肌肉的電控制器的制作方法

專利名稱：肌肉的電控制器的制作方法
技術領域：
本發明涉及心肌的控制，尤其是利用非興奮的電信號來進行控制。
本申請與以下的美國申請和以色列申請有關，這些申請的公開文件被本文引作參考1996年1月11日遞交的名稱為“心臟機電學”的第60/009769號美國臨時申請，1996年1月8日遞交的名稱為“心臟機電學”的第116699號以色列申請，1996年2月5日遞交的名稱為“肌肉的電控制器”的第60/011117號美國臨時申請，1996年9月17日遞交的名稱為“肌肉的電控制器”的第119261號以色列申請，1996年9月16日遞交的名稱為“肌肉的電控制器”的第60/026392號美國臨時申請，以及1996年2月1日遞交的名稱為“心臟機電學”、申請流水號為08/595365的美國申請。
心臟是一個肌肉泵，它的機械活動是由產生于右心房并傳導至整個心臟的電刺激控制的。在一個正常的心臟中，驅動心臟的電刺激是以動作電位的形式起源于右心房的竇房結(SA)中的一組起搏細胞之中。然后這些動作電位快速擴散到右心房和左心房。當所述動作電位到達一個未興奮的心肌細胞時，該細胞將除極化(因而使所述動作電位繼續擴散)和收縮。然后所述的動作電位將進入心臟的傳導系統并經過一個很短的延時后擴散到心臟的左心室和右心室的各處。可以理解為興奮信號通過順序激活相連的肌纖維的方式在心臟內傳播。經過一個很短的延時后，每一個心肌細胞都將響應于到達的興奮信號而產生一個刺激下一個心肌細胞的新的動作電位。利用體液的電解質特性，一般意義的電流也能在心臟中傳導，但是，由于心肌的阻抗相當大，所以這種傳導不能用于傳導所述興奮信號。
在心室肌細胞中，跨膜靜息電位大約為-90mV(毫伏)(相對于細胞膜外，膜內電位為負的)。

圖1A示出了在心動周期中一個心室肌細胞的跨膜動作電位。當一個興奮信號到達細胞的一端時，一個除極化波沿著細胞膜快速前進，直至整個細胞膜都被除極，通常達到大約+20mV(23)。細胞膜的完全除極化在很短的時間內發生，大約只需幾個毫秒。然后細胞將快速(沒有所述除極化快)除極大約10mV。快速除極化后，細胞將在大約200-300msec(毫秒)的時間內緩慢復極20mV，叫作平臺期(25)。肌肉的收縮就發生在平臺期內。在平臺期結束后，細胞快速復極(27)回到其靜息電位(21)。不同的心肌細胞具有不同的電特性，特別是，竇房結中的細胞不具有實質的平臺期，并且其靜息電位沒有心室細胞低。
在下面的討論中，應當理解，對控制動作電位和離子泵及離子通道的確切機制只是部分地了解。存在著許多理論，并且該領域一直處于不斷變化之中。
在細胞中，電活動反映了化學活動。在除極化之前(在靜息狀態時)，細胞中的鈉離子的濃度大約為細胞外的間質液中鈉離子濃度的十分之一。細胞內的鉀離子濃度大約比細胞外濃35倍。細胞外的鈣離子濃度要比細胞內濃一萬倍以上。這種濃度差別是通過細胞膜對不同離子的選擇性通透性和細胞膜內的離子泵來保持的，所述離子泵不斷將鈉離子和鈣離子泵出細胞并不斷將鉀離子泵入細胞。細胞與其外環境之間的濃度差的結果之一就是能在細胞內產生較大的負電位，如上所述大約為90mV。
當細胞膜的一部分通過如動作電位之類的方式被除極，該除極化波將沿著細胞膜擴散。這個波將使很多電壓門控鈉通道打開。通過這些通道流入的鈉離子快速地將細胞膜的電位從負變成正(圖1A中的23)。當負電壓的絕對值變小時，這些通道則開始關閉，并直至細胞再次被除極化時才會打開。應該注意到，鈉通道必須處于一個特定值的負電壓狀態，才能被再打開。因此，在這些細胞充分復極化之前，這些通道是不能被動作電位打開的。在大多數細胞中，通常鈉通道的關閉比打開更為平緩。在快速除極化之后，細胞膜開始一個快速復極化過程。盡管鈉通道的關閉似乎是一個重要因素，但所述快速復極化的機制尚未完全明白。在一個很短的快速復極化過程之后，將產生一個相對長(200-300msec)的緩慢復極化期平臺(圖1A中的25)。在平臺期內細胞將不可能發動另一次動作電位，因為鈉通道是失活的。
有兩個機制似乎與所述平臺的較長持續時間有較大關系，即鈣離子內向流動和鉀離子外向流動。這兩種流動都順著它們的濃度梯度穿過細胞膜。其凈結果是兩種流動相互間的電學上的相減。一般，鈣離子的流動和鉀離子的流動要比鈉離子的流動慢很多倍，這就是所述平臺持續時間這么長的原因。根據一些理論，鉀離子通道也可以在動作電位的作用下開啟，但鉀離子通道開啟的概率依賴于所述電位。因而，許多通道只有在細胞除極化的過程中或除極化完成之后才開啟。可能，至少有一些鉀離子通道是被鈣離子激活的。另外，一些鉀離子通道是由細胞膜的復極化觸發的。隨著在所述快速除極化(23)過程中鉀離子的減少，細胞膜對鉀離子的通透性是逐漸增加的。所述鈣通道也能將鈉傳導回細胞中，這延長了平臺期的時間。
正常心臟動作電位期間的內向鈣離子流對所述動作電位平臺有影響，并也參與(直接或非直接地)心肌細胞的收縮。在一個叫做鈣致鈣釋放的過程中，內向的鈣離子流動導致存儲于細胞內鈣儲池(可能是肌質網)中的鈣離子的釋放。心肌中的肌質網與鈣通道之間的物理連接是否存在及其重要性目前尚不清楚。然而，這些鈣儲池的響應曲線可能是鐘形的，所以過大的鈣離子流入量會相對于較少的流入量使有用鈣離子數量降低。
在單個的細胞和細胞群中，在復極化過程中需要一些時間使細胞恢復部分的和全部的興奮性。當細胞正在復極時(圖1A中的25,27)，它進入了超極化狀態，在這個狀態下細胞不能再被激發出一個新的動作電位。這個狀態被稱作為不應期。所述不應期被分為兩部分，在絕對不應期中，不管刺激電壓多大，細胞都不能受外界刺激而再度興奮；在相對不應期中，需要比通常刺激信號強得多的刺激才能使細胞產生一個新的動作電位。不應期狀態可能是因為鈉離子通道需要由負電壓初始化而造成的，所以細胞膜不能由鈉離子流動來除極，除非它已經充分復極化。當細胞回到它的靜息電位(21)后，則細胞就可以被再除極化了。
在一種叫做電壓固定的實驗方法中，跨過一細胞膜的至少一部分保持一個電位，以研究電壓對離子通道、離子泵和細胞的再興奮性的作用。
已知對細胞膜施加正電位有可能使該細胞膜對除極化信號更為敏感。心臟中的一些細胞，如在竇房結(心臟的天然起搏器)內的細胞，具有大約為-55mV的靜息電位。所以，它們的電壓門控鈉離子通道永遠不能被激活，并且其除極化階段(23)要比心室細胞慢(通常，竇房結細胞的動作電位與圖1A所示是不同的)。但是，竇房結中的細胞具有一種內在的滲漏電流，它能使該細胞在周期性基礎上自除極。一般地，當細胞的電位在低于大約-60mV處停留幾個毫秒時，則電壓門控鈉通道會被阻斷。對細胞膜施加負電位使細胞對除極的敏感性降低，并還會使細胞膜超極化，它會降低傳導速度。
在現代心臟學中，可以控制心臟活動的許多參數。可以用藥物控制心臟內的傳導速度、興奮性、收縮性和不應期的時間。這些藥物可用于治療心律不齊和防止纖顫。用起搏器可以達到一種特別的控制。起搏器是一種電子裝置，它一般被植入人體中來代替心臟電興奮系統或用于旁路傳導系統中的阻滯部分。在一些型式的起搏器植入技術中，部分心臟傳導系統，例如房室結(AV)，必須被消融，以便所述起搏器能正確工作。
另一種心臟電子裝置是除顫器。做為許多種疾病的最終結果，心臟會變得更容易纖顫，其心臟的活動基本上是隨機的。除顫器能檢測到這種隨機性并通過對心臟施加高電壓沖擊使心臟復位。
由于藥物既作用于心臟的健康部分也作用于心臟的疾病部分，所以藥物的作用通常受到限制，它通常具有相對較低的精確性。電子起搏器由于是有創傷的，通常需要破壞心臟組織并且一般不能達到最佳效果，所以也受到限制。除顫器基本上只有一種局限性。心臟除顫的動作對病人來講是非常痛的并且對心臟的損傷很大。
1995年由生物醫學工程協會出版的《Annals of BiomedicalEngineering》Vol.23,PP.812-821中的由Ravi Ranjian和Nitish V.Thakor所著的“心肌電刺激”一文描述了幾種對心肌細胞施加電場的實驗，該文被本文引作參考。做這些實驗以測試與電子除顫相關的理論，實驗中給每個細胞施加不同強度和不同相對方向的電場。這些實驗的一個結果是發現了如果在復極化過程中施加除顫電擊，則復極化時間將被延長。另外，文中也報導了細胞具有一個最佳的極化。心肌細胞在一端比另一端更趨向于無規則。文中用理論概括出，高電場的局部“熱點”產生于這些不規則處，并且這些“熱點”是細胞內最初被除極化的位置，因為在這些位置上能夠首先達到除極化的閾值。這個理論也能解釋另一個結果，即為什么細胞在其縱向上比在其橫向上對電場更敏感，這是因為所述的不規則集中在細胞的兩端。此外，由于細胞具有不對稱的不規則性，所以施加的電場具有較佳的極性。
骨骼肌細胞的電活動與心肌細胞的電活動的相似之處在于，也是除極化導致肌纖維的收縮。但是，骨骼肌被分為獨立的肌群，每個肌群都被產生動作電位的神經細胞分別削弱。因而在骨骼肌中動作電位的作用是局部的，而在心肌中，所有細胞都是電相連的，動作電位從其產生的單個位置傳播到整個心臟。另外，骨骼肌活動的化學形式也與心肌有某些不同。
由Nicola Nannini和Kenneth Horch發表于《IEEE Transactions onBiomedica Engineering》Vol.38,No.8,PP.769-776(1991年8月)的“用亞纖維電極使肌肉募集”一文描述了一種改變骨骼肌收縮力的方法，是通過對很多肌肉纖維進行“募集”。在募集時，肌肉的收縮力是通過被刺激激活的肌纖維的數量來確定的，該文被本文引作參考。
然而，通常認為心肌纖維功能是合體細胞式的，使得每個細胞或全部細胞都以同一個節律收縮。因而，心肌纖維不適合于募集。例如，見DonaldM.Bers的“興奮收縮耦聯及心收縮力”第2章，第17頁，KluwerAcademic,1991版，該文被本文引作參考。該文還提出，對于心肌細胞，收縮力很大程度上是隨鈣的峰值的變化而變化。
由Stephen B.Knisley,William M.Smith和Raymond E.Ideker發表于《Circulation Research》Vol.70,No.4,pp.707-715(1992年4月)的“電場刺激對家兔心肌細胞復極化的作用”一文，描述了電場對家兔心肌的作用，該文被本文引作參考。該文特別地描述了由除顫電擊導致的動作電位延長，以及這種作用會通過哪幾種方式導致除顫失敗。一個假設就是除顫作用于心臟細胞使某些細胞興奮，而這些細胞的不應期相對比其它細胞要短，因此導致這些興奮細胞產生了一個新的動作電位，結果增加了除極化時間。
由Stephen M.Dillon發表于《Circulation Research》Vol.69,No.3,pp.842-856(1991年9月)的“家兔心臟中的光學記錄顯示除顫強度電擊延長了除極時間和不應期長度”一文，將延長復極化的作用解釋為是由于在被認為是不應期中的組織中在除顫電擊的作用下產生一個新動作電位而引起的，該文被本文引作參考。該文還通過實驗證明了這種電擊不能損傷心肌組織，以及第二個動作電位的作用不是由以前的未興奮的肌肉纖維的募集而引起的。在該文中假設所述電擊對細胞膜的某些部分進行超極化并因而使鈉通道被再度激活。在該文所描述的實驗中，鈣通道的活性是用甲氧基-戊脈安來阻斷的。
由Johannes Fleischhauer,Lilly Lehmann和Andre G.Kleber所著的、發表于《Circulation》Vol.92,No.3,pp.587-594(1995年8月1日)的“間隙和微循環空間的電阻是細胞外電場及其在心室性心肌中的傳播速度的決定因素”一文，描述了心肌的電傳導特性，該文被本文引作參考。
由Akihiko Taniguchi,Junji Toyama,Itsuo Kodama,TakafumiAnno,Masaki Shirakawa和Shiro Usui于1994年發表于《American Journal ofPhysiology》,Vol.267(心臟循環生理學，Vol.36),pp.H694-H705的“電場刺激下細胞動作時間的不均勻性及正常心肌組織的Vmax”一文，描述了帶電離子流與動作電位上行段之間的相互作用，該文被本文引作參考。
由R.Lubart,H.Friedmann,T.Levinshal,R.Lavie和H.Breitbart發表于《Journal of Photochemical Photobiology B》,Vol.14,pp.337-341(1992年9月12日)的“光對牛的精細胞中的鈣傳輸的作用”一文描述了光對牛的精細胞的作用，在牛的精細胞中，激光可提高這些細胞的鈣傳輸，該文被本文引作參考。還已知低水平的激光光線可以影響其它種類細胞的鈣傳輸，例如第5464436號美國專利所描述的，該文被本文引作參考。
電磁輻射對心肌鈣傳輸的影響能力已經充分證實。由Loginov VA發表于《(Aviakosm Ekolog Med》Vol.26,No.2,pp.49-51(1992年3-4月)的“暴露于脈沖電磁場中的受約束的大鼠心肌肌質網中的鈣離子聚集”一文，描述了一個實驗，在該實驗中大鼠被暴露于6至24毫特斯拉(mTesla)的1HZ場中。一個月以后，觀測到鈣離子聚集的速度下降了33％。第二個月后，鈣離子聚集速度恢復到正常，可能是因為適應機制造成的。該文被本文引作參考。
由Schwartz JL,House DE和Mealing GA發表于《Bioelectromagnetics》Vol.11,No.4,pp349-358(1990年)的“將蛙心臟暴露于等幅或調幅波超高頻場在16HZ鈣離子選擇性流出”一文描述了一個實驗，在該實驗中，當施加一個16HZ調制超高頻電磁場時，一個離體的蛙心臟中鈣離子的流出增加了18％至21％，該文被本文引作參考。
由Lindstrom E,Lindstrom P,Berglund A,Lundgren E和Mild KH發表于《Bioelectromagnetics》Vol.16,No.1,pp41-47(1995年)的“暴露于具有多種頻率和磁通量密度的超低頻磁場的T細胞鏈中的細胞內鈣離子擾動”一文描述了一個實驗，在該實驗中頻率在5至100HZ(峰值在50HZ)、強度在0.04至0.15mTesla的磁場影響T細胞中的鈣離子的傳輸，該文被本文引作參考。
由Loginov VA,Gorbatenkova NV和Klimovitskii Vla發表于《KosmBiol Aviakosm Med》,Vol.25,No.5,pp.51-53(1991年9-10月)的“沖擊電磁場對大鼠心肌肌質網中的鈣離子聚集的作用”一文描述了一個實驗，在該實驗中暴露于1毫秒沖擊、10HZ頻率和1至10mTesla磁場中100分鐘可對通過肌質網的鈣離子傳輸造成70％的抑制。這個作用被假設與Ca-ATPase(鈣-三磷酸腺酣酶)的直接抑制有關，該文被本文引作參考。
應注意到，一些研究者聲稱低頻磁場不能產生上述報導中的結果。例如，Coulton LA和Barker AT發表于《Phys Med Biol》Vol.38,No.3,pp.347-360(1993年3月)上的“磁場與細胞內的鈣對暴露于回旋共振條件下的淋巴細胞的作用”一文，將淋巴細胞暴露于16-50HZ的放射線中60分鐘，沒有檢測到任何鈣濃度的變化，該文被本文引作參考。
由Pumir A,Plaza F和Krinsky Vl發表于《Proc R Soc Lond B BiolSci》.Vol.257,No.1349,pp.129-34(1994年8月22日)的“心肌中的旋轉波的控制電場作用的分析”一文描述了對心肌施加的外部電場可影響傳導速度幾個百分點，該文被本文引作參考。這個作用是由肌細胞的一端超極化及該細胞的另一端除極化造成的。特別地，外加電場有利于它的逆行傳播。在該文中建議，利用這個對傳導速度的作用來治療心律不齊，治療的方法是，將作為心律不齊的先兆的旋轉波驅使到通往不可興奮的組織的旁路上并使它們衰減掉。
由M.Sblomonow,E.Eldred,J.Lyman和J.Foster發表于《AmericanJournal of Physical Medicine》Vol.62,No.2.pp.71-82(1983年4月)的“通過間接的高頻刺激控制肌肉收縮力”一文描述了一個通過改變作用于肌肉的500HZ電刺激脈沖的不同參數來控制骨骼肌收縮的方法，該文被本文引作參考。
由Joseph D.Bronzino所編、并由IEEE出版社/CRC出版社于1995年出版的“生物醫學手冊”第82.4章第1288頁描述了用精確定時的亞閾值刺激在多個位置同步刺激并在心動過速病灶位置以較高能量進行起搏，以防止心動過速。然而，該書寫出時，這些方法都還沒經過實踐檢驗。另外，還描述了一種雙相除顫方案并從理論上歸納出，憑借相位變化時的較大的電壓變化或通過所述雙相波形所產生的組織超極化及鈉通道的再次激活，所述雙相除顫方案就能更為有效。
由Windle JR,Miles WM,Zipes DP和Prystowsky EN發表于《AmericanJournal of Cardiology》,Vol.57,No.6,pp.381-386(1986年2月)的“亞閾值條件刺激延長人心室的不應性”一文描述了一個研究，在該研究中，在期前刺激之前施加亞閾值刺激并有效地阻斷了期前刺激使其不產生早搏作用，其機制是延長右心室心組織的不應期時間。該文被本文引作參考。
由Fromer M和Shenasa M發表于《Journal of the American Collage ofCardiology》,Vol.20,No.4,pp.879-883(1992年10月)的“超速亞閾值刺激用于終止房室結再入式心動過速”一文描述了一個研究，在這個研究中將一串亞閾值刺激不同步地施加在靠近再入回路的區域，并由此終止心律不齊。亞閾值刺激被描述為對傳導既有抑制作用又有促進作用。另外，亞閾值刺激被描述為可以降低興奮性閾值，甚至還可能引起動作電位。
由Skale B,Kallok MJ,Prystowsky EN,Gill RM和Zipes DP發表于《Journal of the American Cillage of Cardiology》,Vol.6,No.1,pp.133-140(1985年7月)的“用亞閾值條件刺激對心室的期前多余刺激進行抑制”一文描述了一個動物研究，在該研究中，將一串持續時間1毫秒的脈沖在期前刺激之前2毫秒時施加于心室，抑制心室對期前刺激的響應，用一高頻脈沖串對響應時間的延時(152msec)比用單脈沖(20msec)要長得多。心室搏動與脈沖串之間的延時為75毫秒。但是，所述的亞閾值刺激只有當它被施加在與期前刺激相同位置上時才具有這個作用。文中建議用這種亞閾值刺激來防止或終止心動過速，但應注意到這個建議受到該技術的空間局限性的限制。該文被本文引作參考。
Yokoyama M發表于《Japanese Heart Joural》Vol.17,No.3,pp.35-325(1976年5月)的“與亞閾值刺激的強度相關的超常興奮的相位”一文描述了改變亞閾值刺激的幅度對超常興奮的作用。當刺激的幅度增大時，超常興奮相位的長度增加。該文被本文引作參考。
本發明的一些方面的一個目的是提供一個在原位置局部控制心肌細胞電活動和/或機械活動的方法。優選地，是施加連續控制。或者，也可以是施加不連續的控制。更加優選地，所述控制可以在各心動周期之間不斷變化。電控制的一個例子是通過對細胞外施加負電壓來縮短肌纖維的不應期時間。也可以通過在細胞外部保持一個足夠大的正電壓，使興奮信號不能對細胞膜進行充分的除極化，來完全阻斷細胞的再動作。機械控制的一個例子包括提高或降低收縮的強度及收縮的時程。這一點可以通過跨細胞施加非興奮電壓電位，來延長或縮短所述平臺期和/或動作電位持續時間的長度的方法來實現。收縮強度的增加可以包含由肌纖維達到的收縮峰值力的增加，也可以為通過使各獨立的纖維收縮同步實現的平均收縮力的增加，還可以包括峰值強度時間的改變。
應該認識到，本發明的一些方面是與起搏器的工作和除顫器的工作都不同的。起搏器對多個心動周期施加興奮電場，而除顫器則不對多個心動周期重復施加其電場，因為所述除顫電流對心臟收縮有破壞作用。實際上，除顫電流的主要作用是通過強制的方式將大多數心臟組織置于不應期狀態而將心臟復位到同步狀態。還有，除顫電流要比起搏電流強幾個數量級。本發明的一些實施例的一個特殊的方面是，心臟的正常活動是不會受到破壞的，而在足夠數量的心動周期內通過改變心肌細胞的一些節段的反應性參數，心臟的活動是受控制的。
在本發明的一些方面中，除了根據本發明受控制之外，心臟是可以人工起搏的，就起搏而言，心臟的活動周期是正常的。例如，當對心臟施加局部控制時，心臟的其它部分的活動不受影響。
在本發明的一些方面中，所述控制開始于對例如纖顫發作或不同形式心律不齊的發作一類的非正常的心臟活動的響應。但是在本發明的其它方面中，所述控制開始于對心輸出量所需要的增加或其它長期效果的響應，例如減少心室纖顫(VF)的可能性或增加冠脈血流。
