TW568769B - An apparatus for treating living organisms to reduce heart loads - Google Patents

Description

568769 案號 89116811 曰 修正 五、發明說明（1) 本發明 系統之哺乳 人類，以達 完全不同。 為了輔 臟的動作方 通常由 所示的方式 之發明 動物或 到減少 助讀者 式及相 一心電 得到一 領域係有關於治療具有心臟及末梢血管 其他活體器官的裝置，該哺乳動物尤指 心臟負荷的目的，本發明與其他的治療 了解本發明 關的習知技 圖量測人類 代表性的輸 為一在 跳 時所產生一 圖中不同的尖峰不同， 所謂的R — R路徑即輸 一般總量約1秒的 其中特別感興 率的R — R路徑， 稱為收 一循 工作 一 T 時間 作方 臟的 的頻 法可 方法 以產 特性， ，即T ，連續 式’請 心臟學 脈搏速 率乘上 已提出 作用在 為電子 生肌肉 一 Q， 舒張期 參考附 通常應 率成正 在以毫 多種治 人類之 生理學 收縮， 趣的 而且 縮。 其有 〇此 圖1 用心 比， 米水 療方 心臟 的方 一般 連串電 分別以 入信號 環。 不只是 尚包含 路徑的 效地表 將於下A，1 臟負荷 即在母 銀之單式，且 血管系 法及其 此收縮 ，在此領域中有必需 術。 心臟的情況，例如可 出軌跡線。基本上一 波的記錄，在代表性 P，Q，R，S，T R之間的時間表示該 對應 Q -其餘 示在 文中 B及 的觀 分鐘 位量 使用 統中 裝置 係在 心臟 T路 部位 各次 加以1C 念， 心跳 測之 的習 。在 ，其 肌肉 其他脈搏速 徑， 等於 心5兆 說明

其複製 R - R 時心臟 人類心 其中 時量 收縮 知技 這些 中例 工作 心臟負 測的R 血壓的 術中， 系統中 如使用 或運動 了解心 從圖1 心電圖 的心電 表示。 心臟及 率之頻 心臟的 減去Q 的回復 臟的操 荷與心 —R波 乘積。 這些方 熟知的 電刺激 時發生

第5頁 2002.12.02.005 /Ί 流部 液他 血其 之的 肉患 肌病 過之 流療 進治 改所 長響 伸影 及會 縮不 收而 的質 致品 導的 所肉 2)激肌 V進 ί電改 |由且 No? 五 568769 案號89116811 年月日 修正 一般電生理學與人體的交互作用，尤其是人體可歸類 為活體主要的族群，不同步及心臟同步電生理交互作用。 不同步電生理方法及裝置的操作係使用電刺激，其中 依據某些外部作用的旋律而決定該刺激的定時，但是此定 時沒有與心臟脈搏區域同步。已知之不同步電生理方法及 裝置的例子包含： 一神經刺激及神經肌肉，及由電刺激所導致的直接肌 肉刺激，可應用的裝置包含：Med i compex S A， V a 1 m e d SA， Nemectron G mbH，及 EMPI Inc 等等。 一使用電刺激於病痛的電刺激，所使用的設備例如從 Medtronic 公司等。 一用於活動顫抖控制的電刺激，所使用的設備可從Μ e d t r ο n i c公司等其他供應商中得到，以及 一用於尿液控制的電刺激，這些設備同樣地也可以從 如M e d t r ο n i c公司得到，如該公司的I n t e r s t i m產品。 所有上述不同步刺激的方法確定地對於將治療的部位 均具療效，但是與傳統上如沒有電刺激的情況比較之下， 將導致心臟負荷的增加。此心臟負荷熟知包含產生當電刺 激作用在近胸肌之心臟附近，尤其是左半胸，心律不整或 心臟的問題之本質上存在的危險性。

第6頁 2002.12. 02.006

568769 _案號89116811_年月日_iM-_ 五、發明說明（3) 相關電刺激治療中有所助益的歸總可參見由V a 1 m ad SA所出版的”使用手冊”第3 ，4兩頁，其中有關 於M i c r 〇 t i m (登記商標）的說明，即神經肌肉刺激 器 P4 Physio Model 11/96 出版。 電生理技術中其他的基本分類，即心臟同步電生理方 法及裝置包含方法為經由一感測器預定心臟脈搏速率，且 在任何時間於心臟脈搏速率之内傳送該刺激，且該刺激與 心臟脈搏速率同步。 此心臟同步方法及裝置可次分為兩類，即簡單刺激模 式，和反搏動模式。 在電脈衝之肌肉心臟同步電刺激的簡單刺激模式中， 電刺激與心臟脈搏速率同步，使得心臟及刺激的肌肉在相 同的時間内收縮，即在收縮相中，心臟收縮，且刺激的肌 肉也同時收縮。在舒張相中，心臟舒張，且該肌肉也跟著 舒張。 在肌肉的心臟同步電,刺激之反搏動模式中，電脈衝被 定時，其方式係對應心臟脈搏速率，即心臟及刺激的肌肉 彼此反向收縮，即在收縮相中，心臟收縮，且刺激的肌肉 舒張，而在舒張相中，心臟舒張而刺激肌肉收縮。 此心臟同步電生理方法/裝置的已知例子包含： 一心臟同步調整器，反心跳快速調整器及去纖維顫動 器，例如可由M e d t r ο n i c公司得， —心肌刺激器，也可以從M e d t r ο n i c公司得 到， 一主動脈内氣球反搏動方法及裝置，

第7頁 2002.12.02.007 568769 _案號 89116811_年月日__ 五、發明說明（4) —由心臟同步電刺激輔助而使用在心肌密聚體的心臟 外科手術， —外部主動脈反搏動方法，其中由肌肉腱膜移植限制 該主動脈，其自由端雙分以移動主動脈中的一區域，可參 見專利 SU 1509045A，及 I.V. Lapan a s h v i 1 i所提出之論文”用於心臟衰竭之手術矯正 的相關循環之自肌肉系統π ，刊於1 9 9 2年1月/ 2月 份的”11 Cuoren，Rivista d i C a r d i o chirurgia e Cardiolo g i a第五卷。 調整器及去纖維顫動器為熟知的裝置且由外科手術插 入病患的身體。導通裝置必需在一定的時段中加以更換。 此類型的裝置因此為一侵入性的手術技術，而且實際上直 接刺激心肌，且不會作用在末梢血管系統上。 一心肌刺激器的操作方式為從心臟中取出一信號，且 使得此信號以與心跳同步的方式刺激另一肌肉。 與心肌刺激器共用的外科手術稱為心臟外科，且可參 見如由 C.J. Chiu， Ivan Μ. B o u r g e o i s ，所提出的n用於心臟輔助及維護的轉換肌肉n ，子U 於 Bakken Research Center Ser i es第二卷第21章，231至233頁。 心臟外科的程序包含將一骨骼肌繞在心臟外圈，而且 以與心臟收縮同步的方式刺激此纏繞的骨骼肌，即以簡單 搏動模式進行該作業，因此形成以輔助心臟唧送作業的心 肌密聚體，例如由M e d t r ο n i c公司所提供的心肌

第8頁 2002.12.02.008 568769 _案號89116811_年月日__ 五、發明說明（5) 刺激器，S P 1 〇 〇 5型，其為一雙通道系統，其中包含 一心臟調整器通道及一心肌刺激通道，其由一同步電路決 定其座標。心臟調整器包含一感測放大器，其監視原本的 身心跳術速率，及氧氣，當心跳速率下降到一先前規劃的 數值時，此調整器調整心臟的速率。一心臟的事件可由一 配置，如同步調整器感測或建立初始動作，但是更進一步 地也可以觸發該同步電路。經由一先程式化分配器處理觸 發信號，其允許在心肌密聚體内不同的心臟/纏繞肌肉收 縮比率。然後在致動心肌刺激時，開始該項延遲。此傳送 一叢聚的脈衝，基本上在R波結束點開始，而在T波結束 時結束，該脈衝經由一對肌肉而傳送到該纏繞肌上，因此 導致在簡單搏動模式中，心肌密聚體收縮。如名稱上所暗 示者，心臟外科通常用於改進心肌密聚體，且也是一種方 法。 内主動脈汽球反搏動為一高度危險，複雜的侵入性外 科技術，此技術僅使用在末期的病患身上。該技術中包含 將一汽球***主動脈，此汽球可依據唧送且抽送使得當膨 脹時，汽球產生一後壓力波以改進流過冠狀血管的血液流 ，因此增加至心臟的供氧量，且有助於改進其狀態。 外部主動脈反搏動處理也是一種心肌外科手術，且使 用繞主動脈之骨骼肌的心臟同步電刺激，當操作在反搏動 模式時，將導致在舒張相時冠狀血液循環增加，結果是心 臟負荷減少。上文說明由L a p a n a s h v i 1 i L · V.在π I 1 C u o r e n中的論文中報告將對冠狀血 液循環增加2 8 %。但是，須了解此為一項高危險性的侵

第9頁 2002.12.02.009 568769 _案號 89116811_年月日____ 五、發明說明（6) 入性外科手術，僅使用在很極端的情況下，且因此其應用 受到限制。 所有上述在刺激模式中使用刺激心臟同步的電生理方 法當與同一人而沒有接受刺激時比較下，其心臟的負荷並 沒有明顯地改變。文中說明的反搏動方法均包含侵入性手 術。但是，仍存在其他的反搏動方法基本上為非侵入性的 方法，這些方法係基於稱為的氣動靴的治療方法。 此氣動轨或壓縮轨，例如由C i r c u 1 a t 〇 r鞋 公司所製造的靴子沒有使用電刺激，而是使用壓力搏動以 氣動方式作用在病患的下腿。尤其是此技術將病患的下腿 氣動壓縮，且壓力的作用時間與心律同步。C i r c u 1 a r B ο o t公司的產品已知為方塊非侵入性性的心臟 同氣動壓縮靴，其以氣動方式壓縮身體四肢中選擇的部位 。在較後面說明的模式中，C i r c u 1 a t 〇 r的羊化子 定時依據心臟的收縮而放鬆腳部，且主要的目的為改進腿 部的動脈血濟。 C i r c u 1 a t 〇 r靴子的指示中指出，其所提供 的治療為腿部的動脈血流不足，糖尿病，動脈血流缺乏， 靜脈疾病，1 y m p h e d e m a等。 在該靴子2 9/6/9 9的首頁中，製造商指出C i r c u 1 a t o r勒：體的治療係經由減少後負荷，而同時 減少心臟工作量且維持或增加冠狀動脈的血液流入。而增 加撫摸的體積。其事實為C i r c u 1 a t 〇 r靴子對於 心臟具有相同的效應，這些效應可從所引證的首頁中看到 ，在此，例如該文中的說明π提供對心臟有益之量測包含

第10頁 2002.12.02.010 568769 _案號 89116811_年月日__ 五、發明說明（7) :減少僧帽部位不足之心臟雜音的減少；在收縮期間應用 腿部的唧抽，而加寬周圍脈波路徑；應用收縮唧送增加雙 血管缺口 ，且應用終端收縮抽送使其下降，且插設S w a nn — Ga η z導尿管的輸入信號中，降低壓力，且增加 心臟的輸出π 。 最後，可參考本發明人的Ge 〇 r g i a η專利 3 6 6 ，其中說明在簡單搏動及反搏動中的非侵入性外部 延伸中的肌肉之刺激方式。此文件說明在胸腔中肌肉的刺 激，即近在簡單模式之近心臟處，其中說明π其使得心臟 的負荷減少，且甚至使得近心臟處的胸腔心臟受到刺 激π 。因此，在此可經由在簡單搏動模式中刺激胸腔肌肉 而達到減少心臟負荷的目的。病患說明最常使用的反搏動 治療，但是當將電極置於胸腔時，即近心臟處時，使用簡 單搏動的治療。 本發明的主要目的為提供一幾乎是非常廣泛的應用裝 置，由此可實際上減少心臟的負荷，且經由適於的，病患之 非侵入性及侵入性而達到該目的，該非侵入性及侵入性刺 激可作用的病患身上，而沒有時間上的限制，而且尤其是 對於將接受刺激的肌肉沒有任何的限制，唯心肌例外。 本發明的另一目的為提供一種裝置，本質上此裝置完 全無害，且不只是使用在防止冠狀動脈梗塞上，及心臟衰 竭，而且可使用在神經肌肉或延遲的肌肉刺激，導致可見 或不可見的肌肉收縮，可使用在肌肉強化或耐力的發展， 塑身，治療等方面。 本發明的另一目的為提供一種裝置，此裝置可使用在

第11頁 2002.12. 02.011 568769 案號 89116811 曰 修正 五、發明說明（8) 神經對神經肌肉或延遲肌肉止 神經刺激（通常稱為T E N S ) 上的應用。 為了達到上述說明的目的 一種治療具有心臟及一末梢血 體器官的裝置，尤其是一哺乳 該器官具有從心臟的動作中產 方法包含下列步驟： 痛刺激上，包含經骨骼的電 及許多其他美容及復健醫學 ，依據本發明，本發明提供 管系統之哺乳動物或其他活 動物，且尤其是人類，其中 生的脈搏速率及收縮壓，該 一量 一在 侵入性及 以在 減少 脈搏 該心 中與 動的 一參 最適 本發 侵入 搏動 一改 脈搏 量， 速率 用於 臟的 心律 裝置 數， 當的 本發 明的 性方 ，在 測該 末梢 非侵 變產 速率 且因 及該 執行 心律 同步 ，以 以在 減少 明係 目的 法最 病患 心臟的 血管系 入性方 生該壓 中及該 此使得 收縮壓 本發明 的裝置 的侵入 及改變 脈搏速 量，且 基於一 為在與 適化在 的脈波 心律 統由 法， 力搏 收縮 心臟 的函 的對 :在 性及 產生 率中 因此 項令 反搏 一病 速率 一與 而產 動之 壓中 的淨 數。 應裝 末梢 非侵 該壓 及該 使得 人言牙 動模 患之 中減 反脈搏模式中與心律同步的 生一壓力搏動，以及 一輸入系統中至少一參數， 至少一項中產生一最適當的 負荷減少，該心臟負荷為該 置中 血管 入性 力搏 收縮 心臟 異而 式中 末梢 少最 包含該裝置包 系統由一與反 產生 方法 而 動之一輸入系 壓中至少一項 的淨負荷減少 可能達到的發 的心律同步下 血管系統中產 適化，且因此 含： 脈搏 一壓 統中 中產 的裝 現， ，由 生的 ，可 量測 模式 力搏 至少 生一 置。 達到 一非 應力 對於

