될 수 있다.

또한, 도 6에 도시된 장치에는 장치의 어떠한 원하는 변수 또는 측정된 값을 저장할 수 있는 메모리를 포함하는 데이터 저장 시스템(151)에 제공된다. 따라서, 저장 시스템은 시간의 주기 예로서 한 시간, 하루 또는 한 주에 걸쳐 전체 파의 ECG 및 동일한 구간에서의 환자의 혈압에 관련된 데이터를 옵션으로서 압축된 형태로 저장하도록 설계될 수 있다. 외부 프로그램 인터페이스는 또한 데이터 저장 시스템에 포함된 데이터를 읽어내는데 사용될 수 있다.

도 6의 장치의 또 다른 특수한 특징은 안전 차단기(161)이다.

이 안전 차단기의 목적은 측정된 변수를 분석하고 그것들을 설정된 변수와 비교하여, 측정된 변수가 원하는 값으로부터 어떠한 바람직하지 않은 편차라도 보인다면 치료가 자동적으로 중단될 수 있게 하는 것이다.

예로서, 펄스율 및 심장 수축 또는 심장 확장 압력 등의 중요한 변수에 대한 제한값은 안전 차단기 또는 안전 차단기가 접근할 수 있는 장치와 관련된 메모리에 등록 및 저장될 수 있다. 전기 자극 동안에, 안전 차단기는 펄스율 및 심장 수축 및 심장 확장 혈압에 대응되는 값을 수신하고, 이러한 값 중의 어떠한 것이 전기 자극의 시작 전에 설정된 한계값보다 높거나 낮은지를 체크한다. 그 값 중의 어느 것이 한계값 위로 상승하거나 한계값보다 상당한 양만큼 상승하면, 안전 차단기가 오퍼레이터(146)에게 경고하고 및/또는 적절하면 펄스 발생기를 차단하기 위해 작동하도록 프로그램될 것이다. 한계값은 또한 전기 자극 전에 초기값이 되도록 설정될 수 있다.

안전 차단기는 또한 입력 신호의 통계적인 편차가 일정한 시간 주기에 걸쳐서 검출되거나 심장 부정맥이 검출될 때 그 기능을 트리거 하도록 예로서 자극을 차단하거나 경고를 신호하도록 설계될 수 있다.

더욱이, 안전 차단기는 또한 환자의 펄스율 및 혈압치를 안전 레벨로 설정되고 그 아래로 환자의 펄스율 및 혈압치가 하강하지 않아야 하는 저장된 하부 임계치와 비교할 수 있다. 전기 자극 동안에 특정된 값이 최소 안전값 아래로 하강하면, 여기에서도 오퍼레이터는 경고될 수 있고 및/또는 시스템은 자동적으로 차단될 수 있다. 중요한 변수의 상한을 한정하기 위해서 환자 자신으로부터 취해진 실제의 측정된 값을 사용하기보다, 오히려 예로서 정상적이고 건강한 사람으로부터 또는 치료를 받고 있는 환자와 동일한 통상적인 문제를 갖고 있는 사람으로부터 취해진 적절한 값을 가진 외부 및 내부 프로그램 인터페이스(141, 143)를 사용하여 안전 차단기를 프로그램하는 것도 가능하다.

도 2A 및 도 4와 도 5 및 도 6의 장치는 분명히 누운 상태에 있는 환자의 치료를 위해 사용된다.

그러나, 본 발명은 거의 정상적인 일상 생활을 하는 환자에 의해 사용되는 것이 상당히 가능하다.

따라서, 도 7은 거의 정상적인 일상적인 생활을 하거나 잠을 자는 동안에 정상적인 날에 치료를 수행하기 위한 적절한 장치가 장착된 환자를 도시한다.

일관성의 목적을 위해서, 본 실시에서 도 2A의 실시예에 대응되는 항목 또는 장치는 동일한 일반적인 도면부호가 지정되지만 200만큼 증가될 것이다. 여기에서도, 앞에서 주어진 설명은 상세히 설명되지는 않았으나 도 2A에서 사용된 동일한 일반적인 도면부호를 가진 항목에 적용되는 것으로 이해될 것이다.

따라서, 도 7의 장치는 2개의 심장 펄스율 감지기(253)와, 예로서 한 쌍의 팬티(267)의 탄성 허리 밴드(waistband)에 병합된 수신기(257)에 심장 펄스율에 대응되는 신호를 송신하는 무선 송신 유닛(255)을 포함하는 탄성 가슴 밴드를 포함한다. 수신기(257)는 내장 전지를 가진 펄스 발생기(236)를 포함하는 전기 자극 유닛의 부분을 형성한다. 펄스 발생기(236)는 여기에서도 와이어를 통해서 대응 전극(240, 242)에 연결되는데, 전극들 중에서 한 활성 전극(240)과 한 중성 전극(242)만이 도 7에 도시되었다. 그러나, 복수의 활성 전극(240)이 앞에서 언급된 바와 같이 제공될 수 있다는 것을 이해할 것이다.

여기에 사용된 종류의 무선 송신기 유닛을 가진 심장 펄스율 감지기는 "폴라(Polar)"라는 상표명(제한된 상표)으로 운동가에 의한 사용을 위해 이용가능하다. "폴라" 송신기에서, 2개의 전극은 착용자의 피부 상의 전기 신호를 검출하기 위해 제공된다. 전극은 탄성 가슴 밴드에 의해 환자의 가슴에 부착된 밀봉된 송신기에 장착된다. 폴라 송신기는 매 심장 박동 동안에 피부 상의 전압차를 검출하고, 전자기장을 사용하여 연속적 및 무선으로 신호를 손목 수신기로 보낸다. 수신기는 손목 시계에 있지 않고 대신에 앞에서 언급하였듯이 허리 밴드에 내장되도록 수정된다. 폴라 송신기에 사용된 방법은 초저 전력 소비에 기초하는데, 그것은 전자 모듈에서 유일한 삽입 모드로 보장되며 심장의 전기 신호를 픽업하도록 조심스럽게 설계 및 시험되었다. 도 7의 장치의 동작은 도 8의 블록 회로도를 참조하여 알 수있듯이 기본적으로 도 4의 장치의 동작과 동일하다.

도 2A 및 도 4의 장치와 도 5 및 도 6의 장치와의 유사성은 도 8로부터 쉽게 알 수 있다. 예로서 팬티의 허리 밴드 상에 장착된 소형 액정 표시화면의 형태를 취할 수 있는 표시화면(263)이 제공되는 것을 알 것이다. 표시화면(263)은 통상적으로 단지 환자의 펄스율만 표시할 것이지만, 옵션으로서 다른 어떠한 원하는 정보도 예로서 펄스 발생기의 세팅을 표시할 수 있다. 여기에서 펄스 발생기의 세팅은 장치가 예로서 수술 시에 환자에게 장착되면 환자 자신(224) 또는 오퍼레이터(246)에 의해 제어될 수 있다. 환자(224) 또는 오퍼레이터(246)는 예로서 소형 키보드 상의 키로서 실현될 수 있는 대응 수동 입력(248, 258, 260, 262, 264, 268)을 거쳐서 7개의 가변 세팅 또는 그 중의 몇 개가 고정되면 나머지만 제어할 수 있다. 대안적으로, 도 6의 장치에서와 같이 개별적 입력 프로그램 인터페이스(243)에 의해 펄스 발생기를 프로그램하는 데에 사용될 수 있는 프로그램 인터페이스(243)가 제공될 수 있다.

상기와 같이, 본 발명의 장치에는 올바른 시간에 올바른 자극 펄스를 제공하기 위해서 펄스 발생기(36)를 제어하기에 아주 충분한 R-R 신호를 공급하기 위해 간단한 펄스율 계기가 제공된다. 펄스의 지연을 제어하기 위해서 T-파의 끝은 실제로 측정하는 것은 필요하지 않은데, 왜냐하면 QT 경로는 R-R 경로와 양호하게 한정된 관계를 갖는 것으로 알려졌고 따라서 T-파의 끝은 펄스율 계기에 의해 발생된 신호로부터 쉽게 계산될 수 있기 때문이다.