除顫、起搏和本發明的某些實施例之間的另一個不同在于，起搏和除顫是作為影響整個心臟(或者至少是整個腔室)的技術來應用的，而本發明的某些實施例，例如柵格(將在下面描述)，則應用于心臟的局部(也可大至整個腔室)，目的在于只影響局部活動。還有，本發明的某些實施例與除顫之間的另一個不同之處是施加于心臟肌肉的能量。對于除顫，典型的電場強度是0.5焦耳(在前面所列的“家兔心臟中除顫強度電擊延長除極時間和不應期長度的光學記錄”一文中被認為是足以使不應期中組織興奮的)，而在本發明的各個實施例中，所施加的場強在50至500毫焦耳之間，這種場強在不應期內的組織中是不會引發動作電位的。
本發明的某些方面的另一個目的是提供一套完整的心臟控制體系，其中特別包括，對心臟的起搏速率，不應期，傳導速度以及機械力進行控制。除了心率以外，這些參數中的每一個都能夠局部地得到控制，即，可以僅在一段心肌中對每個參數進行控制。值得注意的是，也可以對心率進行局部控制，特別是通過采用將心臟的不同節段彼此分隔開的柵格來進行局部控制，但是，在多數情況下，這對心臟的泵效應是有損害的。
在本發明的一個優選實施例中，一段心肌的電的和/或機械的活動是通過外加一個橫穿該節段的非興奮性電場(電壓)或電流來控制的。一個非興奮性的信號可能引起現有的動作電位發生改變，但它不會引起如起搏器引發的那一類傳導性的動作電位。動作電位的改變可以包括平臺期的延長，不應期的延長，平臺后期復極化的縮短和其它的動作電位形態的變化。然而，非興奮性信號可能作用于一個較晚的動作電位，例如，它可能延遲這種電位或促進它開始。另一種形式的非興奮性信號是一電壓，它不會在其所施加的心肌細胞上引起一個新的收縮。通過施加相反極性的電壓可以避免動作電位的發生，所述的電壓是在細胞和/或其周圍細胞對其不敏感時施加的，或所述電壓的幅度足夠小，而不足以在這個期間將所述細胞除極至產生新的動作電位。
這種控制可以選擇性地與對心臟施加興奮信號的起搏器共同使用。在本發明的一個優選實施例中，一個起搏器(或一個除顫器)中包括一個控制器，該控制器依照本發明的至少一個實施例進行工作。起搏器與控制器可以共用一個電池、一個微控制器，傳感器，還可能共用電極。
在本發明的另一個優選實施例中，用柵格來治療心律不齊和纖顫。柵格就是利用電場使其暫時失活的一些心肌段。在一個例子中，是通過在內部進行柵格的方法將興奮信號從竇房結導向房室結來治療心房纖顫的。在另一個例子中，通過多個不正確的興奮信號，以使只有一個興奮通路導通，來抑制纖顫。在又一個例子中，治療室性心動過速或纖顫的方法是，利用電場將心臟劃分為獨立的段并以心臟的正常活動順序使上述柵格活動，所以最多只有一個心臟節段被提早激活。
在本發明的另外一個優選實施例中，利用電場將肌肉質量進行重分配。通常，改變心肌的一個節段上的負荷可激發其適應機制，該機制可以隨時間改變所述節段的肌肉質量。根據本發明的一個優選實施例，可以利用施加電場方法，通過增加或減少所述節段的動作電位平臺期的持續時間來實現所述負荷的改變。可選地或另外地，根據本發明的一個優選實施例，通過改變所述心臟節段的活動時間和/或它的活動順序，也可以間接地改變所述負荷。進一步另外可選擇地，可通過直接控制一個心臟節段的收縮性能來改變所述負荷。
在本發明的又一個優選實施例中，通過改變所述心臟活動的順序和/或通過改變心臟的一些節段的平臺期的持續時間和/或通過改變它們的收縮性能來優化所述心臟泵的操作。
在本發明的又一個優選實施例中，通過對心臟的一個節段，優選是左心室，施加一個非興奮性電場來改變心輸出量，優選是提高心輸出量。優選地，心輸出量，特別是左心室輸出量提高的程度是通過改變被施加電場的所述心臟節段的大小來控制的。可選地或另外地，改變所述電場的強度。可選地或另外地，改變所述脈沖的時序。可選地或另外地，改變所述脈沖的持續時間、形狀或頻率。心輸出量的提高可以包括峰值流速的提高，流量的提高，平均流速的提高，或可以包括流動輪廓的改變，如所述血流峰值的移位，它可以改善身體器官的整體血液利用率。
在本發明的另外一個優選實施例中，通過對所述心臟的一個節段，優選為左心室，施加一個非興奮性電場來改變改善后的心室壓力，優選為增加該壓力。優選地，心輸出量的增加程度是通過改變被施加這個電場的所述心臟節段的大小來控制的。可選地或另外地，改變所述電場的強度。可選地或另外地，改變所述脈沖的時序。可選地或另外地，改變所述脈沖的持續時間。可選地或另外地，改變所述脈沖的波形。可選地或另外地，改變所述脈沖的頻率。壓力的提高可以包括峰值壓力的提高，可以是平均壓力提高，或可以包括壓力輪廓的改變，如所述峰值壓力的移位，它可以改善所述收縮性能。
根據本發明的另一個優選實施例，通過對心臟的至少一個節段施加非興奮性電場，可提高心臟的后負荷，因而可改善冠脈血流。
根據本發明的另一個優選實施例，不同的心臟參數可通過固有的心臟反饋機制來控制。在一個例子中，心率是通過給位于竇房結的或接近于竇房結的心臟的起搏細胞施加一個非興奮電壓來控制的。優選地，通過施加所述非興奮性電場使心率加快。
在本發明的一個優選實施例中，將一個單個場施加在心臟的一大段上。優選地，是在收縮開始后以一個時間延時來施加所述的場。優選地，所述非興奮場在所述收縮完成一半之前停止，以降低纖顫的機會。
在本發明的另一個優選實施例中，對所述心臟的多個節段進行控制，每個段都用不同的非興奮性電場控制。優選地，每個電場都與局部活動同步或與如收縮初始之類的其它參數同步。本發明的進一步優選的實施例考慮了心臟的結構。心臟肌肉通常分層排列，每一層具有一個(不同的)肌肉纖維取向。在本發明的這個實施例中，針對不同的肌肉纖維取向，最好是施加具有不同的取向和/或極性的電場。
在本發明的一個優選實施例中，這個考慮了肌肉纖維取向的技術可被應用于引起局部除顫的電場。這些電場的目的可以是延遲心臟的某些限定節段的復極化，因而產生一種柵格。
因此，根據本發明的一個優選實施例，提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個延時向所述部分施加具有一給定持續時間的一個非興奮性電場，該電場導致收縮力至少增強5％。
優選地，所述力能被增強一更大的百分比，例如至少10％、30％或50％。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個少于70毫秒的延時向所述部分施加具有一給定持續時間的一個非興奮性電場。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個延時向所述部分施加具有一給定持續時間的一個非興奮性電場，該電場導致所述腔室內的壓力至少增加2％。
優選地，所述壓力能被增加一更大的量，例如至少10％或20％。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個延時向所述部分施加具有一給定持續時間的一個非興奮性電場，所述腔室具有一個血流量并且所述血流量至少增加5％。
優選地，所述血流量能被增加一個更大的量，例如至少10％或20％。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個延時向所述部分施加具有一給定持續時間的一個非興奮性電場，所述腔室具有一個血流速率，因而使所述血流速率至少增加5％。
優選地，所述血流速率能被增加一個更大的量，例如至少10％或20％。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個非興奮性電場，所述的電場具有一段給定的持續時間，所述的給定的持續時間至少為101毫秒，但不能比心動周期的長度更長。優選地，所述持續時間更長一些，例如至少為120毫秒或150毫秒。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一段給定持續時間的非興奮性電場，其中，所述的腔室的所述部分具有一個內表面和一個外表面，所述的電場被施加在所述的內表面和所述的外表面之間。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一段給定持續時間的非興奮性電場，其中，所述的腔室的所述部分具有一個內表面和一個外表面，所述的電場是沿著所述的外表面施加的。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟
提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一段給定持續時間的非興奮性電場，其中，所述的腔室的所述部分具有一個內表面，一個外表面以及一個肌內的部分，所述的電場被施加在所述的肌內部分和所述的至少一個表面之間。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一段給定持續時間的非興奮性電場，其中，所述的電場被施加在一個單個電極和一個植入裝置的外殼之間。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及利用浮在心臟中的一個電極，在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一段給定持續時間的非興奮性電場。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一段給定持續時間的非興奮性電場；其中，所述的電場是利用至少兩個電極施加的，并且所述的至少兩個電極至少相距2厘米。
在本發明的一些優選實施例中，這些電極至少相距4厘米或9厘米。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟
提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一段給定持續時間的非興奮性電場，其中，所述的電場是利用至少兩個電極施加的，并且所述的至少兩個電極中的一個電極位于所述心臟的一個腔室的底部，另一個電極位于所述心臟的一個腔室的頂部。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一段給定持續時間的非興奮性電場，其中，所述的電場是利用至少三個電極施加的，并且施加一個非興奮性的電場包括以下步驟對所述的至少三個電極中的第一對電極通電；以及接著對所述的至少三個電極中的第二對電極通電。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一段給定持續時間的非興奮性電場，其中，所述的電場是利用放置在對象體外的至少兩個電極施加的。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一段給定持續時間的非興奮性電場，其中，所述的電場至少部分地抵消在所述的心臟腔室的至少一個部分中的電離子流。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；在所述活動后以一個延時向位于兩個位置之間的所述部分施加一個具有一段給定的持續時間的非興奮性電場；以及檢測在所述的兩個位置之間的一個點上的一種活動。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；在所述活動后以一個延時向位于兩個位置之間的所述部分施加一個具有一段給定的持續時間的非興奮性電場；以及檢測在與所述的兩個位置中的一個位置重合的一個點上的一種活動。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；在所述活動后以一個廷時向位于兩個位置之間的所述部分施加一個具有一段給定的持續時間的非興奮性電場；檢測在一個點上的一種活動；以及根據所檢測到的活動估計所述的部分上的活動。
優選地，所述的檢測包括檢測一段ECG的一個參數值，而所述的估計則包括在與所述的參數值相關聯的一個延時值的基礎上估計延時。
優選地，所述的點位于心臟中的一個與施加了電場的腔室不同的腔室中。
優選地，所述的點實質上是位于所述的部分所處在的腔室中的一個最早被激活的點。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一段給定的持續時間的非興奮性電場；向所述的腔室中的一個第二部分施加一個第二非興奮性電場。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了根據權利要求36的一種方法，其中所述的第二電場是與所述的非興奮性電場在同一個心動周期中施加的。
優選地，每個部分具有各自的活動，施加電場的動作是與所述的這些活動同步的。
優選地，第二電場對心臟所產生的效果與所述的非興奮性電場所產生的效果不同。
優選地，在一個不同的心動周期中，只施加第二非興奮性電場。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；對所述的部分上的所述的活動作出估計；以及在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一段給定的持續時間的非興奮性電場。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一段給定的持續時間的非興奮性電場；在一些以后的心搏期間反復施加所述的非興奮性電場，所述的心搏中至少有一部分是不連續的。
優選地，所述的方法包括逐漸降低在反復施加電場的過程中跳過一些心搏的頻率的步驟。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一段給定的持續時間的非興奮性電場，其中，所述的部分具有一定尺寸；以及在兩次心搏之間改變對其施加電場的所述部分的尺寸。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；用與所述的活動同步的光照射所述的部分；以及在一段比1000個心動周期短的時間內，至少在100個心動周期上重復進行照射。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；用與所述的活動同步的射頻輻射對所述的部分進行輻射；以及在一段比1000個心動周期短的時間內，至少在100個心動周期上重復進行輻射。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；在一段時間內隨著所述的活動改變所述的部分的肌纖維中的鈣離子的可利用率，所述的一段時間包括在所述的活動之后的一段少于70毫秒的時間。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；在一段時間內根據所述的活動改變所述的部分的肌纖維中的鈣離子的轉運速率，所述的一段時間包括在所述的活動之后的一段少于70毫秒的時間。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；以與所述的活動同步的方式改變所述的部分中的兒茶酚胺的可利用率。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟的至少一部分的活動模式的方法，包括以下步驟描繪出所述的部分的活動模式圖；確定在所述的活動模式中的所需要的變化；以及利用一個非興奮性的電場改變所述的部分的一個非心率失常節段的傳導速度，由此實現所需要的變化。
在本發明的一個優選實施例中，所需要的變化是一個房室間期，所述的改變包括改變一個房室結與至少一個心室之間的浦肯野(purkinje)纖維的傳導速度。
在本發明的一個優選實施例中，所述的活動是所述的部分中的一個平均的活動。
在本發明的一個優選實施例中，所述的活動是一個最早的活動。
在本發明的一個優選實施例中，所述的活動是一種機械活動。
在本發明的一個優選實施例中，所述的活動是一種電活動。
在本發明的一個優選實施例中，所述的部分由一些子部分組成，每個子部分具有其各自的活動，施加電場指的是以相對于每個子部分的各自活動的一個延時向所述的子部分施加電場。
在本發明的一個優選實施例中，施加一個非興奮性的電場的步驟包括驅使一個電流通過所述的心肌段。優選地，所述的電流小于20mA。在本發明的一些優選實施例中，所述的電流小于8mA、5mA、3mA。優選地，所述的電流至少為0.5mA。在一些實施例中至少為1或3mA。
在本發明的一個優選實施例中，所施加的電場的持續時間在10和140毫秒之間。在另一些優選實施例中，所述的持續時間在20和100毫秒之間，或者在60和90毫秒之間。
在本發明的一個優選實施例中，所述的延時小于70毫秒。在另一些優選實施例中，所述的延時小于40、20、5或1毫秒。在一些實施例中，所述的延時基本上等于0。
在本發明的一個優選實施例中，所述的延時至少為1毫秒。在另一些優選實施例中，所述的延時可以大于3、7、15或30毫秒。
在本發明的一個優選實施例中，所述的電場具有一個指數形的時間包絡。在其它一些實施例中，所述的電場具有一個正方形的、三角形的、斜坡形的或雙相的時間包絡。優選地，所述的電場為一個交流電場，并且最好具有一個正弦波形的、鋸齒形的或方波形的時間包絡。
在本發明的一個優選實施例中，所述的腔室的所述部分具有一個內表面和一個外表面，所述的電場是沿著所述的內表面施加的。
在本發明的一個優選實施例中，所述的腔室的所述部分具有一個法向的傳導方向，所述的電場是沿著所述的法向傳導方向施加的。
在本發明的一個優選實施例中，所述的腔室的所述部分具有一個法向的傳導方向，所述的電場是沿著與所述的法向傳導方向垂直的方向施加的。
在本發明的一個優選實施例中，所述的電場施加于至少兩個電極之間。優選地，這些電極至少相距2厘米。在一些實施例中，這些電極至少相距4或9厘米。
所述的腔室可以是左心室、左心房、右心室或右心房中的任何一個。
本發明的一個優選實施例包括對心臟進行起搏。優選地，施加電場與所述的起搏同步進行。
在本發明的一個優選實施例中，所述的方法包括計算在起搏的基礎上的延時。
在本發明的一個優選實施例中，所述的方法包括檢測在一個點上的一個特定的活動。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟的至少一部分的活動模式的方法，包括以下步驟描繪出所述的部分的活動模式圖；確定在所述的活動模式中的所需變化；以及阻斷所述部分的至少一個節段的所述活動，以實現所需要的變化，其中，所述的節段不屬于心臟中的折返電路的一部分或心律不齊病灶的一部分。
在本發明的一個優選實施例中，所述的被阻斷的節段是一個局部缺血段。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟的至少一部分的活動模式的方法，包括以下步驟描繪出所述的部分的活動模式圖；確定在所述的活動模式中的所需變化；以及改變所述的部分中的至少一個節段的不應期，以實現所需要的變化，其中，所述的節段不屬于心臟中的折返電路的一部分或心律不齊病灶的一部分。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟的心率的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟上具有一個主動的自然起搏區域；以及向所述的區域施加一個非興奮性電場。
優選地，所述的電場使得在所述的區域上的動作電位的持續時間延長。
優選地，所述的方法包括延長右心房上的一個重要部分的不應期的步驟。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種減少一個心臟的一個腔室的輸出量的方法，包括以下步驟確定所述的腔室的至少一個部分的最早的活動，所述的部分不屬于心臟中的一個異常傳導通路的一部分；以及向所述的部分施加一個非興奮性的電場。
優選地，在所述的部分的活動之前施加所述的電場。
優選地，所述的電場使所述的部分對一個興奮信號的反應性降低。