第12頁 2002.12. 02.012 568769 _案號89116811_年月日_iMz_ 五、發明說明（9) 負荷達到一相當高而有義意的減少。此為一項令人訝異的 發現，考量並非通過在末梢心臟血管分支上的如一腳部肌 肉的全非侵入性刺激可增加冠狀血液的流動，且減少心臟 負荷一相當的量。實際上，令人訝異的是在說試中所可以 達到之心臟負荷減少的程序類似由危險全侵入性繞主動脈 之輔助主動脈之肌片達到該項減少。須了解這些後述的技 術直接動作在主動脈的上的某一位置上，即心臟血管分支 的主幹，在此本發明從外部動作在末梢血管系統只許多分 支中的一分支。 尤其是，已發現經由正確，可引起某一類型的諧振現 象，因此末梢血管系統中小的干擾將導致脈搏速率的減少 可達到最適化，且由此可使得心臟負荷的淨減少。尤其是 令人喜歡的是脈搏速率的減少伴隨著收縮壓的減少，因此 可經由在心臟血管分支的唯一產生一小的干擾即對應心臟 負荷的減少產生極深刻的效應。對於具有一般血壓的病患 :血壓只減少一點點，但是脈搏速率卻減少很多。對於高 血壓的病患，血壓的減少相當明顯，但是心跳速率的減少 則沒有這麼明顯。本發明的方法及裝置可用於刺激任何人 體骨骼及平滑肌，而不僅是心肌，且將導致如上所述之相 當程度減少心臟負荷的良好效應。 以另一種方式看來，應用本發明可在具有一心臟的活 體中，達到減少心臟負荷的目的，其中該活體如哺乳動物 ，尤其是人類，其方式為調整心律且產生反搏動的模式中 應用與心律同步的末梢血管系統中產生壓力搏動，以使得 脈搏的速率減少達到最適化，因此導致整個心臟負荷的淨

第13頁 2002.12.02.013 568769 _案號89116811_年月曰 修正_ 五、發明說明（10) 減少，心臟負荷為脈波速率及收縮壓的函數。 與氣動鞋比較，本發明的裝置可做得非常的輕，精緻 且可攜帶，而且可由使用者在日常生活中穿戴，而對於病 患的移動或生活的方式沒有明顯地改變。用於量測心律的 機構可簡單地包含在本發明之身體的不同的位置上的一非 方塊的感測器，考量感測器只需要在反向搏動模式中提供 一刺激裝置的基本信號之致能同步。 為了確保病患行動上的方便，此刺激裝置為一方便的 電刺激裝置，其可由一可為病患攜帶的小型電池所賦能。 此能量的要求不可過高，如上所述，該裝置基本上不只在 病患的偏移加上一擾值，而且此干擾的效應可有效地由一 未了解的現象所增強，但是此很容易導致諧振，而一小的 擾值將導致一大的效應。 此將於下文中加以說明此諧振現象。 舒張期間壓力位準的動態改變係由於從心臟流出的血 液，兩種不同之壓力波部位或全反射，，在反向位置中來自 不同位置的同時傳播所致。從心臟流出的血液由於在舒張 期間心臟的收縮所產生，且其血液流動速率小於每秒一米 〇 在舒張期間所考量的第一壓力波從來自心臟所排出的 血液所引起，即心瓣膜打開時，且所產生的壓力波以更高 的速度傳播，基本上每秒達到4到7米，該血液係從心瓣 膜經由動脈系統。在一所產生的肌肉收縮處，此因此壓力 波產生部份反射。壓力波中沒有反射的部份傳遞過肌肉的 微血液及動脈血液進入靜脈系統。但是，此反射的壓力波

第14頁 2002.12.02.014 568769 案號 89116811 年 月 曰 修正 五、發明說明（11) 在動脈系統中傳送回心臟，且然後在現在的關閉之心瓣膜 中反射。然後再度向下游傳送，再向上游傳送，等等。只 要收縮的話，壓力波的反射方向進行，即只要血液流過的 通道由於肌肉收縮所導致之血管擠壓而部份受阻時。 第二壓力波為在末梢時由肌肉收縮開始所導致的壓力 波，其實際上同於刺激脈波開始時的情況相同。此肌肉收 縮擠壓在肌肉中的微血管及動脈血管，且血液中被逐出的 部份回到動脈系統，且部份向前進入靜脈系統，因此導致 壓力波在一比一般以每秒4到7米速度傳送的正確壓力波 常要高速的壓力波。此第二壓力波之傳送速度的增加正比 於肌肉收縮的強度。此第二寬度在系統中傳送回心臟，且 在關閉的心瓣膜中反射。然後在正常的脈波壓力傳送系統 下向下游傳送，且再度向上游傳送，等等。此壓力波的傳 送之反射只要肌肉收縮的話持續進行，即只要血液流動的 通道經由從肌肉收縮而導致血管受擠壓，則將會部份受到 阻礙。 ， 經由相對於經適當選擇的延遲而將唧動心臟所產生之 肌肉收縮的定時達到最適化，則有可能達到壓力波之間的 阻礙性干擾的型式，其中該壓力波導致在心臟之心瓣膜正 打開後壓力高峰型式中主動脈中的壓力增加，且壓力的增 加對應於一諧振現象，此諧振將增加流過冠狀動脈的血液 量，而且隨後由一壓力的減少而導致心臟的收縮壓預先下 降。此有助於心臟負荷的減少。 從調查中顯示產生良好結果的延遲，即上文中所說明 的適當延遲，即在一相當廣的窗口範圍内改變，此窗口因

第15頁 2002.12. 02.015 568769 _案號89116811_年月日__ 五、發明說明（12) 個人及刺激的方式而變。尤其是，已發現，由於肌肉收縮 而經由壓力收縮導致心臟負荷的減少的適當延遲位在該T 波結束之前R — R路徑長度的5%及T波結束後R — R路 徑長度4 5 %之間的窗口内。即是說，在一電刺激的實施 例中，該刺激在此窗口内已開始一段時間，以產生所需要 的效應，對於不同的個人可將此準確地定時可能最適化。 因此之故，本發明的裝置可稱為心臟諧振刺激裝置。 除了電刺激外，但是本發明也可以在末梢血管系統中 產生壓力搏動的其他方式加以實現，此使用壓力墊收縮或 再循環屬於末梢血管系統之器官的任何骨骼及平滑肌，也 可能使用更小而簡單地壓力墊以實現本發明，考量氣動刺 激的功能可簡單地在末梢血管系統中產生干擾，而不必擠 壓整個下腿部以有效地唧抽血液通過該機構。 因此，依據本發明使用的氣動或液壓墊可做得更小， 且更輕，因此可令病患在正常生活中使用，而是只可病患 休息時才使用，此為氣動鞋一項嚴重的缺點，尤其彖其限 制各治療的時間長度比較下，本發明的裝置如果需要的話 可整天使用。 在末梢血管系統中產生壓力顫動的一種裝置包含由光 脈衝經一血管的氧氣實際而治療該病患，或者是實際上使 用一血管的C〇2源。也可以考量使用雷射刺激治療，電 能針緘治療及聲波治療也可以作為在末梢血管系統上產生 所需要之壓力搏動的方式。在各種例子中，重要的是將刺 激作用在反搏動模式中，且對於病患適當地選擇刺激參數 ，這些參數包含：

第16頁 2002.12.02.016 568769 _案號89116811_年月曰 修正_ 五、發明說明（13) 一在反向搏動模式開始之前的脈衝延遲，該脈衝為Q R S心律信號之Q波結束及刺激脈衝產生壓力搏動串開始 之間的時間差， 一脈波串列時間長度，即在一心律之内刺激脈衝串開 始及結束之間的時間； 一形成刺激脈衝產生壓力搏動串的脈衝頻率； 一脈衝寬度，即在各脈波串列的一刺激脈衝的開始及 結束之間的時間； 一脈衝型式，為當在一完全的脈衝期間顯示之脈衝振 輻時，所導致之刺激脈衝的幾何型式； 一脈衝模式，為各該刺激脈衝的正半及負半循環之間 的定時。 本發明的裝置也可以與一長期的E C G共同使用，例 如一 1 2個通道的ECG，應用此裝置可使得醫護人員可 觀察到病患在長期治療中對於治療的反應。此一長期的E C G再度仍為熟習本技術考所熟知的可攜帶式裝置，而且 其中包含暫時儲存的數據，壓縮的儲存數據的元件，及以 規律的時間間隔讀取數據的元件，該時間間隔如每天一次 〇 本發明的心臟諧振電刺激裝置中將由於在心臟血管系 統中的動態改變，而在身體的所有系統中得到許多附屬的 效應。即在使用本發明時，已發現在活體的所有身體系統 中產生反應，這些反應由從使用本發明所導致的心臟諧振 現象而在心臟血管系統中的動態改變觸發該系統。 這些對於其他體系統的反應沒有辦法完全解釋，而且

第17頁 2002.12. 02.017 568769 _案號89116811_年月日_iMz_ 五、發明說明（14) 也熟知這些體系統將受心臟血管系統中的動態改變所影響 。某些觀察到的結果，為量測上的事實，而某些則是測試 者的知覺或感覺。但是，這些觀察的結果允許一項假設， 即類似的生理/心理/生物反應可在這些與心臟血管系統 互連結的系統中發生。這些觀察的結果包含一部份由不同 步電刺激的觀察。但是，這些心臟諧振的電刺激，由於心 臟諧振的現象，這些反應益形顯著。 —增加肌肉的承受能力，力道及質量 —經由增加新陳代謝，可增加局部性的脂肪分解， 一在體支撐運動系統（骨骼，神經及肌肉一起動作）中 減痛，如選擇性地加強腿部肌肉，因此經由改變負荷的角 度而減少膝部關節的負荷，在此在關節的負荷力道作用在 其他的區域中，導致痛楚減少，例如，由關節病變或軟骨 所導致的痛苦，在此經由選擇性地加強背部肌肉將可以減 少由背痛或脊神經根炎及坐骨神經痛所產生的痛苦，改進 皮，膚的品質，經由增加局部性的血液循環而使得皮膚變得 平滑，而且具彈性， —增加免疫能力，如量測慢性發炎的減少及消除， —改進精神及心理狀態，如經由增加腦内啡（腦分泌 的具有鎮痛作用的氨基酸）的生長而改進心理的喜悅及憂 鬱情況， 一睡眠正常， 一增加適應度，良好度，工作能力及效率； 例如本發明的使用在從下群中選擇出來的一或多個領 域中

第18頁 2002.12. 02.018 568769 _案號89116811_年月日__ 五、發明說明（15). 一在反向搏動開始之前的脈衝延遲，該脈衝延遲為一 Q R S心律信號之Q波結束及一連串之刺激之脈衝產生壓 力搏動開始之間的時間差， 一脈衝串間隔，即在Q R S心律内，一連串刺激脈衝 的開始及結束之間的時間， 一脈衝寬度，即各該串列中各刺激脈衝的開始及結束 之間的時間， —形成一連串之刺激脈衝產生壓力搏動的脈衝之頻率 —刺激脈衝產生壓力搏動的振輻， 一脈衝型式，為當脈衝的振輻在一完全的脈衝間隔上 顯示時，產生之刺激脈衝的幾何型式，以及 一該脈衝模式為個該電刺激脈衝之正半及負半循環之 間的關係。 一提升適應性及良好性的領域： —運動的體能訓練 ， 一美容醫學，包含任何種類之必需要的人體塑身及/ 或體素改變，如由於身體的脂肪燃燒（脂肪分解），流體耗 損，及體素及肌肉成長及/或減少，及相關的皮膚改變， 復健醫學，包含侵入性及非侵入性方法， —太空醫藥（cosmi c medicine)。 而且，本發明可以在使用在麻醉醫學上，例如減少急 劇產生之心臟衰竭的危險性， 用於心臟醫學上，例如治療心跳快速，局部缺血性之 心臟病，心肌病，血壓過高，心臟衰竭，心瓣膜的疾病；

第19頁 2002· 12. 02. 019 568769 _案號 89116811_年月日_iMz_ 五、發明說明（16) 用於血管醫學，例如靜脈及動脈淋巴不足； 用於整形外科醫學及神經醫學，例如治療營養不良及 衰老； 用於止痛，包含止痛之T E N S治療，可使用有關人 體之身體支撐及運動系統的任何種類的病理學，例如執骨 病， 用於泌尿醫學及直腸醫學，例如括約肌不足； 用於婦科醫學及性醫學，例如用於***擴張，子宮下 垂，子宮炎，停經，性冷感的治療， 用於内分泌醫學，例如用於脂肪過多，乳腺過少， 用於外科醫學，例如心舒張後期肌肉導致之腹腫大， 褥瘡， 用於太空醫學，例如保持太空人肌肉的緊張度。 本發明中一項特別重要的設計理念為脈衝延遲的方式 ，即由輸入系統將刺激作用在活體器官的時間可加以調整 以補償由治療中所導致之脈波速率的減少，以得知應用本 發明可增強心臟準確現象。 須注意，必需接受本發明中可以不進行此項調整即可 達到該目的。例如，脈衝延遲時間，即刺激脈衝作用在活 體器官或病患的時間的開始時其延遲的時間可至各T波的 結束之後，使得當刺激作用而導致病患的心跳速率下降， 且隨著發生T波的結束時，由於各心跳的時間長度增加， 所以最後刺激的脈衝與在最低心跳速率處T波結束點相符 〇 有兩種基本方式，其中可從觸發各個新的刺激脈衝串