펄스율 계기로부터의 신호가 무선으로 펄스 발생기9236)에 송신되는 것이 필수적인 것이 아니라는 것을 알게 될 것이다. 신호는 필요하면 작은 와이어를 사용하여 쉽게 송신될 수 있다. 더욱이, 매우 작고 방해되지 않으며 환자의 심장의 바로 근처이 아닌 위치에서 사용될 수 있는 여러 가지 펄스율 측정 감지기 계기가 이용가능 하다. 이러한 알려진 펄스율 측정 감지기 중의 어느 것도 본 발명의 교시의 목적을 위해서 사용될 수 있다. 도 7 및 도 8의 실시예에서, 안전 차단기(261)가 역시 있으나, 여기에서는 안전 차단기는 환자의 심장율에만 응답하는데 즉 환자의 펄스율이 너무 높거나 너무 낮으면 또는 통계적 편차가 어떤 시간 주기에 걸쳐서 발생할 때 또는 부정맥이 검출될 때 경보 신호를 보내고 및/또는 펄스 발생기를 오프시키도록 동작한다. 휴대형 ECG 장치를 도 7 및 도 8의 장치에 통합하고 장치에 도 6에 도시된 바와 같은 데이터 저장 시스템을 장착하여, 장기간의 ECG가 본 발명의 장치와 관련하여 측정될 수 있도록 하는 것이 역시 완전히 가능할 것이다.

도 7의 장치의 가능한 수정이 도 9에 도시되었다. 여기에서 도 8의 장치에서와 동일한 기본적인 도면부호가 사용되지만, 번호 200 대신에 번호 300이 앞에 붙는다. 도 8 및 도 9의 비교로부터 유일한 실제의 차이는 혈압계(365)의 추가라는 것을 알 수 있는데, 혈압계(365)는 또한 환자의 몸으로부터의 적절한 신호를 픽업하고 이 신호가 표시화면(363) 상에 보여지게 한다. 또한, 혈압계가 제공되면, 그것은 또한 펄스율 R-R에 대하여 병렬로 가변 입력 신호로서 펄스 발생기에 연결될 수 있다. 심장율 신호가 오프되는 경우에, 혈압계의 출력 신호는 펄스 발생기에 대한 유일한 입력 신호가 될 수 있어서, 장치는 또한 별도의 펄스율 측정 없이 동작될 수 있다. 더욱이, 혈압계는 또한 안전 차단기(361)에 연결될 수 있어서, 환자의혈압이 안전 한계을 넘어서 상승하거나 하강하면 경보가 주어진다.

펄스 발생기의 제어기는 제어 변수로서 단일 입력 신호들 중의 어느 하나를 사용할 수 있다. 즉, 제어기는 예로서 도 8의 심장 펄스율 신호(238) 또는 신호(365) 내에 포함된 심장 수축 혈압 신호를 제어 변수로서 사용할 수 있다. 대안으로서, 펄스 발생기의 제어기는 2개의 입력 신호들의 조합 즉 예로서 도 9의 심장 펄스율 신호(238)와 심장 수축 혈압 신호(365)를 병렬로 사용할 수 있다.

제어기가 심장 펄스율 신호로부터 발생되는 계수를 심장 수축 혈압에 관련되는 계수로 곱한 값을 제어 변수로서 사용하면, 곱해진 계수는 심장 부하에 비례한다.

제어기가 시작될 때 제어기에 입력되는 입력 신호 또는 신호들 중의 첫 번째 측정치 즉 자극의 시작 전의 입력 신호 또는 신호들의 값은 1의 값을 가진 계수를 결정할 것이다. 달성된 유효 결과를 목적으로 하는 심장 부하의 감소에 비례하는 곱해진 계수의 의도된 감소와 비교할 때 1의 값을 가진 이러한 시작 값에 대한 계수의 매 편차는 제어기에 의해 측정될 것이다. 이것은 예로서 도 9와 같이 2개의 입력 신호가 병렬로 사용될 때 제어기는 펄스 발생기(236)의 제어 유닛을 형성하는 마이크로칩에 프로그램된 알고리즘에 따라 도 9에서 248 내지 268로 부여된 펄스 발생기의 7개의 가변 변수들 중에서 하나 이상을 변경함으로써 2개의 입력 신호들(심장 부하에 직접적으로 비례하는 심장 펄스율과 심장 수축 혈압)의 곱해진 계수를 최소화하는 것을 목표로 한다는 것을 의미한다. 2개의 입력 신호들 즉 심장 펄스율과 심장 수축 혈압이 동일한 구간에서 측정되지 않고 및/또는 심장의 QRS콤플렉스(complex)에 대하여 동일한 타이밍으로 측정되지 않으면, 제어기는 자극을 위한 각각의 입력 신호를 위한 최근의 유효 계수를 항상 사용할 것이다.

2개의 입력 신호들 중에서 하나만 즉 도 8의 심장 펄스율 또는 심장 수축 혈압만이 사용되면, 존재하지 않는 입력 신호는 계수의 곱을 위해서 1의 상수값이 주어진다. 이 경우에, 심장 부하는 선택된 입력 신호에만 비례하는 것으로 간주된다. 이것은 제어기는 마이크로칩에 프로그램된 알고리즘에 따라 도 8에서 248 내지 268로 부여된 펄스 발생기의 7개의 가변 변수들 중에서 하나 이상을 변경함으로써 선택된 입력 신호 즉 심장 펄스율 또는 심장 수축 혈압을 최소화하는 것을 목표로 한다는 것을 의미한다.

휴대형 장치의 경우에, 환자가 위험한 상태에 대해 경보를 받고 표시화면을 보고 펄스 발생기를 오프시키거나 하고 있던 노동 또는 운동을 멈추도록 안전 차단기에 경보기가 제공되는 것이 바람직할 것이다.

도 7, 도 8 및 도 9의 휴대형 장치가 본 명세서의 서두에서 설명된 치료의 모든 범주, 특히 지방분해 및 몸 형성 치료 및 운동선수가 그들의 성능을 향상시키는 것을 돕는 것, 몸의 여러가지 근육 그룹을 훈련하는 것, 사람의 상태 및 체격의 향상에 특히 적합하다는 것을 유의하여야 한다. 특정 근육 그룹 예로서 비뇨 영역과 관련된 근육 또는 괄약근 근육을 훈련하고자 하면, 요구되는 국부적 자극이 발생하도록 특수한 전극이 그에 따라 위치되는 것이 필요하다.

몸의 전기 자극에 관련되는 추가적 상세사항이 도 10의 다이어그램을 참조하여 설명될 것이다.

도 10은 본 발명의 방법 및 장치가 인간의 몸에 작용하는 방법을 설명하는 개략도이다.

도 10은 기본적으로 도 1의 다이어그램의 요소와 도 4의 다이어그램의 요소의 조합이다. 따라서, 동일한 도면부호가 사용될 것이다.

도 10은 전기 자극이 박스(72)로 표시된 골격 또는 유연한 근육에 대한 직접적인 또는 신경근육 자극(70)으로서 인가된다. 이러한 근육은 박스(74)로 표시된 주변 혈관 펄스을 일으키기 위해서 환자의 주변 혈관 시스템에 작용한다. 이것은 환자의 몸의 피를 통해서 대동맥(AO)으로 압력 웨이브백(waveback)으로서 전달되는데, 대동맥에서 대응되는 압력 증가가 발생한다. 압력 펄스는 70으로 표시된 환자의 몸의 피의 순환에 영향을 주며, 특히 관상 동맥(CA)을 통한 관상 순환을 증가시킨다. 이것은 심장(10)을 직접적으로 산소 처리하는데, 그것은 이번에는 환자의 몸을 통한 피의 펌핑에 영향을 주고 향상시킨다. 따라서, 심장(10)의 더욱 양호한 펌핑은 대동맥 즉 대동맥을 위한 박스(AO)와 환자의 피 시스템을 위한 박스(70) 사이의 이중 화살표에 대해 영향을 준다.

대동맥을 통한 향상된 피의 흐름은 또한 주변 혈관 시스템에 영향을 주는데, 왜냐하면 그곳에서의 피의 흐름도 향상되기 때문이다. 명백히, 주변 혈관 시스템 내의 향상된 피의 흐름은 도 1B 및 도 10에서 화살표 12로 표시되듯이 정맥(71)을 통해서 심장으로 거꾸로 흐르는 피의 흐름을 증가시킨다.

도 11은 이제 신경근육 전기 자극의 여러 가지 다른 개념을 설명한다. 더욱 구체적으로는, 도 11은 골격 근육(404)의 근육 섬유(402)로 통과하는 한 다발의 신경(400)을 도시한다.