優選地，所述的電場使所述的部分對一個興奮信號的靈敏度降低。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種減少一個心臟的一個腔室的輸出量的方法，包括以下步驟確定所述的腔室的至少一個部分的一種活動并確定通往所述的至少一個部分的傳導通路；以及利用一個局部地施加的非興奮性電場，以可逆的方式阻斷所述的傳導通路。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種減少一個心臟的一個腔室的輸出量的方法，包括以下步驟確定所述的腔室的至少一個部分的一種活動并確定通往所述的至少一個部分的傳導通路，所述的部分不屬于心臟中的一個異常傳導通路的一部分；以及利用一個局部地施加的非興奮性電場，以可逆的方式降低在所述的傳導通路中的傳導速度。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了進行心臟手術的一種方法，包括以下步驟利用一個非興奮性的電場阻斷傳導至所述的心臟的至少一個部分的電活動；以及在所述的部分上進行外科手術。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了進行心臟手術的一種方法，包括以下步驟利用一個非興奮性的電場降低所述的心臟的至少一個部分對一個興奮信號的靈敏度；以及在所述的部分上進行外科手術。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種控制心臟的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟具有一個左心室和一個右心室；選擇性地以可逆的方式增加所述的兩個心室中的一個心室相對于另一個心室的收縮性。
優選地，所述的選擇性地以可逆的方式增加所述的兩個心室中的一個心室相對于另一個心室的收縮性的步驟包括對所述的一個心室的至少一部分施加一個非興奮性電場的步驟。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種控制心臟的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟具有一個左心室和一個右心室；選擇性地以可逆的方式降低所述的兩個心室中的一個心室相對于另一個心室的收縮性。
優選地，所述的選擇性地以可逆的方式降低所述的兩個心室中的一個心室相對于另一個心室的收縮性的步驟包括對所述的一個心室的至少一部分施加一個非興奮性電場的步驟。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了對心臟的一個因異常的低興奮閾值而誘發心律不齊的節段進行治療的一種方法，包括以下步驟識別出所述的節段；以及向所述的節段施加一個減敏性的電場，使所述的興奮閾值增加到一個正常值范圍。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種改變一個心臟的至少一部分的活動模式的方法，包括以下步驟確定在所述的活動模式中的所需變化；以及以可逆的方式阻斷興奮信號在心臟的多個延長的柵格部分上的傳導，以實現所需要的變化。
優選地，對傳導的阻斷導致在心臟的所述部分中產生多個與外部活動隔離的節段。優選地，所述的隔離的節段中的至少一個包含一個心律不齊的病灶。優選地，所述的隔離的節段中的至少一個不包含心律不齊的病灶。
優選地，所述的方法包括對所述的多個隔離的節段中的至少兩個進行逐個地起搏的步驟。
優選地，對傳導的阻斷限制了活動波前沿著異常通路的傳送。
優選地，以可逆的方式阻斷傳導包括與心動周期同步地以可逆的方式阻斷興奮信號的傳導，以便阻斷異常的興奮信號。
在本發明的一個優選實施例中，以可逆方式阻斷傳導包括與心動周期同步地以可逆的方式阻斷興奮信號的傳導，以便使正常的興奮信號通過。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種治療心臟的異常活動的方法，包括以下步驟檢測一個異常的活動狀態；以及按照上述的方法改變所述心臟的活動，以中止所述的異常活動情況。
在本發明的一個優選實施例中，所述的異常情況是纖顫。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種控制心臟的方法，包括以下步驟確定至少一個心臟活動性參數的預期取值范圍；以及控制心臟中的至少一個局部收縮力，以便將所述的參數維持在預期的范圍內。
優選地，所述的控制包括控制心率。
優選地，所述的控制包括控制一個局部傳導速度。
優選地，所述的參數以一個小于10分鐘的時間常數對所述的控制產生響應。或者，它以一個超過一天的時間常數產生響應。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種控制心臟的方法，包括以下步驟確定至少一個心臟活動性參數的一個預期取值范圍；利用一個具有至少一個特性的非興奮性電場控制心臟的至少一個部分，以便將所述的參數維持在預期的范圍內；以及隨著心臟對電場的反應的減弱而改變所述的至少一個特性。
優選地，所述的特性是電場的強度。或者，它是電場的持續時間，電場的頻率或者電場的波形。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種對心臟梗塞尚未痊愈的病人進行治療的方法，包括利用上述的任何一種方法進行治療，直到所述的梗塞痊愈的步驟。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種對具有一個心臟的病人進行治療的方法，包括以下步驟提供一個病人，該病人的心臟中有尚未痊愈的梗塞；以及利用上述的任何一種方法進行治療，直到所述的心臟達到穩定狀態。
在本發明的一個優選實施例中，施加非興奮性的電場指的是在3至5000次心搏之間施加非興奮性電場。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種用于控制心臟的裝置，包括一些電極，適合用于施加一個橫穿心臟的至少一部分的電場；一個電源，該電源使這些電極在一段小于50000個心動周期的時間內通電至少100次，電極的每次通電都產生一個具有給定的持續時間非興奮性電場。
優選地，在一段小于50000個心動周期的時間內通電至少1000次。還可以在一段小于20000個心動周期的時間內通電至少1000次或在一段小于5000個心動周期的時間內通電至少1000次。
優選地，在1秒鐘內施加電場的次數小于10次。
在本發明的一個優選實施例中，所述的電源使所述的電極在所述的時間內通電至少2000次。在一些優選實施例中，所述的電源使所述的電極在所述的時間內通電至少4000次。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種用于控制心臟的裝置，包括一些電極，適合用于施加一個橫穿心臟的至少一部分的電場；一個電源，該電源使這些電極通電，通過電極的通電產生具有一段給定的持續時間的非興奮性電場。
其中，至少有一個電極適合于覆蓋心臟上的一個大于2cm2的區域。
優選地，至少有一個電極適合于覆蓋心臟上的一個大于6或9cm2的區域。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種用于控制心臟的裝置，包括至少一個單極的電極，適合用于對心臟的至少一部分施加一個非興奮性的電場；以及一個電源，該電源使這些電極通電，產生一個非興奮性電場。
優選地，所述的裝置具有一個外殼，該外殼作為一個第二電極被通電。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種用于控制心臟的裝置，包括一些電極，適合用于施加一個橫穿心臟的至少一部分的電場；以及一個電源，該電源使這些電極通電，通過電極的通電產生具有一段給定的持續時間的非興奮性電場，其中，電極之間的距離至少為2cm。
在本發明的一個優選實施例中，所述的距離至少為4或9cm。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種用于控制心臟的裝置，包括至少三個電極，適合用于施加一個橫穿心臟的至少一部分的電場；以及一個電源，該電源使這些電極通電，通過電極的通電產生具有一段給定的持續時間的非興奮性電場，其中，所述的電極可以選擇性地以兩種方式通電，在第一種方式中，兩個電極被通電，而在第二種方式中，兩個不全與第一種方式中的兩個電極相同的電極被通電。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種用于控制心臟的裝置，包括一些電極，適合用于施加一個橫穿心臟的至少一部分的電場；一個用于檢測一種局部活動的傳感器；以及一個電源，該電源響應于所檢測到的局部活動而使這些電極通電，通過電極的通電產生具有一段給定的持續時間的非興奮性電場。
優選地，所述的傳感器檢測所述部分的一種機械活動。
優選地，所述的傳感器適合用于檢測在至少一個電極所處在的位置上的活動。
優選地，所述的傳感器適合用于檢測在右心房的活動。
優選地，所述的傳感器適合用于檢測在所述的電極之間的活動。
優選地，所述的傳感器對心臟的包括所述部分的一個腔室中的最早的活動進行檢測，所述的電源響應于所述的最早的活動而安排所述的通電操作的時間。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種用于控制心臟的裝置，包括一些電極，適合用于施加一個橫穿心臟的至少一部分上的一些細長的節段的電場；以及一個電源，該電源使這些電極通電，通過電極的通電產生一個非興奮性電場。
優選地，所述的電極是一些至少有1厘米長的細長電極。在另一些實施例中，它們至少為2或4厘米長。優選地，所述的節段的寬度小于0.3厘米。在一些實施例中，它們的寬度小于0.5,1或2厘米。
優選地，所述的電源使這些電極在一段小于5000個心動周期的時間內以一個至少為20毫秒的給定持續時間通電至少1000次。
在本發明的一些優選實施例中，所述的這些細長的節段將心臟分成至少兩個在心臟中電隔離開的節段。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種用于控制心臟的裝置，包括一些電極，適合用于施加一個橫穿心臟的至少一部分的電場；
一個電源，該電源使這些電極通電，通過電極的通電產生一個具有一段給定的持續時間的非興奮性電場；以及一個電路，用于測定在所述的部分中的一個點上的一種活動，其中，所述的電源響應于所檢測到的活動而使電極通電。
優選地，在其中一個電極所處位置上的一種活動之后以一段給定的延時施加所述的電場，優選地，所述的延時小于70毫秒。
在本發明的一個優選實施例中，所述的電場是在其中一個電極所處位置上的一種活動之前施加的。在本發明的各個不同的實施例中，所述的電場是在所述的活動之前大于30，50或80毫秒的時間上施加的。
優選地，所述的電路包括一個檢測活動的活動傳感器。可選地，或者附加地，最好是在心臟的一個不同于包括所述部分的腔室的腔室的活動的基礎上計算所述的活動。
優選地，所述的裝置包括一個存儲器，所述的存儲器存儲用于計算與所檢測的ECG的至少一個參數的值有關的一個延時的值。優選地，所述的參數是心率。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種用于控制心臟的裝置，包括一些電極，適合用于施加一個橫穿心臟的至少一部分的電場；一個電源，該電源使這些電極通電，通過電極的通電產生一個具有一段給定的持續時間的非興奮性電場；一個傳感器，用于檢測心臟活動性的一個參數；以及一個控制器，用于控制電極的通電，以將所述的參數維持在一個數值范圍內。
所述的裝置最好還包括一個存儲器，用于存儲心臟中的電活動的地形圖，所述的控制器利用所述的地形圖來確定所需要的通電操作。
所述的裝置最好還包括一個存儲器，用于存儲心臟中的電活動的模型，所述的控制器利用所述的模型來確定所需要的通電操作。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種用于控制心臟的裝置，包括一些電極，適合用于施加一個橫穿心臟的至少一部分的電場；一個電源，該電源使這些電極通電，通過電極的通電產生一個具有一段給定的持續時間的非興奮性電場；
一個控制器，所述的控制器用于測定心臟對于所述的電極的通電的反應。
優選地，所述的控制器在所測得的反應的基礎上改變所述的通電操作。優選地，所述的裝置包括一個用于存儲所測得的反應的存儲器。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種用于控制心臟的裝置，包括一些電極，適合用于施加一個橫穿心臟的至少一部分的電場；一個電源，該電源使這些電極通電，通過電極的通電產生一個具有一段給定的持續時間的非興奮性電場；以及一個用于起搏心臟的起搏器。
優選地，所述的起搏器和所述的裝置的其余部分被裝在同一個機殼中。
優選地，所述的起搏器和所述的裝置的其余部分使用共同的刺激電極。優選地，所述的起搏器和所述的裝置的其余部分共用一個電源。
優選地，所述的非興奮性電場與所述的起搏器同步。
優選地，所述的電極利用一個單個脈沖通電，所述的單個脈沖將起搏電場和非興奮性電場結合起來。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種用于控制心臟的裝置，包括一些電極，適合用于施加一個橫穿心臟的至少一部分的電場；以及一個電源，該電源使這些電極通電，通過電極的通電產生一個具有一段給定的持續時間的非興奮性電場；其中，所述的電極中至少有一個被安裝在一個導管上。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種用于控制心臟的裝置，包括一些電極，適合用于施加一個橫穿心臟的至少一部分的電場；以及一個電源，該電源使這些電極通電，通過電極的通電產生一個具有一段給定的持續時間的非興奮性電場；其中，所述的電極適合于在體外應用。
優選地，所述的裝置包括一個體外起搏器。
優選地，所述的裝置包括一個ECG傳感器，電極的通電與所述的傳感器是同步的。
在本發明的一個優選實施例中，所述的電場的所述持續時間至少為20毫秒。在另一些實施例中，所述的持續時間至少為40,80或120毫秒。
在本發明的一個優選實施例中，一個電流被驅動通過位于兩個電極之間的所述的部分。
優選地，所述的裝置包括至少另外兩個電極，所述的另外兩個電極被所述的電源通電，施加一個橫穿所述心臟的一個第二部分的非興奮性電場。優選地，所述的裝置包括一個控制器，用于協調裝置中的所有電極的通電。
優選地，通過所述的電極的峰值電流小于20毫安。在一些實施例中，小于10,5或2毫安。
在本發明一些優選實施例中，所述的電極適合于基本上與心臟相接觸。
優選地，所述的電場具有指數形、三角形或正方形的波形。所述的電場可以是單極的或雙極的。所述的電場可以具有恒定的強度。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種用于心臟的光學控制裝置，包括至少一個可植入的光源，用于在一段小于5000個心動周期的時間內至少為1000個心動周期產生光脈沖；以及至少一個波導，用于將非損傷性強度的光從所述的光源傳送到所述的心臟上的一個點上。
優選地，所述的至少一個光源是多個光源，每個光源附屬于心臟上的一個不同的點。
優選地，所述的波導是一條光纖。
優選地，所述的光源是一種單色光源。
在本發明的一個優選實施例中，所述的裝置包括一個傳感器，用于檢測所述心臟的至少一個部分上的活動，其中，所述的光源以與所檢測到的活動同步的方式發出脈沖光。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了對用于一個具有一個心臟的對象的可編程控制器進行編程的一種方法，包括以下步驟確定適合于利用非興奮性電場控制心臟的脈沖參數；以及利用所述的脈沖參數對所述的控制器進行編程。
優選地，確定脈沖參數包括確定所述的脈沖相對于一種心臟活動的時序。
優選地，所述的心臟活動是一種局部活動。
優選地，確定一個時序是確定不包括心臟中的纖顫的時序。
優選地，確定一個時序是確定不誘發心臟中的心律不齊的時序。
優選地，確定一個時序是確定基于心臟的一個活動模式圖的時序。
優選地，確定一個時序包括計算相對于所檢測到的一種活動的延時。
優選地，控制所述的心臟包括改變所述心臟的收縮性。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種用于確定利用非興奮性電場控制心臟的至少兩個單獨的電極的最佳放置方式的方法，包括以下步驟確定所述心臟的至少一個部分的活動模式；以及在所述的活動模式的基礎上確定所述的電極在所述的部分中的最佳放置方式。
優選地，所述的方法包括確定一個活動傳感器相對于所述電極的所述放置方式的最佳位置。
優選地，所述的控制包括改變所述的收縮性。
優選地，所述的控制包括在心臟中生成一些不傳導的細長節段。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種用于確定一個非興奮性的、可重復施加到心臟上的脈沖的時間參數的方法，包括以下步驟利用一個第一延時施加一個非興奮性脈沖；確定所述的脈沖是否會在所述的心臟中引發一種非正常的活動模式；以及如果所述的脈沖不引發心臟中的異常活動，則利用一個比第一延時短的第二延時重復施加一個非興奮性的電場。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種用于確定一個非興奮性的、可重復施加到心臟上的脈沖的時間參數的方法，包括以下步驟利用一個第一延時施加一個非興奮性脈沖；確定所述的脈沖是否會在所述的心臟中引發一種異常的活動模式；以及如果所述的脈沖不引發心臟中的異常活動，則利用一個比第一延時長的第二延時重復施加一個非興奮性的電場。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了對用于一個心臟的可編程控制器進行編程的一種方法，包括以下步驟利用多個非興奮性的電場序列控制心臟；確定心臟對于每個所述的序列的響應；以及響應于所述心臟對于所述的非興奮性序列的響應而對所述的控制器進行編程。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了用于控制癲癇發作的一種方法，包括以下步驟檢測腦組織中的癲癇發作；以及向所述的腦組織施加一個非興奮性的電場，以衰減某種信號在所述的組織中的傳導。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了用于控制外周神經中的神經信號的一種方法，包括以下步驟選擇一個神經；以及向所述的神經施加一個非興奮性的電場，以衰減神經信號在所述的神經中的傳導。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了用于控制具有一個腔室的心臟的一種方法，包括以下步驟向一個腔室的一個第一部分施加一個非興奮性的電場，使所述的第一部分的收縮力減弱；以及向一個腔室的一個第二部分施加一個非興奮性的電場，使所述的第二部分的收縮力增強。心搏。任選地或附加地，所述的延時至少為0.5或1毫秒，優選3毫秒，優選7毫秒，還可優選30毫秒。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了用于控制心臟的一種方法，包括確定至少一個心臟活動性參數的預期數值范圍以及對心臟中的至少一個局部收縮和一個局部傳導速度進行控制以便將所述的參數維持在所述的預期范圍內。
優選地，所述的參數以一個小于10分鐘的時間常數響應所述的控制，或者，所述的參數以一個介于10分鐘至6小時之間的時間常數響應所述的控制，或者，所述的參數以一個介于6小時至一天之間的時間常數響應所述的控制，或者，所述的參數以一個介于一天至一周之間的時間常數響應所述的控制，或者，所述的參數以一個介于一周至一個月之間的時間常數響應所述的控制，或者，所述的參數以一個大于一個月的時間常數響應所述的控制。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了用于控制心臟的一種方法，包括確定至少一個心臟活動性參數的預期數值范圍，以及利用一個具有至少一個特性的非興奮性電場對心臟的至少一個部分進行控制以便將所述的參數維持在所述的預期范圍內，以及響應于所述的心臟對所述的電場的反應的減弱而改變所述的至少一個特性。優選地，所述的特性是電場的強度。任選地或附加地，所述的特性是電場的持續時間、時序、波形以及頻率這幾個特性中的一個或多個。
在本發明的另一個優選實施例中，所述的裝置包括一個用于檢測一個心臟活動性參數的傳感器以及一個用于控制所述電極的通電以便將所述的參數維持在一個預定的數值范圍內的控制器。優選地，所述的裝置包括一個用于存儲心臟中的一個電活動圖的存儲器，所述的控制器利用所述的圖來確定所需要的通電操作。任選地或附加地，所述的裝置包括一個用于存儲心臟中的一個電活動模型的存儲器，所述的控制器利用所述的模型來確定所需要的通電操作。
根據本發明的一個優選實施例，還提供了一種用于控制癲癇發作的方法，包括檢測腦組織中的癲癇發作以及向所述的腦組織施加一個非興奮性的電場以衰減一種信號在所述的組織中的傳導。
