(57)【要約】【課題】心筋を貫通するパルス伝導を、収縮性の増大と共に改善する。【解決手段】筋肉刺激のための装置が、後刺激を受けるため心筋相を予調整するための第一相極性、第一相振幅、第一相形状および第一相持続時間を有する第一刺激相を規定するための手段と、第一相極性と反対の極性を持つ第二刺激相、第一相振幅より絶対値の大きな第二相振幅、第二相形状、および第二相持続時間を規定するための手段と、心臓組織に第一刺激相および第二刺激相を順番に適用するための手段とを含む。２相は順番に適用される。常識に反して、陽極刺激が最初に加えられ、次いで陰極刺激が加えられる。【選択図】図１
2004167280.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
２相電気式心臓整調装置であって、
後刺激を受けるために心筋層を予調整するための第一相極性、第一相振幅、第一相形状および第一相持続時間を有する第一刺激相を規定するための手段と、
前記第一相極性と反対の極性を有する第二刺激相、第一相振幅よりも絶対値の大きな第二相振幅、第二相形状および第二相持続時間を規定するための手段と、
心臓組織に第一刺激相と第二刺激相を順番に付与するための手段とを含む２相電気式心臓整調装置。
【請求項２】
請求項１に記載の２相電気式心臓整調装置において、前記第一相極性が正である２相電気式心臓整調装置。
【請求項３】
請求項１に記載の２相電気式心臓整調装置において、前記第一相振幅が基線値から第二値へ向って傾斜している２相電気式心臓整調装置。
【請求項４】
請求項３に記載の２相電気式心臓整調装置において、前記第二値が閾値下最大振幅時の値である２相電気式心臓整調装置。
【請求項５】
請求項４に記載の２相電気式心臓整調装置において、前記閾値下最大振幅が約０．５〜３．５ボルトである２相電気式心臓整調装置。
【請求項６】
請求項３に記載の２相電気式心臓整調装置において、前記第一相持続時間が少なくとも前記第二相持続時間と同じ長さである２相電気式心臓整調装置。
【請求項７】
請求項３に記載の２相電気式心臓整調装置において、前記第一相持続時間が約１〜９ミリ秒である２相電気式心臓整調装置。
【請求項８】
請求項３に記載の２相電気式心臓整調装置において、前記第二相持続時間が約０．２〜０．９ミリ秒である２相電気式心臓整調装置。
【請求項９】
請求項３に記載の２相電気式心臓整調装置において、前記第二相振幅が約２〜２０ボルトである２相電気式心臓整調装置。
【請求項１０】
請求項３に記載の２相電気式心臓整調装置において、前記第二相持続時間が０．３ミリ秒未満で、前記第二相振幅が２０ボルトを超える２相電気式心臓整調装置。
【請求項１１】
請求項１に記載の２相電気式心臓整調装置において、前記第一刺激相が予め定められた振幅、極性および持続時間の一連の刺激パルスをさらに含む２相電気式心臓整調装置。
【請求項１２】
請求項１１に記載の２相電気式心臓整調装置において、前記第一刺激相が一連の休止期間をさらに含む２相電気式心臓整調装置。
【請求項１３】
請求項１２に記載の２相電気式心臓整調装置において、前記第一刺激相を付与するための手段が、少なくとも１つの刺激パルスの後に基線振幅の休止期間を加えるための手段をさらに含む２相電気式心臓整調装置。
【請求項１４】
請求項１３に記載の２相電気式心臓整調装置において、前記休止期間が刺激パスルの持続期間と等しい持続時間である２相電気式心臓整調装置。
【請求項１５】
請求項１に記載の２相電気式心臓整調装置において、前記第一相振幅が閾値下最大振幅である２相電気式心臓整調装置。
【請求項１６】
請求項１５に記載の２相電気式心臓整調装置において、前記閾値下最大振幅が約０．５〜３．５ボルトである２相電気式心臓整調装置。
【請求項１７】
請求項１に記載の２相電気式心臓整調装置において、前記第一相持続時間が少なくとも前記第二相持続時間と同じ長さである２相電気式心臓整調装置。
【請求項１８】
請求項１に記載の２相電気式心臓整調装置において、前記第一相持続時間が約１〜９ミリ秒である２相電気式心臓整調装置。
【請求項１９】