앞에서와 같이, 예로서 도 2A 및 도 4의 실시예에서, 신경 전극은 42로 명명된다. 도 11은 2개의 다른 활성 전극(40, 40')을 도시한다. 활성 전극(40)은 한 다발의 신경(400)이 피부의 표면에 상당히 가까운 위치에 가까이 위치된다. 이 경우에, 활성 전극(40)은 한 다발의 신경(400)을 자극한다. 한 다발의 신경(400)을 자극함으로써, 한 다발의 신경(400)이 도달하는 근육(404) 내의 근육 섬유(402)를 자극한다. 이것은 신경근육 전기자극의 대표적인 예이다.

대조적으로, 활성 전극(40')은 한 다발의 신경(400)에 가까이 위치하지 않고 오히려 근육(404)의 바로 인접한 곳에 위치되어, 근육(404) 내의 근육 섬유9402)를 직접적으로 자극한다. 이것은 직접 자극이라고 불리운다. 일반적으로 말해서, 직접 자극은 신경근육 자극보다 더욱 많은 전력 및 더욱 높은 전압 또는 전류를 요구한다. 그러나 직접 자극은 대마비와 같은 환자의 복구에 특히 중요한데, 여기에서 400과 같은 한 다발의 신경은 어떤 이유 또는 다른 이유 예로서 사고로 인해서 절단되었을 수 있다.

어떤 경우에, 400과 같은 한 다발의 신경은 피부의 표면에 매우 가까이 예로서 등에서 척추에 가까이 통과하여, 트랜스큐테이니어스 전기 신경 자극(TENS)라고 지칭되는 한 형태의 신경 자극이 가능한데, 이것은 신경 근육 자극의 특수한 경우이다.

현재까지 논의된 모든 전기 자극은 전기 자극의 형태를 취하였으며, 실제로 지금까지 설명된 모든 변경예에 보여진 펄스 발생기 장치는 병원 또는 클리닉에서환자의 고정 치료를 위해서 또는 어떤 형태 또는 다른 형태에서 외래 환자 치료를 위해 사용되는지에 상관없이 매우 유사한 배치를 갖는다. 이것은 본 발명의 특정한 장점이다. 그것은 전용 칩이 펄스 발생기 및 관련된 전기 기능 및 제어 장치 및 요소를 위해 만들어질 수 있다는 것을 의미한다. 동일한 기본 모듈이 모든 다른 형태의 장비에 사용될 수 있으며, 따라서 대량생산 및 비용 및 공간 절약을 가능하게 한다. 모든 요구되는 기능을 단일 칩 상에 또는 복수의 소형 상호접속된 칩 상에 합체하는 능력을 통해서, 환자가 갖고 다닐 중량을 거의 없으며, 실제로 후에 논의되듯이, 장비는 현존하는 심장 자극기에 합체될 수 있거나 장기간 사용을 위해서 인간의 몸 안에 이식될 수 있다.

그러나, 전기 자극은 본 발명을 사용하는 유일한 방법이 아니다. 본 발명을 사용하는 여러 가지 다른 방법이 도 12를 참조하여 설명될 것이다.

앞에서 논의된 실시예 중의 어느 실시예의 장비의 항목에 대응되는 항목이 이러한 다양한 실시예에 사용되는 경우에, 동일한 도면부호가 본 발명의 이해를 쉽게 하기 위해서 사용될 것이다. 앞의 도면에서 대응 부분을 가진 도면 부호가 도 12에 사용되는 경우에 그러한 대응 부분에 주어진 설명이 여기에서도 적용된다.

도 12는 의자(125) 위에 앉아 있는 환자(124)를 도시하며, 환자는 ECG 측정 세트를 형성하고 펄스 발생기(136)와 표시화면9134)을 가진 심전도 스코우프(128)의 조합에 연결된 3개의 전극(30)을 갖는다. 또한, 펄스 발생기 및 심전도 스코우프(136, 128)는 통상적인 선(135)에 의해 혈압 측정 슬리브(133)에 연결된 혈압계(131)를 포함하는데, 그것은 어떤 알려진 혈압 측정 계기에 따라서 다르게실현될 수 있다.

환자의 다리에, 임의의 가스 또는 액체를 사용하여 유체 펄스를 발생하기 위한 발생기(504)에 연결된 압력 패드(502)를 합체하는 밴드(500)가 있다. 이러한 목적을 위해서, 유체 펄스 발생기(504)는 압력원(506)에 연결되며, 선(508)을 거쳐서 압력 패드에 연결된다. 유체 펄스를 위해서 발생기에 포함된 것은 입구 밸브와 출구 밸브(도시되지 않음)이며, 그 밸브들은 심전도 스코우프(136)와 결합된 펄스 발생기9128)로부터 공급된 신호를 거쳐 제어된다. 다시 말해서, 예로서 도 12A에 도시된 삼각 정현파 또는 구형 파형을 가질 수 있는 펄스 발생기(128)에 의해 공급된 전기 펄스는 유체 펄스 발생기 내의 밸브의 개방 및 폐쇄를 초기화하기 위해서 사용되어, 입구 밸브가 개방되고 출구 밸브가 폐쇄될 때, 압력 펄스가 선(50)을 거쳐 압력 패드(502)에 적용되고 또한 출구 밸브가 개방되고 입력 밸브가 폐쇄될 때, 압력 패드(502)가 출구 밸브를 통해서 환기된다. 따라서, 압력 펄스는 선택된 파형에 따라서 환자의 다리에 적용된다.

일반적으로 말해서, 하나의 펄스만이 환자의 심장의 각각의 박동에 대해 인가될 것이며, 여기에서도 펄스는 T-파의 끝 뒤에 직접 인가될 것이어서, 자극은 카운터펄스에서 발생된다. 여기에서도, 심전도 스코우프(136)에 합체된 펄스 발생기(128)는 환자의 펄스율에 의존하는 T-파의 끝의 변하는 위치에 자동적으로 뒤따르도록 설계된다. 혈압 측정은 또 다시 체킹 목적을 위해서 사용될 수 있고 및/또는 입력 신호로서 펄스 발생기에 사용될 수 있거나 안전 장치를 트리거 하는 데에 사용될 수 있다. 입력 신호 조합은 예로서 박스(180)와 박스(514, 516) 사이의 스위치에 의해 개략적으로 도시된 바와 같이 사용될 수 있다.

도 12B는 도 12A의 장치가 동작하는 방법을 도시한다. 여기에서도 유체 펄스 발생기(504)에 의해 발생되고 펄스 발생기(128)에 의해 트리거 된 유체 펄스는 압력 펄스를 압력 패드(502)에 인가하고, 그것은 압력 패드의 부근에서 환자의 조직을 압축(508)하고 따라서 박스(510)에 의해 도시된 바와 같이 환자의 근육을 압축한다. 조직 및 근육의 압축은 박스(512)에 의해 도시된 바와 같이 주변 혈관 시스템 내의 혈관의 대응 펄스를 발생시킨다. 이러한 압력 펄스는 환자의 피(176)를 거쳐 환자의 심장(178)에게 전달되고, 환자의 심장(178)에서 압력 펄스는 환자의 심장 펄스율에 영향을 준다. 심장(10)에 대한 영향은 심장으로 하여금 환자의 혈관 시스템에 즉 180으로 개략적으로 표시된 환자의 몸에 영향을 주도록 한다. 더욱 구체적으로는, 그것은 감지 위치에서 박스(514)로 표시된 환자의 펄스율과 박스(516)로 표시된 환자의 혈압에 영향을 준다. 심장 펄스율은 펄스 발생기로 통과되어 펄스는T-파의 끝에 대해 올바르게 발생 또는 타이밍되는 것을 보장한다. 혈압은 또한 펄스 발생기에 연결된 것으로 도시되었다.

도 12의 실시예는 도 7의 실시예와 유사한 방법으로 휴대형 펄스 발생기를 사용하여 실행될 수 있다. 즉, 유사한 소형 장비와 가능하게 감지기 전극(전극들)으로부터의 신호를 위한 무선 송신은 도면들에 도시된 고정 장비의 대신에 사용될 수 있다.

도 13 및 도 14는 본 발명이 또한 알려진 심장 자극기와 함께 예로서 페이스메이커 또는 심세동 제거기의 형태로 사용될 수 있다는 것을 보여준다.

도 13A와 도 14를 이해하기 위해서, 도 13B에 대하여 페이스메이커의 기능과 도 13C에 대하여 심세동 제거기의 기능을 고려하는 것이 도움이 된다.