通過對幾個優選實施例的詳細描述以及借助于附圖，本發明將得到更清楚的理解，在這些附圖中圖1A是一種典型的心肌動作電位的示意圖；圖1B表示在一個電場中的心肌細胞的示意性模型；圖2示出一個心臟，它具有按照本發明的實施例控制的若干個節段；圖3是一段右心房組織的示意圖，該組織上具有多條傳導通路，圖中示出了根據本發明的一個優選實施例的柵格的使用情況；圖4A表示根據本發明的一個優選實施例的與一段心肌相連接的一個電控制器的示意圖；圖4B表示根據本發明的一個優選實施例的與一段心肌相連接的一個電控制器的示意圖；圖5是用于測試本發明的一些實施例的可行性的實驗裝置的示意圖；圖6A-6C是表明各種實驗結果的曲線圖7A是在一段離體的心肌纖維上所進行的實驗的概括性結果曲線圖，表明了根據本發明的一個實施例在施加的脈沖中加入一段延時對收縮力的增加所產生的影響；圖7B是在一段離體的心肌纖維上所進行的實驗的概括性結果曲線圖，表明了脈沖的持續時間對收縮力的增加所產生的影響；圖7C是在一段離體的心肌纖維上所進行的實驗的概括性結果曲線圖，表明了脈沖的電流強度對收縮力的增加所產生的影響；圖8A表明在本發明的一個優選實施例中的一個控制電流對心率產生的影響；圖8B是一組曲線圖，表明在本發明的一個優選實施例中，各種類型的心肌中的增加的收縮性的重復性；圖9-18B中各有一組曲線圖，表明的是從一些實驗中得到的實驗結果，在這些實驗中，按照本發明的一個優選實施例對一個離體的家兔心臟進行了控制；以及圖19-23中各有一組曲線圖，表明的是從一些實驗中得到的實驗結果，在這些實驗中，按照本發明的一個優選實施例對一個在體的家兔心臟進行了控制。
本發明的一個方面涉及通過對一個心肌節段施加一個電場或電流來控制及/或調節一個心肌節段的收縮性能及/或該心肌節段的動作電位的平臺期。在本文中，電壓、電場和電流這幾個術語是可以互換的，用于表示施加一個非興奮性的信號來控制心臟活動的行為。下面更為詳細地描述施加這種信號的實際方法。
圖1B通過一個示意性的模型來表示對于所施加的一個電壓和所產生的一個平臺期之間的關系的一種可能的解釋。被細胞外液28包圍著的、具有一層細胞膜26的細胞20被放置在一個由電極22和電極24產生的電場中。在細胞20的細胞膜26兩側具有-40mv的內部電位，電極22的電位為40mv，電極24接地(與身體的其余部分相連)。在動作電位的平臺期內，通過不同的膜蛋白，鈣離子進入細胞，而鉀離子離開細胞。以這樣的模式，由兩個電極上的電壓引起的外部電場提高了細胞外液28的電位。這樣，或者通過改變膜電位來改變細胞膜兩側對離子的機電驅動力，或者通過改變被開啟或被關閉的離子通道的數量，達到減少鉀離子從細胞20內向外部移動，并且/或者迫使鈣離子進入到細胞20內的目的。
在另一個或者可供選擇的模型中，由電極22和24產生的電場引起了它們之間的離子流動。這種流動主要是由氯離子和鉀離子承擔，因為細胞膜26對于這些離子是可通透的，但是，鈣離子也可能會受到影響。在這種模型中，鈣離子被電流拉到細胞20內，而鉀離子則被移出。或者，鈉離子取代鉀離子被移出。在任何一種情況下，細胞中的多余的鈣離子提高了細胞20的收縮性，并且據信這樣會延長平臺期。
另一個可供選擇的模式是，電場和/或離子流影響由電壓控制的通道(鈉、鉀以及鈉-鈣)的開啟和關閉。此外，該電場還可以影響離子泵的工作。這一效果的一個可能的機理是，所施加的電場在細胞膜內產生一些高電場的“熱點”，這些熱點能夠影響離子通道和/或泵的開啟和關閉。由于熱點的產生通常相對于細胞是不對稱的，并且由于通道本身相對于所施加的電場具有不對稱的特性，所以，在細胞的一端可能比另一端有更多的通道開啟。例如，如果在細胞的負端比在細胞的正端有更多的通道開啟，則鈣離子的內向流動將多于這些離子的外向流動。
根據本發明的另一個模型，控制電場增加了細胞內儲池中的鈣離子的濃度，而這一增加的濃度可能引起收縮期內的鈣的增加和/或更快速的供給，從而增大收縮力。或者，控制電場可以直接影響在收縮期內從細胞內的儲池中獲取鈣的速率。并且，控制電場可能能夠直接增加鈣的內向流動的效率，導致從細胞內的貯藏所獲取鈣的能力的增加。值得注意的是，在一些肌細胞收縮的生理模型中，收縮性能是由鈣離子流量決定的，而不是由鈣的總量決定的。
不同的離子通道和泵具有不同的工作特性。這些特性包括流動速率、開啟和關閉的速率、觸發電壓水平、在工作中起動其它離子或對于其它離子的依賴性。所以，有可能通過施加一個特定強度的電場來選擇一個特定類型的離子通道，這一強度還取決于在這一時刻(即，在細胞的除極化/復極化階段)這些通道是開啟的還是關閉的。由于可興奮組織的活動主要是由它們的跨膜電位以及細胞內外的各種類型的離子的濃度決定的，所以可以通過以上述的方式控制離子通道來控制細胞活動的不同特性。
另一種模型是，施加一個非興奮性的電場來引起心臟的接受治療的部分(從神經末梢)釋放出兒茶酚胺。另一種可能性是，所施加的電場促進了細胞將現有的兒茶酚胺吸收掉。
另一個“募集”模型假定，非興奮性的脈沖將未受到該興奮信號刺激的心肌纖維募集。通過降低它們的除極化閾值或通過施加一個比正常情況下具有更高強度的興奮信號可以使非興奮性的脈沖發揮其作用。但是，人們普遍認為，心肌纖維所起的作用相當于一個合胞體，每個細胞都在每次心搏上收縮。例如，參見由Donald M.Bers所著的《興奮-收縮耦聯以及心臟收縮力》(Kluwer學會，1991)的第2章第17頁。
最有可能的是，可以用這些模型中的一個或多個來解釋在興奮周期的不同階段中的細胞20的活動。但是，不需要知道哪一個模型(如果有的話)是合適的，就能夠利用電場達到幾個主要的效果，包括提高收縮性、改變自激速率、重新排定除極化、延長平臺期、細胞超極化、改變膜電位、改變傳導速率以及使細胞失活。
可以預見，電場的方向是至關重要的。首先，心肌細胞的傳導是各向異性的。第二，細胞膜中的局部不規則性的分布是不均衡的，在細胞的兩端的不規則性更為普遍；此外，細胞的一端通常比另一端更為不規則。這些不規則性會主宰局部高電場的產生，而局部高電場則會對離子通道產生影響。第三，某些心臟結構，例如乳頭肌的結構，在一個方向上比在相反的方向上更適合于傳導興奮信號。第四，存在著起源于心臟的天然傳導系統的節律性的除極化信號，它們是由心肌組織本身的除極化和復極化引起的。這些信號可能會對外加電場產生干擾。
在本發明的一個優選實施例中，施加特定電場的目的是誘發一個離子流，該離子流與心臟的節律性除極化引起的電壓電位誘發出的離子流相反。例如，在離最早激活部位較遠處的心肌細胞中的動作電位的平臺期通常比離最早激活部位較近處的那些細胞中的平臺期要短。這一縮短的起因可能是由心臟的除極化和復極化引起的不同的局部離子流以及/或者在這些部位的不同的離子流動力學效應。通過向由節律性的除極化引起的電場施加一個大小相等方向相反的電場，可以將這些離子流的作用抵消。
圖2示出用一個電控制器32控制的心臟30。右心房的節段38為一個受控段。在本發明的一個優選實施例中，控制器32的機殼為一個電極，電極36為第二電極，用于向節段38施加一個電場。在本發明的另一個實施例中，用一個第二電極34代替控制器32的機殼。在本發明的又一個實施例中，控制器32的主體為地，所以電極34和36相對于心臟的其余部分可以都為正或負。在另一個實施例中，電極34不直接與心臟30相連，而是浮在心臟內。在這個實施例中，電極34最好是引流電極。為達到圖示的目的，可見，控制器32包括一個電源31，將控制器與電極相連的導線29A和29B以及一個控制電極的通電的微處理器33。
在一個備選的實施例中，如圖2所示，是沿著心臟壁的方向而不是沿橫穿心臟的方向施加電場。圖中示出左心室的節段35受由控制器39操縱的兩個電極37控制。既可以將電極37放置在心臟30的表面上，也可以將電極37插入到心肌內。或者，還可以將電極放置到血管中或者放置到心臟以外的其它身體組織中，前提是電極的通電能夠在心臟的至少一部分上產生電場或電流。值得注意的是，由于控制是與心動周期同步的，所以即使電極處于心臟外部，在兩次心搏之間心臟的位置也基本上不發生變化，所以，即使電極不與心臟機械耦聯，在每次心動周期中都是心臟上的基本上同一部位受到感應。
在本發明的另一個備選實施例中，采用了多于一對的電極來控制節段35。在這種實施例中，可以將每對電極相對于節段35放置在不同部位，例如，可以將一對電極放置在心外膜上，將第二對電極放置在心肌內。
值得注意的是，兩個電極間誘發出的電流可能會引通電解質通過一段時間沉積在這兩個電極上，以及/或者引起組織中的副生理學反應。為了抵消這一效果，在本發明的一個優選實施例中，電場為交流電場。在一個優選實施例中，以一個非常低的頻率切換電場的方向，所述的頻率等于或低于心動周期的速率。較為可取的是，在心動周期的一個特定階段上，例如在心舒張期，使相位顛倒。在本發明的另一個優選實施例中，電場的頻率遠遠高于心動周期的頻率。
快速鈉通道一旦失活，則需要有一定量的時間處于負電位以便準備好被激活。例如，由Sinaur Associates Inc.出版、由Bertil Hille所著的《可興奮的細胞膜的離子通道》一書的第2章第40至45頁所描述，該文獻被本文引作參考。由于大多數鈉通道不會在除極化一開始便立即被激活，所以以足夠高的頻率施加一個電壓可以將確實能夠對電位的變化作出快速反應的少數通道打開，而大多數通道將失活，并且不會離開這種失活狀態。所以，如果電場的頻率足夠高，即使平均電壓為零，某些離子通道也能保持關閉，其結果是受到刺激的組織是非興奮的。
根據本發明的另一個優選實施例，將一個交流電場疊加在一個直流電場上以便對心臟進行控制。例如，可以采用幅度為直流電場幅度的20％，頻率為1kHz的交流電場。由于交流/直流控制電場具有外加電場變化較大的優點，所以如對電場強度的反應一樣，(在部分肌細胞上的)對電場變化的任何反應都得到了促進。在一個交流/直流組合電場或在一個純交流型式的電場中的交流電場可以具有鋸齒形、正弦波形的時間波形或其它形狀，如指數形或方波脈沖形。
在一個直流型的電場中，電場的時間波形最好是一個恒定幅度的脈沖形。但是，在本發明的另一個實施例中，可以采用三角形脈沖、指數形脈沖、斜波形的脈沖(上升或下降)，以及/或者雙相脈沖波形。
交流和直流電場都可以是單極的或雙極的。在本文中，術語交流和直流用于描述電場，與一個脈沖中的周期數有關。直流電場最多只有一個周期，而交流電場可以包括多個周期。在本發明的另一些優選實施例中，可以施加一串脈沖，每一串都可以是交流型的或直流型的。
可以采用各種類型的離子電極，例如銀-氯化銀電極、鉑電極、鍍有氮化物和碳化物一類物質的鈦電極，鍍鉭電極、高溫碳電極以及碳精電極。這些電極通常能夠減少電沉積的量。這些電極可以是正方形的、矩形的、或具有其它任何合適的形狀，可以通過將電極擰入到心肌中來固定該電極，也可以采用夾的方法或其它固定方法來實現固定。
有兩種優選的方法可用于將一個電場施加到心臟的一個節段上。在第一個方法中，使一個電流強制通過需要控制的心臟節段。該電流最好是恒定的直流電流。但是，也可以采用上面所述的交流電流。在第二個方法中，施加一個橫穿心臟的電場(并且相對于信號保持在一個恒定的強度上)。總的說來，施加一個電場比引入一個電流要簡單一些，并且需要的能量也要少一些。
外加電場(或電流)相對于節段38處的局部活動以及相對于整個心動周期的時序是至關重要的。總的說來，如果需要局部效果，例如需要增加局部收縮性和/或延長平臺期，則可以使外加電場與局部活動時間同步。當需要總體效果時，則可使外加電場與心動周期同步。例如，通過以與心動周期同步的方式使細胞超極化，就有可能對它們的興奮性窗進行定時，從而避免某些心率不齊，后面將對此作更詳細的描述。為了改變心臟的活動模式，也可以根據一個表明心臟將會被怎樣激活的模型來對所述場的施加進行同步。例如，為了增加心臟的輸出量，可以控制傳導速度和/或傳導路徑，以使心臟以一種被認為比自然順序更佳的順序收縮。特別地，通過在竇房結和/或在左和右分支控制傳導速度，可以提高或降低房室收縮間期。然而應當理解，心臟的不同部分之間，特別是在心臟的同一腔室中的不同部分之間的活動時間的差別通常是十分小的。例如，一在左心房內的興奮信號的傳播時間大約在15至50毫秒之間。如果即使將施加控制場的時間局部地中止5或10毫秒時所述控制功能還能實現，則所述控制功能可利用一單對控制電極來實現。
盡管最簡單的辦法是利用測得的電活動時間的來確定局部活動，但還是應該以機械活動性的變化、位置變化、運動速度、加速度甚至跨膜電位為基礎來研究一段組織的局部活動。另外，由于在病態組織中電活動與機械活動之間的延時要比在健康組織中長，所以所述場施加的時序最好是與肌肉的機械活動相關。
在本發明的一個優選實施例中，所述場的時間控制最好是與所述節段的實際的跨膜電位相關，而不是那些可能是從電圖或機械圖中估計出的東西。因而，為了提高收縮性，可以將所述場的起始時間定時至所述平臺期的起點。或者，將所述場的施加時間定時在特定的跨膜電壓水平。進一步優選地，可相應于所述節段的細胞中所達到的實際的跨膜電位和離子濃度來確定所述場的強度和/或其它參數。確定所述實際電壓水平的一個方法是向所述細胞內注射一種電壓敏感性染料并用一種如在已有實驗技術中所公知的光學傳感器來監測它。監測細胞內和細胞外的離子濃度的一個方法是用濃度敏感染料。
如果在所述興奮信號到達節段38之前施加一個電場，則該電場可以被用于降低節段38對所述興奮信號的敏感性。產生這個效果的一個方法是相反于所述興奮信號的方向并與其同步施加一個大電場。這個場將降低所述興奮信號的幅度，使它不能使心肌組織興奮。另一個方法是在興奮信號到達之前對節段38施加一個強正電位，使節段38超極化并對所述興奮信號不敏感。消除所述電場并不能很快消除這種效果。節段38將在不敏感狀態停一個很短的時期，并且在其后的一個時期中，節段38中的傳導速度被降低。然而在一些情況下，消除所述電場會引發一個動作電位。可以對這一動作電位的時間進行控制，以使它發生在相對于心臟的活動模式的安全期內，因此，如果所述節段產生一個興奮信號，則這個信號將不會傳播到心臟的其它部分。在一些情況下，所述場的施加可能影響細胞對所述電位的反應性，另外換言之，它可能延長所述不應期。應該注意到，一個緊隨活動之后施加的電場也可以除增加收縮力之外延長不應期。
應該注意到，由于心動周期基本上是可記錄到的，所以活動時間前的延時和活動時間后的延時都可以用一個在所述活動之后延時的系統來實施。例如，一個可在所述活動時間之前20毫秒施加的場可以替代680毫秒后的場的施加(假設心動周期長度為700毫秒)。
電場的其它種施加方式能提高傳導速度，特別是在由于組織損傷造成傳導速度低之處。控制傳導速度的另一個方法是施加一個與用于除顫的電場相似的電場。當在這些細胞的復極期期間施加時，這種電場將對所述復極進行延時。在這個被延時/延長的復極期間，所述細胞是不能興奮的。應該認識到，如果用這里所描述的技術來施加這個“除顫電場”(較小、局部和與一局部活動時間同步)，則心臟本身將不會被所述電場除顫。在本發明的一個優選實施例中，通過柵格方法可使所述心臟的局部除顫部分與心臟的其它部分隔離。
圖3示出了延長心臟組織不應期的一個應用。節段40是右心房的一個部分。一個興奮信號通常從竇房結42傳導至房室結44。有幾個競爭通路，圖中用46A-46D標出，可能存在于竇房結42傳導至房室結44之間，但在健康組織中，在興奮性窗口中只有一個信號到達房室結44。在病態組織中，即使這幾個信號都是起源于所述竇房結的同一個動作電位，沿不同通路行進的幾個信號也會順次地激活房室結44。另外，在心房纖顫中，整個心房都可能具有在其通體內傳播的隨機信號。在本發明的一個優選實施例中，將電場施加于表現如“柵格”48A和48B的多個區域。在依據所述電場的活動時間預定的特定的危險時間內這些柵格對興奮信號是不傳導的。因而，所述興奮信號被“柵格”在竇房結42和房室結44之間。已知可有一種具有相似作用的外科手術(“迷宮”手術)，但在所述外科手術中，需要切除許多右心房部分以形成永久性的隔離區域(柵格)。在本發明的目前的實施例中，柵格48A和48B的至少一些部分在所述興奮信號通過之后將是失活的，因而所述心房可以適當地收縮。
在本發明的一個優選實施例中，用一些排成一條直線的雙極電極來實施一種柵格。在本發明的另一個優選實施例中，用兩個具有相反的極性、在空間上(稍微)分隔開的細長的線狀電極來實施一種柵格。優選地，所述線狀電極的一些部分是絕緣的，例如0.5cm長的一些段為絕緣和0.5cm長的一些段為暴露的。
本發明的另一個優選實施例與治療心室纖顫(VF)有關。在VF中，心室被多于一個的興奮信號激活，它們不以一種整齊的方式激活心室。而是心室的每個節段都被與心室的其它節段不同步地以及與心動周期不同步地隨機激活。其結果是不能實現泵血作用。在本發明的一個優選實施例中，在受影響的心室中施加多個電柵格以消除纖顫。一般，通過改變心室節段對興奮敏感的時間窗口，可阻斷引起纖顫的興奮信號，而不影響心室的自然收縮。在本發明的一個實施例中，用所述柵格沿正確通路，例如，只沿著縱向通路引導所述興奮信號。因而，興奮信號不能沿橫向運動并且橫向興奮信號將快速無害地衰減掉。從房室結來的健康興奮信號不會受到所述柵格不利影響。另外或可選地，柵格是與來自房室結的所述興奮信號同步產生的，以使導致纖顫的興奮信號被阻斷。進一步可選地，通過對那些被認為是對纖顫敏感的節段施加一個正電位，則所述心室的全部節段都是對興奮信號不敏感的。
用柵格將心臟分為一些相互絕緣的節段對于治療多種種類的心律不齊是有用的。在此處，絕緣一詞意思是通過心臟傳導系統的失活部分來阻斷或減慢或大大降低所述興奮信號的傳導。例如，心臟中的多種形式的室性心動過速(VT)和期前搏動是由產生起搏信號的組織的局部節段所引起的。可以將這些節段與心臟的其它節段絕緣，以使只有一個小的、局部的節段受所述不正常的搏動的影響。或者，可以用一電場使這些病態的節段不敏感，因而使它們完全不能產生不正確的興奮信號。
期前搏動通常是由心臟的超敏感節段引起的。通過對該節段施加一局部電場，則該節段的敏感性能被控制至與心臟的其它部分相似的水平，從而解決了期前搏動的主要病因。這一技術也可用于不敏感組織，通過施加局部電場可以使它們變敏感，使得它們變得與周圍組織一樣敏感。
應當理解，在用上述技術治療心律不齊時，沒必要知道心律不齊的精確的幾何起點。而是可以使心臟的全部節段都與心動周期同步被不敏感化，以使它們在真正的興奮信號到達之前不能再反應。另外，不用描繪出心臟電系統的分布圖也能將心臟分為一些隔離的節段或進行柵格。例如，可將電極插入冠狀血管以在心臟內形成柵格。這些柵格可以阻斷心臟內不是全部就是大部分的不正常興奮信號，而通過將這些柵格的形成同步于“正確”的心臟活動模式，這些柵格仍能讓“正確”的心臟興奮信號傳播。另外或可選地，每個隔離的節段都由一個單獨的電極起搏。或者，可將一個電極陣列植入心臟周圍，以便能基本上單獨控制心臟的任何局部部分。
在本發明的另一個優選實施例中，用一電場連續控制心臟的節段，以使其靜息膜電位在-60mv以下。在這個水平之下，所述電壓門控鈉離子通道不能被一興奮信號開啟。通常不可能將組織節段中的所有細胞都鉗制到這個電壓下，所以組織中的一些細胞常常是可興奮的。然而，已知超極化能導致單獨心肌細胞周圍的細胞外間隙的鉀離子耗盡，這將引起共用同一細胞外間隙的全部細胞的興奮性普遍降低。例如，如在由Cohen I和KlineR所著的發表于《Circulation Research》,Vol.50,No.1,pp.1-16,(1982年1月)的“心肌細胞外間隙中K+的變化從電壓鉗位法和細胞外K+選擇性微電極法所得到的證據”一文所描述的，該文被本文引作參考。因而，所述心臟節段對一興奮信號的反應被降低，并具有一較長的延時，且在那些節段中的傳播速度也顯著下降。其它靜息電位會影響細胞中其它電壓門控通道的開啟。
本發明的另一個優選實施例涉及心臟外科。在許多實例中，有必要使心臟的泵活動停止幾秒或幾分鐘以完成縫合或切除或對一動脈瘤進行手術。現行的實踐不是十分靈活的。在一方法中，通過一個心肺機將心臟旁路且心臟本身要停止一個較長時期。這個處理對病人全身或對心臟本身是不利的，并通常會出現嚴重的術后并發癥。在另一方法中，將心臟冷卻以降低它的氧耗，而后使它停止幾分鐘的時間(不可延長)。所述時間不可延長的部分原因是在心臟停止期間整個身體是無氧的。在這些方法中，通常用一種心臟麻痹劑來使心臟停止。在第三種方法中，在心臟中誘發纖顫。但是眾所周知，由于在纖顫過程中氧的需求量大大增加以及由于心肌收縮在冠狀動脈中造成的血流阻塞，所以纖顫會導致局部缺血。局部缺血會對心臟造成不可逆的損傷。
可以用本文所描述的方法來實現心臟泵血活動的停止和減弱，例如采用柵格法。因而，在本發明的一個優選實施例中，采用本文所描述的技術，在一些比較短的時間段內反復地并且可逆地使心臟的泵血活動明顯減弱。應當理解，由于應用起來比較簡單并且重復性好，所以利用電控制來終止心臟活動比目前已實施的方法更具有靈活性。在與內窺鏡心臟手術以及內窺鏡分流手術相結合方面，電控制特別有用，在這類手術中，需要使心臟的一些小的節段的運動減弱。