請求項１に記載の２相電気式心臓整調装置において、前記第二相持続時間が約１〜９ミリ秒である２相電気式心臓整調装置。
【請求項２０】
請求項１に記載の２相電気式心臓整調装置において、前記第二相振幅が約２〜２０ボルトである２相電気式心臓整調装置。
【請求項２１】
請求項１に記載の２相電気式心臓整調装置において、前記第二相持続時間が０．３ミリ秒未満であり、前記第二相振幅が２０ボルトを超える２相電気式心臓整調装置。
【請求項２２】
請求項１に記載の２相電気式心臓整調装置において、前記第一刺激相が、１心臓搏動サイクルの完了後２００ミリ秒を超えて開始される２相電気式心臓整調装置。
【請求項２３】
２相電気式心臓整調装置であって、
第一刺激相が、正の極性、第一相振幅、第一相形状および第一相持続時間を有し、前記第一相振幅が約０．５〜３．５ボルトで、前記第一相持続時間が約１〜９ミリ秒で、前記第一刺激相が、１心臓搏動サイクルが完了した後２００ミリ秒を超えて開始される、心筋層を予調整するための前記第一刺激相の付与を開始するための手段と、
第二刺激相が、負の極性、第二相振幅、第二相形状および第二持続時間を有し、前記第二相振幅が約４〜２０ボルトで、前記第二相持続時間が約０．２〜０．９ミリ秒である前記第二刺激相の付与を開始するための手段と、
前記第一刺激相および前記第二刺激相を順番に心臓組織に適用するための手段とを含む２相電気式心臓整調装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本出願は、一般的に言えば、筋肉組織を刺激する方法に関する。さらに詳細に言えば、本発明は、収縮を誘発するのに必要な電気エネルギが小さい二相波形により筋肉組織を刺激する方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
（関連する出願）
本出願は、1998年１月16日受付けのシリアル番号第09/008,636号の名称「心臓血液プールを通して与えられる二相心臓ペースメ−カ作用による伝導および収縮性」の米国出願中特許に関連する継続出願である。前記米国出願中特許は、1996年８月８日受付けのシリアル番号第08/699,552号の名称「二相心臓ペースメ−カ作用による伝導および収縮性の増強」の米国出願中特許に関連する継続出願である。
【０００３】
（発明の背景）
心臓血管システムの機能は、生存に対して非常に重要である。血液の循環により、体の組織は、必要な栄養素と酸素とを取得し、廃棄物を取り去る。循環が停止すると、細胞は、不可逆変化を始め、死に至る。心臓の筋肉収縮は、循環を起こさせる駆動力である。
【０００４】
心臓筋肉の筋肉繊維は、心臓を通してあらゆる方向に広がった分岐したネットワークの中で相互に結合している。このネットワークの中のいずれかの部分が刺激される時、その部分の全部に脱分極波が伝わり、この構造体の全体が１つのユニットとして収縮する。筋肉繊維が収縮するように刺激される前に、その膜は、分極されなければならない。筋肉繊維は、通常、それがその環境の一定の変化によって刺激されるまで、分極されたままである。電気的、化学的または機械的に、もしくは温度変化により、膜を刺激することができる。収縮を誘発するのに必要である最小の刺激は、閾値刺激と呼ばれる。収縮を誘発することなく与えることができる最大の刺激の振幅は、閾値以下の最大振幅である。
【０００５】
膜が電気的に刺激される場合、応答を誘発するのに必要なインパルスの振幅は、多数の因子により変化する。第１の因子は、電流の継続時間である。転送される全電荷は、電流の振幅とパルスの継続時間との積に等しいから、刺激の継続時間が増加すると、それに伴って閾値電流の振幅は、減少する。第２の因子は、加えられた電流の中で実際に膜を通過するパセンテージが電極の寸法に逆比例して変わることである。第３の因子は、加えられた電流の中で実際に膜を通過するパセンテージが組織に対する電極の近接度と共に直接的に変わることである。第４の因子は、応答を誘発するのに必要なインパルスの振幅は、励起可能性サイクルの中で刺激のタイミングに応じて変化することである。
【０００６】