第20頁 2002.12. 02. 020 568769 _案號89116811_年月曰 修正_ 五、發明說明（17) 的觀點建立T波的結束點。在第一個例子中，可直接偵測 到T波的結束，例如，從心電圖及只要已偵測到T波結束 時觸發的脈波串列。 另外，在心電圖執跡線上其他的參考點可加以辨識， 例如，Q波或R波的結束點，且然後可說明出各對應T波 結束時一適當的延遲，考量Q — T路徑的長度已了解與R —R路徑VI固定的關係。然後在T波計算的結束點處，觸 發刺激脈衝串。 最好選擇刺激各刺激脈衝串的時間長為一 F Q舒張時 間周期的1 0到2 5 %，例如一在休息正常人T 一 Q舒張 期間。此導致對於R — R路徑長度5到4 0 %之間的各個 舒張相。如果使用機械性刺激的話，例如，使用一壓力墊 ，則作用壓力的時間對應R — R路徑之5 %到4 0 %的數 值，且隨後等於肌肉的舒張。 本發明其他的優點及用於改進本發明之方法的較佳實 施例將於下文的申請專利範圍中加以說明，請參考附圖。 由下文中的說明可更進一步了解本發明之特徵及優點 ，閱讀時並請參考附圖。 現在請參考圖ΙΑ，1B及1C ，在這些圖示中將簡 要說明人類心臟的正常操作，使得熟習本技術者可更進一 步了解本發明。

圖1 B中所不的1 0具有四個隔間’即右心房R A ’ 右心室R V ，左心室L V及左心房L A。返回心臟的靜脈 血液流入右心房，然後進入右心室，且經肺臟動脈P A通 過肺臟。在肺臟中，血液汲取氧氣，且然後返回左心房L

第21頁 2002.12.02.021 568769 _案號89116811_年月日_修正_ 五、發明說明（18) A，如在箭頭1 4中所示者。在該處以氧氣處理過的的血 液進入左心室，且然後進入主動脈，由此開始進行繞行整 個人體的大循環。因此，從右心室進入肺臟，再從肺臟進 入左心房的循環被稱為小循環。 心臟的作用與電信號相關，其由圖1 A中的心電圖顯 示出來。圖中的點P表示兩個心房2 R A及L A的收縮情 況，由此將血液經由對應的心瓣膜1 6及1 8推進對應的 心室R A及L V，該心瓣膜的動作如一不返回瓣膜。從Q 開始而在T點結束的心電圖之區域被稱為收縮期，且表示 心室收縮，以將血液從右心室向肺臟動脈驅動，且從左心 室驅動入主動脈。在此收縮期間，心瓣膜1 6 ，1 8關閉 ，以防止血液逆流而進入右心房及左心房。區域T Q稱為 舒張區，其指心室放鬆，或者是膨脹。經冠狀動脈C A而 實際以氧氣處理過的血液予心臟，該冠狀動脈係從心瓣膜 正上流處的主動脈分出來，且關閉時可防止在舒張期間返 回左心室。清楚地為肌肉型，式的心臟必需提供以氧氣處理 過的血液以維持該肌肉持續工作。在舒張期心臟經由冠狀 動脈脈波重複頻率此以氧氣處理過的的血液。當主動脈A 〇的心瓣膜2 0 ，2 2關閉時，主動脈中的血壓將促使血 液進入冠狀動脈C A。結果，在收縮期在主動脈中血壓上 升對冠狀動脈有益。 如上文中所說明，本發明中一項重要的結果是在收縮 期間，主動脈中血壓的微量增加，而且已發現此結果對於 心肌的作用具有相當深厚的影響。 圖2A中顯示一項基本的裝置，此裝置可用於本發明

第22頁 2002.12.02. 022 568769 案號 89116811 ____η 曰 修正 五、發明說明（19) 的測試中，且顯然地 之裝置信，雖然也可 ，此此將於下文中加 如圖2 Α中所示 ，且在此實施例中， 接心電儀2 8 ，因此 示器3 4上顯示中E ，從心電儀中得到的 1 A之心電圖軌跡線 此信號表不病患心跳 將此信號經由一 示出來），但是以示 作用有關之圖4中。 脈波予病患2 4 ，其 極顯示在圖2 A中。 ,另一電極4 2為 C中所示者，在病患 4 4 ，且力口以計時， 該脈波串列4 4也顯 使得操作員4 6可看 相關係。 從心電儀之顯示 結合顯示中，操作員 Q波適當地予以延遲 臟諧振。 也表 以對 以說 者， 該名 使得 C G 資訊 的路 的頻 線路 意圖 脈波 中經 示一 本發 明。 圖中 病患 心電 執跡 中， 徑R 率， 3 8 的方 產生 動作 完全可實現本發明之可變動 明的實施例進入需要的修改 顯示 經由 儀可 線3 可得 -R 即脈 (此 式表 器3 電極 病患 三個 對於 2。 到信 的重 搏速 線路 不在 6傳 4 0 身尚 感測 特定 經由 號， 複頻 率。 在圖2 A中沒有顯 與圖2A之裝置的 串的雙相矩形 中的治療個電 在病床2 6上 電極3 0經連 的病患，在顯 三個電極3 0 此信號對應圖 率。即是說， 送一 其 需要完成該電路的神經電極。如圖2 的每一個心跳循環中觸發該脈波串 以與心電圖中的T相的結束點相符。 示在ECG的顯示器34中，由此可 到脈波串列4 4及心電圖3 4之間的 幕3 4上的E C G及脈波串列4 4的 4 6可看到該脈波串列是否已相對於 一段時間，以確定本發明中需要的心

第23頁 2002.12.02.023 568769 _案號89116811_年月日_iMz_ 五、發明說明（20) 如上文中所說明者，最好設定該脈波串列在T波結束 時開始。操作員4 6可調整該相，以開始各脈波串列，即 該直接，使得其與T波的結束點相符。此為進入脈波產生 器中的人工輸出，如圖2A及4中的48所指示者。 在討論將脈波串列4 4應用在病患的效應之前，可先 說明在此說明書中所使用的技術，其對應由輸入系統所產 生的脈波，其中該系統包含脈波產生器3 6及電極4 0 ， 4 2。 在圖2 B中顯示脈波產生器3 6的基本輸出項。從該 圖可看出脈波串列中包含多個所謂的雙相矩形脈衝。該雙 相矩形脈衝具有矩形的正半脈波5 0及一緊跟在正半脈波 之後的負半脈波5 2 ，使得可由正半脈波寬度5 0及負半 脈波寬度5 2決定脈衝的寬度。在圖2 B之雙相脈衝5 0 ，5 2之後為一段時間間隔，且然後為圖2 B所指示的第 二雙相脈衝5 0 /及5 2 > 。在雙相脈波的連續之正半波 5 0 ，5 1 /之間的距離決定該血液的轉波重複頻率。在 連續的雙相之間的間隔及連續的雙相脈波串列之間的間隔 期間，作用在電極4 0的電壓為0 ，即其電壓與神經電極 4 2的電壓相同。因此病患沒有接受到刺激。在圖2 B中 由5 4指示出此0電壓。熟習本技術者須了解如果不將電 壓作用到電極上的話，則可以將電流作用到該電極上，在 此情況中，對於電壓的參考值可視為對於電流的參考值。 如上所述，對於各個雙相矩形脈波串列定時，以使得 在該E G C之T波結束點時開始該脈波串列，即在圖2 C 中的點5 6處開始，在圖2 C中顯示心電圖執跡線中的一

第24頁 2002.12.02.024 568769 _案號89116811 年月日__ 五、發明說明（21) 放大區域，而脈衝串列4 4與其重疊。在一特定的實施例 中，選擇各脈波串列中之雙相矩形脈波的頻率使得在各脈 波串列的期間内產生多個脈波。通常選擇脈波串列期間對 應一段等於將接受治療之病患的T Q收縮期的1 〇到 2 5 %之間。 脈波串列間隔的一代表性的數值可以是心跳之全部時 間的1 0 % ，即圖中R — R之間的距離。即在此例子中， 由脈波產生器3 6所傳送之脈波重複頻率，為心跳間隔的 1 0分之一，基本上此長度等於1秒，因此導致各別脈波 串列中的提供為100Hz 。 為了給定一合理的說明例子，脈波產生器3 6之輸出 信號的振輻，即作用到電極4 0之信號的振輻，可從正 2 0伏的一正值心電圖執跡線5 0到負2 0伏下的一負值 振輻5 2。 必需特別強調的是經由說明例子以簡單的方式給定這 些數值，但是實，際上的變動可依據整個變動因素決定之。 而考量到雙相信號之振輻的情況下，須發現，當病患 由於不舒適而接受治療時，不同的病患具有不同的臨界電 壓。所以，一種可能的方式，即操作員4 6改變雙相脈波 的振輻，確定病患在接受該項時，只感覺到輕微的不舒適 ，且然後在微微地減少該振輻，使得病患沒有感覺不舒適 為止。 一般說來，有可能使得一振輻的下限從微大於0伏開 始（如2或3伏）。上限並沒有調查，但是可以確定的是依 據病患在該作用的電壓位準及所得到的電流下是否感到舒

第25頁 2002.12. 02.025 568769 _案號 89116811_年月日__ 五、發明說明（22) 適而決定該上限（在理論上有可能使用相當高的電壓，而 提供的電流係在一非破壞值下）。 各個脈波串列的脈波寬度及脈波間隔之間的關係決定 經電極4 0 ，4 2輸入肌肉刺激的總能量。也發現1 : 1 0為一項有效的比率，此項比率可實際上加以改變，且 因此一間隔的長度並非絕對的。一般說來，對於所有的病 患可達到的臨界，即數值端視在該間隔中的脈波振輻及對 於該間隔之脈波寬度的比率而定，對於一個受過訓練的觀 察員可明顯看到肌肉不自主性收縮，而該裝置通過操作在 某些振輻及脈波寬度對脈波間隔的速率為可令不自主的肌 肉收縮可發生的數值下，即大於臨界值。 之所以使用雙相脈波中一項特別重要的原因係為了要 避免體素中的電觸液受到所作用之脈衝的影響。有可能在 半脈波期間被觸發之此類似的任何影響可以在下半脈波中 馬上反轉。雖然上述說明之類型的雙相矩形脈波已發現可 滿足（且時間表示）之脈波的較佳型式，但是這不是唯一的 選擇。一般說來，可以預期由脈波產生器傳送的脈波基本 上為雙相者，即其中存在某些正信號分量，而且存在某些 負的信號分量。但是，毫無疑問地在某些情況下，使用單 相的矩形脈波也具有某些優點。可以確定的是負半脈波的 大小及形狀基本上可以不同於正半脈波。正半脈波的振輻 及寬度可以與負半脈波的振輻及寬度不同。而且，所使用 的脈波也可以為非矩形的脈波。該脈波可以是弦波，或者 是如果需要的話，也可以具有某些其中的形狀。 從圖4中顯然地可以看出本發明的較佳實施例中提供

第26頁 2002.12. 02.026 568769 _案號89116811_年月日__ 五、發明說明（23) 操作員具有7種不同的操作參數，這些操作參數可以的治 療病患者加以設定。這些參數中的第一項參數為延遲或者 是脈衝延遲，如圖2 C中所示者，該項延遲為Q R S心臟 信號的Q波結束點及脈衝之有效開始之間的時間差，該項 有效開始指脈波串列的開始，或者是在T波結束時開始之 脈衝的猝發點。操作員4 6有可能在4 8處調整延遲量， 例如，可經由改變決定的電位計。此為在圖2 A及4之裝 置中非常重要的調整，其原因如下： 如將簡要說明者，脈衝的效應為減少心臟的負荷。此 效應可使用減少脈搏速率而達到，即減少心跳的頻率。此 意指增加在心電圖執跡線中連續的R個尖峰之間的時間。 不只R — R增加，而且也增加從Q點到T波結束點之間的 距離，考量對於時間間隔R — R而言其表示一已知的關係 。因此，如果將延遲量固定的話，則脈波串列4 4的開始 並非總是與T波開始點相符合，考量脈搏速率改變的原因 。因此，應用圖2A中所示的裝置，其中操作員4 6在該 鍵結中形成一重要的連結，操作員即調整延遲量4 8以確 定脈波串列均在T波結束時才開始。經由例子可知，當使 用本發明的裝置時，對於在一 1 0分鐘的時段内，將病患 的脈搏速率降至如7 2到6 2時，該項方法相當有用，所 以操作員4 6有相當多的時間可以進行必需的調整。 吾人相信，只要將延遲量定時，使得在T波開始時， 開始該脈波串列時可得到最佳的結果。但是，相當有可能 如果該脈波串列在T波之後稍慢一點的時間才開始，則也 可以得到該項有利的結果，且實際上，如果該脈波串列在

第27頁 2002.12.02.027 568769 _案號 89116811_年月日__ 五、發明說明（24) T波正開始之前的一點開始的話，則本發明也可以動作。 實際上說來，已考量到有必要在一窗口内維持該脈波 串列的開始，其中該窗口介於一心電圖之T波開始點之前 的R — R路徑長度的5%，及在T波開始之後R — R路徑 的長度之4 5 %之間。實際上，隨著一特定的病患，此延 遲時間也可以接受改變，以影響地觀察對於該病患產生最 有利之需要的延遲。 可以由操作員4 6改變的另一項參數為在各個T波結 束之後，作用到病患之脈波串列的時間長度。如圖2 C中 所示者，脈波串列的時間長度決定為在一脈波串列或脈衝 猝發内的脈衝之開始及結束之間的時間。圖4中由參考數 目5 8指示此改變的機率。 該脈波串列本身為電脈衝的包封，在該脈波串列之時 段定義的時間之後，該脈衝一個接著一個重複出現。在各 脈波串列中電脈衝的數目可經由改變脈波產生器的輸出頻 率而加以改變，即#變各個脈波串列中脈波的脈波重複頻 率，即如果脈波串列為一秒長的話，則為每秒内重複之脈 波的數目。而且，脈波串列的時間長度決定在一給定的頻 率下，重複刺激的長度，即在一心臟循環内有效傳送的脈 衝數目。此脈波串列的頻率及時間長度，在圖2 A及圖4 的例子中，可為操作員4 6在輸入6 0處加以改變。在圖 2 A及4之實施例中，可以為操作員4 6隨時改變的其他 變數為雙相矩形脈衝的振輻，則正半循環5 0的尖峰值及 負半循環5 2的尖峰值之間的最大差值，如圖2 B中所示 者。在圖4中以6 2指示出此項調整的可能性。一般以電