도 13B는 페이스메이커가 장착된 환자의 대표적인 ECG 궤적을 도시한다. 통상적인 페이스메이커 환자는 불규칙적인 심장 박동을 가지며, 그것은 예로서 심장이 자주 박동을 놓친다는 것을 의미한다. 현대적 형태의 페이스메이커에서, 페이스메이커는 놓친 심장 박동을 감지하고 즉각적으로 612와 같은 자극 신호를 트리거 하는데, 자극 신호(612)는 심장 박동이 올바른 시간에 발생하였다면 심장이 박동하였을 것보다 늦게 단지 일 부분만큼만 심장으로 하여금 박동하게 한다. 이것으로부터, 페이스메이커는 심전도를 효과적으로 측정하고 어떠한 경우에도 본 발명에 따라 카운터펄세이션 모드에서의 자극 신호를 인가하기 위해서 펄스 발생기를 트리거 하는 데에 필요한 R 피크의 반복 주파수에 대한 모든 정보를 포함한다는 것을 알 수 있다. 따라서, 도 13B는 T-파의 끝에서 자극 임펄스(44)의 그러한 열을 도시한다. 자극 펄스는 도 13A에 도시된 바와 같이 환자의 심장에 가까운 근육에 인가되는데, 왜냐하면 본 발명에 따라서 심장에 영향을 주는 주변 혈관 시스템에 압력 펄스를 제공하기 위해서 주변 혈관 시스템의 어느 근육이 선택되는가 하는 것은 중요하지 않기 때문이다.

도 13C는 환자가 섬유성 연축으로 고생하는 상황을 도시한다. 도 13C에 도시된 궤적에서, 첫 번째 2개의 심장 박동은 정상적이지만, 그러면 심장 박동을 조절하는 규칙적 전기파는 섬유성 연축의 상태로 들어가는데, 즉 환자의 심장은 규칙적으로 박동을 멈추고 전기파는 넓게 변동한다. 심세동 제거기는 ECG 궤적을 추적하고 심장 박동이 없거나 섬유성 연축이 발생하는 때를 인식한다. 심장이 정상적으로 다시 박동하도록 하기 위해서, 심세동 제거기는 통상적인 것보다 상당히 높은 전기 신호(614)를 심장에 인가하며, 심장은 심세동 제거 후에 정상적으로 다시 박동하기 시작하는 것을 알 수 있다.

따라서, 심장 자극기의 또 다른 형태인 심세동 제거기는 또한 그것이 장착된 환자의 ECG 궤적을 추적하고, 따라서 본 발명에 따라서 T-파의 끝을 계산하고 자극 펄스를 환자의 주변 혈관 시스템에 인가하는 데에 필요한 R-R 피크의 반복 주파수에 관한 모든 정보를 갖고 있다. 따라서, 표준 심장 자극기 예로서 페이스메이커 또는 심세동 제거기를 취하고, 그것에 자극 펄스가 환자의 주변 혈관 시스템에 인가되게 하는 예로서 도 8에 따른 회로를 추가하는 것이 가능하다.

도 13A는 그러한 조합을 도시한다. 여기에서, 환자의 심장(178)은 개략적으로 도시되었고, 심장 자극기는 도면부호 620으로 표시되었다. 화살표 622는 심장의 전기 신호를 추적하는 페이스메이커를 표시하고, 화살표 624는 없어진 박동이 감지될 때 페이스메이커(620)에 의해서 심장으로 되돌려 보내어지는 트리거 펄스를 나타낸다.

위에서 언급한 바와 같이, 페이스메이커(620)는 축소된 형태의 도 8의 회로가 보충되었고, 또한 각각의 전극(640, 642)에 도달하고 심장에 가까울 수 있는 근육(628)에 제공된 출력 리드(626)를 가져서, 리드는 환자의 몸까지 상당한 거리에 걸쳐서 연장될 필요가 없다. 따라서, 도 13A의 수정된 심장 자극기(620)는 ECG 궤적으로부터 R-R 피크의 타이밍을 찾을 수 있고, Q-T 펄스와 R-R 펄스 사이의 알려진 관계를 사용하여 T-파의 끝을 계산할 수 있고, 자극 펄스(44)를 타이밍할 수 있어서, 그것들은 본 발명의 이로운 효과를 얻기 위해서 T-파의 끝에서 초기화된다. 정확히 동일한 상황이 심세동 제거기의 경우에 적용되는데, 이 경우에는 예로서 본 발명의 장치와 심세동 제거기의 조합의 상태에서의 심장 자극기(620)에 적용된다. 도 13A의 장치가 장기간 치료를 위해 사용될 것이기 때문에, 복수의 활성 전극(640)(적어도 2개)을 사용하는 것이 위에서 주어진 이유로 인해서 합리적이다. 이것은 또한 도 14의 실시예에도 적용된다.

도 14는 여기에서도 페이스메이커 또는 심세동 제거기일 수 있는 심장 자극기(620)와 조합하여 본 발명을 실현하는 다른 방법을 도시한다. 이 경우에, 심장 자극기(620)는 무선 송신기(630)가 보충되고, 이 송신기(630)는 R-R 피크 또는 T-파의 끝에 관한 정보를 포함하는 무선 파를 환자의 몸을 통해서, 본 발명에 따라서 예로서 도 8에 따라서 구성되고 환자의 몸 안 또는 몸 위체 여러 다른 위치에 위치된 추가적 장치(632)로 송신한다. 이 경우에, 장치(632)는 자체 전지를 포함할 것이고, 또 다시 요구된 자극 펄스를 근육(628)에 영향을 주는 전극(640, 642)으로 송신하는데, 그것은 또 다시 환자의 주변 혈관 시스템에 펄스를 발생시킨다. 632와 같은 장치에 요구되는 전지는 페이스메이커를 위해서 사용된 것과 동일한 크기와 형태로 쉽게 될 수 있다는 것을 알 수 있을 것이다. 예로서 도 8에 따른 본 발명의 장치는 현대의 반도체 칩 기술을 사용하여 쉽게 소형화될 수 있기 때문에, 이식된 장치(632) 전체는 분명히 통상적인 심장 자극기보다 클 필요가 없으며, 실제로 작다. 도 14의 실시예에서, 장치(632) 및 관련된 전극은 환자의 몸 안에 이식되거나그 외부에 제공될 수 있다.

도 15를 참조하면, 여기에서 본 발명을 추가적으로 충족시키도록 수정된 심장근육 자극기로서 실현된 심장 자극기(750)와 조합하여 본 발명을 실현하는 다른 방법이 도시되었다. 위에서 설명된 바와 같이, 심장 근육 자극기(750)는 심장 페이스메이커(720)를 포함하는데, 페이스메이커(720)는 심장(178)과 통신하여 화살표(722)로 표시하였듯이 심장(178)의 전기 신호를 수신하고 화살표(724)로 표시하였듯이 심장(178)으로 트리거 펄스를 되돌려 보낸다. 또한, 심장 근육 자극기(750)는 알려진 바와 같이 R-파의 통상적으로 끝에서 시작하고 통상적으로 T-파의 끝에서 종료되는 전기 펄스의 버스트를 선(756)으로 개략적으로 표시된 리드를 거쳐서 심장 주위에 싸여진 근육(754)으로 보내도록 동작하는 프로그램가능한 분할기(752)를 포함한다.

종래기술과 관련하여 이미 설명되었듯이, 수술 기술에 의해서 이식되어야만 하는 이 근육(754)은 심펄세이션 모드에서 자극된다.

그러나, 본 발명에 따라서, 프로그램가능한 분할기9752)는 정확히 T-파의 끝에서 시작하는 임펄스의 추가적 열을 트리거 하고 이러한 펄스의 열을 리드(726)를 거쳐 심장 근육이 아닌 원하는 어떠한 골격 또는 유연한 근육(728)에도 보내도록 프로그램되어, 이 근육은 카운터펄세이션 모드에서 수축되도록 자극되어 환자의 주변 혈관 시스템에 영향을 주고 본 발명에 따라서 심장 공명을 일으킨다.

따라서, 본 발명의 이러한 버전에서, 심장 페이스메이커(720)는 화살표(722)로 표시되었듯이 고유 심장율을 모니터 하고 심장율이 프로그램된 값 아래로 하강하자마자 화살표(724)로 표시되었듯이 심장의 보조를 조정하는 출력 스테이지를 갖는 감지 증폭기로 구성된다. 따라서, 심장 이벤트는 동기된 페이스메이커에서와 같이 장치에 의해 감지 또는 초기화될 수 있다.