心臓の大部分にわたって、分化した心臓筋肉組織の塊および繊維がある。この組織は、心臓の伝導システムを構成し、心筋層にわたって脱分極波を開始および分布する役割を果たす。心臓インパルスの伝導のなんらかの妨害または遮断が原因となって、心臓の拍動またはリズムに律動的でない変化または著しい変化が生ずることがある。
【０００７】
伝導に乱れのある患者は、場合によっては、人工的なペースメーカによって援助することができる。このようなデバイスには、電池で電力が供給される小型の電気シミュレータがある。人工的なペースメーカが取り付けられる時、電極は、静脈を通して右心室の中に又は右心房および右心室の中に差し込まれるのが通常であり、肩または腹の皮膚の下に刺激装置が埋め込まれる。導線は、心臓組織と直接に接触するように埋め込まれる。この時、ペースメーカは、心臓に規則的な電気インパルスを送り、心筋層は、それに応答して規則的に収縮する。心臓にペースメーカ作用を行うために埋め込むことができる医療用デバイスは、当業者には周知であり、1960年代のほぼ中頃から人間にも用いられている。
【０００８】
心筋層に刺激を与えるのに、陰極電流または陽極電流のいずれかを用いることができる。けれども、臨床的には陽極電流は、有用ではないと考えられている。陰極電流は、負極性の電気パルスで構成される。この種類の電流は、膜コンデンサを放電することにより細胞膜を脱分極し、膜電位を閾値レベルに向けて直接に減少させる。休止中の膜電位を閾値に向けて直接に減少させることにより、陽極電流が有する閾値電流よりも、前の心拡張期において陰極電流は、半分から３分の１の低い閾値電流を有する。陽極電流は、正極性の電気パルスで構成される。陽極電流の効果は、休止中の膜を過分極することである。陽極パルスが突然に終了すると、膜電位は、休止レベルに戻り、閾値にまでオーバシュートし、伝搬する応答が生ずる。心筋層を刺激するために陽極電流を用いることは、通常は行われない。それは刺激閾値がさらに高いためであり、このことは、さらに大きな電流を用いることになるからであり、その結果、埋め込まれたデバイスが消耗することになり、その寿命が損なわれるからである。それに加えて、特に高い電圧において陽極の脱分極に対する寄与は、非律動性を起こすように作用すると考えられるために、心臓を刺激するために陽極電流を用いることは、行われない。
【０００９】
すべての人工ペースメーカ作用は、実質的に、負極性の刺激パルスを用いて実行され、または二極システムの場合には、陰極は陽極よりも心筋層に接近して配置される。陽極電流の利用が開示される場合、それは通常、電極上の残留電荷を放散するのに用いられる少量の電荷としてである。このことは、心筋層自身に影響しないし、また心筋層自身を左右することはない。このような利用は、ヘルスコビッチ(Herscovici)の米国特許第 4,543,956号に開示されている。
【００１０】
三相波形の利用は、ホイッグハム(Whigham) ほかの米国特許第 4,903,700号および第 4,821,724号およびカルス(Cals)ほかの米国特許第 4,343,312号に開示されている。これらの場合、第１の相および第３の相は、心筋層それ自身には何も作用しないが、しかし電極表面自身に影響するだけと考えられる。したがって、これらの相で加えられる電荷の振幅は、非常に小さい。
【００１１】
最後に、二相刺激は、ダガン(Duggan)の米国特許第 4,402,322号に開示されている。この開示の目的は、出力回路に大きなコンデンサを必要としないで、２倍の電圧を生ずることである。開示された二相刺激のそれぞれの相の大きさおよび継続時間は等しい。
【００１２】
要請されていることは、誘発された収縮が増強され、電極に隣接する組織に与える損傷が少ない筋肉組織を刺激する改良された手段である。
【００１３】
本発明の二層ペースメーカ作用により、増強された心筋層機能が得られる。刺激性または調節性のいずれかの陽極パルスと陰極パルスとを組み合わせることにより、陽極ペースメーカ作用の改良された伝導および収縮性が保持され、一方、刺激閾値が増加するという欠点をなくすることができる。その結果、伝搬速度が増加した脱分極波が得られる。伝搬速度のこの増加により優れた心臓収縮が得られ、それにより血液の流れが改良される。低い電圧レベルで行われる改良された刺激により、消費電力が減少し、ペースメーカの電池の寿命が増大する。