第28頁 2002.12.02.028 568769 _案號89116811_年月日_Ifi_ 五、發明說明（25) 壓中的電位差量測該振輻。在另一實施例（圖中沒有顯示） 中，有可能晝出一條電流曲線，而非針對電壓的變化，且 參考電流曲線之對應尖峰振輻而改變該振輻。 在圖2A及4裝置中，具有另外三個固定的脈波參數 ，即在此一實施例中，無法由操作員加以改變者。這些參 數中的第一個參數為脈波寬度，即在一電子脈衝之開始點 及結束點之前的時間，如圖2 B中所示者。在圖2 A及4 中選擇該脈波寬度，使得在1 Ο Ο Η z的脈波重複頻率處 的時間間隔為脈波寬度的1 0倍。即是說經由固定的脈波 寬度，則該時間間隔可隨著脈波重複頻率的變化而接受改 變。如果以脈波寬度為變數，如同在某些其他的例子中所 顯示者，其自動改變脈波寬度而導致在圖2 Β中所示的時 間間隔改變，此係假設脈波串列的脈波重複頻率沒有改變 。圖4中的方塊6 4與選擇之脈波寬度之固定數值的輸入 相關。 在圖4中另外的方塊66 ，68表示脈波產生器之_ 出項中另外兩個參數，在圖2Α的裝置中，這些參數被固 定住，而且無法由操作員4 6調整。方塊6 6與脈衝的參 數有關，即與在整個脈衝寬度上顯示之電脈衝振輻時，所 得到之電脈衝的幾何型式有關。在此一實施例中，存在一 雙相矩形脈波，但是這些矩形脈波可具有不同的形狀，例 如可以是絃波型式或者是鋸齒型式。 方塊6 8稱為改變脈衝模式的機率，此與電脈衝的電 正及電負相之間重複之脈衝型式的交替模式。在此一實施 例中，顯然地，脈衝模式為雙相者，即正及負相，否則相

第29頁 2002.12. 02.029 568769 _案號89Π6811_年月日_iMz_ 五、發明說明（26) 同的電脈衝一個接著一個交替出現。但是，此模式切換允 許操作員選擇某些其他的模式，如果在一個負半脈波之後 跟著兩個正半脈波。 本發明的一項其他之設計理念可參見圖2 。在此設計 理念中使用多個電極4 0 ，4 2 。如上文中所說明，電極 4 2為一神經電極，而且只需要提供一個此類似的神經電 極。但是，當治療人體中不同的部位時，則使用的神經電 極可多於一個，為了允許一個神經電極可以定位在各個活 動電極的附近，或者是位在各群的活動電極附近。對於一 位接受長期治療的病患而言，必需建議無論如何均需使用 多個活動電極4 0 。 其原因為如果只提供一活動電極的話，則人體可習慣 於所作用的脈波，即指只有一個作用圖2 B之雙相矩形脈 衝的電極，由此電極及神經電極4 2之間的電位所刺激的 肌肉逐漸感到疲勞，且刺激也較無關。經由依序將刺激脈 衝作用到不同一活動電極4 0上，有可能確定由作用之脈 衝影響的肌肉群不會疲勞。成為該序列之最小電極數為兩 個。 實驗也顯示經由依序將一脈波產生器的輸出信號作用 到數個電極4 0 ，則可以在一段數曰的時段上執行該項治 療，而不會有任何一項問題，而且實際上，只要兩個電極 即足敷使用。但是，使用三或四個電極則更好。 也可以只使用單一的活動電極，且在數日内進行該項 治療，其中係假設需要收縮的時間間隔受到限制。 在今日所進行的實驗中，已將第一脈波串列4 4作用

第30頁 2002.12. 02.030 568769 _案號 89116811_年月日_iti_ 五、發明說明（27) 到第一電極上，而下一個脈波串列則作用到第二電極上， 再下一個脈波串列作用到第三電極上，而下一個脈波串列 再作用到第四電極上，然後再下一個脈波串列作用第一電 極上，其餘可依此類推。但是，並非一定要依據此類型的 序列。更好的方式是將數個脈波串列饋入一電極上，然後 改變下一電極等等。也完成可以可將具有連續的數個脈波 串列或數個脈波串列群的電極隨意賦能。 應強調的是各別電極4 0 ，4 2的擺設並不是具關鍵 性的步驟。雖然文中顯示受治療之病患的胃部，但是實際 上可以是病患身體的任何部位。但是其為本發明中一項令 人訝異之處為只需要應用相當少量的刺激能量固身血管功 率的任何部位的刺激已發現可對於本發明產生良好的效應

第31頁 2002.12.02.031 568769 _案號 89116811_年月日_«_ 五、發明說明（28) 明所提出的方式作用到電極上，則已發現這些脈波具有足 夠的效應可減少心臟的負荷，其本身對於由方塊所指示之 病患的身體可產生效應。此效應可由心電儀的電極3 0攫 取 〇 如上文中所說明，例如R — R信號之對應脈波速率的 血液通過該脈波產生器，且觸發各別脈波串列之雙相矩形 脈波之產生。在心電圖軌跡線器3 4上顯示E C G波形 8 2進行脈波產生器輸出信號，如圖4中的線8 2及8 4 中所示者。操作員4 6可改變脈波延遲以確定各別脈波串 列可在心電圖的T波結束點，結束，或者是在特定的例子 中在視為最適的位置處結束。 由觀察顯示器3 4中，操作員4 6可以觀察在治療中 ，病患心跳的速率下降，且可因此而改變脈衝延遲。雖然 ，在觀念上認為從Q波的結束點量測脈衝延遲，如果需要 的話，也可以從其他的數據中量測。實際上，從R尖峰中 量測脈衝延遲相當地簡單，考量在清楚地延遲次數後，這 些為較大的信號。 圖3為應用本發明之方法及裝置之治療效應的圖形表 示方式。最上方的曲線8 6顯示E CG波形中的數個尖峰 ，且基本上將其分割為三個區域A，B ，C。區域Α Π在 正常情況下（即沒有刺激的情況下）病患的心律。區域B顯 示在刺激開始時同一參數的心律，且區域C顯示在持續刺 激下病患的心律。此種分割成為區域A ，B ，C的方式也 使用在曲線8 8及9 0上。在Q 8 6的區域B中顯示脈衝

第32頁 2002.12.02.032 568769 _案號89Π6811_年月日__ 五、發明說明（29) 串4 4 ’此脈衝串在T波結束後開始’則持續一段為T 一 Q路徑約1 5 %的長度。相同的波形在相C中重複，且稱 為重複，直到該項刺激建立為止。此刺激的效應為使得病 患的心跳速率減少相當的程度，使得E C G長度中持續R 位置在該時段時加長。須了解，在區域C中R — R圖樣比 區域A中的該圖樣還要長，一段為圖3之標示"b n所顯示 的長度。 曲線8 8顯示從如4 4所示的電脈衝串中得到的肌肉 功率調變。在線8 8的A相中沒有任何的刺激，因此該線 呈直線。在區域B中期間以及第一次的刺激，且導致刺激 一需要，且影響周身的血管系統。須了解在脈波串列4 4 中開始時，肌肉的收縮，且在脈波串列的結束時傾向於達 到最大的收縮，然後在一段比脈波重複頻率之時間間隔微 長的時段内放鬆。須了解脈波串列4 4包含多個刺激的電 脈衝，但是導致一簡單的肌肉收縮。此肌肉收縮3在病患 的末梢血管系統，然後由此傳送回病患的心臟。 此結果可從曲線9 0中看出來，實際上該曲線為一合 成曲線，其顯示主動脈中的壓力及左心室的壓力。左心室 的血壓從一底線值9 2開始，且平滑地增加到一圓形的尖 峰9 4 ，此尖峰大於從Q波開始到T波結束後的底限值 9 2 。另一主動脈血壓的曲線9 6與此一曲線相重疊。 在點9 8之後，圖1 C中顯示的心瓣膜2 0 ，2 2打 開，而且在左心室中的血壓直接進入主動脈中，使得在主 動脈中的血壓以相同的速率上升，且具有與左心室血壓相 同的數值，直到到達T波的結束點為止，即直到圖3中的

第33頁 2002.12.02. 033 568769 _案號 89116811_年月日__ 五、發明說明（30) 點1 0 0為止，在此心瓣膜2 0 ，2 2再度關閉，且當流 入的血液通過人體的主動脈時，主動脈中的壓力逐漸下降 。在點9 8 >中，心瓣膜2 0 ，2 2再度打開，且重複該 循環。 在曲線8 8中所示之肌肉收縮的效應以調節主動脈中 的壓力，係經由將一來自由肌肉收縮所導致的末梢血管脈 波回到主動脈的壓力波，使得在相B中，其數值稍高於在 區域2中以一可見的起伏部位顯示曲線之相A中對應的數 值。但是，在肌肉收縮結束之後，在主動脈的血壓下降到 一比相A之壓力曲線中對應區域還要低的數值。 同時，須了解，左心室壓力的尖峰9 4 >也對應相A 中的尖峰值9 4減少。在圖3中以標示4指示該項減少。 其意義為實際上在舒張中在主動脈内的壓力中的峰部 位2導致增加冠狀循環，即對於心肌提供更多的血液及更 多的氧氣，而導致在心臟中具有更多可使用的能量。此導 致脈搏速率減少，使得各個心跳的長度從刺激後的數值b 增加到在延長刺激後的數值a + b 。應用簡單查驗的基本 上之量測減少約為靜止模式下為每分鐘1 0個脈波，例如 從7 0減少到6 0 ，或者是在一更高的脈搏速率下更進一 步減少3 0 ，例如從1 4 0減少到1 1 0 ，考量D P T I / T T I的速率增加之故（舒張血壓時間指數/時間張力 指數）。 另外，從相A的尖峰數值9 4到相C之尖峰值 9 4 π之由4指示的減少表示在左心室中收縮壓的下降， 且因此減少左心室的壁張力。

第34頁 2002.12.02.034 568769 案號 89116811 年 月 曰 修正 五、發明說明（31) 須謹記在心中的是心臟的負荷與 的數值成正比，在減少脈搏速率及收 可導致心臟負荷減少一段相當的數值 先關閉血壓（即圖3中的點9 8 對於一次的查驗，而正常血壓1 2 0 _ 5 m m H g 。此最大的優點為對於 比預 於少 的收 也可 位產10 以更 到T D P 基本 b a 心跳 且， 現象 期的減 於正常 也必需 縮壓， 以從圖 一般說 生的查 到1 5 正，其 由收縮 T I減 此設計 T I / 上的心 t e及 脈搏速 改進心 減少。 現在請 少更多 的病患 了解本 而且也 3之相 來可以 驗結果 %，且 中係假 時陡峭 少4到 的優點 T T I 跳負何 實際上 率且減 肌關閉 參考圖 ，雖然對於此病患 〇 發明的心臟諧振電 在收縮時產生陡峭 心律中的曲線9 0 說，依據在舒張時 ，減少的心脈搏速 由從減少的先收縮 設應用正常的血壓 的壓力增加，而更 5 %。 為結果依據用於正 的比率因此減少1 減少約1 0到2 5 的情況具更高的關 少收縮壓，及降低 ，冠狀血液循環增 脈搏速率乘上收縮壓 縮壓中本發明的效應 〇，9 8 /，9 8丨丨）， / 6 0下似乎減少約 血壓太高的病患，可 心跳速率的減少傾向 子刺激器不只導致低 的壓力上升，此情況 中得到。 ，血壓增加中高峰部 率，D P T I增加+ 血壓中得到的差值予 進行查驗。 正的先收縮血壓中得 常血壓壓的查驗，該 5到2 0 %。所以， %或者是與該P r 〇 鍵性，此將導致低的 先預的收縮壓力。而 加，而且局部缺血的 可看到一項與圖2 A之裝置相類似

第35頁 2002.12.02.035 568769 _案號89116811_年月曰 修正_ 五、發明說明（32) 的裝置，在圖5及圖6中各附圖中相同的標示表示相同的 組件，且這些參考數字與圖2 A及圖4具有關連性，但是 為了辨識上的需要各數字增加1 〇 〇 。只有差異相當大的 項目特別加以說明。在圖5及6中沒有特定加以說明的一 項可了解其與圖2 A及圖4中對應的組件具有相同的功能 及操作方式。所以在圖2 A及4中對於這些組件的說明也 適用在圖5及6中相同的組件。 在病床1 2 6上病患1 2 4的一般安置方式與上述貫 施例相同。其中在圖5及6之實施例中第一項有意義的差 異點為脈波產生器1 3 6已併入心電儀的殼體内。姑且不 論此項改變，電極1 4 0 ，1 4 2的配置方式與上述說明 的方式相同，且由脈波產生器1 3 6饋入脈波的方式與圖 2 A及4中相關說明相同。同樣地，心電儀1 2 8具有三 個連接到病患之心臟區域的感測器電極1 3 0 。須了解不 同的心電儀具有數目不同的電極，電極的數目端視所需要 之量測平確度而定。為了本發明說明上需要，僅需進行一 項簡單的量測即足敷應用。在圖中的1 4 6為操作員的示 意表不方式。 圖5中另一項有意義的差別處為該本發明中另外提供 一血壓量測計1 3 1 ，此量測計經由一般的線路1 3 5 ( 圖中僅顯示其中之一線路）連接側血壓量測套筒1 3 3 。 因此，除了執行E C G量測外，也可以進行病患血壓的量 測作業。血壓量測計1 3 1也包含一顯示器1 3 7 ，病患 的血壓可以以收縮及舒張壓的差值曲線或者是簡單地呈現 差值而顯示在該顯示器上。