또한, 심장 페이스메이커(720)는 동기화 회로(도시되지 않았으나 그 자체로 알려짐)를 트리거 한다. 트리거 신호는 심장 근육 집합(178, 754) 내에서 여러 가지 다른 심장/감싸여진 근육 수축비를 허용하는 프로그램가능한 분할기를 통해서 프로세스된다. 지연은 초기화되고, 그 다음에는 근육 자극기가 이네이블되어 리드(756)를 거쳐 펄스의 버스트를 감싸여진 근육(754)으로 보낸다. 본 발명의 교시에 따라서, 동기 회로의 프로그램가능한 분할기는 다음에는 또한 근육(728)에 제공된 전극에 인가되는 펄스의 열을 발생시킨다.

심펄세이션 모드에서 감싸여진 근육(754)에 인가된 펄스와 카운터펄세이션 모드에서 근육(728)에 인가된 펄스 사이의 관계는 도 16에 도시된 ECG 궤적과 관련하여 도 16으로부터 알 수 있다. 이 도면은 또한 페이스메이커 기능과 관련된 동기화 펄스(712)를 나타낸다.

도 17은 도 15의 배치와 매우 유사하지만, 여기에서 심장 근육 자극기(750)는 무선 신호를 근육(728)에 있거나 그에 가까운 수신기(732)로 송신하는 무선 송신기(730)를 포함한다. 그곳에서, 무선 신호들은 도 14의 실시예에 유사한 방법으로 근육(728)에 인가하기 위해서 자극 펄스를 트리거 하기 위해 사요된다. 두가지 경우 모두에서, 즉 도 14 및 도 17의 실시예에서 실제 펄스 발생기는 심장 자극기에 합체되고 단순히 근육(628, 728)에 각각 인가하기 위해 수신기에 합체된 파워소스를 위한 자극 펄스를 트리거 한다. 그러나, 각각의 수신기(632, 732)는 또한 각각의 근육(628, 728)에 직접 위치된 펄스 발생기의 부분이거나 발생기와 관련될 수 있는데, 그 경우에 수신기에 송신된 신호는 펄스 발생기용 트리거 신호이며 실제로 관련 지연을 갖거나 갖지 않은 트리거 신호이다.

도 15 및 도 17의 배치에서, 심장 근육 집합(178, 754)의 심펄세이션은 심장 펌핑 기능을 돕고, 그 다음에는 주변 근육(728)의 카우터펄세이션이 바로 뒤따르는데, 그것은 관상 흐름, 심장의 산소처리를 증가시키고 심장 부하를 감소시킨다.

전기 자극과 관련된 본 발명의 한가지 중요한 발전은 특수 게이팅 장치에 있다.

포유동물에 사용된 심장율 감지 장치(ECG 궤적, 심장율 모니터 등)는 비침입성 측정을 위한 피부 전극 또는 침입성 측정을 위한 이식된 리드를 사용하여 몸의 여러 가지 점에서 전기 심장 신호를 측정한다. 두가지 경우 모두에서, 측정된 전기 신호는 비교적 작고 측정 위치에 의존한다. 예로서, 인간의 흉곽의 표면 상의 비침입성 피부 전극에 의해 측정된 전기 심장 신호는 통상적으로 R-피크를 위해서 약 3-4mV의 최대 진폭이다.

그러나, 근육을 자극하기 위해 요구되는 전기 신호는 측정된 심장 신호에 비교하여 훨씬 높은 크기이다. 예로서, 신경 자극을 거쳐 인간의 골격 근육 상의 강한 등장성 근육 수축을 발생시키기 위해 사용된 전기 신호는 +/- 20V의 크기를 가지며, 직접 근육 자극을 위해서 신경-전송이 더 이상 가능하지 않을 때 이 요구된 전기 신호는 훨씬 높을 수 있다.

심장 동기된 전기 근육 자극을 사용할 때, 매우 교란적인 현상이 관찰될 수 있고, 그것을 간섭이라고 부른다.

예로서 도 18에 도시된 바와 같이 임의의 특정된 심장 QRS 궤적을 사용할 때, 트리거 신호는 통상적으로 매 R-피크의 양의 상승 기울기로부터 도출된다. 트리거 신호는 일반적으로 도 18에서 1과 같은 디지털 트리거 신호이다. 이 트리거 신호는 앞에서 설명된 지연 창 내의 시간에서 요구된 지연 후에 전기 근육 자극 신호를 초기화한다. 이 자극 신호는 심장율 신호 자체보다 여러 배수 높은 크기를 가진 전기 신호이기 때문에, 전기 자극 임펄스는 인간 몸에 전달되고 결과적으로 심장 신호 감지기는 또한 전기 자극 신호를 감지한다. 도 18의 열 1의 펄스로부터 알 수 있듯이 이제 제어 설정치가 근육의 자극 펄스가 카운터펄세이션에서 심장에 공급되도록 되면, 트리거 유닛은 심장율 감지기로부터, 이제 R-피크의 트리거 신호 1을 트리거 하기 위해서 원하는 트리거 입력을 수신할 뿐만 아니라, 근육에 공급되고 도 18에서 간섭으로 표시된 훨씬 높은 전기 신호를 R-R 사이클 내에서 정확히 근육 자극의 순간에서(R-트리거 신호에 대한 지연 후에 공급된 펄스 열 1에 의해 제어됨) 수신하고, 이제 이것은 트리거 신호 2를 트리거 한다. 이 트리거 신호 2는 도 18에서 펄스 열 2로 표시된 두 번째 원하지 않는 근육 자극을 동일한 R-R 사이클 내에서 정확히 동일한 설정된 지연에서 그러나 이제 트리거 신호 2 뒤에 발생한다. 펄스 열 2로부터의 이 두 번째 원하지 않는 자극은 자극된 사람에 의해서 카운터펄세이션 모드로부터 예상된 평온하게 하는 박동과 비교하여 완전히 불규칙한 갑작스러운 놀람을 주는 교란으로서 인식된다. 그결과, 심장율은 아마도 뇌 또는 심장으로의 신경 전송을 거쳐 즉각적으로 첨예하게 증가한다. 그런한 간섭이 존재할 때 카운터펄세이션에서의 동기된 자극은 작용하지 않으며, 그러면 원하지 않는 심장 부하 감소는 달성될 수 없다.

본 발명은 심장율 감지기로부터의 트리거 신호 1이 제어 유닛에 의해 등록된 후에 도 18과 같이 간섭 창을 효과적으로 폐쇄하는 게이팅 기구에 의해 감지 및 자극 신호의 그러한 원하지 않는 전기 간섭을 회피하는 수단을 제공한다. 이러한 간섭 창은 원하지 않는 트리거 펄스 1을 받아들이기 위해서 제어 유닛에 의해 적시에 재개방되지만, 원하지 않는 트리거 펄스 2를 회피하기 위해서 폐쇄된다.

예로서, 이 게이팅 기구의 실제적 수행은 마이크로프로세서를 제어하는 소프트웨어의 형태로 실현되어, 디지털 트리거 신호의 상승 에지는 마이크로프로세서를 인터럽트 루틴으로 트리거하고, 다음에는 간섭 창의 폐쇄가 소프트웨어 게이트에 의해 활성화되는데, 소프트웨어 게이트는 간섭 창이 폐쇄되어 있는 한 원하지 않는 트리거 신호 예로서 트리거 신호 2가 마이크로프로세서로 전달되는 것을 승낙하는 것을 디세이블시킨다. 간섭 창의 폐쇄 및 개방은 측정된 R-R 사이클에 대하여 선택된 프로그램가능하고 조정가능한 세팅 값에 의해 설정된다.

상기 간섭 창을 폐쇄 및 재개방하기 위한 이러한 조정가능한 시간은 사용되는 심장 QRS 궤적 감지 장치에 따라서 또한 심장 부하 해제로부터 발생하는 심장 주파수의 감소를 고려하여 이러한 간섭 창의 신뢰성 있는 기능이 최적화되도록 허용한다.

환자에게 인가된 자극 신호의 시간을 최적화하는 한가지 중요한 방법이 이제도 19를 참조하여 설명될 것이다. 이 최적화 방법은 전기 자극만이 아니고 어떠한 자극에도 적용될 수 있다.

여기에서, 프로그램가능한 알고리즘은 적응 제어 유닛이 자동적으로 가장 낮은 가능한 심장 부하를 찾는 방법을 한정한다. 우선, 지연을 위한 즉 각각의 R-피크로부터 자극 신호의 트리거링까지의 지연을 위한 실제적 최소 및 최대 값이 한정된다. 이러한 한계치는 도 19에 도시되었으며, 연속적 R-R 피크로부터 측정된 주된 심장율에 대하여 설정된다. 최소 지연은 지연 창의 시작에서 또는 바로 전에 즉 예로서 소위 바제트(BAZZET) 관계를 사용하여 계산된 T-파의 예상된 끝 전의 R-R 경로의 5%에 대응되는 시간에 또는 바로 전에 선택될 것이다. 안전 주의로서, P-파의 바로 전에 발생하여야 할 최대 지연이 선택된다. 그러나, 최대 지연은 생략될 수 있다.