本發明的另一個實施例涉及對心臟的局部缺血部分進行治療。根據利用局部植入的傳感器檢測出的損傷電流或者通過其它的電生理學特征可以自動識別出局部缺血部分，這些局部缺血部分可能對心臟的興奮信號失敏或阻斷這些信號。這樣，不需要這些局部缺血細胞進行工作，所以這些局部缺血細胞就有可能被治愈。
1996年1月11日由Shlomo Ben-Haim和Maier Fenster遞交的名稱為“心臟機電學”的美國第60/009769號臨時申請以及與其相應的、由申請人Biosence有限公司于1996年1月8日遞交的名稱為“心臟機電學”的以色列第116699號專利申請描述了幾種心臟建模和心臟最優化的方法，本文將這些專利的公開內容引作參考文獻。在心臟建模中，通過改變心臟的一些節段上的工作負荷或者通過改變心臟的一些節段上的動作電位的平臺期持續時間來改變心臟中的肌肉質量的分布。可以通過改變心臟的活動模式來實現這些改變。利用上面描述的方法可以很容易地控制平臺期的持續時間。并且，根據本發明的這些方法，通過控制心臟中的傳導通路，可以影響心臟的整個活動模式。在這些申請中描述的心臟最優化方法中，心臟的活動模式得到了改變，使得心輸出量的參數得到全面增加。或者，重新分布如應力一類的局部生理值，以緩解心臟中的高應力部位。在本發明的一個優選實施例中，利用上面描述的方法可以有效地改變活動模式。
為了能夠最好地實施本發明的許多優選實施例，比較有效的方法是首先產生心臟的一幅電的、幾何的或者機械的圖。1996年2月1日由ShlomoBen-Haim遞交的名稱為“心臟機電學”的美國第08/595365號專利申請以及由申請人“Biosence”于與該申請同一天在以色列遞交的名稱為“心臟機電學”和“繪圖導管”的兩份PCT申請描述了幾種圖以及用于生成這些圖的幾種方法和裝置，本文將這些申請的公開內容引作參考文獻。一個特別令人感興趣的圖是一幅活力圖，圖中繪制出了心臟組織的不同節段的活力，從而能夠識別出冬眠的和/或局部缺血的組織。美國第5391199號專利，1994年8月19日遞交的名稱為“用于遠程目標位置及方向檢測系統的裝置及方法”的美國第08/293859號專利申請以及PCT專利申請號為US95/01103，現在的公開號為WO96/05768，
公開日為1996年2月29日的PCT專利申請描述了適合于安裝在一個導管上的位置檢測裝置，該裝置特別適用于生成這類的圖。本文將這些申請的公開內容引作參考文獻。如果所述電極是利用如內窺鏡、食管鏡和導管之類的侵入技術植入的，則這種位置檢測裝置對在心臟中正確地安裝電極也是有用的。
在本發明的一個優選實施例中，用心臟的一個分布圖來確定心臟的哪一部分是可激活的，并進而可以控制它以提高心輸出量。優選地，當確定對心臟的哪一部分施加控制電場以使心輸出量參數最大時，將心臟的整體活動模式考慮在內。所述活動模式還決定所述電場施加的時間。一種灌注圖可用于提取心臟不同部分的血流。已經預知心肌一節段收縮性的提高也會使這一節段氧需求量提高。因而，只提高那些有足夠多的血流的節段的收縮性是必要。可能地，通過對心臟的活動順序的適當的控制，可使心臟的其它節段的氧需求量降低。
可選地或另外地為了繪制心臟的灌注圖和/或心臟的活力圖，心臟控制可以逐漸開始。因而所述心臟血供可以有時間來適應需求量的增加(如果有的話)和血供形式的改變。另外，需求量的增加不是很快的，所以所述控制將不會造成尖銳的問題(如心臟損傷之類)。在一個實施例中，控制首先只被施加于幾個心搏，其后再施加至每一個心搏。另外地或可選地，控制脈沖的持續時間可以在如幾個星期長的一個較長時期內逐漸增長。另外地或可選地，對于不同的心搏控制不同的節段，以將增長的需求分散到心臟的更大部分之上。
在本發明的一個可選擇的優選實施例中，只是在白天而不是在晚上控制心臟的收縮性，因為在白天心臟的需求量通常比晚上要大。可選地或另外地，在早晨使用所述控制器很短一段時間，如15分鐘，以幫助病人起床。可選地或另外地，針對每一定數量的心搏只施加一次控制電場(白天和/或晚上)。另外可選擇地，在一劇烈的心臟缺血事件之后對心臟進行一短時間的控制，直至心臟從休克中恢復。可以在心臟損傷之后應用的一個優選的方法是防止心律不齊。另一個優選的控制是降低梗塞組織敏感性或降低這種組織的收縮性或對這種組織進行電隔離以降低氧需求量及提高其痊愈的機會。
本發明的許多實施例的一個好處是不用在心臟傳導系統中形成任何結構上的或其它永久性的改變就能完成。進一步講，許多實施例都可以與已有的起搏器或影響心臟中電傳導的藥物療法結合使用。另外，不同控制方案可以同時一起使用，例如，控制心率和提高左心室收縮性的方法。
但必須認識到，通過改變心臟的活動模式，將有一些改變作用于心臟的結構。例如，將隨活動模式的改變在全程時間上產生前面所述的心臟模型。
圖4A是一個根據本發明的一個優選實施例的電控制器50的操作示意圖。優選地用至少一個電極52，最好是還用一個第二電極54對受控制器50控制的肌肉節段56加電。電極54可以是電浮起的。一個傳感器58可用于檢測節段56的局部活動時間，作為所述控制器的一個輸入，例如用于確定對電極通電的時間。其它另外的或可選擇的局部和/或全局性的心臟參數也可被用于確定所述電極的通電。例如，如在本領域中公知的，所述電極可被用于檢測局部電活動。可選擇地，為確定心臟節律的開始點，應將傳感器58放置在竇房結附近。可選地，傳感器58可被用于檢測節段56的或心臟其它節段的機械活動，或檢測心輸出量。也可以用植入主動脈中的壓力傳感器或流量計來確定心輸出量。在本發明的一個優選實施例中，傳感器58檢測心臟的電狀態，控制器50確定纖顫狀態并相應地使電極52和54通電。
傳感器58可用于對電極52和54的通電進行精確計時。電極不正確通電的一個危害是，如果電極在一個興奮波前到達節段56之前通電，則該通電將引起纖顫。在本發明的一個優選實施例中，將傳感器58置于電極52和54之間，以檢測在兩個電極上的組織平均活動時間。應當理解通電的精確時間依靠于心臟中興奮波前的傳播方向。因而，如果電極52和54上的組織基本上被同步地激活，則可以將施加所述控制電場的時間確定為緊接在激活后的一個時間上。然而，如果一個電極上的組織先于另一電極上的組織被激活，則給電極通電的延時時間必須要長一些。因而，在局部活動時間之后的電極通電的最佳延時時間與其它事情一起依靠于電極相對于所述興奮波前的取向。所述興奮波前的傳導速度以一基本方式受到心肌纖維取向的影響。因而，電極相對于心肌纖維方向的取向也對最佳延時時間具有影響。
在本發明的另一個優選實施例中，以已知的興奮信號的傳播時間為基礎估計出局部活動時間(和電極52和54的通電)。例如，如果傳感器58被放置在右心房，則在傳感器58對興奮信號的檢測與所述興奮信號到達電極52和54之間應該有大約120毫秒的延時。這一延時也是可以估計出的。例如，在單個腔室中，興奮波前傳遍整個左心室大約30-50毫秒。可以將傳感器58放置在左心室中的相對提早一些被所述興奮信號興奮的位置。在本發明的一個優選實施例中，至少以一種心臟活動模式(如在靜息心率)來測量植入的傳感器與電極之間的興奮傳播時間并且該傳播時間被用于估計電極通電所需要的延時。應該認識到，在病態心臟中，局部傳導速度大體上是隨時間變化的，因而對局部興奮的學習和適應是控制器50的必要特性。在本發明的一個優選實施例中，在如內部或外部心電圖的形態學和/或頻譜之類的心電圖參數的基礎上確定心律不齊(或活動模式)的一個特殊狀態。控制器50在所確定的狀態的基礎上確定控制模式。特別地，這里所描述的延時時間應與狀態相關，以實時決定出每一心律不齊狀態的活動的精確的延時時間。優選地，所述延時時間應提前計算出和/或在控制器50的學習狀態期間確定，在這個步驟中，對特定活動狀態確定一最佳延時時間并進行相應的存儲。
可將傳感器58放置在心包膜、心內膜上，或在本發明一個優選實施例中，傳感器58被插入到心肌內。
圖4B示出了本發明的一個可選實施例，其中，一個心臟節段55被連接在控制器57上的多個電極59控制。多個電極的使用使得能夠對所施加的電場的空間和時間特性進行更強的控制。在一個例子中，電極59中的每一個都被用于測定其局部活動。控制器57根據所測定的活動分別對電極59進行通電。優選地，所述電極被成對地激活，使得電流在局部活動時間已知的一對電極之間流動。
本發明的不同實施例一般所需要的電極放置方法不同。例如，一些實施例需要大面積電極，以對心臟的一個較大部分施加電場。在這種情況下，網式電極應該是適合的。可選地，也可將一個大平板電極對著心臟外部放置。其它實施例需要長電極，例如，為了產生柵格。在這種情況下，最好將導線平行于心臟的壁植入心臟。可選地，可將所述電極置于心臟外的冠狀血管內。在本發明的某些方面中，電極放置結果應能使電極之間產生的電場平行于心臟中興奮波前正常傳播的方向，換言之，所述電場與這類通路正交。
在本發明的一個優選實施例中，提供一個增加心輸出量的起搏器。起搏興奮脈沖通常為具有給定持續時間的單脈沖，所述給定持續時間對于內部起搏器約為2毫秒，對于外部起搏器約為40毫秒。根據本發明的一個優選實施例，一個起搏器產生一個雙脈沖來使心臟興奮。所述脈沖的第一部分為本領域中公知的一種刺激脈沖，例如，2毫秒的2mA(毫安)恒定電流。所述脈沖的第二部分是如本文所描述的脈沖，例如，幾十毫秒長并在所述起搏脈沖的第一部分之后有一個較短的延時。另外，也可以用一個很長的刺激脈沖。這種形式的起搏器最好采用兩個單極電極，一個放在心臟的頂部，一個放在左心室的頂部(或如果要提高右心室的興奮，則放在右心室的頂部)。
在本發明的一個優選實施例中，將一控制器植入已經植入了起搏器的病人體內。通過從控制器到起搏器的連接導線，通過所述檢測起搏器電極的通電的控制器的傳感器，和/或通過對控制器和/或起搏器進行編程，最好將所述控制器與所述起搏器同步。
在本發明的一個優選實施例中，起搏器根據安裝該起搏器的人體的生理狀態來改變心臟活動，因此，該起搏器能夠與人體的生理狀態相適應。所述起搏器利用在本領域中公知的一個或多個不同的生理傳感器來檢測身體狀態，這些傳感器包括pH值傳感器、氧分壓傳感器、二氧化碳分壓傳感器、血流傳感器、加速度傳感器、呼吸傳感器和壓力傳感器。例如，隨著二氧化碳分壓的增加，所述起搏器可提高心臟的血流量。由于控制通常以分散的方式施加于一系列心動周期，所以這種控制可稱為是一個控制序列。對心臟活動的調節最好應該根據預定的控制序列逐漸地施加。
在本發明的一個方面中，對至少一個實測的生理變量設定目標值，所述起搏器監視這些變量以及由起搏器施加的控制序列所產生的結果，來確定下一步的控制序列。一旦目標值與實測值之間的差別足夠小，則所述控制序列將終止。如可認識到的，加在起搏器上的心臟控制器的一個優點是，它可以控制心臟活動模式的許多方面。結果，所述控制器可以在包括心輸出量、心肌耗氧量、心臟收縮力和心率的心臟活動模式的幾個不同方面之間確定一個優選的折衷方案。
本發明的另一個方面涉及左心室收縮與右心室收縮之間關系的改變。在一健康心臟中，作為左心室輸出量提高的結果，隨著左心室收縮性的提高，右心室收縮性也提高，因為左心室輸出的提高使右心室的前負荷增加。左心室輸出量的降低以相同的方式降低了右心室的輸出量。在一些情況下，如肺水腫，有必要改變一個心室的血流而使另一個心室的血流沒有相應的變化。通過同時控制兩個心室，其中一個控制使得一個心室的血流量增加，而另一個控制使得另一心室的血流量減少，來達到上述改變。這個改變通常只能在短期內實施，因為血管系統是一個封閉的系統，從長遠觀點來講，肺系統中的流動與總的系統是相同的。在本發明的一個優選實施例中，這個改變是通過每隔一定時間控制心臟的幾個心搏來實施的。
本發明的另一個方面涉及用一臺儀器完成全套治療。根據本發明的一個優選實施例的一個控制器包括它可施加于心臟的幾個療法，例如包括提高收縮性、除顫、柵格、心率控制和起搏。所述控制器(用生理傳感器)檢測身體狀態并決定一個短期的治療方法，例如，用除顫法治療纖顫，提高心率以增加心輸出流量或施加柵格以防止突發心律不齊。另外地或可選地，這種控制器可根據長期治療目標改變它所施加的控制程序。例如，如果用提高收縮性來提高心臟一部分的肌肉質量，則當所需要的肌肉質量達到后，則控制程序應該停止。這是一個受所述控制器影響的治療處理的例子。在另一個例子中，在所述儀器被植入并編程以將心輸出量提高到某一目標變量的幾個星期后，可以改變所述目標變量。這個改變可在一個心臟能適應所述控制器的預想時期內進行。所述的適應之一是心臟變得更強壯和/或更有效率。另一個這種適應可能是心臟降低其對所述控制程序的響應，因而需要不同的控制程序來達到相同目標。在本發明的一個優選實施例中，每隔某個時期和/或當心臟對該控制程序的響應已經下降到一個預定的水平時，該控制程序將被改變。
在本發明的一個可選實施例中，一控制儀器在其循環中，至少是在所述控制器“學習”特定心臟/病人的特殊特征的第一步中，應包括一個人工操作者。在其后的步驟中，該操作者可周期性地監視控制器的治療效果，并且在治療效果不是該操作者所需要的效果的時候改變控制器程序。
在本發明的一個另外實施例中，所述控制器不被植入體內。優選地，用插入血管系統的一個或多個導管來施加所述控制程序。可選地，可將電極直接通過胸壁插入心臟。
在本發明的另一個優選實施例中，從身體外的電極上施加一個控制電流(電場)。外部控制的一個固有問題是所述控制電流通常是給心臟的一個較大部分通電。因此將施加所述電流的動作延時到心臟為不應期時是十分重要的。實現這一目的的一個方法是用外部電極檢測心電圖。優選地，采用一個電極陣列來確定心臟的預定部分的局部活動時間。
另一個外部控制的方法將控制與外部起搏結合起來，因而簡化了相對于起搏脈沖適當地對控制脈沖進行定時的工作。在本發明的一個優選實施例中，起搏脈沖和控制脈沖之間的延時在最初是比較長的，然后變短，直到一個最佳延時被確定下來，所述的最佳延時在泵的方面起到了預期的改進作用，并且不引起纖顫。
此外，或者任選地，所述的外部起搏器包括一個除顫器，如果所述的控制脈沖引起了纖顫，所述的除顫器則施加一個除顫脈沖。
應當理解，根據本發明的各個實施例的起搏器和控制器具有許多共同的特征。可以預料，在一個儀器中將控制器與起搏器的功能結合在一起將具有許多有用的用途。然而，應注意到起搏器、除顫器及根據本發明的許多實施例的控制器之間具有幾種結構上的差異。
一個結構上的差異與所述電極的尺寸與形狀有關。起搏器通常使用雙極活動電極，也可以使用單極電極，但此時起搏器的機殼是另一個電極。通過優化電極設計以加強電極與心臟之間在很小區域內的接觸，使得起搏器中的能量損耗盡可能地低。在除顫器中則有相反的考慮，即，需要對心臟的大面積施加一個非常強的能量而不會對心臟造成損傷。在本發明的優選實施例中，只施加了很小的電流，但該電流有必要以受控制的方式流過大部分心臟組織。
另一個結構差異涉及電源。起搏器的電源通常是需要每隔1秒發出一個短的(2毫秒)、低能量的脈沖。除顫器通常需要以較長的時間間隔(幾天)發出一個短的(6-8毫秒)、高能量脈沖或脈沖序列。因而，起搏器通常是從一個直接與電池相連的并具有一個短延時的電容器中損耗能量，而除顫器通常給第一和第二電容器充電使得它們能釋放出兩個順序的高能脈沖。根據本發明的一些實施例的一個控制器需要每隔1秒提供一個長的低能量脈沖。優選地，所述脈沖長于20毫秒，更優選地要長于40毫秒，更更優選地要長于70毫秒。用一慢延時電容器，和/或通過一恒流、恒壓直接從電池中損耗能量，和/或用一個信號發生電路可較好地實現這種脈沖。優選地，用于根據本發明的控制器的電極可慢慢地消除類固醇，以減少與心臟相接觸的電極點上的炎癥。
另一個結構差異涉及電極的放置。在起搏器中，一個單個電極放置在心臟的頂部(在一些起搏器中，每個腔室放置一個電極，或有時多于一個電極)。在除顫器中，電極放置通常要使心臟(或在AF除顫器中為右心房)的大部分都處于電極之間。在根據本發明的一些實施例的控制器中，電極跨越需要控制的心臟組織的節段放置。關于檢測，許多起搏器利用在一個腔室中的檢測來確定對第二個腔室通電前的適當的延時。例如，在房室結被消融了的心臟中，通過一個在右心房中檢測興奮波前并經過一個適當的延時后對左心室進行起搏的起搏器使左心室與右心房同步。然而，通常不是在一個腔室檢測興奮波前并然后經一延時后對同一腔室進行起搏。即使實施這樣的同一腔室檢測和起搏，所述的檢測和起搏應在右心房而不是在左心室中進行。另外，與在兩個起搏電極之間的中間位置檢測一樣，在起搏電極上進行檢測以確定電極通電的延時時間是本發明的一些方面中的一個獨特的方面。本發明的一些實施例的另一個獨特的方面是在一個腔室(右心房)中起搏，在另一個腔室(左心室)檢測起搏的效果，然后對所述的另一個腔室(左心室)進行起搏。排列成矩陣的多對電極的應用是本發明的某些實施例的另一個獨特的方面。
由于控制器的可能信號形式具有很寬的范圍，所以一個優選的控制器應是可編程的，其脈沖形式可以從一編程器中外部下載。用于植入的起搏器與一外部編程器之間的單向通訊及雙向通訊的遙測系統在本領域中是公知的。應該注意到，盡管可能效率較低，但本發明的多個實施例都可以通過根據本發明給一個可編程起搏器下載一個脈沖形式來實現。在本發明的一個優選實施例中，這樣的一個編程器包括一個分析所述控制器的操作及其效果的軟件。由于對所述控制器的性能的分析可以包括不是由所述控制器提供的信息，如超聲圖像或體外心電圖之類的信息，所以這種軟件可以由一個單獨的計算機來運行。
應該認識到，一個根據本發明的控制器最好是在植入之前對應于特定病人進行專用設置。可選地和另外地，可通過在儀器植入后對其進行編程的方式來實施所述專用設置。如前面所描述的，最好對病人的心臟作圖，以確定控制電極和/或檢測電極的優選位置和/或確定適當的計時。
在一個例子中，左心室受控制，這對于為檢測電極的植入確定左心室中的最早被激活的區域是有用的。在另一個例子中，對心臟進行作圖以確定適合植入電極的活性組織部分(以使電流在兩個電極之間流動)。在另外一個例子中，確定心臟的活動模式以便能估計出心臟不同部分之間，特別是起搏源(自然的或人工的)與所述控制電極之間的傳播時間。在另一個例子中，確定心臟中所述興奮波前的傳播以便能夠實現相應于所述波前的適當的電極取向和/或相應于所述控制電極適當地放置檢測電極(s0)。確定心臟中的心律不齊以根據本發明來計劃抗心律不齊治療也是有用的。
在另一個例子中，通過控制電極之間的活體組織的量來確定收縮性提高的量。可用一個活性圖來確定具有所需數量的活組織的心臟組織的節段。
相對于心臟其余部分的心肌活動時間是確定其對心輸出量的貢獻的一個重要因子。因而，有必要在電極植入之前確定將被控制的心臟節段的相對活動時間。
圖5示出了一個為測試本發明的一些實施例而設計和使用的試驗裝置。將一取自哺乳類動物的(在第一個實驗中，為幾內亞豬)乳頭肌60以一種能實現等長收縮的方式連接在支架62和一壓力傳感器64之間。通過與一個脈沖恒流源70相連接的一對電極66來刺激肌肉60。一個脈沖發生器74為電極66發生恒流起搏脈沖。用一對電極68對肌肉60施加一電場。一個以脈沖發生器74為計時基礎的副脈沖發生器76通過一脈沖恒流源72給電極68通電。通過傳感器64測量由肌肉產生的力，并由一放大器78放大并在一繪圖儀80上繪出。脈沖發生器74分別為不同的肌肉活動選擇性地發生500、750、1000和1500毫秒(t1)的短興奮脈沖，即2、1.33、1和0.66Hz的脈沖。脈沖發生器76在所述興奮脈沖之后t2秒起發生一方波脈沖，該方波脈沖的長度為t3秒，并具有一經選擇的電流(毫安級)，其幅值大于0。
圖6A-6C圖示出了一些實驗結果。總體說來，所示的結果為肌肉60達到脈沖式收縮的穩定狀態之后的肌肉收縮力的圖。圖6A為下列條件下的結果圖t1(起搏脈沖)=750毫秒；t2(延時)=150毫秒；t3(脈沖持續時間)=100毫秒；以及電流=10毫安。可見，相對于電極68沒被激勵，當使用控制脈沖(電極68)時由肌肉所產生的力增加到2.5倍。
圖6B是下列條件下肌肉收縮力的圖t1=1000毫秒；t2=20毫秒；t3=300毫秒；以及電流=7.5毫安。可見，收縮的幅度極度衰減。當在幾次收縮后將多個所述控制信號的極性逆轉時，肌肉60的收縮幾乎被全部衰減了。
圖6C是下列條件下肌肉收縮力的圖
t1=1000毫秒；t2=20毫秒；t3=30毫秒；以及電流=1毫安。在這種情況下，提高肌肉60收縮力的效果將在停止對電極68通電后保持2分鐘。因而，肌肉60的收縮不僅依靠即時的刺激和控制，還依靠前刺激和控制。
用一個相似的實驗裝置進行了另外一些實驗，一些是對多個肌肉而一些是對取自心室和心房壁的心隔肌肉。在這些實驗中，試驗動物一般為家兔，但有一例中使用的是大鼠。這些實驗大多數使用與肌肉接觸的直流恒流源，但也測試了一種電場方案，并取得了相似的結果。在電場方案中，將電極放在圍繞肌肉節段周圍的溶液中，而不是與肌肉節段接觸。所用的電流為2-10毫安。在幾個實驗中，沒有引起收縮力的提高，但這可能是由于電極(與離子液體相互作用)和/或電流源的問題所造成的結果，特別是由于這些實驗中所用的易于極化的銀-氯化銀電極。通常，在每個實驗中進行多個周期的收縮性提高并返回到基線。另外，所述的收縮性的提高在后續的實驗中是可重復的。在0.5-3Hz的起搏范圍上可獲得這些提高。