第36頁 2002.12.02.036 568769 案號 89116811 _3. 修正 五、發明說明（33) 現在請參考圖6 ，須了解基本上脈波產生器1 3 6的 佈局與圖2 Α及4之實施例中的脈波產生器相同。由脈波 產生器的脈波輸出之相同的7個數值之設定方式與圖2 A 及4之實施例中的設定相同。但是，在此實施例中，所有 的參數均可以變動，且此項變動可由操作員1 4 6執行， 或者是自動改變。當該裝置必需手動調整時，操作員可以 經由輸動脈1 4 8 '及1 6 8 '個別予以設定。另外，所 有這些設定可經由一適當的外部程式介面1 4 1以電子方 式設定，其中該介面與連接脈波產生器的輸入程式介面 1 4 3相連接，其中最好以一晶片實現此介面。在外部介 面1 4 1與内部介面1 4 3之間的通訊可以直接由一硬體 線路實現，或者是間接經由紅外線發射器等方式實現。 當可自動進行該項設定時，該脈波產生器，即控制該 脈波產生器之操作的控制單元先予以程式化，以偵測T波 的結束點，或者是計算從為心電儀所提供的數據中計算各 別T波結束點的位置，且自動控制脈波串列的觸發時間， 因此在各個T波開始時，可自動觸發此脈波串列。此脈波 產生器的同步操作為在電子技術中熟知的操作，例如在辨 識進入信號的發射機中，所以可以為熟習本技術者所了解 另外，圖6中所顯示的裝置可提供一數據儲存系統 1 5 1 ，此數據儲存系統包含一可儲存任何需要之參數或 該裝置之量測值的記憶體。因此，可以設計儲存系統，使 得隨如一小時，一天或一星期的時段内，以壓縮方式適當 地儲存全波E C G ，而且儲存相同間隔中病患血壓的資

第37頁 2002.12. 02.037 568769 案號 89116811 Λ_η 曰 修正 五、發明說明（34) 料。也可以使用 系統中的數據。 圖6中之裝 此安全斷流 比較’使得如果 何不需要的偏移 例如，可以 制數值，如脈搏 流器可近接之與 間，該安全斷流 數值，而且核對 於電子刺激器開 到該限制值之上 則該安全斷流器 如果需要的話關 電子刺激器進行 也可以設計 到輸入信號的統 偵測到心律不整 而且，安全 儲存之低臨界值 ，不可降到比此 測的數值低於最 或該系統可中斷 之實際量測值以 外部的參數介面以讀取包含在數據之儲存 置的 器係 量測 時， 在安 速率 該裝 器接 這些 始之 ，或 將預 斷該 前的 安全 計性 時， 斷流 的血 數值 小安 〇本 定義 另一 用於 的參 則該 全斷 ，收 置相 收對 數值 前的 上升 程式 脈波 初始 斷流 偏移 中斷 器也 壓值 還要 全值 實施 關鍵 項特 分析 數顯 項治 流器 縮或 關的 應該 中是 限制 到該 化以 產生 數值 器以 ，超 刺激 可以 ，此 低的 時， 例中 參數 定的 量測 示與 療可 中登 舒張 記憶 脈搏 否存 值。 限制 警示 器0 特徵為 參數及 需要的 自動中 錄並儲 壓，或 體中。 速率， 在任何 是否有 值上一 操作員 也可以 安全 與已 數值 斷。 存關 者是 在電 收縮 的數 適當 段相14 設定 斷流器 建立的 之間存 鍵參數 在該安 子刺激 及舒張 值高於 的數值 當的數 6，及 該限制 參數 在任 的限 全斷 器期 壓的 或低 上升 值， /或 值為 觸發其功能，例如如果偵測 過某一時間周期，或者是當 或發出一警告。 比較病患的脈搏速率及應用 數值係設定在一安全準位處 值。當在電子刺激器期間量 則操作員再度接受警示及/ 可以不使用從病患本身得到 的上限，也可能將該安全斷

第38頁 2002.12. 02.038 568769 _案號 89116811_年月日__ 五、發明說明（35) 流器程式化，例如使用外部或内部程式介面1 4 1及 1 4 3 ，其中應用來自正常健康之人體的適當數值，或者 是當病患接受治療時，接受相同型式之問題的個人中的適 當數值。 顯然地圖2 A及圖2 ，和圖5及6的裝置可用於在斜 靠方式下的病患之治療。 但是，本發明可令病患的日常生活中使用。 所以，圖7中顯示一安裝適當之裝置的病患，其病患 可在正常生活期間進行治療，而仍進行其正常的生活，甚 至在睡眠期間。 為了說明的一致性，在本實施例中對應圖2 A相同之 項目及裝置將以同一數字加上2 0 0顯示出來。再度說明 ，上述的說明僅對於圖2 A中沒有說明的組件加以說明。 因此，圖7的裝置包含一具彈性的胸帶，此胸帶包含 兩個心臟脈搏速率感測器2 5 3及一無線電傳送單元 2 5 5 ，用於停送一對應該心臟脈搏速率的信號予併入彈 性腕帶中的接收機2 5 7 ，該腕帶如一對内褲。接收機 2 5 7形成電子刺激器單元的一部份，其中該電子刺激器 單元包含有一具有内建電池的脈波產生器2 3 6 。脈波產 生器2 3 6再度經由線路連接到對應的電極2 4 0及 242中，圖7中顯示一活動電極240及一神經電極 2 4 2。但是 ，熟習本技術者須了解活動電極2 4 0的數目可為多個。 文中使用之具有輻射發射機單元的心臟脈搏速率感測 器為運動員所使用者，其登錄之商標名稱為π Ρ ο 1 a r π

第39頁 2002.12.02.039 568769 _案號 89116811_年月日_修正_ 五、發明說明（36) (極性）。在該極性發射機中提供兩個電極以偵測在穿戴者 之皮膚上的電信號。電極安裝在密封的發射機中，而該發 射機經由具彈性的腕帶連接到病患的胸部。極性發射機偵 測在每一次心跳期間皮膚上的電壓差，且連續傳送該信號 且使用無線電磁場的方式傳送到該腕部接收機上。修改該 接收機，使其不在腕錶内，而是架構在腕帶内，如上文中 所說明者。在極性發射機中使用的方法係基於超低功率的 假設，此可保證在電子模組中具有唯一的***模式，且小 心地設計，並測試該電路以得到心臟中的電信號。圖7之 裝置的操作基本上與圖4之裝置的操作相同，如圖8之方 塊電路圖中所顯示者。 與2 A及4及圖5及6之裝置類型之處可從圖8中輕 易辨識出來，須了解顯示器2 6 3可取出安裝在如内褲之 腕帶上的安裝小的液晶顯不為2 6 3 。該顯不裔2 6 3 — 般只顯示病患的脈搏參數，但是可視需要顯示任何其他需 要的資訊，例如脈波產生器的設定數據。在此，如果該裝 置與如手術中的病患適應的話，則由病患本身2 2 4或操 作員2 4 6控制脈波產生器的設定工作。心電儀病患 2 2 4或操作員2 4 6可以控制7個變數的設定，或者是 如果其他的變數固定的話，則只有其中的某些項目經人工 輸入248>，258>，26〇/，262/， 2 6 4 ^ ，266 >及268 /可實現如在小型鍵盤上的 按鍵。另外 ，可提供程式介面2 4 3 ，該介面用於經由一分開的輸入 程式介面2 4 3而將脈波產生器程式化，如圖6中的裝置

第40頁 2002.12. 02.040 568769 _案號89116811_年月日__ 五、發明說明（37) 中所示者。 如上所述，本發明的裝置提供一項簡單的脈搏速率量 測器以提供足以控制脈波產生器2 3 6的R — R信號，因 此可以在正確的時間中提供正確的刺激脈波。不需要實際 上量測T波的結束點以控制脈波的延遲，考量已知Q T路 徑與R — R路徑之間具有定義相當良好的關係，因此可以 從為該脈搏速率量測器產生的信號中簡單地計算T波的結 束點。 須了解不見得來自脈搏量測的信號需由輻射方式傳送 到脈波產生器2 3 6中。如果需要的話，該信號也可以簡 單地使用小的線路傳送。而且，有相當多種的脈搏速率量 測感測器可以使用，這些感測器體積輕巧，而且非強迫性 地，其可使用在病患心臟的附近處的其他使用。在本發明 中可以使任何種類的脈搏速率量測感測器。在圖7及8的 實施例中也包含一安全斷流器2 6 1 ，但是該安全斷流器 只回應病患的心跳速率，即只有當病患脈搏速率太高或太 低，或當在某一時段上發生統計性偏移時，或者當偵測到 任何的心律不整時，該安全斷流器只操作信號警報，及/ 或關斷該脈波產生器。也完成可以將一行動E C G裝置併 入圖7及8中所示的裝置内，且在該裝置中配置一數據儲 存裝置，可圖6中所示者，使得長期的E CG可應用本發 明的裝置進行量測。 圖9中顯示對圖7之裝置所進行的一項可能的修改。 在此，與圖8中相同的組件使得相同的參考數目，唯在該 數目在附加上3 0 0 ，而非2 0 0 。在圖8及9的比較中

第41頁 2002.12.02.041 568769 _案號89116811_年月日_iMz_ 五、發明說明（38) 可以看出，唯一的一項差別在於加入一血壓量測器3 6 5 ，此量測器也可以從病患的身體中得到適當的信號，然後 將此信號顯示在該顯示器3 6 3上。另外，如果提供血壓 量測器的話，則該量測器可連接到脈波產生器，以作為並 聯脈搏速率R — R的可變輸入信號。在心跳速率信號被關 斷的例子中，血壓量測器的輸出信號為唯一進入脈波產生 器的輸入信號，因此也可以操作該裝置，而不必進行一項 分開的脈搏速率量測作業。而且，血壓量測器也可以連接 到安全斷流器3 6 1中，使得當病患的血壓上升或下降到 安全限制之外時，可發出警示。 脈波產生器的控制器可以是作為控制參數之輸入信號 中的一信號。即控制器可以中心臟脈搏速率信號2 3 8 ( 參見圖8 )，或者是包含在信號3 6 5中的收縮壓信號， 以作為控制參數。另外，脈波產生器的控制器可為兩輸入 信號的結合，即心臟脈搏速率信號2 3 8且並聯的在 3 6 5中的收縮壓信號，參見圖9 。 如果控制器使用從心臟脈搏速率信號乘上一與收縮壓 相關的因素之因素作為控制參數，則該乘法因素與心臟的 負荷成正比。輸入信號（或數個信號）的第一量測值在開始 時輸入該控制器，即在刺激開始之前的輸入信號（或數個 信號）的數值決定該因素的值為1 。當控制所達到的有效 結果與乘法外部中所希望達到的減少程度時，由控制器量 測對應於數值為1之開始值的該項因素的偏移值，其與希 望達到之心臟負荷的減少程度成正比。此意指當兩個輸入 信號並聯使用時，參見圖9 ，控制器的其他在於使得兩輸

第42頁 2002.12.02. 042 568769 _案號89116811_年月日_Iti_ 五、發明說明（39) 入信號（心臟脈搏速率及收縮壓一將延遲正比於心臟負荷） 可達到最小，其方式為改變脈波產生器中7個參數（圖9 中的數目2 4 8至2 6 8 )中的一或多項，所根據的演算 法係以程式方式寫入形成該脈波產生器2 3 6之控制單元 的微單片中。如果兩個輸入信號，心臟脈搏速率及收縮壓 沒有在相同的時段内加以量測，及/或在對應於心臟之Q R S複合的相同定時内量測，則輸入信號對於操作的各個 輸入信號均使用最後的有效因素。 如果兩個輸入信號中只有一個被使用，心臟脈搏速率 (參見圖8 )或收縮壓之一，則沒有使用的輸入信.號的乘法 因素設定為1 。在此設定中，心臟的負荷視為只與所選擇 的輸入信號成正比。此意指輸入信號的目的為使得選擇的 輸入信號達到最小，包含心臟脈搏速率或收縮壓，其方式 為依據在寫入微晶片程式之演算法，將圖8中標示2 4 8 至2 6 8的之7個變動參數中的一或多項加以改變。 在行動裝置的例子中，可信服的是該安全斷流器提供 一警示，以警示病患一項危險的狀態發生，且必需注視顯 示器，且必需關斷脈波產生器，或者是停止任何病患目前 正進行的勞力工作或運動。 須了解圖7 ，8及9中的行動裝置尤其適用在前面說 明書之簡介中所提到的所有治療項目中，尤其是適於使用 在脂肪分解及體形治療上，且在訓練人體之多種不同的肌 肉群中協助運動員改進其體能，尤其是個人狀態及體格的 一般改進上。尤其是需要訓練特定的肌肉群，例如與尿道 或括約肌有關的肌肉群，則可依據該需要將特定的電極參