이제 옵셋 값이 한정되며, 최소 지연에 더하여지며, 자극 신호가 시작되는 시간을 한정하기 위해서 사용된다. 옵셋을 위한 통상적인 초기값은 R-R 경로의 5% 내지 10%일 수 있다. 자극은 이제 이 시간 지연 즉 최소 지연에 옵셋을 더한 값을 사용하여 시작되며, 심장율은 연속적 R-R 피크 사이의 거리를 측정함으로써 모니터링된다. 심장율의 감소 즉 R-R 피크의 확장이 발생하면, 옵셋의 감소가 예정된 양만큼 예로서 원래의 옵셋의 고정된 부분만큼 발생되며, 심장율이 감소되었는가 하는 것에 대한 체크가 이루어진다. 감소되었다면, 옵셋은 다시 감소되며, 이 반복적 과정은 심장율의 감소가 더 이상 검출되지 않을 때까지 또는 안전 차단기에 설정된 최소 심장율에 도달할 때까지 또는 심장율이 다시 증가할 때까지 계속된다.

심장율의 새로운 증가는 지연(최소 지연에 옵셋을 더한 값)이 더 이상 최적값이 아니라는 것을 나타낸다.

심장율이 증가하면, 옵셋은 또한 심장율을 감소시키기 위한 시도로서 증가되어야 한다. 일단 심장율이 다시 증가하기 시작하면, 이것은 옵셋이 이제 너무 크다는 표시이다. 이것은 옵셋의 최적값 즉 최소 심장율을 발생시키는 옵셋의 값이 발견되었다. 옵셋은 이제 이러한 최적 값으로 복귀될 수 있다.

유사한 절차가 인가된 자극의 지속 시간을 위해서 또는 다른 어떤 관련 변수에 채택될 수 있다. 상기 과정은 또한 심장율만이 아니라 심장 수축 혈압 즉 심장율을 심장 부하를 한정하는 심장 수축 압력으로 곱한 값을 고려하여 수행될 수 있다. 이 측정은 일반적으로 여러 심장 사이클에 걸쳐 이루어질 수 있다.

최적화 후의 정지의 대안에 의해서, 프로그램가능한 알고리즘에 따른 적응 제어 시스템은 옵션으로서 규칙적 한정되고 조정가능한 시간 구간에서 이러한 반복적 최적화 절차 단계를 반복할 수 있다.

이러한 시간 구간은 하나 이상의 다른 창 즉 치료의 시작으로부터 계산된 경과된 시간 주기 동안 개별적으로 조정될 수 있다.

심장 QRS 궤적의 T-파의 끝이 도출될 수 있는 여러 가지 다른 방법이 있다. 그 중의 하나는 Q 값에 대하여 알려지고 발행된 통계적 평균값에 기초하여 Q-T 값을 계산하는 것인데, 그것은 R-피크의 양의 기울기 상의 심장율 감지기에서 트리거된 트리거 신호(심장율 모니터 등의 ECG 또는 QRS의 궤적)의 트리거 타이밍에 가깝다. 다른 방법은 T-파의 끝을 직접적으로 검출하는 것일 것이다.

각각의 사람은 서로 다르기 때문에, 통계적 평균에 기초하여 계산된 Q-T 값는 T-파 동안에 계속적으로 공급되는 원하지 않는 펄스 열을 피하기 위해서 지연을 위한 충분히 높은 안전 마진을 포함하여야만 할 것이다. 본 발명을 사용하여 수행된 실제적 실험의 결과는 최대 심장 부하 감소는 자극이 T-파의 끝에서 시작할 때 달성될 수 있다는 것을 보여주었다. 통계적 평균에 기초한 충분한 안전 마진을 포함하는 지연을 가지고 자극을 시작하지만 최대 가능한 심장 부하 감소를 발생시키는 개별적 가장 양호한 최적 지연을 자동적으로 발견하는 적응 제어 시스템을 사용하는 것이 추천할 만하다는 결론을 얻었다. 이것은 상당한 상업적 중요성을 갖는데, 왜냐하면 그러한 자기 적응 시스템에서 모든 유닛은 정확히 동일한 방법으로 제조될 수 있지만 적을 제어 시스템은 각각의 사람의 개별적 필요성에 자체적으로 적응될 것이다. 본 발명은 그러한 적응 제어를 허용한다.

예로서, 그러한 적응 제어 시스템의 실제적 실현은 도 19에 도시되었다. 심장율은 예로서 R-피크의 양의 기울기에서 트리거 신호를 고유하게 트리거하는 ECG 심장 스코우프에 의해 감지된다. R-피크의 양의 기울기에서 트리거 신호를 유사하게 트리거하는 심장율 모니터와 같은 심장율 감지기의 어떤 다른 형태도 사용될 수 있다. 이러한 트리거 신호는 입력 신호로서 제어 유닛을 제어하며, 제어 유닛은 예로서 프로그램가능한 마이크로프로세서이다.

최소 지연은 알려진 통계적 Q-T 값에 기초하여 계산되고, 조정가능한 계수를 가지고 설정된다. 그러한 계산의 한가지 실제적인 예는 R-R 심장율 사이클 시간의 평방근으로 곱해진 계수 k(남자 및 여자에 대해 다르다)에 비례하는 Q-T 값을 계산하는 것을 허용하는 발행된 소위 바제트 공식이다. 이것을 가지고서, R-R사이클에 대한 최소 지연이 설정될 수 있다. 조정가능한 옵셋 값이 설정될 수 있다. 이것은 펄스 열의 시작이 최소 지연에 설정된 옵셋값을 더한 값에 설정될 것이다. 옵션으로서, 최대 지연이 설정될 수 있다.

마이크로프로세서는 설정된 최소 지연, 안전 및 시간 내에서 최소 심장 부하를 찾기 위해서 내장된 프로그램가능한 알고리즘에 의해 상기 기술된 반복 단계를 자동적으로 수행한다.

앞의 설명은 또한 본 발명에 따른 자극기가 여러 가지 형태의 심장 자극기와 결합된 실시예를 포함하였다. 이러한 조합들은 도 18 및 도 19의 실시예의 특징을 합체하도록 더욱 적응될 수 있다는 것을 알 수 있을 것이다.

도 2A, 도 4, 도 5, 도 6 및 도 9의 장치는 본 발명을 환자에게 수행하는 현재 가장 잘 알려진 모드라는 것을 알 수 있을 것이다.

도 8의 실시예는 본 발명을 환자에게 실시하는 현재 가장 잘 알려진 모드를 나타낸다. 데이터 저장 옵션은 환자가 의사 또는 숙련된 사람에 의해 심장 혈관의 고장을 위해서 치료될 때에만 사용된다. 운동가의 훈련 또는 몸 형성을 위해서, 그것은 필요하지 않은 것으로 생각된다.

도 14의 실시예는 페이스메이커 또는 심세동 제거기를 요구하는 심장 고장을 가진 환자를 치료하는 현재 가장 잘 알려진 모드라고 생각된다.

본 발명은 심장 부하 감소와 여러 가지 다른 치료 및 관련 장점을 달성하기위해서 심장과 주변 혈관 시스템을 가진 포유 동물 또는 다른 생물, 특히 인간을 치료하는 방법 및 그 방법을 수행하는 장치에 이용될 수 있다.