【００１４】
心臓筋肉の場合、横紋筋は、電気的、化学的または機械的にもしくは温度変化により、刺激されることができる。筋肉繊維が運動神経細胞により刺激される場合、この神経細胞は、インパルスを伝達し、その制御範囲内のすべての筋肉繊維、すなわち、その運動ユニットの中のすべての筋肉繊維を活性化させる。膜の１つの領域の中の脱分極は、隣接する領域をも刺激して脱分極させ、その結果、刺激位置からすべての方向に膜を越えて伝搬する脱分極の波が得られる。したがって、運動神経細胞がインパルスを伝達する時、その運動ユニットの中のすべての筋肉繊維が同時に刺激されて収縮する。
【００１５】
収縮を誘発する最小の強度は、閾値刺激と呼ばれる。刺激のレベルがいったん到達されると、このレベルを越えても収縮は、増加しないと通常は信じられている。それに加えて、それぞれの筋肉の中の筋肉繊維は、運動ユニットに組織化されているので、それぞれの運動ユニットは、単一の運動神経細胞によって制御されるので、運動ユニットの中のすべての神経繊維は、同時に刺激される。けれども筋肉の全体は、多くの異なる運動ユニットによって制御される。この異なる運動ユニットは、異なる刺激閾値に応答している。したがって、与えられた刺激が筋肉に加えられる時、ある運動ユニットは、応答することができるが、他の運動ユニットは、応答しないことがある。
【００１６】
本発明の陰極パルスと陽極パルスとを組み合わせることにより、横紋筋の改良された収縮が得られる。ここで、筋肉の電気的な刺激により神経または筋肉に損傷を与えることが指摘されている。心的外傷または疾病により神経繊維が損傷を受ける場合、損傷を受けた神経繊維のある領域の中の筋肉繊維は、萎縮および荒廃する傾向がある。訓練をすることができない筋肉は、数か月の間に、その通常の大きさの半分にまで減少することがある。刺激がない場合、筋肉繊維は、寸法が減少するだけでなく、筋肉繊維は、細分化され退化し、結合組織によって置き換えられる。電気刺激により、筋肉の活動できる状態を保持することができる。それは神経繊維を回復または復活させることにより、生存可能な筋肉組織が残り、それにより全体的な回復工程が増強され、支援されるからである。
【００１７】
横紋筋の刺激は、刺激された組織に関連する神経繊維が回復することにより、患者が特定の筋肉をどのように収縮させるかを「思い出す」ようにして、神経経路を保持する役割を果たすことができる。横紋筋の増強された収縮は、本発明の二相刺激により得られる。刺激性または調節性のいずれかの陽極パルスと陰極パルスとを組み合わせることにより、低い電圧レベルで非常に多数個の運動ユニットの収縮が得られ、それにより優れた筋肉の応答を得ることができる。
【００１８】
最後に、本発明によって提供される二相刺激は、消化管を通して食物を推し進め、欠陥を収縮し膀胱を空にするといった運動に責任にある筋肉の平滑筋組織を刺激するのに好ましい。例えば、適切な刺激は、失禁に付随する困難を矯正することができる。
【００１９】
（発明の要約）
したがって、本発明の１つの目的は、筋肉組織の改良された電気刺激を得ることである。
【００２０】
本発明の別の目的は、埋め込むことができる電気刺激デバイスの電池の寿命を長くすることである。
【００２１】
本発明のさらに別の目的は、低い電圧レベルで効果的な電気刺激を得ることである。
【００２２】
本発明のさらに別の目的は、筋肉組織、特に横紋筋の改良された電気刺激を得ることである。
【００２３】
本発明のさらに別の目的は、低い電圧レベルで非常に多数個の筋肉運動ユニットの収縮を得ることである。
【００２４】
本発明のさらに別の目的は、低いレベルの電流で非常に多数個の筋肉運動ユニットの収縮を得ることである。
【００２５】
本発明に従う筋肉刺激のための方法と装置には、筋肉組織の二相刺激の管理が含まれる。この場合、陰極パルスと陽極パルスとの両方が管理される。
【００２６】