第43頁 2002. 12.02.043 568769 _案號89116811_年月曰 修正_ 五、發明說明（40) 數該處，使得可產生所需要的局部刺激。 此將於下文中加以說明與人體之電子刺激器有關的細 節。現在請參考圖1 0 。 圖10之示意圖顯示本發明在人體中工作的方法及裝 置。 基本上圖1 0為圖1 0之元件與圖1之元件結合而成 。因此各附圖中相同的標示表示相同的組件。 圖1 0中顯示將電子刺激器直接作用，或者是以神經 肌肉刺激7 0作用到以方塊7 2表示的骨骼肌或平滑肌上 。這些肌肉作用在病患的末梢血管系統中，以使得由方塊 7 4所表示的末梢血管的脈動。此脈動經由病患身體中的 血液以壓力回波的方式傳送到主動脈A〇上，在此上升一 對應的壓力。該壓力脈搏影響以7 0表示之病患體内的血 液循環，且尤其是使得經冠狀動脈C A之冠狀循環的壓力 上升。這些效應直接使心臟1 0成為以氧氣處理過的，此 又影響且改進經病患身體之血液的抽升能力。因此，心臟 中較佳的抽升功能在主動脈上產生效應，因此也影響了在 用於主動脈之方塊A C及用於病患血液系統的方塊7 0之 間的雙箭號。 然後主動脈之改進的血液流動也末梢血管系統的血液 流動清楚地改進的結果也導致經靜脈7 1流回心臟的血液 增力α ，如圖1 B及1 〇中的箭號1 2中所示者。 現在圖1 1說明神經肌肉電子刺激器中多種不同的觀 念。尤其是，圖11顯示一束通過骨骼肌404之肌肉纖 維的神經4 0〇。

第44頁 2002.12. 02. 044 568769 案號89116811 年 月 曰 修正 五、發明說明（41) 如上所述，例如在圖2 A及圖4的實施例中，以4 2 標示神經電極。圖1 1中顯示兩個不同的活動電極4 0及 4 1 / 。位置活動電極4 0使接近神經束4 0 0相當接近 皮膚表面的位置。在此例子中，活動電極4 0刺激神經束 4 0 0 。經由刺激神經束4 0 0 ，刺激在肌肉4 0 4中的 肌肉纖維40 2 ，其中該肌肉為引出神經束400的肌肉 。此為神經肌肉電子刺激器的代表性的例子。 比照上，沒有將活動電極4 0 /定位在接近神經束 4 0 0處，而是位在在近肌肉4 0 4處，使得直接刺激肌 肉4 0 4中的肌肉纖維4 0 2 。此稱為直接刺激。一般說 來 ，直接刺激需要比神經肌肉刺激還要高的功率及電壓或電 流。但是，在尤其重要的是如輕胸膜炎（p a r a ρ 1 e g i c s )的復原作業，其中神經束，如4 0 0 ，可以因 為某些原因而加以切斷，例如由於發生事故。 在某些例子中，如4 0 0的神經束進入非常接近，皮膚 表面之處，例如在背部接近脊骨處，使得有可能進行一項 代表性的神經刺激，稱為經皮膚的電神經刺激 (transcataneous electrical nerve stimulation t ( T E N S ))，此為神經肌肉刺激中一項特殊的例子。 今日所討論之所有的電子刺激器均以電子刺激器的型 式出現，且實際上須了解在所有至今說明之不同的實施例 中顯示的脈波產生器裝置具有相當接近的佈局，而與其是 否用於醫院或診所中病患的靜態治療無關，或者是在某些 型式或者是其他型式中外部病患的治療無關。此為本發明

第45頁 2002.12. 02.045 568769 _案號89116811_年月曰 修正_ 五、發明說明（42) 之特殊的優點。其意謂著可對於脈波產生器設計專用的晶 片，及相關的電子功能，及控制裝置及組件。此相同的基 本於模組可使用在各種不同型式的裝置中，因此可進行大 量生產，而且可節省成本及空間。雖然有能力在單一晶片 上或者是多個小型的互連結晶片上合併所有需要的功能， 而使得重量相當小，因此病患的攜帶此裝置到處漫遊，而 實際上，此將於下文中加以說明者，該裝置可合併在一現 存的心臟電擊器中，或者是植入人體以長時間使用。 但是，電刺激不是使用本發明的唯一方式。本發明具 有多種的使用方式此將於下文中加以說明，請參考附圖 12° 在下列不同實施例中使用的項目當其對應到先前說明 實施例中任何一實施例之裝置中的項目時，則各附圖中相 同的標示表示相同的組件，以使得熟習本技術者可輕易地 了解本發明的内容。須了解圖1 2中使用之參考數字而為 上述圖式中的共同部份時，，則對於這些共同部份的說明也 適用在下文的說明中。 圖12顯示坐在椅子125上的病患124 ，其中該 病患有三個形成E C G量測的電極3 0 ，且這些電極連接 一結合的脈波產生器1 3 6 ，及應用顯示器1 3 4的心電 儀1 2 8 。另外，脈波產生器1 3 6及心電儀1 3 6包含 一血壓量測器1 3 1 ，此量測器經由通常使用的線路 1 3 5連接一血壓量測套筒1 3 3 ，此可依據任何熟知之 血壓量測裝置中以不同的方式實施。 在病患的腿部，有一合併有一壓力墊5 0 2的纟崩帶

第46頁 2002.12. 02.046 568769 _案號89Π6811_年月日__ 五、發明說明（43) 5 0 0 ，此繃帶5 0 0連接產生器5 0 4以使用任何的氣 體或液體產生血液脈搏。因此之故，液體搏動產生器 5 0 4連接到壓力來源5 0 6 ，且經線路5 0 8連接到壓 力墊。包含在用於液體搏動之產生器中者為一入口閥及一 出口閥（圖中沒有顯示），應用與心電儀1 3 6結合之脈波 產生器1 2 8所傳送的信號控制該閥體。即是說，可為如 圖1 2所示之三角弦波或矩形波而為脈波產生器1 2 8所 傳送的電脈波用於啟動在液體搏動產生器中閥體的打開及 關閉，使得當入口閥打開，且出口閥關閉時，將一壓力脈 波經線路5 0 8作用到壓力墊5 0 2上，而且使得當出口 閥打開 ，且入口閥關閉時，則經由出口閥將壓力墊放氣。因此， 依據所選擇的波形將壓力搏動作用在病患的腿部。 一般說來，在一個病患的心跳過程中只有作用一脈波 ，且在T波結束後，再度直接作用該脈波，使得在反向搏 動中發生該刺激。再一次設計併入心電儀1 3 6的脈波產 生器1 2 8使跟著T波結束的位置改變而改變，此與病患 的脈搏參數無關。再度使用血壓量測於核對上及/或進行 至脈波產生器的輸入信號，或者是用於觸發一安全裝置。 可使用輸入信號的結合作為如方塊1 8 0及方塊5 1 4 ， 5 6 6之間的開關。 圖1 2 B示圖RA之裝置的操作方式。再次可看到當 由脈波產生器1 2 8觸發時，由液體搏動產生器5 0 4產 生的液體搏動將壓力搏動作用到脈波串列5 0 2上，此導 致在脈波串列附近病患體素的壓縮，因此而使得病患的肌

第47頁 2002.12. 02.047 568769 案號89116811 年月日 修正 縮 壓 的 肉 肌 及 積 體 ο 者 示 所 中 ο IX 5 塊 方 如 (44)縮 喔 明尸 說到 明 發受 」肉 五 中的 2患 1病 5到 塊送 方傳 如6 ，7 搏1 脈液 應血 對的 的患 管病 血由 中經 統動 系搏 管力 血壓 梢此 末。 在者 致示 導所

中 臟式 心 一11 於在 對即 〇 ·/ 率統 速系 搏管 脈血 臟的 心患 患病 病響 響影 影將 此臟 在心 ，致 中導 8響 7影 1的 臟ο -r—I 的 中血 厶口的 站患 測病 感及 在， 響者 影示 其所 ’ 中 是4 其1 尤5 。塊 體方 人如 之， 示率 指速 所搏 ο脈 8的 1患 以病 敗士守 PW 到之 送點。 傳束中 率結器 速的生 搏波產 脈T波 的應脈 臟對到 心且接 將，連 。波也 者脈壓 示生血 所產該 中已示 6定顯 1確也 5以中 塊中圖 方器， 如生確 ，產正 壓波間 來態 於 對的 且示 ，顯 置中 裝圖 型代 小取 的以 似送 類傳 用 使輻 可用 例使 施號 實信 ^、。 中極 2電 一—I器 圖測 感 自 置 裝 激 刺 臟 心 的 置 裝 1 與 以 可 也 明 發 本 示 顯 4 1± 及 3 IX 圖 心 。之 式B 型3 的1 器圖 動應 顫對 維量 纖考 去， 或4 器 整圖 調及 律A 心3 以 Ί 如圖 例解 用算 使計 之 器 圖 應 對 及 能 功 的 器。 整效 調有 律當 目 才 匕匕 A月 功 的 器 顫 維 纖 去 之 C IX οο 圖其， 電，中 心跳器 上心整 本的調 基律 的規心 患不的 病有代 之具現 器患在 整病。 調器跳 律整心 心調失 戴律漏 配心常 示的常 顯上臟 B本心 3基著 1 。謂 圖線意 跡如 軌{?- 示產 指後 C\3段 1時 CO 小 如一 一的 發跳 觸心 上生 馬產 且該 ，應 跳在 心臟 的心 失致 漏導 一而 測， 感號 器信 整激 調刺 該的 心中 一其 測， 量率 地頻 效複 有重 以的 可峰 器尖 整R 調含 律包 心中 該件 此事 由的 到何 看任 以在 可且 。而 ku S， 心圖 !rL^¾

第48頁 2002.12.02. 048 568769 案號 89116811 曰 修正 五、發明說明（45) R尖峰為需要觸發一 作用在反向脈搏模式 到接近病患心臟的肌 管系統中任何的肌肉 提供壓力搏動。 圖1 3 C顯示病 C所示的心電圖執跡 ，但是然後規則的調 中，即病患的心臟停 的多個内顫動。一去 辨識那一個心跳被漏 復正常的心跳，去纖 信號6 1 4作用到心 ，將心臟又開始正常 因此，為心臟刺 接受配戴此去纖，維顫 此可使用R — R尖峰 T波結束點所需要者 病患的電子刺激器。 器，例如一心律調整 刺激器例如依據圖8 波可作用在病患的末 圖1 3中顯示此 不意方式顯不5且以 箭頭6 2 2表示跟隨 脈波產生器以依據本發明將刺激信號 中。因此，圖1 3 B顯示在T波結束 肉中，因為依據本發明，選擇末梢血 均可以對於影響心臟的末梢血管系統 患接受纖維性顫動的例子。從圖1 3 線可看出前面兩個心跳為正宗的心跳 整心跳的規則電波進入該纖維性顫動 止規律的跳動，而且電波在相當寬廣 纖維顫動器依據心電圖執跡線，而且 失掉說發生纖維性顫動。為了再度恢 維顫動器將一比正常還要高許多的電 臟上，而且可以看出在纖維性顫動後 的跳動。 激器之另一種型式的去纖維顫動器也 動器之病患的心電圖軌跡線，而且因 之重複頻率上所有的資訊，其為*** ，且將刺激性脈波依據本發明作用到 因此，有可能得到一標準的心臟刺激 器，或一去纖維顫動器，而且將這些 中所示者加到電路中，以使得刺激脈 梢血管系統。 一項結合。在此病患的心臟1 7 8以 參考數目6 2 0指示此心臟刺激器。 心臟之電信號的心律調整器，而箭頭

第49頁 2002.12. 02. 049 568769 _案號89116811_年月日_iMi_ 五、發明說明（46) 6 2 4表示當感測到洩出之心跳時，由心律調整器6 2〇 傳送回心臟的刺激。 · 如上所述，對於心律調整器6 2 0提供圖8中縮小型 _ 式的電路，且具有輸出導線6 2 6 ，此導線向位在可關閉 心臟之肌肉6 2 8上的對應電極6 4 0及6 4 2 ，使得導 線不必在人體上延伸一段相當的距離。因此，從圖1 3 A 中修改的心臟刺激器6 2 0中可發現來自心電圖執跡線的 R — R尖峰的定時’可使用Q — T及R — R脈波之間的已 知關係計算T波的結束點，而且可對刺激脈波4 4定時， 使得可以在T波結束點得到本發明中有用的效應。可以將 同一刺激精確地作用到一去纖維顫動器的例子中，在此例 φ 子中，心臟刺激器6 2 0為去纖維顫動器與如本發明之圖 8所示的裝置結合。因為圖1 3A的裝置可以使用在長期 治療上，所以對於上述給定的原因，多個活動電極6 4〇 相當合理。此也作用在圖1 4的實施例中。 圖1 4示實現本發明與心臟刺激器6 2 0結合的另一 -種方式，在此該心臟刺激器例如仍可為心律調整器或去纖 維顫動器。在此效應心臟調整心臟6 2 0中包含一無線電 發射機6 3 0 ，此發射機6 3 0傳送無線電波經人體，其 中包含在R — R尖峰上的資訊或T波的結束點的資訊到另 一依據本發明架構的裝置6 3 2中，例如依據圖8中所示 者，而且定位在一不在病患身體上（或内）的位置處。在此 拳 例子中，裝置6 3 2可包含自身的電池，而且將傳送需要 的刺激脈波到電極6 4 0及6 4 2上，以最適化肌肉 6 2 8 ，此又在病患的末梢血管系統上產生。須了解，在

第50頁 2002.12.02.050 568769 案號 89116811 a_a. 曰 修正 五、發明說明（47) 如6 3 2之裝置上所需 電池其尺寸及型式均相 裝置可使用現代的半導 整個植入裝置6 3 2不 實際上是一個較小的裝 將裝置6 3 2及相關的 供此裝置及電極。 現在請參考圖1 5 7 5 0結合之本發明的 激器額外附加到本發明 律調整器7 2 0 ，其與 心臟1 7 8的觸發信號 夕卜，心肌刺激器7 5 0 7 5 2 ，操作此分配器以傳送 波波結束時結束的電脈 示意表示之導線而包覆 如上所述與習知技 入之肌肉7 5 4在簡單 依據本發明，可將 發另一在T波正好結束 7 2 6傳送這些脈波串 7 2 8 ，而非心肌。使得此肌 因此影響病患的末梢血 要的電池與使用在心律調整器上的 同。因為例如依據圖8之本發明的 體晶片簡單地縮小，可以確定的是 再是一項代表性的心臟刺激器，而 置。在圖1 4所示的實施例中，如 電極植入人體中，或者是隨外部提 ，其中顯示實現與心臟刺激器 另一種方式，在此其形如將心肌刺 中。如上所述心肌刺激器包含一心 心臟1 7 8聯通，使得其接收來自 ，由箭頭7 2 4所指示的符號。另 包含如先前所知的可程式分配器 基本上在R波結束時開始，而在T 波@猝發信號經圖中以線路7 5 6 心臟的肌肉7 5 4。 術相關的說明者，應用外科技術植 搏動模式中接受刺激。 可程式分割器7 5 2可程式化以觸 時開始的脈衝串，而且經由導線 列到任何需要的骨骼或平滑肌 肉受刺激，而以反搏動模式收縮， 管系統，而導致依據本發明的心臟