Claims (42)

1. 심장 부하 감소를 달성하기 위해서 심장과 주변 혈관 시스템을 가지며 심장의 작용으로부터 발생하는 펄스율과 심장 수축 압력을 가진 포유동물 또는 다른 생물을 치료하는 방법에 있어서,

   심장 박동을 측정하는 단계,

   카운터펄세이션 모드에서 심장 박동과 동기하여 비침입성 또는 침입성 방법에 의해 주변 혈관 시스템에 압력 펄스를 발생하는 단계, 및

   상기 펄스율과 상기 심장 수축 압력 중에서 적어도 하나의 최적화된 감소 및 그에 따라서 상기 펄스율과 상기 심장 수축 압력의 함수인 상기 심장 부하의 정미 감소(net reduction)를 발생시키기 위해서 상기 압력 펄스를 발생시키는 입력 시스템의 적어도 한 변수를 변화시키는 단계

   를 포함하는 치료 방법.
2. 제1항에 있어서,

   치료로부터 발생하는 펄스율의 감소를 보상하기 위해서 자극이 상기 입력 시스템에 의해 상기 생물에 적용되는 시간을 조정하는 단계를 더 포함하는 치료 방법.
3. 제1항 또는 제2항에 있어서,

   압력 펄스는 심장을 제외하고 유연한 근육 또는 골격 근육이 존재하는 주변 혈관 시스템의 위치에서 포유동물을 전기 에너지의 자극 임펄스를 받게 함으로써 발생되고, 변화된 변수는

   - 임펄스 지연은 QRS 심장 박동 신호의 Q-파 끝과 압력 펄스를 발생시키는 자극 펄스의 열의 시작 사이의 시간 차이인데, 카운터펄세이션의 시작 전의 임펄스 지연,

   - 열 지속시간, 즉 한 QRS 심장 박동 내의 자극 임펄스의 열의 시작과 끝 사이의 시간,

   - 임펄스 폭, 즉 각각의 상기 열의 각각의 자극 임펄스의 시작과 끝 사이의 시간,

   - 압력 펄스를 발생하는 자극 임펄스의 열을 형성하는 임펄스의 주파수,

   - 압력 펄스를 발생하는 자극 임펄스의 진폭,

   - 임펄스의 진폭이 전체 임펄스 지속시간에 걸쳐 표시될 때 발생하는 자극 임펄스의 기하학적 형상인 임펄스 형상,

   - 각각의 상기 전기 자극 임펄스의 양 및 음의 반의 사이클들 사이의 관계인 임펄스 모드

   를 포함하는 그룹으로부터 선택되는 치료 방법.
4. 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서,

   양호한 상태 및 건강의 촉진,

   스포츠를 위한 신체적 훈련,

   예로서, 몸의 지방 태움(지방 분해), 유체 배설, 및 조직 및 근육 성장 및/또는 감소 및 관련 피부 변화로 인한 어떠한 종류의 원하는 몸의 형성 및/또는 조직의 변화도 포함하는 심미학적 약,

   침입성 및 비침입성 방법을 포함하는 치료 약,

   우주의 약

   의 그룹으로부터 선택된 하나 이상의 분야에서 장점을 달성하기 위해서 인간을 치료하기 위해 사용되는 치료 방법.
5. 제1항 내지 제4항 중 어느 한 항에 있어서,

   상기 방법은 치료 약의 분야에서 또는

   예로서 예리한 심장 고장의 위험을 감소시키기 위한 마취과학,

   예로서 빈박, 빈혈성 심장병, 심근증, 긴장 항진, 심장 고장, 판의 병리학을 치료하기 위한 심장학,

   예로서 정맥성 림프 및 동맥 부전을 위한 맥관학,

   예로서 근육의 발육 부전 및 위축증을 치료하기 위한 정형외과 및 신경학,

   인간의 몸 지지 및 운동 시스템의 모든 종류의 병리학 예로서 골연골증을 위한 고통 치료 TENS 치료를 포함하는 고통 감소,

   예로서 괄약근 부전을 위한 비뇨기과학 및 직장 항문학,

   예로서 확장증 초상구조, 자궁하수, 부속기염, 무월경, 냉감증의 치료를 위한 부인과학 및 성학,

   예로서 비만증 부분학 및 유방발육부전을 위한 내분비학,

   예로서 분리기 근육 렉티 복부학 및 욕창을 위한 외과수술,

   예로서 우주 비행사의 근육 강직성을 보존하기 위한 우주의 약

   의 분야 중에서 한 분야에서의 병의 예방 및/또는 복구를 위해 수행되는 치료 방법.
6. 펄스율을 포함하여 심장 박동을 측정하는 단계와, 상기 펄스율과 심장 수축 압력 중에서 적어도 하나의 감소 및 그에 따라서 상기 펄스율과 상기 심장 수축의 함수인 상기 심장 부하의 정미 감소를 발생시키기 위해서 카운터펄세이션 모드에서 심장 박동과 동기하여 주변 혈관 시스템에 압력 펄스를 발생하는 단계에 의해서, 포유동물 특히 인간과 같이 심장을 가진 생체 내에서 심장 부하 감소를 달성하는 방법.
7. 제6항에 있어서,

   상기 카운터펄세이션 모드에서 심장 박동과 동기하여 주변 혈관 시스템에 압력 펄스를 발생하는 단계는 심장 공진과 그에 따라 심장 부하의 최대 정미 감소를 발생시키기 위해서 최적화되는 방법.
8. 심장과 주변 혈관 시스템을 가지며 심장의 작용으로부터 발생하는 펄스율과심장 수축 압력을 가진 포유동물 또는 다른 생물을 치료하는 장치에 있어서,

   심장 박동을 측정하는 수단,

   카운터펄세이션 모드에서 심장 박동과 동기하여 비침입성 또는 침입성 방법에 의해 주변 혈관 시스템에 압력 펄스를 발생하는 수단, 및

   상기 펄스율과 상기 심장 수축 압력 중에서 적어도 하나의 최적화된 감소 및 그에 따라서 상기 심장 부하의 정미 감소를 발생시키기 위해서 그러한 압력 펄스의 적어도 한 변수를 변화시키는 수단

   을 포함하는, 심장과 주변 혈관 시스템을 가진 포유동물 또는 다른 생물을 치료하는 장치.
9. 제8항에 있어서,

   상기 심장 박동을 측정하는 수단은 심전도 스코우프 및 관련된 전극의 세트를 포함하는 장치.
10. 제8항에 있어서,

    상기 심장 박동을 측정하는 수단은 펄스 감지기와 심전계 중에서 적어도 하나를 포함하는 장치.
11. 제10항에 있어서,

    상기 펄스 감지기는 환자의 심장 박동에 응답하여 펄스 신호를 발생하기 위해 환자의 몸의 어떠한 점에도 위치되고, 무선 송신에 의해 신호를 송신하도록 적응되는 장치.
12. 제10항 또는 제11항에 있어서,

    상기 펄스 감지기는 환자의 가슴 주위에 장착된 벨트를 포함하고, 상기 펄스 감지기로부터 도출된 신호를 상기 압력 펄스를 발생하는 수단으로 송신하는 적어도 한 송신기가 제공되는 장치.
13. 제8항 내지 제12항 중 어느 한 항에 있어서,

    상기 주변 혈관 시스템에서 압력 펄스를 발생하는 수단은 전기 신호를 발생하는 펄스 발생기와, 상기 주변 혈관 시스템과 관련된 하나 이상의 골격의 또는 유연한 근육에 자극 신호로서 전기 신호를 인가하는 수단을 포함하고, 따라서 상기 주변 혈관 시스템에 상기 압력 펄스를 발생하는 장치.
14. 제13항에 있어서,

    상기 인가 수단은 적어도 한 중성 전극과 적어도 제1 및 제2 활성 전극을 포함하며, 상기 전기 펄스는 순차적으로 상기 제1 및 제2 활성 전극에 인가되고, 상기 적어도 한 중성 전극은 상기 펄스 발생기의 중성 단자에 연결되는 장치.
15. 제14항에 있어서,

    상기 시켄스는 규칙적으로 반복하는 시켄스를 포함하는 장치.
16. 제14항에 있어서,

    상기 시켄스는 무작위 시켄스를 포함하는 장치.
17. 제8항 내지 제16항 중 어느 한 항에 있어서,

    상기 포유동물 또는 다른 생물의 혈압을 측정하는 혈압 측정계를 더 포함하는 장치.
18. 제8항에 있어서,

    상기 주변 혈관 시스템에 압력 펄스를 발생하는 수단은 전기 펄스를 발생하는 펄스 발생기와, 상기 전기 펄스를 수신하고 그에 응답하여 압력 펄스를 발생하기 위해 연결된 압력 펄스 발생기와, 환자의 몸에 장착하기 위해 채택된 압력 패드에 상기 압력 펄스를 인가하는 수단을 포함하는 장치.
19. 제8항 내지 제18항 중 어느 한 항에 있어서,

    안전 수단을 더 포함하는데, 상기 안전 수단은 상기 실제 펄스율 및 하나 이상의 실제 혈압치에 대응하는 각각의 신호를 수신하고, 상기 실제 펄스율 또는 상기 하나 이상의 혈압치를 각각의 사전 설정치 또는 상기 치료의 시작에서 지배적인 값들과 비교하며, 상기 실제 펄스율 및 하나 이상의 실제 혈압치 중의 적어도 하나가 각각의 미리 예정된 한계치 또는 상기 치료의 시작에서 지배적인 값들을 초과할 때 경보 신호를 발생하거나 상기 장치를 차단하도록 채택되는 장치.
20. 제8항에 있어서,