本発明のさらに別の特徴は、筋肉の応答を喚起するために筋肉組織に対する刺激が管理されることである。筋肉組織に対する刺激は、直接または間接的に管理することが出来る。この場合、間接的な管理には皮膚を通して刺激することが含まれる。本発明を用いることにより、従来の刺激法に比べて、閾値刺激に達するのに必要な電気エネルギ（電圧および／または電流）のレベルが低くなる。本発明に従う刺激から利点を得ることができる筋肉組織には、骨格筋（横紋筋）、心臓筋および平滑筋が含まれる。
【００２７】
本発明の方法を実施するために必要な埋め込み可能な刺激デバイスのために必要な電子装置は、当業者には周知である。最近の埋め込み可能な刺激デバイスは、前記に開示されたデバイスを含めて、種々のパルスを供給するようにプログラムすることができる。それに加えて、間接的な筋肉刺激のために必要な電子装置もまた当業者には周知であり、これらの電子装置は、本発明の方法を実施するために容易に変更することができる。
【００２８】
本発明の方法および装置は、第１の刺激相と第２の刺激相とを有する。これらの刺激相のおのおのは、１つの極性、振幅、波形および継続時間を有する。１つの好ましい実施例では、第１の刺激相と第２の刺激相とは異なる極性を有する。また別の異なる実施例では、これらの２つの相は、異なる振幅を有する。また別の実施例では、これらの２つの相は、異なる継続時間を有する。また別の実施例では、第１の相は、断続した波形を有する。また別の実施例では、第１の相の振幅は、時間的に傾斜した大きさを有する。また別の好ましい実施例では、刺激の第１の相は、長い継続時間と閾値以下の最大振幅を有する陽極パルスであり、刺激の第２の相は、短い継続時間と大きな振幅を有する陰極パルスである。前記に説明した別の実施例は、異なる方式で組み合わせることができる。これらの別の実施例は、例示のための実施例であって、本発明の範囲がこれらの実施例に限定されることを意味するものではないことは、理解されなければならない。
【００２９】
（詳細な説明）
本発明は、筋肉組織の二相電気刺激に関する。図１は、二相電気刺激を示した図である。図１において、陽極刺激１０２で構成される第１の刺激相は、振幅１０４および継続時間１０６を有して実行される。この第１の刺激相のすぐ後に、同じ強度と同じ継続時間とを有する陰極刺激１０８で構成される第２の刺激相が実行される。
【００３０】
図２も二相電気刺激を示した図であるが、図２では、第１の刺激相は、振幅２０４および継続時間２０６を有する陰極刺激２０２で構成される。この第１の刺激相のすぐ後に、同じ強度と同じ継続時間とを有する陽極刺激２０８で構成される第２の刺激相が実行される。
【００３１】
図３は、本発明の１つの好ましい実施例を示した図である。図３において、振幅３０４および継続時間３０６を有するレベルが低くて継続時間の長い陽極刺激３０２で構成される第１の刺激相が実行される。この第１の刺激相のすぐ後に、従来の強度と継続時間とを有する陰極刺激３０８で構成される第２の刺激相が実行される。本発明の別の実施例では、陽極刺激３０２の最大振幅は、閾値以下である。本発明のさらに別の実施例では、陽極刺激３０２は、３ボルト以下である。本発明の別の実施例では、陽極刺激３０２の継続時間は、約２ミリ秒から８ミリ秒である。本発明のさらに別の実施例では、陰極刺激３０８は、短い継続時間を有する。本発明の別の実施例では、陰極刺激３０８の継続時間は、約 0.3ミリ秒から 0.8ミリ秒である。本発明のさらに別の実施例では、陰極刺激３０８は、大きな振幅を有する。本発明の別の実施例では、陰極刺激３０８の振幅は、約３ボルトから20ボルトの範囲内にある。本発明のさらに別の実施例では、陰極刺激３０８の継続時間は、 0.3ミリ秒以下であり、その電圧は、20ボルト以上である。本発明の別の実施例では、陰極刺激３０８は、 6.0ミリ秒のように長い継続時間を有し、 200ミリボルトのように低い電圧を有する。これらの実施例によって開示された方式、およびこの明細書から容易に分かる種々の変更実施例による方式で、活性化のない最大の膜電位が刺激の第１の相で達成される。
【００３２】