圖7A-7C概括了在這些進一步實驗中所獲得的結果。應該認識到，所施加脈沖的時間值與所述起搏率及與用于進行實驗的動物種類是強相關的。在這些實驗中，起搏率通常為大約1Hz。在0.5-3Hz的范圍內，提高收縮力所需要的脈沖形式基本上不受起搏率的影響。實驗中所用的電流強度是受所用的電極型式的影響的，并可能受動物種類影響，因此如果用其它型式的電極，則為產生相同的效果應該需要不同的電流強度。對左乳頭肌做了10個實驗，其中8個顯示出由于施加了非興奮電流肌肉收縮性有提高。對右乳頭肌做了4個實驗，其中3個顯示了收縮性的提高。對左心室肌做了2個實驗，都顯示出收縮性的提高。平均發現75％收縮力提高。根據精確的實驗數字，提高的范圍在43％至228％之間。
圖7A示出了所施加的電流起始時刻的延時的對收縮力的作用。一個較小的延時基本上不會影響收縮力的提高。應該注意到隨著延時持續時間增長，收縮性的提高則減小。從理論上講，以任何延時施加的這類脈沖都會影響平臺期和/或不應期。但收縮性的提高只可能是在一個比心肌纖維的整個興奮周期更為有限的時間窗口內。
改變所施加電流的極性有時會影響收縮性。通常，第一個極性會產生一個較大的收縮力提高，而其它極性則產生低于第一個極性的提高。在一些實驗中，在實驗中轉換極性會在一較短時間內或在整個脈沖持續時間內降低收縮力，降低到比未施加電流時還低的水平。一個可能的解釋是，乳頭肌具有一個較好的傳導方向(可能與心室組織中所說的不同)。另一個解釋是與實驗中所用電極的離子化人為因素有關。
圖7B示出了脈沖持續時間對乳頭肌收縮力提高的作用。一個1毫秒數量級的很短的脈沖基本上不會影響收縮力。對于約1毫秒至20毫秒之間的脈沖，收縮力隨持續時間而提高。對于大于20毫秒的脈沖，作為脈沖持續時間的函數，收縮力的提高是下降的；而對于持續時間大于100毫秒的脈沖，沒有更為明顯的單獨乳頭肌的收縮力的進一步提高。
圖7C示出了電流強度對收縮力提高的作用。應注意到，大約在8毫安以上，所述收縮力實際上降低到低于基線狀況(無電流施加的狀況)。可能這個作用與上面描述的細胞間鈣儲存理論有關，心肌細胞中過多的鈣會減低這些儲存的效用并因而降低細胞收縮性。
上述概括結果之外，有幾個實驗結果值得特別注意。
在一個實驗中，如圖8A所示，取自于家兔的右心房節段可以設定其自身原有心搏(2～3Hz)。如圖所示，將一個2毫安的恒定的非興奮電流不變地驅動過所述組織。其結果是所述節段的自起搏率提高了，收縮性(經過首先較短的力的降低后)也提高了。
在第二個多步驟實驗中，以1.5Hz起搏一個家兔的右乳頭肌。所施加的電流為恒定在2至4毫安之間(根據實驗步驟)的、70毫秒長的脈沖并在起搏器脈沖后沒有延時。收縮性提高了45％至133％(根據步驟)。在3毫安時，所提高的收縮性持續2小時。停止所施加的電場使收縮力快速返回到原始(沒控制時的)收縮力水平。重新施加電場可重復上述結果。
在第三個實驗中，將2毫安電流的脈沖時間增加到10至100毫秒范圍，在家兔左乳頭肌中提高了收縮力；但沒有發現對肌肉顫搐的持續時間的作用。
圖8B是示出幾種不同類型的心肌的收縮性的提高的一系列曲線(水平條狀線代表施加了控制電場)。
還有在上述討論中沒有包括的兩個對乳頭肌所做的實驗。在這些實驗中，在標準起搏脈沖(2毫安，2毫秒)后不延時地施加持續時間為120毫秒且峰值為5毫安的三角形脈沖。肌肉收縮性的提高為大約1700％，從10毫克提高到178毫克。收縮的持續時間從220毫秒提高到260毫秒。
在另外一系列實驗中，從一家兔(1-2千克重)取出整個活體心臟并用本文上面所描述的方法對其進行控制。保持所述心臟存活的裝置是一由在德國Gruenstrass 1,D-79232,March-Hugstetten,Germany的Hugo SachsElektronik公司生產的離體心臟儀，規格為5，型號為833。在這些實驗中，只有左心室是有功能的。肺靜脈連接到一個供應管上，管中是溫的(37℃)等滲的pH值平衡及富有氧氣的溶液。所述溶液由心臟泵入主動脈。心臟本身由所述主動脈通過冠狀動脈供氧。冠狀靜脈排空到右心室中，所述溶液通過右心室排出。通過將排出的溶液(冠狀血流)收集在一個測量杯中來測量所述溶液。血管系統的前負荷和后負荷都可模擬和預設為任何需要值。另外，所述后負荷和前負荷也可以用這個裝置測量。
將心臟與一心電監護儀、一起搏器及一可編程脈沖發生器相連。施加所述場的電極典型地具有2至3平方厘米面積。用一個插入到心室的壓力探頭測量左心室壓力(LVP)。用一個電磁流量計測量流過主動脈的血流。通過附加其它測量設備可測量如pH值、氧分壓、二氧化碳分壓和溫度之類的許多參數。將所有上述測量數據都接到一個收集并最好能分析所述結果的計算機中。
一個最值得注意的實驗結果是，電控制的結果使心臟血流量增加。另一個值得注意的結果是，所述控制的結果使后負荷增加。還有一個值得注意的結果是，當施加電控制時，心臟中改善后的左心室的壓力增加。
利用一個離體心臟所做的26個實驗的總結如下，在20個實驗中發現心輸出量增加，而6個實驗中沒發現心輸出量增加。心輸出增加失敗的可能原因包括，當將心臟從動物體中取出時對其造成的生物損傷。在某些情況下，與第二個在其它方面都相似的家兔心臟相比，一個離體心臟中的心輸出量有所降低，由此可明顯看出這一損傷。其它原因包括，電極的不正確放置(放在右心室上而不是放在左心室上)、電極上蛋白質的結殼以及發出所述控制電場的設備的技術問題。在11例左心室被起搏的實驗中，心輸出量平均增加17％，其標準差為11％。在右心房被起搏的8例實驗中，平均增加9±4％。在心臟沒被起搏及以局部活動時間為基礎來施加控制電場的9例實驗中，增加7±2％。應該注意到，由于在一些實驗中試了兩種不同的起搏方式，所以實驗數量已經超過了26。
圖9是在心臟起搏后延時5毫秒施加具有20毫秒持續時間的10毫安恒流脈沖的一系列實驗結果的曲線圖。用兩個導線型電極施加這個脈沖，一個電極放在覆蓋于左心室的心臟頂部而一個電極放在左心室的底部。用也放在靠近心臟左心室的頂部的雙極電極進行起搏。起搏率比正常心搏要高近10％。所述起搏脈沖為2毫秒長、幅度為2毫安并以3.5Hz的頻率施加。在本圖中(及下面的圖中)用一條棒(實心或空心的)表示所述恒流脈沖的施加。
在這個實驗中，發現后負荷的增加(主動脈中提高的實際壓力)大約為5％，LVP(左心室壓力)的增加為大約3％。LVP的增加只是在收縮壓后期，而不是在舒張壓后期。圖9中清楚地示出了血流量增加了大約11％。由于有充血性心臟問題的病人的主要問題是心臟血流低，所以所述的血流量的增加是十分重要的。
圖10是在心臟起搏后延時2毫秒施加具有80毫秒持續時間的5毫安恒流脈沖的一系列實驗結果的曲線圖。除了施加恒流脈沖用碳精電極之外，在這個實驗中的布線和起搏與參照圖9所描述的實驗相似。
在這個實驗中，可從圖中測得后負荷的明顯增加。也可發現LVP(左心室壓力)增加約6％。應該注意到，在收縮壓和舒張壓中都發現了后負荷的增加，而在左心室內部，壓力的增加主要在收縮期。實際上，舒張壓有一個微小的降低，它表示收縮性的提高和/或舒張期心壁運動的改善。圖10中清楚地示出血流量增加百分之幾百。應該注意到，一個健康心臟血流應為大約100毫升/分鐘。低初始血流量(12毫升/分鐘)可能是如缺血之類的心臟損傷的結果。
圖11是在心室局部活動時間之后延時2毫秒使用具有20毫秒持續時間的5毫安恒流脈沖的一系列實驗結果的曲線圖。在這個實驗中的布線和起搏與參照圖9所描述的實驗相似。將一個檢測電極放置在左心室的兩個控制電極之間的中點上，并根據所述檢測電極上的局部活動時間來測量延時。所述檢測電極包含兩個肩并肩的“J”形銥-鉑電極。用另一個在心臟的頂部的銀-氯化銀電極施加一起搏脈沖。在這個實驗中，在檢測到所述局部活動之后將檢測電極關閉200毫秒，以使檢測電極不會將控制脈沖錯誤地檢測為一局部活動。
在這個實驗中，發現了后負荷的增加和LVP的增加。所述LVP的增加只在收縮壓后期明顯，而在舒張壓后期不明顯。圖11中清楚地示出了血流量增加了約23％。
圖12是另一個實驗的實驗結果的一系列圖示，示出了主動脈血流量和主動脈血壓的明顯提高。脈沖參數為5毫安、70毫秒持續時間及5毫秒延時。布線和起搏與圖9的實驗相同。
圖13是重復圖12的實驗的結果的一系列曲線圖，示出了主動脈血流量的增加是由電極的通電控制的。因而，當所述的通電停止時，血流量就返回到基線值；當開始通電時血流量又會增加，而當通電再次停止時血流量又返回到基線值。
圖14是另一個實驗的實驗結果的一系列圖示，其中以3Hz頻率對右心房進行起搏，而不是象前面所描述的實驗那樣以3.5Hz對左心室進行起搏。除了起搏電極是在右心房內和動作電位是利用心臟的傳導通路從右心房傳導到左心室之外，布線和起搏與圖11的實驗中相似。脈沖參數為20毫秒長，5毫安幅度、在檢測到局部動作電位之后沒有延時。檢測電極在其檢測到局部動作電位之后關閉100毫秒，以降低將控制脈沖誤認為是局部活動電位的可能性。在這個實驗中，發現血流量增加9％。
圖15是另一個實施例的實驗結果的一組曲線，除了用四個電極取代圖14所示實驗中的兩個電極外，該實驗的其余部分與圖14的實驗中相似。這些控制電極排成正方形，檢測電極則位于該正方形的中央。其中一對控制電極包括一個位于左心室的頂部的電極和一個位于底部的電極。另兩個電極被放置在左心室的底部和頂部之間的中間部位上并且與右心室相鄰(在左心室的任何一側)。所施加的脈沖的幅度為10毫安，持續時間為20毫秒，延時為2毫秒。兩對電極是同時通電的。
在這個實驗中，觀察到了后負荷的增加和收縮末期LVP的增加。此外，還觀察到舒張末期LVP的降低。圖15還示出血流量增加大約7％。
圖16是表明另一個實施例的實驗結果的一組曲線，除了沒有采用檢測電極外，該實驗的其余部分與圖14的實驗中相似。更確切地說，為了計算起搏右心房和控制左心房之間的預期的延時，先對一個活動信號的傳導時間進行了估計。通過測定起搏信號與左心室的收縮之間的時間來估計活動的傳導時間。所述的延時比計算出的平均傳導時間多5毫秒，大約為140毫秒。在該實驗中，觀察到了后負荷的增加和LVP的增加。圖16還示出血流量增加大約14％。
圖17是表明另一個實施例的實驗結果的一組曲線，除了沒有采用起搏電極外，該實驗的其余部分與圖14的實驗中相似。更確切地說，使離體心臟以其自身的節律起搏。脈沖參數為，幅度為10毫安，長度為20毫秒，在檢測電極檢測到一個局部的動作電位之后，以2毫秒的延時同時向兩對電極施加該脈沖。
在該實驗中，觀察到了后負荷的增加和LVP的增加。圖17還示出血流量增加大約7％。值得注意的是，心臟的基線輸出量為大約110毫升/分，它表明的是一個健康心臟的輸出量。
圖18是表明另一個實施例的實驗結果的一組曲線，在該實施例中，使心臟局部缺血。布線與圖17中的相似，所不同的是，只采用了一對控制電極，一個位于左心室的頂部，一個位于左心室的底部。通過阻斷流向冠狀動脈的含氧血液達10分鐘之久，造成局部缺血，以此來模擬心臟病的發作。在含氧血液重新開始流動之后，觀察到心輸出量從100毫升/分降低到38毫升/分。此外，作為局部缺血事件的結果，還觀察到了心臟動作中的各種心律失常。利用一個5毫安、20毫秒的脈沖以起搏之后2毫秒的延時控制心臟，使血流增加16％。在檢測到一個局部的動作之后，使檢測工作中止100至200毫秒。值得注意的是，即使心臟發生心律不齊，控制程序也繼續工作。
離體心臟實驗的一個有趣的結果與一些不誘發心臟中的纖顫的脈沖形式有關。業已確定，所述的脈沖的持續時間不應當長于左心室壓力波的時程的一半(在該實驗方案中，測定的是壓力波而不是電活動)。此外，當左心室被起搏時，起搏與脈沖之間的比較短的延時(約5毫秒)顯然也能防止纖顫。
圖18是表明另一個實施例的實驗結果的一組曲線，在該實施例中，使心臟的輸出量減少。利用一個與圖14所示的實驗的起搏方案相似的方案在右心房處使心臟起搏。利用碳精電極向左心室施加一個控制電流。所述的控制電流是一個5毫秒幅度、20毫秒時程的脈沖，是在右心房起搏之后以30毫秒的延時施加的。接著，作為這一脈沖的結果，LVP和主動脈壓力都明顯降低。
在有一些情況下，很需要降低心輸出量，其中一種情況是“肥大性心肌病(HOCM)”。這一控制方案降低了左心室的輸出量以及左心室的工作阻力，這兩方面的降低對于上述疾病而言都是需要的。假設早期控制脈沖(在來自右心房的動作波前到達左心室之前施加的脈沖)以延長左心室中的一些細胞的不應期的方式工作，由此減少參與收縮的細胞的數量以及降低心輸出量。據推則，在各心動周期中有不同的細胞受到影響。或者，也可以由精確的延時來決定哪些細胞受到影響。以縮短AV間期的方式來改善HOCM病人的狀況是一種公知的技術。但是，在這一技術中，整個心室被起搏，盡管這是在更早的時候。在剛剛描述的本發明的實施例中，早期施加的電場不會引起心室的早期收縮，也不會象所述的技術那樣有效地縮短AV間期。
圖19和20示出在活體動物的在體心臟上進行的實驗的結果。在結果顯示在圖19中的那個實驗中，利用骨盆區的靜脈入口對一個2.5公斤重的家兔進行麻醉，將其胸腔打開以暴露其心臟。將心臟的心包剝離掉，以便使心臟能與電極直接接觸。利用一對鈦電極通過左心室使心臟起搏，并利用一對碳精電極來施加控制電流。和前面的實驗一樣，起搏是在左心室的頂部施加的，而兩個控制電極中的一個被放置在左心室的頂部，另一個被放置在左心室的底部。對家兔進行人工呼吸，并且通過所述的靜脈入口輸送液體。將一個血壓導管插入到左側股動脈中以測量動脈血壓。暴露右頸總動脈，并且將一個磁性血流計放置到右頸總動脈上以測量頸總動脈中的血流。測頸總動脈中的血流而不測主動脈中的血流的原因是前者比較方便。但是，應當注意，頸總動脈有一個反饋機制，當血流量太大時，頸總動脈利用這一機制通過使動脈收縮的方式來維持向腦部的恒定的血液供應。
控制信號是一個幅度為4毫安、時間為40毫秒的脈沖，是在起搏信號之后5秒鐘的時間上施加的。起搏信號是一個2毫秒、2毫安、5Hz的脈沖。在施加控制信號期間，觀察到右頸總動脈的血流量增加54％至72％。
結果顯示在圖20中的那個實驗與結果顯示在圖19中的那個實驗具有相似的設計，不同之處在于，所述的血流是利用一個超聲血流計測定的。控制電流是一個2毫安幅度、20毫秒時程的脈沖，是從起搏信號開始以5毫秒的延時施加的(與圖19所示的實驗相同)。在該實驗中觀察到血流量和血壓都有所增加。
圖21示出在一個在活體中的心臟中進行的實驗的結果，在該實驗中，所述的心臟沒有被起搏。與圖19和20所示的實驗相似，在右股動脈測血壓，并利用一個超聲血流計通過右頸總動脈測血流。利用放置在左心室的頂部和底部的鈦-鎳電極施加控制脈沖。將一個銥-鉑雙極電極放置在左心室的頂部以檢測來自心臟的竇房結的活動波前的到達。控制電流是一個2毫安幅度、20毫秒時程的脈沖，是在檢測到活動波前之后30秒鐘的時間上施加的。在該實驗中觀察到血流量和血壓都有所增加。
圖22和23示出了與圖21中的實驗相似的兩組實驗的結果，在這兩組實驗中，血流參數是在升主動脈上測得的。將一個1.1公斤重的家兔的心臟暴露出來，并利用一個針頭將一個檢測電極(雙極的)插入到心尖上。利用兩個碳精電極在左心室的頂部和底部向心臟施加一個控制脈沖。不對心臟進行起搏，它的固有的搏動頻率為大約5Hz。控制脈沖的幅度為5毫安，持續時間為40毫秒。在檢測電極檢測到活動波前和施加脈沖之間沒有延時。
圖22示出主動脈血流增加大約11％。圖23示出的是在后來的一段時間在同一個動物身上重復進行的同樣的實驗的結果，圖中示出主動脈血流增加大約8％。
盡管前面主要是以心臟為參照描述了本發明，但是應當明白，本發明的幾個優選實施例也可用于其它類型的可興奮組織。在一個實例中，可以以上面描述的方式對骨骼肌和平滑肌進行控制。但是，應當明白，大多數肌肉具有不同于心肌的離子通道和靜息電位，因此，總的原理還應當與具體的生理情況相適合。此外，在骨骼肌上產生的效果可能要歸因于肌纖維的募集反應。另外，本發明還可用于神經組織。例如，可以以上面描述的方式，通過抑制神經組織的興奮性來控制癲癇發作和促強直作用。或者，還可以把電控制與對去神經的肌肉和萎縮的肌肉的電刺激結合起來，以提高刺激的精確性。此外，或者可選地，可以利用電控制來阻斷或增強刺激沿著神經通道的傳導，例如控制疼痛。
在本發明的一個優選實施例中，通過抑制Golgi細胞、減少可獲得的鈣離子的量來降低有關的神經組織的興奮性，可以控制癲癇的發作。
上面對本發明的描述集中于對心臟組織的電控制。但是，由于這種控制的某些方面可能涉及到鈣離子在心臟組織中的傳輸，所以，非電的控制也是可以的。非電控制的一個主要優點是，雖然控制與心動周期之間的不適當的同步會降低心輸出量，但沒有或基本上沒有纖顫的危險。在本發明的一個優選實施例中，在部分心臟中用光來控制鈣轉運。可以用激光直接影響鈣的轉運。可選地，輸入到心臟中至少一些細胞中的一種光活化的螯合劑，可以被常規光活化以改變被照射細胞中的鈣的活性(提高或降低)。根據本發明的這個實施例的控制器將包括至少一個光源和一個光導向器，最好包括將光傳送到所需要的心臟部分的一個光纖。優選地，所述光纖是可防止破碎的硅橡膠光纖。可選地，所述控制器包含多個直接放在被控制的組織上的如激光二級管之類的光發射元件。進一步可選地，所述光由插入心臟中并浮動在心臟中的或固定于心壁的導管提供。所述控制器最好包括一個心電傳感器，用于以前面所述的方式檢測局部和/或整個心臟的活動時間。
與電流相比，光的一個局限是，除非人體組織對所用的特定波長是透明的，否則光只能具有一個很局部的作用，對整體的作用則需要許多有創的光源。一種創傷較小的有用的光源是一種具有局部暴露外鞘的光纖。光從光纖的多個暴露部分射出，因此單個光纖可照射多個部位。
在本發明的一個可選實施例中，可用低頻和/或射頻電磁輻射來影響心臟中的鈣轉運。有幾種方法可用于提供電磁輻射。在一種方法中，優選地與所檢測到的心臟的心電圖同步地對整個心臟進行照射。在另一個方法中，用相陣來實現對心臟輻射。如上面所說明的，非心律不齊的心臟基本上在每個周期重復其位置，所以沒有在外部源和心臟部分之間的定位問題。在另外一個方法中，一個植入儀器包括多個天線，每個天線都在鄰近于被控制的心臟組織的部分處暴露。所述這些天線可以由一個中心電源供電。可選地，所述天線在外部集中地施加輻射。進一步可選地，所述天線可以是產生局部交流磁場的線圈。應該注意的是，電磁輻射似乎適合于降低鈣活性，因此它適合于在心臟病發作后降低梗塞組織的氧需求。如用光和電流一樣，在用電磁輻射的實施例中，由于心臟的適應機制，控制器效率可能會有一個長期的降低。因而，在本發明的一個優選實施例中，控制器不是連續使用，根據心臟的適應性在使用之間有幾分鐘、幾小時、幾天或幾周的優選休息期。
在本發明的一個優選實施例中，同時施加兩個或更多個控制形式，例如同時施加光輻射和電場。可選地，這些形式可以交替施加，以克服適應機制。優選地，將每個形式施加到產生適應時，此時切換成其它形式。
盡管用有限個優選實施例描述了本發明，但應該認識到，對各個實施例進行的組合也在本發明的范圍內，例如，可在增加左心室的收縮性的同時，在右心房控制心率。對各個實施例中的一些限定進行的組合，例如，對脈沖持續時間和脈沖相對于一種活動的延時的限定或者對電極類型和電極尺寸的限定的組合，也在本發明的保護范圍內。此外，盡管并不是可以將本文描述過的所有方法視作是利用專用的或程控的控制器實現的，但本發明的范圍包括實現這些方法的控制器。但是，在某些情況下，為了清楚的目的，利用結構性的或功能性的語言對一些優選實施例的限定進行了描述，本發明的范圍包括將這些限定應用到裝置和方法中。
本領域的技術人員應當理解，本發明不受目前所作的特定描述限定。確切地說，本發明只受其權利要求書的限定。
權利要求
1.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個延時向所述部分施加具有一給定持續時間的一個非興奮性電場，該電場導致收縮力至少增強5％。
2.如權利要求1所述的方法，其特征在于，所述的力至少增強10％。
3.如權利要求1所述的方法，其特征在于，所述的力至少增強30％。
4.如權利要求1所述的方法，其特征在于，所述的力至少增強50％。
5.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個少于70毫秒的延時向所述部分施加具有一給定持續時間的一個非興奮性電場。
6.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個延時向所述部分施加具有一給定持續時間的一個非興奮性電場，該電場導致所述腔室內的壓力至少增加2％。
7.如權利要求6所述的方法，其特征在于，所述壓力增加至少10％。
8.如權利要求6所述的方法，其特征在于，所述壓力增加至少20％。