    상기 펄스 발생기는 펄스의 열들을 발생하도록 적응되고, 상기 펄스는 펄스 반복 주파수, 진폭, 펄스 형상, 펄스폭 및 펄스 모드를 가지며, 상기 열은 지속시간과 ECG 궤적의 기준점에 대한 펄스 지연을 갖고, 상기 펄스 지연, 상기 열 지속시간, 상기 펄스 반복 주파수 및 상기 펄스 진폭 중에서 적어도 하나를 변화시키는 수단이 제공되는 장치.
21. 제20항에 있어서,

    상기 펄스 반복 주파수와 상기 진폭을 변화시키는 수단은 수동으로 조정가능한 수단을 포함하는 장치.
22. 제20항 또는 제21항에 있어서,

    상기 펄스 형상, 상기 펄스폭 및 상기 펄스 모드 중에서 적어도 하나를 변화시키는 수단이 또한 제공되는 장치.
23. 제22항에 있어서,

    상기 펄스 형상, 상기 펄스 모드 및 상기 펄스폭을 변화시키는 수단은 수동으로 조정가능한 수단을 포함하는 장치.
24. 제20항 내지 제23항 중 어느 한 항에 있어서,

    상기 펄스 발생기는 제어 유닛과, 상기 펄스 발생기의 제어를 위해 상기 제어 유닛의 제어 설정치를 저장하는 메모리를 포함하며, 적어도 상기 펄스 지연, 상기 열 지속시간, 상기 펄스 주파수 및 상기 펄스 진폭에 관련되는 제어 설정치의 입력을 허용하는 입력 수단이 제공되는, 심장과 주변 혈관 시스템을 가진 포유동물 또는 다른 생물을 치료하는 장치.
25. 제24항에 있어서,

    각각의 펄스의 형상, 각각의 상기 전기 펄스의 폭, 및 상기 전기 펄스의 모드 중의 적어도 하나를 변화시키는 수단이 또한 제공되며, 상기 입력 수단은 또한 상기 펄스 형상, 상기 펄스 모드 및 상기 펄스폭과 관련되는 추가적 제어 설정치의 입력을 위해서 제공되는 장치.
26. 제24항에 있어서,

    상기 제어 유닛과 상기 메모리는 환자의 펄스율, 혈압 및 한 주기의 시간에 걸쳐 적용된 자극 중의 적어도 하나에 관련되는 데이터의 저장을 허용하도록 적응되는 장치.
27. 제26항에 있어서,

    상기 장치는 상기 저장된 데이터의 출력을 허용하는 출력 수단을 포함하는 장치.
28. 제8항에 있어서,

    상기 장치는 환자의 펄스율, 상기 환자에 대한 ECG 궤적, 상기 환자에 대한 혈압 궤적, 상기 펄스 발생기의 실제 세팅, 및 상기 환자에게 인가된 자극 펄스를 위한 전기 세팅 중의 적어도 하나를 표시하는 표시 수단을 포함하는 장치.
29. 제8항에 있어서,

    상기 펄스 발생기는 상기 심장 박동의 각각의 주기에 대한 상기 심장 박동으로부터 상기 심장 박동의 각각의 T-파의 끝에 대응되는 시간을 도출하는 수단과, 상기 펄스의 발생을 각각의 상기 T-파의 끝과 일치되도록 동기시키는 수단을 포함하는 장치.
30. 심장 자극기와 조합된 제8항에 있어서,

    상기 심장 자극기는 상기 심장 박동을 측정하는 수단을 한정하는 장치.
31. 제30항에 있어서,

    상기 주변 혈관 시스템에 압력 펄스를 발생시키는 상기 수단은 상기 심장 자극기에 통합된 펄스 발생기를 포함하는 장치.
32. 제30항 또는 제31항에 있어서,

    상기 심장 자극기는 상기 심장 박동에 대응되는 무선 신호를 송신하도록 적응되고, 상기 주변 혈관 시스템에 압력 펄스를 발생하는 수단은 상기 심장 자극기로부터 분리되고 상기 심장 자극기에 의해 송신된 무선 신호를 수신하는 무선 수신기가 제공된 근육 자극기인 장치.
33. 제30항에 있어서,

    상기 심장 자극기는 페이스메이커 또는 심세동 제거기 또는 심장 근육 자극기를 포함하는 장치.
34. 제8항 내지 제33항 중 어느 한 항에 있어서,

    의류, 예로서 브래지어 또는 한 쌍의 팬티 중의 적어도 하나의 물품에 통합되었을 때의 장치.
35. 제8항에 있어서,

    시트에 통합되었을 때, 상기 시트는 운송 수단의 시트, 사무실 의자, 가정용 의자, 클리닉용 의자 및 오락 목적을 위한 의자 중의 하나를 포함하는 장치.
36. 제8항 내지 제35항 중 어느 한 항에 있어서,

    상기 심장 박동을 측정하는 수단은 심장 박동 신호를 발생하고, 심장 수축 혈압 신호를 발생하는 수단이 제공되며, 상기 압력 펄스 발생 수단은 제어기를 가진 펄스 발생기를 포함하며, 상기 제어기는 상기 심장 박동 신호와 상기 심장 수축 압력 신호를 수신하고 상기 심장 박동 신호와 상기 심장 수축 혈압 신호의 조합으로 형성된 신호를 사용하여 펄스 발생기를 제어하도록 적응되는 장치.
37. 제36항에 있어서,

    심장 박동 계수를 형성하기 위해서 상기 심장 박동 신호를 기준과 비교하는 수단이 제공되며, 심장 수축 혈압 계수를 형성하기 위해서 상기 심장 수축 혈압 신호를 기준과 비교하는 수단이 제공되고, 상기 심장 박동 계수와 상기 심장 수축 혈압 계수를 곱하여 결과적인 계수를 발생하는 수단이 제공되며, 상기 펄스 발생기를 위한 상기 제어기는 상기 결과적인 계수를 최소화하기 위해서 상기 펄스 발생기를 제어하도록 적응되는 장치.
38. 제8항 내지 제37항 중 어느 한 항에 있어서,

    안전 수단을 더 포함하며, 상기 안전 수단은 주변 혈관 시스템에 압력 펄스를 발생하는 데에 사용된 수단의 적어도 한 변수를 모니터링하고 상기 변수를 적어도 하나의 예정된 값의 한계치와 비교하는 수단과, 상기 모니터링된 변수가 상기 예정된 값의 한계치를 초과하거나 그 아래로 떨어지면 치료를 중단하거나 경보를트리거 하는 수단을 포함하는 장치.
39. 제38항에 있어서,

    상기 예정된 값의 한계치는 상기 변수의 최대 또는 최소 값, 시간에 걸친 상기 변수의 변화율의 최소 또는 최대 구배, 상기 변수의 시간에 걸친 통계적 편차 중의 어느 하나 또는 상기 값들의 어떤 조합을 포함하는 장치.
40. 제8항 내지 제39항 중 어느 한 항에 있어서,

    감지된 신호가 자극 신호를 트리거 하지 못하도록 금지되어 있는 연속적 R-R 피크들 사이의 창을 한정하는 게이팅 수단을 포함하며, 상기 게이팅 수단은 R-R 사이클에 대하여 창의 폭 및/또는 위치를 변화시키도록 바람직하게 조정가능한 장치.
41. 제8항 내지 제40항 중 어느 한 항에 있어서,

    최소 지연에 옵셋 지연을 더한 값에 대응되는 각각의 R-피크의 뒤에 오는 지연 뒤에 자극 신호를 트리거 하는 타이밍 수단과, 옵션으로서 복수의 심장 박동 사이클에 걸쳐 심장 박동 및 상기 심장 박동과 상기 심장 수축 혈압의 곱 중의 하나를 모니터링하는 동안에 상기 옵셋 지연을 여러 스텝으로 변화하고, 가장 낮은 심장 박동 또는 가장 낮은 심장 부하를 발생시키는 옵셋 지연을 인식하며, 관련된 환자를 위해서 이러한 옵셋 지연으로 상기 장치를 후속 작동시키는 적응 수단을 포함하는 장치.
42. 제8항 내지 제41항 중 어느 한 항에 있어서,

    상기 주변 혈관 시스템내의 상기 압력 펄스는 T-파의 끝 전의 R-R 경로의 5%와 T-파의 끝 뒤의 R-R 경로의 45%의 범위 내에 있는 시간 창에서 트리거 된 자극 신호에 의해 초기화되는 장치.