図４は、本発明の別の１つの好ましい実施例の図である。図４では、陽極刺激４０２で構成される第１の刺激相は、時間間隔４０４にわたって次第に増大する強度レベル４０６で実行される。次第に増大する強度レベル４０６の傾斜は、直線的または非直線的であることができ、その傾斜が変化することができる。この陽極刺激４０２のすぐ後に、従来の強度と継続時間とを有する陰極刺激４０８で構成される第２の刺激相が実行される。本発明の別の実施例では、陽極刺激４０２の最大振幅は、閾値以下にまで増大する。本発明のさらに別の実施例では、陽極刺激４０２は、３ボルト以下の最大振幅にまで増大する。本発明の別の実施例では、陽極刺激４０２の継続時間は、約２ミリ秒から８ミリ秒である。本発明のさらに別の実施例では、陰極刺激４０８は、短い継続時間を有する。本発明の別の実施例では、陰極刺激４０８の継続時間は、約 0.3ミリ秒から 0.8ミリ秒である。本発明のさらに別の実施例では、陰極刺激４０８は、大きな振幅を有する。本発明の別の実施例では、陰極刺激４０８の振幅は、約３ボルトから20ボルトの範囲内にある。本発明のさらに別の実施例では、陰極刺激４０８は、 0.3ミリ秒以下の継続時間と20ボルト以上の電圧を有する。本発明の別の実施例では、陰極刺激４０８は、 6.0ミリ秒のように長い継続時間を有し、 200ミリボルトのような低い電圧を有する。これらの実施例によって開示された方式、およびこの明細書から容易に分かる種々の変更実施例による方式で、活性化のない最大の膜電位が刺激の第１の相で達成される。
【００３３】
図５も二相電気刺激を示した図である。図５では、振幅５０４を有する一連の陽極パルス５０２で構成される第１の刺激相が実行される。１つの実施例では、休止時間間隔５０６の継続時間は、刺激時間間隔５０８の継続時間に等しく、休止時間間隔５０６は、ベースラインの振幅で実行される。別の実施例では、休止時間間隔５０６の継続時間は、刺激時間間隔５０８の継続時間とは異なり、休止時間間隔５０６は、ベースラインの振幅で実行される。休止時間間隔５０６は、刺激時間間隔５０８のおのおのの後に行われ、一連の陽極パルス５０２が完了したすぐ後に従来の強度と継続時間とを有する陰極刺激５１０で構成される第２の刺激相が実行される。本発明の別の実施例では、一連の陽極刺激５０２により転送される全電荷の最大値は、閾値レベル以下である。本発明の別の実施例では、陰極刺激５１０は、短い継続時間を有する。本発明のさらに別の実施例では、陰極刺激５１０の継続時間は、約 0.3ミリ秒から 0.8ミリ秒である。本発明の別の実施例では、陰極刺激５１０は、大きな振幅を有する。本発明のさらに別の実施例では、陰極刺激５１０は、約３ボルトから20ボルトの範囲内の振幅を有する。本発明の別の実施例では、陰極刺激５１０は、 0.3ミリ秒以下の継続時間を有し、20ボルト以上の電圧を有する。本発明の別の実施例では、陰極刺激５１０は、 6.0ミリ秒のように長い継続時間を有し、 200ミリボルトのように低い電圧を有する。
【００３４】
実施例１
心筋層の刺激特性および伝搬特性は、異なる極性および異なる位相のパルスを用いて、分離された心臓について調べられた。この実験は、５つの分離されたランゲンドルフ（Langendorff)灌流の兎の心臓で実行された。心外膜の伝導速度がバイポーラ電極のアレイを用いて測定された。測定は、刺激位置から６ミリメートルと９ミリメートルの間で行われた。膜を通しての電位は、浮動した細胞内マイクロ電極を用いて記録された。次のプロトコル、すなわち、単相陰極パルス、単相陽極パルス、陰極刺激が先導した二相パルス、陽極刺激が先導した二相パルスが調べられた。
【００３５】
表１は、３ボルト、４ボルトおよび５ボルトで、継続時間が２ミリ秒のパルスの刺激の場合に与えられた刺激プロトコルのおのおのに対し、繊維を横断する方向の伝導速度を示した表である。
【００３６】
表１                                    
繊維を横断する方向の導電速度、継続時間２ミリ秒              
３Ｖ              ４Ｖ              ５Ｖ          