9.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及所述腔室具有一個血流量，在所述活動后以一個延時向所述部分施加具有一給定持續時間的一個非興奮性電場，使所述血流量至少增加5％。
10.如權利要求9所述的方法，其特征在于，使所述血流量增加至少10％。
11.如權利要求9所述的方法，其特征在于，使所述血流量增加至少20％。
12.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及所述腔室具有一個血流速率，在所述活動后以一個延時向所述部分施加具有一給定持續時間的一個非興奮性電場，使所述血流速率至少增加5％。
13.如權利要求12所述的方法，其特征在于，使所述血流速率增加至少10％。
14.如權利要求12所述的方法，其特征在于，使所述血流速率增加至少20％。
15.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個非興奮性電場，所述的電場具有一段給定的持續時間，所述的給定的持續時間至少為101毫秒，但不能比心動周期的長度更長。
16.如權利要求15所述的方法，其特征在于，所述持續時間至少為120毫秒。
17.如權利要求15所述的方法，其特征在于，所述持續時間至少為150毫秒。
18.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一段給定持續時間的非興奮性電場，其特征在于，所述的腔室的所述部分具有一個內表面和一個外表面，所述的電場被施加在所述的內表面和所述的外表面之間。
19.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一給定段持續時間的非興奮性電場，其特征在于，所述的腔室的所述部分具有一個內表面和一個外表面，所述的電場是沿著所述的外表面施加的。
20.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一給定段持續時間的非興奮性電場，其特征在于，所述的腔室的所述部分具有一個內表面，一個外表面以及一個肌內的部分，所述的電場被施加在所述的肌內部分和所述的至少一個表面之間。
21.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一給定段持續時間的非興奮性電場，其特征在于，所述的電場被施加在一個單個電極和一個植入裝置的外殼之間。
22.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及利用浮在心臟中的一個電極，在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一給定段持續時間的非興奮性電場。
23.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一給定段持續時間的非興奮性電場，其特征在于，所述的電場是利用至少兩個電極施加的，并且所述的至少兩個電極至少相距2厘米。
24.如權利要求23所述的方法，其特征在于，這些電極至少相距4厘米。
25.如權利要求23所述的方法，其特征在于，這些電極至少相距9厘米。
26.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一給定段持續時間的非興奮性電場，其特征在于，所述的電場是利用至少兩個電極施加的，并且所述的至少兩個電極中的一個電極位于所述心臟的一個腔室的底部，另一個電極位于所述心臟的一個腔室的頂部。
27.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一給定段持續時間的非興奮性電場，其特征在于，所述的電場是利用至少三個電極施加的，并且施加一個非興奮性的電場包括以下步驟使所述的至少三個電極中的第一對電極通電；以及接著使所述的至少三個電極中的第二對電極通電。
28.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一段給定持續時間的非興奮性電場，其中，所述的電場是利用放置在所述對象體外的至少兩個電極施加的。
29.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；及在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一段給定持續時間的非興奮性電場，其特征在于，所述的電場至少部分地抵消在所述的心臟腔室的至少一個部分中的電離子流。
30.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；在所述活動后以一個延時向位于兩個位置之間的所述部分施加一個具有一段給定的持續時間的非興奮性電場；以及檢測在所述的兩個位置之間的一個點上的一種活動。
31.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；在所述活動后以一個延時向位于兩個位置之間的所述部分施加一個具有一段給定的持續時間的非興奮性電場；以及檢測在與所述的兩個位置中的一個位置重合的一個點上的一種活動。
32.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；在所述活動后以一個延時向位于兩個位置之間的所述部分施加一個具有一段給定的持續時間的非興奮性電場；檢測在一個點上的一種活動；以及根據所檢測到的活動估計所述的部分上的活動。
33.根據權利要求32所述的方法，其特征在于，所述的檢測包括檢測ECG的一個參數值，而所述的估計則包括在與所述的參數值相關聯的一個延時值的基礎上估計延時。
34.根據權利要求32所述的方法，其特征在于，所述的點位于心臟中的一個與施加了電場的腔室不同的腔室中。
35.根據權利要求32所述的方法，其特征在于，所述的點實質上是位于所述的部分所處在的腔室中的一個最早被激活的點。
36.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一段給定的持續時間的非興奮性電場；向所述的腔室中的一個第二部分施加一個第二非興奮性電場。
37.如權利要求36所述的方法，其特征在于，所述的第二電場是與所述的非興奮性電場在同一個心動周期中施加的。
38.如權利要求37所述的方法，其特征在于，每個部分具有各自的活動，施加電場的動作是與這些活動同步的。
39.如權利要求37所述的方法，其特征在于，所述的第二電場對心臟所產生的效果與所述的非興奮性電場所產生的效果不同。
40.如權利要求36所述的方法，其特征在于，在一個不同的心動周期中，只施加第二非興奮性電場。
41.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；對所述的部分上的所述的活動作出估計；以及在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一段給定的持續時間的非興奮性電場。
42.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一段給定的持續時間的非興奮性電場；以及在以后的一些心搏期間反復施加所述的非興奮性電場，所述的心搏中至少有一部分是不連續的。
43.如權利要求42所述的方法，其特征在于，所述的方法包括逐漸降低在反復施加電場的過程中跳過一些心搏的頻率的步驟。
44.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；在所述活動后以一個延時向所述部分施加一個具有一段給定的持續時間的非興奮性電場，其中，所述的部分具有一定尺寸；以及在兩次心搏之間改變對其施加電場的所述部分的尺寸。
45.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；用與所述的活動同步的光照射所述的部分；以及在一段比1000個心動周期短的時間內，至少在100個心動周期上重復進行照射。
46.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；用與所述的活動同步的射頻輻射對所述的部分進行輻射；以及在一段比1000個心動周期短的時間內，至少在100個心動周期上重復進行輻射。
47.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；在一段時間內隨著所述的活動改變所述的部分的肌纖維中的鈣離子的可利用率，所述的一段時間包括在所述的活動之后的一段少于70毫秒的時間。
48.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；在一段時間內根據所述的活動改變所述的部分的肌纖維中的鈣離子的轉運速率，所述的一段時間包括在所述的活動之后的一段少于70毫秒的時間。
49.一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分；以及以與所述的活動同步的方式改變所述的部分中的兒茶酚胺的可利用率。
50.一種改變一個心臟的至少一部分的活動模式的方法，包括以下步驟描繪出所述的部分的活動模式圖；確定在所述的活動模式中的所需變化；以及利用一個非興奮性的電場改變所述的部分的一個非心率失常節段的傳導速度，由此實現所需要的變化。
51.如權利要求50所述的方法，其特征在于，所需要的變化是一個房室間期，所述的改變包括改變在一個房室結與至少一個心室之間的浦肯野纖維的傳導速度。
52.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的活動是所述的部分中的一個平均的活動。
53.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的活動是一個最早的活動。
54.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的活動是一種機械活動。
55.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的活動是一種電活動。
56.在如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的部分由一些子部分組成，每個子部分具有其各自的活動，施加電場指的是以相對于每個子部分的各自活動的一個延時向所述的子部分施加電場。
57.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，施加一個非興奮性的電場的步驟包括驅使一個電流通過所述的心肌段的步驟。
58.如權利要求57所述的方法，其特征在于，所述的電流小于20mA。
59.如權利要求57所述的方法，其特征在于，所述的電流小于8mA。
60.如權利要求57所述的方法，其特征在于，所述的電流小于5mA。
61.如權利要求57所述的方法，其特征在于，所述的電流小于3mA。
62.如權利要求57所述的方法，其特征在于，所述的電流至少為.5mA。
63.如權利要求57所述的方法，其特征在于，所述的電流至少為1mA。
64.如權利要求57所述的方法，其特征在于，所述的電流至少為3mA。
65.如權利要求1-14或18-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所施加的電場的持續時間在10和140毫秒之間。
66.如權利要求1-14或18-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所施加的電場的持續時間在30和100毫秒之間。
67.如權利要求卜14或18-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所施加的電場的持續時間在60和90毫秒之間。
68.如權利要求1-4或6-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的延時小于70毫秒。
69.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的延時小于40毫秒。
70.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的延時小于20毫秒。
71.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的延時小于5毫秒。
72.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的延時小于1毫秒。
73.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的延時基本上為零。
74.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的延時至少為1毫秒。
75.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的延時至少為3毫秒。
76.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的延時至少為7毫秒。
77.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的延時至少為15毫秒。
78.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的延時至少為30毫秒。
79.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的電場具有一個指數形的時間包絡。
80.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的電場具有一個的正方形的時間包絡。
81.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的電場具有一個三角形的時間包絡。
82.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的電場具有一個斜坡形的時間包絡。
83.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的電場具有一個雙相的時間包絡。
84.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的電場是一個交流電場。
85.如權利要求84所述的方法，其特征在于，所述的電場具有一個正弦形的時間包絡。
86.如權利要求84所述的方法，其特征在于，所述的電場具有一個鋸齒形的時間包絡。
87.如權利要求84所述的方法，其特征在于，所述的電場具有一個方波形的時間包絡。
88.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的腔室的所述部分具有一個內表面和一個外表面，所述的電場是沿著所述的內表面施加的。
89.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的腔室的所述部分具有一個法向的傳導方向，所述的電場是沿著所述的法向傳導方向施加的。
90.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的腔室的所述部分具有一個法向的傳導方向，所述的電場是沿著與所述的法向傳導方向垂直的方向施加的。
91.如權利要求1-22或29-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的電場施加于至少兩個電極之間。
92.如權利要求91所述的方法，其特征在于，所述的這些電極至少相距2厘米。
93.如權利要求91所述的方法，其特征在于，所述的這些電極至少相距4厘米。
94.如權利要求91所述的方法，其特征在于，所述的這些電極至少相距9厘米。
95.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的腔室是左心室。
96.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的腔室是左心房。
97.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的腔室是右心室。
98.如權利要求1-44中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的腔室是右心房。
99.如權利要求卜44中任何一個所述的方法，其特征在于，包括對心臟進行起搏的步驟。
100.如權利要求99所述的方法，其特征在于，施加電場與所述的起搏同步進行。
101.如權利要求99所述的方法，其特征在于，包括計算在起搏的基礎上的延時的步驟。
102.如權利要求1-29或36-44中任何一個所述的方法，其特征在于，包括檢測在一個點上的一個特定的活動的步驟。
103.一種改變一個心臟的至少一部分的活動模式的方法，包括以下步驟描繪出所述的部分的活動模式圖；確定在所述的活動模式中的所需變化；以及阻斷所述部分的至少一個節段的所述活動，以實現所需要的變化，其中，所述的節段不屬于心臟中的折返電路的一部分或心律不齊病灶的一部分。
104.如權利要求103所述的方法，其特征在于，所述的被阻斷的節段是一個局部缺血段。
105.一種改變一個心臟的至少一部分的活動模式的方法，包括以下步驟描繪出所述的部分的活動模式圖；確定在所述的活動模式中的所需變化；以及改變所述的部分中的至少一個節段的不應期，以實現所需要的變化，其中，所述的節段不屬于心臟中的折返電路的一部分或心律不齊病灶的一部分。
106.一種改變一個心臟的心率的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟上具有一個主動的自然起搏區域；以及向所述的區域施加一個非興奮性電場。
107.如權利要求106所述的方法，其特征在于，所述的電場使得在所述的區域上的動作電位的持續時間延長。
108.如權利要求106所述的方法，其特征在于，所述的方法包括延長右心房上的一個重要部分的不應期的步驟。
109.一種減少一個心臟的一個腔室的輸出量的方法，包括以下步驟確定所述的腔室的至少一個部分的最早的活動，所述的部分不屬于心臟中的一個異常傳導通路的一部分；以及向所述的部分施加一個非興奮性的電場。
110.如權利要求109所述的方法，其特征在于，所述的電場是在所述的部分的活動之前施加的。
111.如權利要求109所述的方法，其特征在于，所述的電場使所述的部分對一個興奮信號的反應性降低。
112.如權利要求109所述的方法，其特征在于，所述的電場使所述的部分對一個興奮信號的靈敏度降低。
113.一種減少一個心臟的一個腔室的輸出量的方法，包括以下步驟確定所述的腔室的至少一個部分的一種活動并確定通往所述的至少一個部分的傳導通路；以及利用一個局部地施加的非興奮性電場，以可逆的方式阻斷所述的傳導通路。
114.一種減少一個心臟的一個腔室的輸出量的方法，包括以下步驟確定所述的腔室的至少一個部分的一種活動并確定通往所述的至少一個部分的傳導通路，所述的部分不屬于心臟中的一個異常傳導通路的一部分；以及利用一個局部地施加的非興奮性電場，以可逆的方式降低在所述的傳導通路中的傳導速度。
115.進行心臟手術的一種方法，包括以下步驟利用一個非興奮性的電場阻斷傳導至所述的心臟的至少一個部分的電活動；以及在所述的部分上進行外科手術。
116.進行心臟手術的一種方法，包括以下步驟利用一個非興奮性的電場降低所述的心臟的至少一個部分對一個興奮信號的靈敏度；以及在所述的部分上進行外科手術。
117.一種控制心臟的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟具有一個左心室和一個右心室；選擇性地以可逆的方式增加所述的兩個心室中的一個心室相對于另一個心室的收縮性。
118.如權利要求117所述的方法，其特征在于，所述的選擇性地以可逆的方式增加所述的兩個心室中的一個心室相對于另一個心室的收縮性的步驟包括對所述的一個心室的至少一部分施加一個非興奮性電場的步驟。
119.一種控制心臟的方法，包括以下步驟提供一個具有一個心臟的對象，所述的心臟具有一個左心室和一個右心室；選擇性地以可逆的方式降低所述的兩個心室中的一個心室相對于另一個心室的收縮性。