第51頁 2002. 12.02. 051 568769 案號 89116811 年 月 曰 修正 五、發明說明（48) 諧振。 因此，在本發明的此一型式中，心律調整器7 2 0包 含一感測放大器，此放大器監視本質心跳速率，如同由箭 頭7 2 2所表示的符號，且具有一輸出級，其調整心臟的 脈搏，如箭頭7 2 4的符號所示，只要心跳速率下降到一 規劃的數值即可。因此，一可感測到一心臟發生的事故， 且由該心律調整器垂新調整到，如同一同步調整器。 而且，心律調整器7 2 0觸發一同步電路（圖中沒有 顯示，但是為熟知的電路）。該觸發信號以可程式分配器 加以處理，該分配器允許心跳/捲繞肌7 5 4。依據本文 的說明，然後該同步電路7 5 2的可程式分配器產生一脈 波串列，此脈波串列可作用在位在肌肉7 2 6處的電極。 圖1 6中可看到對於圖中所示相對於E C G軌跡線時 ，介於搏動模式中作用到捲繞肌7 5 4的數個脈波及作用 到肌肉7 2 8之脈波之間的關係。此圖形也指示與調整器 功能有關的同步脈波7 1 2 。 圖1 7與圖1 5中顯示極其類似，但是在此心肌刺激 器7 5 0包含一無線電發射機7 3 0 ，此發射機傳送無線 電信號予近肌肉7 2 8的接收機7 3 2 。在此，使用這些 信號以觸發刺激脈波，以應用到肌肉7 2 8 ，其方式類似 圖1 4中的實施例。在兩個例子中，即在圖1 4及圖1 7 的實施例中，動作的脈波產生器併入心臟刺激器中，而且 以簡單的方式觸發刺激脈波，該功率來源併入接收機中以 分別使用在肌肉6 2 8或7 2 8中，在此例子中，傳送到 接收機的信號為脈波產生器的觸發信號，且可以包含或不

第52頁 2002.12.02.052 568769 案號 89116811 曰 修正 五、發明說明（49) 包含相關的延 在圖1 5 7 5 4 )的單 肉7 2 8的反 ，且心臟負荷 本發明中 道裝置。 使用在哺 ，心臟速率監 是對於侵入性 量測電心臟信 且依據量測位 侵入性肌膚量 4 m V的最大 但是，在 號比較下，其 遲。 及圖1 搏動包 向搏動 的減少。 與電刺激相關之一項重要的發展為特定的閘 7的配置中，心肌密聚體（1 78 + 含心幫浦功能，而且馬上跟隨周身肌 ，其導致增加冠狀流動，心臟的氧化 乳動物 視等） 量測的 號。在 置而定 測的電 振輻。 刺激肌 振輪向 中心臟速率感測裝置（心電圖軌跡線 在使用肌膚電極以非侵入性量測或者 植入導線，而在身體的多種不同點上 兩個例子中，電信號量測相當得小， 。例如，由在人體的胸腔表面上的非 心臟信號基本上對於R尖峰具有3 — 骨骼肌上用於產生一 + /— 20V，且對 進行神經傳送時，此 當使用心臟同步 人的現象，吾人稱之 當使用任何量測 圖1 8中所示的軌跡 坡中得到該觸發信號 ，如在圖1 8中所示 肉所 出甚 強等 於直 需要 電肌 為干 的心 線時 。實 者0 需要 多。 大小 接的 的電 肉刺 擾。 臟之 ，通 際上 此觸 的電信號與 例如，經神 肌肉收縮的 肌肉刺激而 信號可為非 激時，可觀 量測到的心臟信 經刺激而在人體 電信號其大小為 言，當不再可能 常的高。 察到一項非常擾 Q R S軌跡線時，例如，如 常從每一 R尖峰的正上升斜 觸發信號為一數位觸發信號 發信號在需要的延遲後，於

第53頁 2002.12. 02. 053 568769 _案號89116811_年月曰 修正_ 五、發明說明（50) 上述說明之延遲窗口内的某一時間内，將啟動一電肌肉刺 激信號。因為此一項刺激信號為一電信號，其大小為其心 跳速率信號的數倍，該電刺激脈衝在人體内傳送，且結果 心跳信號感測器也感測到電刺激信號。如果現在控制設定 使得用於肌肉的刺激脈波在反向搏動中向心臟傳送，如從 圖1 8中的脈波串列1中所看到者，現在該觸發單元從心 臟速率感測器的信號中不只接收需要的觸發輸入信號以觸 發R尖峰的信號1 ，而且在R — R循環内，正好在肌肉刺 激的當時（由在相對於R觸發血液的直接後傳送的脈波串 列1所控制），該更高的電信號傳送的肌肉，其由在圖 1 8中的干擾標示出來，且現在此信號用於觸發該觸發信 號2 。在正好相同的設定延遲處（在觸發信號2後），同一 個R — R循環内時，此觸發信號2現在導向一為圖1 8之 脈波串列2所標示之第二不需要的肌肉刺激。由受刺激的 個人感知來自該脈波串列2之第二不需要的刺激，作為一 突然而令人驚f的干擾，與從反向搏動模式所預期的緩和 心律比較下，顯得完全不規則。結果，心跳速率急劇增 力口，可能的話經由一神經傳送到腦部或心臟。在反向脈搏 的同步刺激在此干擾出現時並不動作，而且無法達到所需 要的心臟負荷之減少。 本發明中提供一機構，係在來自心臟速率感測器之觸 發信號1已為控制單元登錄後，使用一可來自關閉干擾窗 口的閘門機構（參見圖1 8 )而避免感測及刺激信號中此一 不需要的干擾由控制單元即時回應此干擾單元以接受需要 的觸發脈波1 ，但是關閉此窗口以避免不需要的觸發脈波

第54頁 2002.12. 02.054 568769 五、發明說明（51) 案號 89116811 Λ_η 曰 修正 此理，任送R 部卸口 現處口 2傳 | 外臟窗 實微窗號器R時心擾 而發擾信理之 定自干 式觸干發處測 之來此 型端該觸微量 整量作 的升閉時向的 調考動 體上關即再對。可及地 軟的門自不相啟的置靠 的1閘來號擇開口裝可 器號體受信選及窗測而 理信軟接該門閉擾感， 處發由法得閘關千跡量 微觸後無使定的該執少 一位然得而設口開S減 制數且使，的窗打R的 控該，閉號整擾再Q率 以，序關信調干及臟頻 以此程一發可該閉心臟 可在斷口觸，定關之心 ，，中窗的式設於用之 如構一擾要程而用使到 例機入干需可，此將得 門進要不由環 據所 閘器只何。循依載 重適在 找之號行。 項最用 動遲信現測 一此使 '自延激應量 的。是 元該刺對的 化9只 單於發且峰 適1不 制對觸而尖 最圖即 控義至，R 時附， 性定峰中 I 定考中 適，尖9 R 的參激 可先R1—^之 號請刺 一首個圖續 信，的 定。各在連 激明式 決式從示從 刺說型 法方即顯同 之以何 算的，被如 用加任 演荷值制， 使中在 的負大限定 中文用 式臟最些設 。明下使 程心及這以 化發於以 可之小。加 適本將可。一能最遲率 最在此式中此可的延速 到將式方激在低現的跳 達 方的刺 最實間心 以 要化電 出可之的

第55頁 2002.12.02. 055 568769 案號 89116811 曰 修正 五、發明說明（52) 的預警，選擇一最大的延遲 。但是，可省略最大延遲。 現在定義出一偏移值， 且使用定義刺激信號開始的 初始時間為R — R路徑的5 即最 此最大的延遲應在Ρ波之前 遲時 R — 速率 移量 例， 該偏 步偵 到最 止。 移量 該偏 移已 小心 何其 率， 收縮 Ah 何 0 間開始該項刺激， R尖峰之間量測的 減少，即發生該R 減少一預定的數值 且再度一核對該心 移量再度減少，此 測到心5兆速率的減 小的心跳速率設定 心跳 )不 如果 移也 過大 跳速 在刺 他的 也可 壓， 此項 速率 再是 心跳 將增 。此 率下 激作 相關 以進 即心 量測 的再 最適 速率 加。 指不 偏移 用期 參數 行這 跳速 一般 距離 -R ，例 跳速 連續 少， ，或 且將 時間 %到 小延 監視 路徑 如， 率是 此選 或者 者是 此數 〇對 10 遲加 該心 力口長 該原 否減 代運 是另 直到 值加 於該 偏移 跳的 的情 始偏 少 〇 算， 外在 心跳 入該最 偏移的 現在’ ，且由 速率。 況發生 移的一 如果是 直到沒 安全斷 速率再 小延 代表 使用 在連 如果 ，則 某些 的話 有更 流器 度增 遲， 性的 此延 續的 心3兆 該偏 的比 則 進 中達 力口為 度增加指示該項延遲（最小延遲再加偏 值。 , 增加的話，則在試著減少心跳速率時， 一當心跳速率開始增加時，此指示該偏 已發現該的最適數值，即指已找出在最 的數值。此偏移量現在返回此最適值。 間，可採用類似的程序，或者是對於任 採用一類似的程序。不只是依據心跳速 些如上文中所說明的程序，而且是對於 率乘上收縮壓的收縮，其定義心臟的負 在數個心跳循環中進行。

第56頁 2002.12. 02.056 568769 _案號89116811_年月日__ 五、發明說明（53) 應用在最適化後，停止該交替的操作，依據可程式演 算法的可適性控制系統可視需要在規則，定義且可調整的 時間間隔内重複此選出最適程序。 可對於一或多個不同的時間窗口個別調整這些時間間 隔，即從治療開始時計算起所經過的時間長度。 得到一心臟Q R S執跡的T波結束點的方式有多種。 其他一種方法為基於熟知且已公開的對於Q值之統計平均 值計算Q — T數值，其接近在一 R尖峰之正斜率上的心臟 速率感測器（心臟速率監視的E C G或Q R S執跡）中觸發 之觸發信號之觸發時間。另一種方法為直接偵測T波的結 束點。 因為個別的個人彼此之間並不相同，基於統計平均所 計算的Q — T數值必需對於該項延遲包含足夠高的安全邊 際，以避免在T波期間，將固定傳送之不需要的脈波串列 。實際上使用本發明所進行的測試已顯示當在T波結束時 開辞該項刺激時，可達到最大的心臟負荷之減少量。須了 解可使用一可適性的控制系統，其中此控制系統開始一包 含延遲的刺激，其基於統計上的平均而包含足夠的安全邊 際，但是，然後自動地找出個別的最適延遲，此延遲可達 到最大可能的心臟負荷減少量。此在商業上相當重要，考 量應用此自行自適系統，可相同完全相同的方式製造所有 的單元，但是可適性控制功率可使得其自身可適應個人個 別的需要。本發明允許使用此可適性系統。 例如，圖1 9中顯示實現此可適性控制系統的一種方 式。其中應用如一 E C G心電儀感測心跳速率，隨心電儀

第57頁 2002.12. 02.057 568769 案號 89116811 年 月 曰 修正 五、發明說明（54) 基本上在一 R尖峰的正斜坡時觸發一 率的任何型式之心跳速率感測器可加 一 R尖峰之正斜坡處觸發一觸發信號 控制單元，如輸入信號一般，例如此 微處理器。 基於熟知的Q — T數值計算最小 調整的因素。此計算中一項實際的例 Ba z e t t公式，其允許計算該Q 與因素k(男人和血壓計使用者）乘上 現在的平方根成正比。應用此數值， 設定一最小的延遲。可設定一可調整 將脈波串列的開始設定在設定延遲加 設定一可選擇的最大延遲。 如上所述，經由建立一可程式演 動執行該選出步驟，以找出在設定的 及時間内的最小心臟負荷。 上文中的說明已包含依據本發明 型式之心臟刺激器的結合之實施例。 可更進一步採用這些實施例以合併圖 的特徵。 須了解圖2A，4，5，6及9 上執行本發明的較佳型式。 現在圖8中的實施例表示在一 1 明的已知之最佳模式。只有當由一熟 患時才使用該數據選擇的儲存，例如 觸發信號。如心跳速 以使用，其同樣地在 。此觸發信號控制該 控制單元為一可程式 的延遲，且設定一可 子為已公開之所謂的 一 T的數值，此數值 R — R心跳速率循環 可相對於R — R循環 的偏移值。此意謂著 上設定的偏移值。可 算法，該微處理器自 最小延遲，安全窗口 之刺激器與多種不同 熟習本技術者須了解 1 8及1 9之實施例 中的配置為在一病患 7診病患上執行本發 習本技術者治療該病 可使用在心臟血管不

第58頁 2002.12.02.058 568769

第59頁 2002.12. 02.059 568769 棄號 89116811 #·_η 曰 修正 圖式簡單說明 圖 ίΑ， 1Β 及 1C ，使得熟習本技 2Α中顯示一項基 的測試中，且顯 之可變動之裝置 2Β顯示脈波產生 看出脈波串列中 2 C係顯示心電圖 3為應用本發明方 。最上方的曲線 峰，J·基本上將 從圖4中顯然地可以 操作員具有7種 可以的治療病患 圖5示與囷2Α之裝 圖6示脈波產生器的 的脈波產生器相 圖7中顯示一安裝適 • 常生活期間進行 甚至在睡a民期間 圖8之方塊電路圖中 上與圖4之裝置 圖9中顯示對圖7之 圖1 0之示意圖顯示 圖 QEI 圖 圖