陰極単相          18.9±2.5cm/秒    21.4±2.6cm/秒    23.3±3.0cm/秒    
陽極単相          24.0±2.3cm/秒    27.5±2.1cm/秒    31.3±1.7cm/秒    
陰極先導の二相    27.1±1.2cm/秒    28.2±2.3cm/秒    27.5±1.8cm/秒    
陽極先導の二相    26.8±2.1cm/秒    28.5±0.7cm/秒    29.7±1.8cm/秒    
【００３７】
表２は、３ボルト、４ボルトおよび５ボルトで、継続時間が２ミリ秒のパルスの刺激の場合に与えられた刺激プロトコルのおのおのに対し、繊維に沿う方向の伝導速度を示した表である。
【００３８】
表２                                    
繊維に沿う方向の伝導速度、２ミリ秒の刺激                
３Ｖ              ４Ｖ              ５Ｖ          
陰極単相          45.3±0.9cm/秒    47.4±1.8cm/秒    49.7±1.5cm/秒    
陽極単相          48.1±1.2cm/秒    51.8±0.5cm/秒    54.9±0.7cm/秒    
陰極先導の二相    50.8±0.9cm/秒    52.6±1.1cm/秒    52.8±1.7cm/秒    
陽極先導の二相    52.6±2.5cm/秒    55.3±1.5cm/秒    54.2±2.3cm/秒    
【００３９】
陰極単相と陽極単相と陰極先導の二相と陽極先導の二相との間での伝導速度の差は、かなりの大きさであること（ｐ＜0.001)が分かった。膜を通しての電位の測定から、活動電位の最大増大行程((dV/dt)max)は、縦方向の伝導速度の変化と十分に相関していることが分かった。継続時間が２ミリ秒で４ボルトのパルスの場合、陰極パルスに対して((dV/dt)max)は、63.5±2.4 V/秒であり、陽極パルスに対して75.5±5.6 V/秒であった。
【００４０】
実施例２
心臓電気生理学的にペーメーカ用プロトコルを変えることの効果は、ランゲンドルフ準備の分離された兎の心臓を用いて解析された。一定電圧の方形パルスの刺激が心臓に加えられた。次のプロトコル、すなわち、単相陽極パルス、単相陰極パルス、陽極先導の二相パルス、陰極先導の二相パルスが調べられた。陽極刺激と陰極刺激との両方に対して、与えられる電圧が１ボルトから５ボルトまで１ボルトの刻みで増加された。継続時間は、２ミリ秒から10ミリ秒まで２ミリ秒の刻みで増加された。左心室の繊維方向に沿う方向およびそれを横断する方向の心外膜の伝導速度は、左心室の自由壁から３ミリメートルと６ミリメートルとの間の距離において測定された。図６および図７は、刺激パルスの継続時間と与えられた刺激のプロトコルとが伝導速度に及ぼす効果を示した図である。
【００４１】
図６は、繊維の方向を横断する方向に３ミリメートルと６ミリメートルとの間で測定された速度を示した図である。この領域では、陰極単相刺激６０２は、調べられた刺激パルスの継続時間のおのおのに対して、最も遅い伝導速度を示している。次に、陽極単相刺激６０４および陰極先導の二相刺激６０６が行われた。陽極先導の二相刺激６０８が最も早い伝導速度を示している。
【００４２】
図７は、繊維の方向に平行な方向に３ミリメートルと６ミリメートルとの間で測定された速度を示した図である。この領域では、陰極単相刺激７０２は、調べられた刺激パルス継続時間のおのおのに対して、最も遅い導電速度を示している。陰極先導の二相刺激７０６の速度の結果は、陽極単相刺激７０４の速度とほぼ同じであるが、しかし、陰極先導の２相刺激７０６の速度は、わずかに早い速度を示している。陽極先導の２相刺激８０８が最も早い導電速度を示している。
【００４３】