120.如權利要求119所述的方法，其特征在于，所述的選擇性地以可逆的方式降低所述的兩個心室中的一個心室相對于另一個心室的收縮性的步驟包括對所述的一個心室的至少一部分施加一個非興奮性電場的步驟。
121.對心臟的一個因異常的低興奮閾值而誘發心律不齊的節段進行治療的一種方法，包括以下步驟識別出所述的節段；以及向所述的節段施加一個減敏性的電場，使所述的興奮閾值增加到一個正常值范圍。
122.一種改變一個心臟的至少一部分的活動模式的方法，包括以下步驟確定在所述的活動模式中的所需變化；以及以可逆的方式阻斷興奮信號在心臟的多個延長的柵格部分上的傳導，以實現所需要的變化。
123.如權利要求122所述的方法，其特征在于，對傳導的阻斷導致在心臟的所述部分中產生多個與外部活動隔離的節段。
124.如權利要求123所述的方法，其特征在于，所述的隔離的節段中的至少一個包含一個心律不齊的病灶。
125.如權利要求123所述的方法，其特征在于，所述的隔離的節段中的至少一個不包含心律不齊的病灶。
126.如權利要求122所述的方法，其特征在于，包括對所述的多個隔離的節段中的至少兩個進行逐個地起搏的步驟。
127.如權利要求122所述的方法，其特征在于，對傳導的阻斷限制了激活波前沿著異常通路的傳送。
128.如權利要求122所述的方法，其特征在于，以可逆的方式阻斷傳導包括與心動周期同步地以可逆的方式阻斷興奮信號的傳導，以便阻斷異常的興奮信號。
129.如權利要求122所述的方法，其特征在于，以可逆方式阻斷傳導包括與心動周期同步地以可逆的方式阻斷興奮信號的傳導，以便使正常的興奮信號通過。
130.一種治療心臟的異常活動的方法，包括以下步驟檢測一個異常的活動狀態；以及按照權利要求122-129中任何一個所述的方法改變所述心臟的活動，以中止所述的異常活動情況。
131.所權利要求130所述的方法，其特征在于，所述的異常情況是纖顫。
132.一種控制心臟的方法，包括以下步驟確定至少一個心臟活動性參數的預期取值范圍；以及控制心臟中的至少一個局部收縮力，以便將所述的參數維持在預期的范圍內。
133.如權利要求132所述的方法，其特征在于，所述的控制包括控制心率。
134.如權利要求132所述的方法，其特征在于，所述的控制包括控制一個局部傳導速度。
135.如權利要求132所述的方法，其特征在于，所述的參數以一個小于10分鐘的時間常數對所述的控制產生響應。
136.如權利要求132所述的方法，其特征在于，所述的參數以一個超過一天的時間常數對所述的控制產生響應。
137.一種控制心臟的方法，包括以下步驟確定至少一個心臟活動性參數的一個預期取值范圍；利用一個具有至少一個特性的非興奮性電場控制心臟的至少一個部分，以便將所述的參數維持在預期的范圍內；以及隨著心臟對電場的反應的減弱而改變所述的至少一個特性。
138.如權利要求137所述的方法，其特征在于，所述的特性是電場的強度。
139.如權利要求137所述的方法，其特征在于，所述的特性是電場的持續時間。
140.如權利要求137所述的方法，其特征在于，所述的特性是電場的頻率。
141.如權利要求137所述的方法，其特征在于，所述的特性是電場的波形。
142.對心臟梗塞尚未痊愈的病人進行治療的一種方法，包括利用權利要求1-50，103-129或者132-141中的任何一種方法進行治療，直到所述的梗塞痊愈的步驟。
143.一種對具有一個心臟的病人進行治療的方法，包括以下步驟提供一個病人，該病人的心臟中有尚未痊愈的梗塞；以及利用權利要求1-50,103-129或者132-141中的任何一種方法進行治療，直到所述的心臟達到穩定狀態。
144.如權利要求1-50,103-129或者132-141中的任何一個所述的方法，其特征在于，施加非興奮性的電場指的是施加一個持續時間在3至5000次心搏之間的非興奮性電場。
145.一種用于控制心臟的裝置，包括一些電極，適合用于施加一個橫穿心臟的至少一部分的電場；一個電源，該電源使這些電極在一段小于50000個心動周期的時間內通電至少100次，電極的每次通電都產生一個具有給定的持續時間的非興奮性電場。
146.如權利要求145所述的裝置，其特征在于，所述的電極在一段小于50000個心動周期的時間內通電至少1000次。
147.如權利要求145所述的裝置，其特征在于，所述的電極在一段小于20000個心動周期的時間內通電至少1000次。
148.如權利要求145所述的裝置，其特征在于，所述的電極在一段小于5000個心動周期的時間內通電至少1000次。
149.如權利要求145所述的裝置，其特征在于，在1秒鐘內施加電場的次數小于10次。
150.如權利要求145所述的裝置，其特征在于，所述的電源使所述的電極在所述的時間內通電至少2000次。
151.如權利要求145所述的裝置，其特征在于，所述的電源使所述的電極在所述的時間內通電至少4000次。
152.一種用于控制心臟的裝置，包括一些電極，適合用于施加一個橫穿心臟的至少一部分的電場；以及一個電源，該電源使所述的這些電極通電，通過電極的通電產生具有一段給定的持續時間的非興奮性電場；其特征在于，至少有一個電極適合于覆蓋心臟上的一個大于2cm2的區域。
153.如權利要求152所述的裝置，其特征在于，至少有一個電極適合于覆蓋心臟上的一個大于6cm2的區域。
154.如權利要求152所述的裝置，其特征在于，至少有一個電極適合于覆蓋心臟上的一個大于9cm2的區域。
155.一種用于控制心臟的裝置，包括至少一個單極的電極，適合用于對心臟的至少一部分施加一個非興奮性的電場；以及一個電源，該電源使所述的這些電極通電，產生一個非興奮性電場。
156.如權利要求155所述的裝置，其特征在于，所述的裝置具有一個外殼，該外殼作為一個第二電極被通電。
157.一種用于控制心臟的裝置，包括一些電極，適合用于施加一個橫穿心臟的至少一部分的電場；以及一個電源，該電源使所述的這些電極通電，通過電極的通電產生具有一段給定的持續時間的非興奮性電場，其特征在于，所述的電極之間的距離至少為2cm。
158.如權利要求157所述的裝置，其特征在于，所述的距離至少為4cm。
159.如權利要求157所述的裝置，其特征在于，所述的距離至少為9cm。
160.一種用于控制心臟的裝置，包括至少三個電極，適合用于施加一個橫穿心臟的至少一部分的電場；以及一個電源，該電源使所述的這些電極通電，通過電極的通電產生具有一段給定的持續時間的非興奮性電場，其特征在于，所述的電極可以選擇性地以兩種方式通電，至少在第一種方式中，兩個電極被通電，而在第二種方式中，兩個不全與第一種方式中的兩個電極相同的電極被通電。
161.一種用于控制心臟的裝置，包括一些電極，適合用于施加一個橫穿心臟的至少一部分的電場；一個用于檢測一種局部活動的傳感器；以及一個電源，該電源響應于所檢測到的局部活動而使所述的這些電極通電，通過電極的通電產生具有一段給定的持續時間的非興奮性電場。
162.如權利要求161所述的裝置，其特征在于，所述的傳感器檢測所述部分的一種機械活動。
163.如權利要求161所述的裝置，其特征在于，所述的傳感器適合用于檢測在至少一個電極所處在的位置上的活動。
164.如權利要求161所述的裝置，其特征在于，所述的傳感器適合用于檢測在右心房中的活動。
165.如權利要求161所述的裝置，其特征在于，所述的傳感器適合用于檢測在所述的電極之間的活動。
166.如權利要求161所述的裝置，其特征在于，所述的傳感器對心臟的包括所述部分的一個腔室中的最早的活動進行檢測，所述的電源響應于所述的最早的活動而安排所述的通電操作的時間。
167.一種用于控制心臟的裝置，包括一些電極，適合用于施加一個橫穿心臟的至少一部分上的一些細長的節段的電場；以及一個電源，該電源使所述的這些電極通電，通過電極的通電產生一個非興奮性電場。
168.如權利要求167所述的裝置，其特征在于，所述的電極是一些細長的電極。
169.如權利要求167所述的裝置，其特征在于，所述的電源使所述的這些電極在一段小于5000個心動周期的時間內以一個至少為20毫秒的給定持續時間通電至少1000次。
170.如權利要求167所述的裝置，其特征在于，所述的細長節段的長度至少為1厘米。
171.如權利要求167所述的裝置，其特征在于，所述的細長節段的長度至少為2厘米。
172.如權利要求167所述的裝置，其特征在于，所述的細長節段的長度至少為4厘米。
173.如權利要求167所述的裝置，其特征在于，所述的細長節段的寬度小于2厘米。
174.如權利要求167所述的裝置，其特征在于，所述的細長節段的寬度小于1厘米。
175.如權利要求167所述的裝置，其特征在于，所述的細長節段的寬度小于0.5厘米。
176.如權利要求167所述的裝置，其特征在于，所述的細長節段的寬度小于0.3厘米。
177.如權利要求167所述的裝置，其特征在于，所述的細長的節段將心臟分成至少兩個在心臟中電隔離開的節段。
178.一種用于控制心臟的裝置，包括一些電極，適合用于施加一個橫穿心臟的至少一部分的電場；一個電源，該電源使這些電極通電，通過電極的通電產生一個具有一段給定的持續時間的非興奮性電場；以及一個電路，用于測定在所述的部分中的一個點上的一種活動，其特征在于，所述的電源響應于所檢測到的活動而使電極通電。
179.如權利要求161-166或178中任何一個所述的裝置，其特征在于，在其中一個電極所處位置上的一種活動之后以一段給定的延時施加所述的電場。
180.如權利要求179所述的裝置，其特征在于，所述的延時小于70毫秒。
181.如權利要求161-166或178中任何一個所述的裝置，其特征在于，所述的電場是在其中一個電極所處位置上的一種活動之前施加的。
182.如權利要求181所述的裝置，其特征在于，所述的電場是在所述的活動之前大于30毫秒的時間上施加的。
183.如權利要求181所述的裝置，其特征在于，所述的電場是在所述的活動之前大于50毫秒的時間上施加的。
184.如權利要求181所述的裝置，其特征在于，所述的電場是在所述的活動之前大于80毫秒的時間上施加的。
185.如權利要求178所述的裝置，其特征在于，所述的電路包括一個檢測活動的活動傳感器。
186.如權利要求178所述的裝置，其特征在于，所述的活動被計算出來。
187.如權利要求186所述的裝置，其特征在于，是在心臟的一個不同于包括所述部分的腔室的腔室中的活動的基礎上計算所述的活動。
188.如權利要求178所述的裝置，其特征在于，所述的裝置包括一個存儲器，所述的存儲器存儲一些數值，這些數值是用于計算與所檢測的ECG的至少一個參數的值有關的一個延時的。
189.如權利要求188所述的裝置，其特征在于，所述的參數是心率。
190.一種用于控制心臟的裝置，包括一些電極，適合用于施加一個橫穿心臟的至少一部分的電場；一個電源，該電源使這些電極通電，通過電極的通電產生一個具有一段給定的持續時間的非興奮性電場；一個傳感器，用于檢測心臟活動的一個參數；以及一個控制器，用于控制電極的通電，以將所述的參數維持在一個數值范圍內。
191.如權利要求190所述的裝置，其特征在于，所述的裝置包括一個存儲器，用于存儲心臟中的電活動的地形圖，所述的控制器利用所述的地形圖來確定所需要的通電操作。
192.如權利要求190所述的裝置，其特征在于，所述的裝置包括一個存儲器，用于存儲心臟中的電活動的模型，所述的控制器利用所述的模型來確定所需要的通電操作。
193.一種用于控制心臟的裝置，包括一些電極，適合用于施加一個橫穿心臟的至少一部分的電場；一個電源，該電源使這些電極通電，通過電極的通電產生一個具有一段給定的持續時間的非興奮性電場；一個控制器，所述的控制器用于測定心臟對于所述的電極的通電的反應。
194.如權利要求193所述的裝置，其特征在于，所述的控制器在所測得的反應的基礎上改變所述的通電操作。
195.如權利要求193所述的裝置，其特征在于，所述的裝置包括一個用于存儲所測得的反應的存儲器。
196.一種用于控制心臟的裝置，包括一些電極，適合用于施加一個橫穿心臟的至少一部分的電場；一個電源，該電源使這些電極通電，通過電極的通電產生一個具有一段給定的持續時間的非興奮性電場；以及一個用于起搏心臟的起搏器。
197.如權利要求196所述的裝置，其特征在于，所述的起搏器和所述的裝置的其余部分被裝在同一個機殼中。
198.如權利要求196所述的裝置，其特征在于，所述的起搏器和所述的裝置的其余部分使用共同的刺激電極。
199.如權利要求196所述的裝置，其特征在于，所述的起搏器和所述的裝置的其余部分共用一個電源。
200.如權利要求198所述的裝置，其特征在于，所述的非興奮性電場與所述的起搏器同步。
201.如權利要求198所述的裝置，其特征在于，所述的電極利用一個單個脈沖通電，所述的單個脈沖將起搏電場和非興奮性電場結合起來。
202.一種用于控制心臟的裝置，包括一些電極，適合用于施加一個橫穿心臟的至少一部分的電場；以及一個電源，該電源使這些電極通電，通過電極的通電產生一個具有一段給定的持續時間的非興奮性電場；其特征在于，所述的電極中至少有一個被安裝在一個導管上。
203.一種用于控制心臟的裝置，包括一些電極，適合用于施加一個橫穿心臟的至少一部分的電場；以及一個電源，該電源使這些電極通電，通過電極的通電產生一個具有一段給定的持續時間的非興奮性電場；其特征在于，所述的電極適合于在體外應用。
204.如權利要求203所述的裝置，其特征在于，所述的裝置包括一個體外起搏器。
205.如權利要求203所述的裝置，其特征在于，所述的裝置包括一個ECG傳感器，電極的通電與所述的傳感器是同步的。
206.如權利要求145-178或185-205中任何一個所述的裝置，其特征在于，所述的電場的所述持續時間至少為20毫秒。
207.如權利要求145-178或185-205中任何一個所述的裝置，其特征在于，所述的電場的所述持續時間至少為40毫秒。
208.如權利要求145-178或185-205中任何一個所述的裝置，其特征在于，所述的電場的所述持續時間至少為80毫秒。
209.如權利要求145-178或185-205中任何一個所述的裝置，其特征在于，所述的電場的所述持續時間至少為120毫秒。
210.如權利要求145-178或185-205中任何一個所述的裝置，其特征在于，一個電流被強制通過位于兩個電極之間的所述的部分。
211.如權利要求145-178或185-205中任何一個所述的裝置，其特征在于，所述的裝置包括至少另外兩個電極，所述的另外兩個電極被所述的電源通電，適合于施加一個橫穿所述心臟的一個第二部分的非興奮性電場。
212.如權利要求211所述的裝置，其特征在于，所述的裝置包括一個控制器，用于協調裝置中的所有電極的通電。
213.如權利要求145-178或185-205中任何一個所述的裝置，其特征在于，通過所述的電極的峰值電流小于20毫安。
214.如權利要求145-178或185-205中任何一個所述的裝置，其特征在于，通過所述的電極的峰值電流小于10毫安。
215.如權利要求145-178或185-205中任何一個所述的裝置，其特征在于，通過所述的電極的峰值電流小于5毫安。
216.如權利要求145-178或185-205中任何一個所述的裝置，其特征在于，通過所述的電極的峰值電流小于2毫安。
217.如權利要求145-178或185-205中任何一個所述的裝置，其特征在于，所述的電極基本上與心臟相接觸。
218.如權利要求145-178或185-205中任何一個所述的裝置，其特征在于，所述的電場具有指數形的包絡。
219.如權利要求145-178或185-205中任何一個所述的裝置，其特征在于，所述的電場具有三角形的包絡。
220.如權利要求145-178或185-205中任何一個所述的裝置，其特征在于，所述的電場具有方波形的包絡。
221.如權利要求145-178或185-205中任何一個所述的裝置，其特征在于，所述的電場是單極的。
222.如權利要求145-178或185-205中任何一個所述的裝置，其特征在于，所述的電場是雙極的。
223.如權利要求145-178或185-205中任何一個所述的裝置，其特征在于，所述的電場具有恒定的強度。
224.一種對心臟進行光學控制的裝置，包括至少一個可植入的光源，用于在一段小于5000個心動周期的時間內至少為1000個心動周期產生光脈沖；以及至少一個波導，用于將非損傷性強度的光從所述的光源傳送到所述的心臟上的至少一個點上。
225.如權利要求224所述的裝置，其特征在于，所述的至少一個光源是多個光源，每個光源附屬于心臟上的一個不同的點。
226.如權利要求224所述的裝置，其特征在于，所述的波導是一條光纖。
227.如權利要求224-226中任何一個所述的裝置，其特征在于，所述的光源是一種單色光源。
228.如權利要求224-226中任何一個所述的裝置，其特征在于，所述的裝置包括一個傳感器，用于檢測所述心臟的至少一個部分上的一種活動，其中，所述的光源以與所檢測到的活動同步的方式發出脈沖光。
229.對用于一個具有一個心臟的對象的可編程控制器進行編程的一種方法，包括以下步驟確定適合于利用非興奮性電場控制心臟的脈沖參數；以及利用所述的脈沖參數對所述的控制器進行編程。
230.如權利要求229所述的方法，其特征在于，確定脈沖參數包括確定所述的脈沖相對于一種心臟活動的時序。
231.如權利要求230所述的方法，其特征在于，所述的心臟活動是一種局部活動。
232.如權利要求230所述的方法，其特征在于，確定一個時序指的是確定不誘發心臟中的纖顫的時序。
233.如權利要求230所述的方法，其特征在于，確定一個時序指的是確定不誘發心臟中的心律不齊的時序。
234.如權利要求230-233中任何一個所述的方法，其特征在于，確定一個時序指的是確定基于心臟的一個活動模式圖的時序。
235.如權利要求230-233中任何一個所述的方法，其特征在于，確定一個時序包括計算相對于所檢測到的一種活動的一個延時。
236.如權利要求229-233中任何一個所述的方法，其特征在于，控制所述的心臟包括改變所述心臟的收縮性。
237.一種確定用于利用非興奮性電場控制心臟的至少兩個單獨的電極的最佳放置方式的方法，包括以下步驟確定所述心臟的至少一個部分的活動模式；以及在所述的活動模式的基礎上確定所述的電極在所述的部分中的最佳放置方式。
238.如權利要求237所述的方法，其特征在于，所述的方法包括確定一個活動傳感器相對于所述電極的所述放置方式的最佳位置的步驟。
239.如權利要求237-238中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的控制包括改變所述的收縮性。
240.如權利要求237-238中任何一個所述的方法，其特征在于，所述的控制包括在心臟中生成一些不傳導的細長的節段。
241.一種用于確定一個非興奮性的、可重復施加到心臟上的脈沖的時間參數的方法，包括以下步驟利用一個第一延時施加一個非興奮性脈沖；確定所述的脈沖是否會在所述的心臟中引發一種非正常的活動模式；以及如果所述的脈沖不引發心臟中的異常活動，則利用一個比第一延時短的第二延時重復施加一個非興奮性的脈沖。
242.一種用于確定一個非興奮性的、可重復施加到心臟上的脈沖的時間參數的方法，包括以下步驟利用一個第一延時施加一個非興奮性脈沖；確定所述的脈沖是否會在所述的心臟中引發一種非正常的活動模式；以及如果所述的脈沖不引發心臟中的異常活動，則利用一個比第一延時長的第二延時重復施加一個非興奮性的脈沖。
243.對用于一個心臟的可編程控制器進行編程的一種方法，包括以下步驟利用多個非興奮性的電場序列控制心臟；確定心臟對于每個所述的序列的響應；以及響應于所述心臟對于所述的非興奮性序列的響應而對所述的控制器進行編程。
244.用于控制癲癇發作的一種方法，包括以下步驟檢測腦組織中的癲癇發作；以及向所述的腦組織施加一個非興奮性的電場，以衰減一種信號在所述的組織中的傳導。
245.用于控制外周神經中的神經信號的一種方法，包括以下步驟選擇一個神經；以及向所述的神經施加一個非興奮性的電場，以衰減神經信號在所述的神經中的傳導。
246.用于控制具有一個腔室的心臟的一種方法，包括以下步驟向一個腔室的一個第一部分施加一個非興奮性的電場，使所述的第一部分的收縮力減弱；以及向一個腔室的一個第二部分施加一個非興奮性的電場，使所述的第二部分的收縮力增強。
全文摘要
本發明涉及一種改變一個心臟腔室的至少一部分的收縮力的方法,包括提供一個具有一個心臟(30)的對象,所述的心臟包括至少一個具有一種活動的部分;以及,在所述活動后以一個延時向所述部分施加具有一給定持續時間的一個非興奮性電場(37),該電場導致收縮力至少增強5%。
文檔編號A61B18/20GK1211930SQ97191574
公開日1999年3月24日 申請日期1997年1月8日 優先權日1996年1月8日
發明者S·本-海姆, N·達維思, M·芬斯特, Y·米卡 申請人:新技術(Sa－Ysy)有限公司