本発明の１つの特徴に従い、電気刺激は、心臓の筋肉に与えられる。二相電気刺激の陽極刺激成分は、励起の前に組織を過度に分極することにより心臓の収縮性を増強し、それにより、さらに高いインパルス伝導と細胞内カルシウムのさらに多い解放とを導き、その結果、優れた心臓の収縮が得られる。陰極刺激成分は、陽極刺激の欠点を除去し、その結果陽極刺激だけの場合に必要であるよりも低い電圧レベルで効果的な心臓刺激が得られる。したがって、このことは、ペースメーカの電池の寿命を長くし、組織が受ける損傷を小さくする。
【００４４】
本発明の第２の特徴に従い、心臓血液プール、すなわち心臓に入る血液および心臓の周囲の血液に二相電気刺激が加えられる。このことにより、電気導線を心臓の組織に直接に接触するように配置しなくても心臓を刺激することが可能であり、従って、この組織に損傷のようなものを与えないで済む。血液プールを通して与えられる二相刺激の刺激閾値は、心臓の筋肉に直接に与えられる標準的な刺激と同じ範囲内にある。したがって、心臓血液プールに二相電気刺激を用いることにより、骨格筋の収縮や心臓筋肉の損傷または血液プールに対する悪影響を伴わないで、心臓の増強された収縮を達成することができる。
【００４５】
本発明の第３の特徴に従い、二相電気刺激が横紋筋（骨格筋）組織に加えられる。陽極刺激と陰極刺激とを組み合わせることにより、低いレベルの電圧および／または電流で多数個の筋肉運動ユニットの収縮が得られ、その結果、改良された筋肉の応答が得られる。本発明の利点は、刺激が直接的である時と刺激が（皮膚を通して）間接的である時との両方で実現される。物理療法や筋肉のリハビリテーションの関連との中で、これらの利点を実現することができる。例えば、損傷を受けた神経が再生するのを待っている間に筋肉を刺激する場合において、これらの利点を実現することができる。
【００４６】
本発明の第４の特徴に従い、二相電気刺激が平滑筋肉組織に加えられる。内臓の平滑筋は、例えば、胃、腸、膀胱および子宮のような中空の内臓器官の壁がそうである。平滑筋の繊維は、相互に刺激し合うことができる。したがって、１つの繊維がいったん刺激されると、この繊維の表面を移動する脱分極波は、隣接する繊維を励起し、この励起した繊維が他の繊維をさらに励起する。例えば、失禁が心的外傷または疾病が原因で起こる場合に、このような刺激の利点を実現することができる。
【００４７】
前記で本発明の基本的な概念が説明されたが、前記の詳細な説明は、例示のためであって、本発明の範囲が前記説明に限定されることを意味するものでないことは、当業者にはすぐに理解される。本発明に種々の変更、改良および修正を行うことは、当業者には容易であるが、これらの種々の変更、改良および修正を個々に説明することはしない。これらの種々の修正、変更および改良は、ここでは示唆するに止め、いずれも本発明の範囲内に包含される。さらに、前記で説明された刺激パルスは、適切なプログラミングを行えば、現行の電子装置の性能で十分に実施することができる。神経組織の刺激および骨組織の刺激のような電気刺激が指示される別の状況では、本発明によって提供されるような二相刺激が好ましい。したがって、本発明の範囲は、前記請求項およびそれと等価な内容によってのみ限定される。
【図面の簡単な説明】
【００４８】
【図１】陽極刺激が先導する二相刺激の概要図。
【図２】陰極刺激が先導する二相刺激の概要図。
【図３】レベルが低く、継続時間が長い陽極刺激が先導し、その後に従来の陰極刺激が行われる二相刺激の概要図。
【図４】低いレベルであり、かつ傾斜した振幅を有し、継続時間が長い陽極刺激が先導し、その後に従来の陰極刺激が行われる二相刺激の概要図。
【図５】低いレベルであり、継続時間が短い一連の陽極刺激が先導し、その後に従来の陰極刺激が行われる二相刺激の概要図。
【図６】繊維を横断する方向の伝導速度を陽極刺激が先導する二相パルスから生ずるペースメーカ作用の継続時間に対して示したグラフ。
【図７】繊維に沿う方向の伝導速度を陽極刺激が先導する二相パルスから生ずるペースメーカ作用の継続時間に対して示したグラフ。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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