中簡要說明人類心臟的正常操作 術者可更進一步了解本發明。 本的裝置，此裝置可用於本發明 然地也表示一完全可實現本發明 信號β 器3 6的基，本輸出項。從該圖可 包含多個所謂的雙相矩形脈衝。 軌跡線中的放大區域° 法及裝置之治療效應的圖形表示 8 6顯示E CG波形中的數個尖 其分割為三個區域A ，. B，C 。 看出本發明的較佳實施例t提供 不同的操作參數，這些操作參數 者加以設定。 置相類似的裝置。 钸局，_圖2厶及4之實施例中 同。 當之裝置的病患，其病患可在正 治療，而仍進行其正常的生活， 〇 顯示圖7之裝置的操作，其基本 的操作相同》 裝置所進行的—項可能的修改。 本發明在人體中工作的方法及裝

第60頁 2003.12.22.060 568769 案號 89116811 年 月 曰 修正 圖式簡單說明 圖1 圖1 圖1 圖1 圖1 圖1 圖1 圖1 圖1 。維 形 使。式去 一本 時作 含近 其電號 念纖 個 之式方或 另到 線及 包予 。心信 觀肉 三 器型種器 的加 跡波 器號 。式隨發 的肌 有 激的一整 明附 軌脈 激信 線方，觸 同之 患 刺器另調 發外 G個 刺電 跡種率一 不肌 病 臟動的律 本額 C數 肌線 執一速發 種骼 該 心顫合心 之器 E的 心無 S的跳觸 多骨 中 的維結為 合激 於肌 此送 R統心時 中過 其 置纖器可 結刺 對繞 在傳 Q系測坡 器通 ， 裝去激仍 器肌 相捲係是機 之制感斜 激束 患 一或刺如 激心 示到關但射 臟控儀正 刺一 病。與器臟例 刺將 所用的，發 心性電的 子示 的極以整心器 臟如 中作，間似此 的適心峰 電顯 上電可調與激 心形 圖中之類， 測可G尖 肉1 子的也律明刺 與其 於式波其機。量此c R 肌1 椅測明心發臟。現此 對模脈極射機何現E 一 經圖 在量發以本心器實在 到動之5發收任實一在 神，。坐G本如現該動示，。看搏肉1電接用示如上 明是經示C示例實此顫顯式中可於肌圖線的使顯用本 。說其神顯E顯，示在維中方明中介到與無肉示中應基 置1尤的2成3用4 ，纖5種發6 ，用7 一肌89中儀。

第61頁 2002.12. 02.061 568769 _案號89116811_年月日_修正 圖式簡單說明 【主要圖號說明】 80 180 280 身體 7 8 1 7 8 2 7 8 心臟 76 176 276 血液 7 4 1 7 4 2 7 4 血管 7 2 1 7 2 2 7 2 肌肉骨骼平滑度 7 0 1 7 0 2 7 0 直接刺激神經肌肉 28 1 28 包含R-R之全ECG心電圖 3 4 E C G 顯示脈波 3 6 脈衝產生器

6 0 人工設定 4 0 電極 1 3 4 顯示血壓E C G脈波參數 1 3 6 2 3 6 2 2 4 脈衝產生器處理/控制單元 160 260 人工設定 1 4 0 2 4 0 傳送單元 1 3 1 3 6 5 血壓量測計 1 6 1 2 6 1 安全關斷 141 143 241 243 程式介面 2 6 3 顯示器 1 0 心臟

7 0 血液 12 冠狀動脈循環 AO 主動脈 5 0 2 壓力墊片

第62頁 2002. 12.02.062 568769 _案號89116811_年月日 修正 圖式簡單說明 5 0 4 流體脈衝 5 1 2 血管脈搏 5 1 4 心跳速率 5 1 6 血壓 5 0 8 體素壓縮 5 1 0 肌肉壓縮 5 0 2 壓力墊片 5 0 4 流體脈波產生器

第63頁 2002.12. 02.063

Claims (1)

1. 568769 _案號 89116811_年月日_iii_ 六、申請專利範圍 1 、一種刺激活體器官以減輕心臟負荷的裝置，其中從心 臟的動作中產生該器官的脈搏速率及收縮壓，該裝置 包含量測該心臟的心律的裝置；在末梢血管系統内， 以反脈搏模式由一與心律同步的侵入性及非侵入性方 法，而產生一壓力搏動的裝置，以及改變產生該壓力 搏動之一輸入系統中至少一參數，以在脈搏速率中及 該收縮壓中至少一項中產生一最適當的減少量，且因 此使得心臟的淨負荷減少的裝置。 2 、如申請專利範圍第1項之一種刺激活體器官以減輕心 臟負荷的裝置，其中該用於量測該心律的機構包含一 心電儀及相關的電極組。 3 、如申請專利範圍第1項之一種刺激活體器官以減輕心 臟負荷的裝置，其中該用於量測該心律的機構包含脈 搏感測器及心電圖中至少一項。 4 、如申請專利範圍第3項之一種刺激活體器官以減輕心 臟負荷的裝4，其中該脈搏感測器位在病患身體之任 何一點上，以依據病患的心律產生脈搏信號，且適於 以無線電方式傳送信號。 5 、如申請專利範圍第3項之一種刺激活體器官以減輕心 臟負荷的裝置，其中該脈搏感測器包含一繞在病患胸 腔上的帶子，且其中提供至少一發射機以傳送來自該 脈搏感測器的信號至該用於產生壓力搏動的機構中。 6 、如申請專利範圍第1項之一種刺激活體器官以減輕心 臟負荷的裝置，其中在末梢血管系統中用於產生壓力

   第64頁 2002.12. 02.064 568769 案號 89116811 曰 修正 六 7 申請專利範圍 搏動的機構包含一脈波產 含機構，用於將該如刺激 梢血管系統相關的一或多 該末梢血管系統中 、如申請專利範圍第 臟負荷的裝置，其 8 極，且至少第一及 序作用到該第一及 極刺激到該脈波產 如申請專利範圍第 臟負荷的裝置，其 生器，以產生電信號 信號的電信號作用到 個骨骼或平滑肌上， 搏動。 刺激活體器官以 機構包含至少一 極，且其中該電 產生該壓力 6項之 中該作 第二活 第二活 生器的神經 7項之一種 中該序列包含一規則而重複 一種 用的 動電 動電 極上，該至少一 末梢。 刺激活體器官以 ，且包 與該末 因此於 減輕心 神經電 脈波依 神經電 減輕心 的序列 10 11 如申請 臟負荷 如申請 臟負荷 該哺乳 如申請 臟負荷 力搏動 電脈波 產生器 及包含 患身體 專利範 的裝置 專利範 的裝置 動物或 專利範 的裝置 的機構 ，且包 以接收 機構， 上的壓 圍第 ，其 圍第 ，其 其他 圍第 ，其 7項之一種刺激 中該序列包含一 1項之一 中尚包含 活體器 1項之 種 官的 種 中在該末梢 包含一脈波產生 含一壓力搏動產 產生 力搏 電脈 用於 力墊 壓力搏波，且 將該壓 上。 刺激 血壓 血壓 刺激 血管 器， 生器 壓力 動作 活體器官以減輕心 隨機序列。 活體器官以減輕心 量測儀，用於暈測 〇 活體器官以減輕心 系統中用於產生壓 此脈波產生器產生 ，連接此壓力搏動 搏動以作為回應， 用到適於安裝在病

   第65頁 2002.12.02.065 568769 _案號89116811_年月日_魅_ 六、申請專利範圍 1 2、如申請專利範圍第1項之一種刺激活體器官以減輕心 臟負荷的裝置，其中尚包含一安全機構，該安全機構 適於接收對應脈搏速率及對應一或多個實際血壓值的 信號，且比較該實際脈搏速率與一或多個血壓值與一 或多個在治療開始時即設定的對應預設值，且當該實 際脈搏速率或一或多個實際血壓值中至少一項超過在 該治療開始時即預定的一對應限制值時，則發出一警 示信號，或者是關斷該裝置。 1 3、如申請專利範圍第項1之一種刺激活體器官以減輕心 臟負荷的裝置，其中該脈波產生器適於產生脈波串， 該多個脈波具有脈波重複頻率，振輻，脈波波形，脈 波寬度，及脈波模式，且該脈波串列具有一時間長度 及對應一 E C G軌跡線的脈波延遲，且其中提供機構 以改變該脈波延遲，該脈波串列時間長度，該脈波重 複頻率及該脈波振輻中至少一項。 1 4、如申請專利範圍第1 3之一種刺激活體器官以減輕心臟 負荷的裝置，其中用於改變該脈波重複頻率及該振輻 的機構包含手動調整的機構。 1 5、如申請專利範圍第1 3項之一種刺激活體器官以減輕心 臟負荷的裝置，其中提供一機構以改變該脈波波形， 該脈波寬度及該脈波模式中至少一項。 1 6、如申請專利範圍第1 5項之一種刺激活體器官以減輕心 臟負荷的裝置，其中用於改變該脈波波形，該脈波模 式，及該脈波寬度的機構包含手動調整的機構。

   第66頁 2002.12.02.066 568769 _案號 89116811_年月日_ifi_ 六、申請專利範圍 1 7、如申請專利範圍第1 3項之一種刺激活體器官以減輕心 臟負荷的裝置，其中該脈波產生器包含一控制單元及 一用於儲存該控制單元之控制設定的記憶體，以控制 該脈波產生器’且其中提供輸入機構以允許輸入與至 少該脈波產生器，該脈波串列時間長度，該脈波頻率 及該脈波振輻有關的控制設定。 1 8、如申請專利範圍第1 7項之一種刺激活體器官以減輕心 臟負荷的裝置，其中也提供一機構以改變各脈波的型 式，各該電脈波的寬度，各電脈波的模式中至少一項 ，且其中也提供該輸入機構，以輸入與該脈波型式， 該脈波模式及該脈波寬度有關之更進一步的設定。 1 9、如申請專利範圍第1 7項之一種刺激活體器官以減輕心 臟負荷的裝置，其中該控制單元及該記憶體適於允許 儲存與病患的脈搏速率，血壓及作用一段時間之刺激 有關的數據。 2 0、如申請專利範圍第1 9項之一種刺激活體器官以減輕心 臟負荷的裝置，其中該裝置包含在外部輸出該儲存數 據的輸出機構。 2 1 、如申請專利範圍第1項之一種刺激活體器官以減輕心 臟負荷的裝置，其中該裝置包含一顯示機構，用於顯 示病患的脈搏速率，該病患之E C G軌跡線，用於該 病患的血壓軌跡，該脈波產生器的實際設定，及作用 在該病患上之刺激脈波的電設定中至少一項。 2 2、如申請專利範圍第1項之一種刺激活體器官以減輕心

   2002.12. 02.067 第67頁 568769 _案號891168Π_年月日_iMi_ 六、申請專利範圍 臟負荷的裝置，其中該脈波產生器包含機構以對於各 該心律的周期，從該心律中得到一時間，此時間對應 該心律之各T波的結束時間，且包含一機構可同步產 生脈波，以符合各該T波的結束時點。 2 3、如申請專利範圍第1項之一種刺激活體器官以減輕心 臟負荷的裝置，及結合該心電儀，其中該心電儀定義 一用於量測心律的機構。 2 4、如申請專利範圍第2 3項之一種刺激活體器官以減輕心 臟負荷的裝置，其中用於在末梢血管系統中產生壓力 搏動的機構包含一整合在該心電儀中的脈波產生器。 2 5、如申請專利範圍第2 3項之一種刺激活體器官以減輕心 臟負荷的裝置，其中該心電儀適於傳送一對應該心律 的無線電信號，且其中用於在末梢血管系統中產生壓 力搏動的機構為一與該心電儀分開的肌肉刺激器，且 提供一無線電接收機，以接收為該心電儀傳送的無線 電信號。 < 2 6、如申請專利範圍第2 3項之一種刺激活體器官以減輕心 臟負荷的裝置，其中該心電儀包含一調整器，或一去 纖維顫動器，或一心肌刺激器。 2 7、如申請專利範圍第1項之一種刺激活體器官以減輕心 臟負荷的裝置，其中該裝置併入至少一衣物中，如奶 罩，或内裤。 2 8、如申請專利範圍第1項之一種刺激活體器官以減輕心 臟負荷的裝置，其中該裝置併入一座體中，此座體包

   第68頁 2002.12.02.068 568769 案號89116811 年月日 修正 坐 心律該生，成 心 用 輕心中產號形 輕 斷 減一其波信所 減 診 以含且rr壓合 以 ， 官包，的縮結 官 椅 器構號器收號 器 用 體機信制該信 體 家 活的壓控及壓 活 ， 激律縮有，縮 激 椅 刺心收具號收 刺 坐。種測一含信該 種 用項一量生包律及。一 公一之於產構心號器之 辦之項用以機收信生項 ，中1中可的接律產29 座椅第其構動於心波第 基坐圍，機搏適該脈圍 之用範置該力器由該範 構樂利裝中壓制用制利 機娛專的其生控使控專 圍送及請荷，產該於號請 g傳，申負號於，適信申 含椅如臟信用器且的如 請'·* 申 > nw 六 2 3 信供縮因器達 心安生較 律提收壓生素 輕該產比 心中成縮產因 減，中於 該其形收波果 以構統用 較，以該脈結 官機系且 比素號與該該 器全管， 以因信素於得 體安血數 ，律考因用使 活一梢參 構心參律中以 激含末項 機一一心其器 刺包在一 項成與將且生 種步於少 一 形號以，產一 一用至 供可信構素波 之進視之 提此壓機因脈 項更監構 中因縮一果該 1中，機 其，收供結制 第其構的 ，號該提一控 圍，機用 置信較中生於， 範置一使 裝考比其產適 利裝含所 的參以，而器。專的包動 荷一構素乘制小請荷構搏 負與機因相控最申負機力 臟號一壓素的到如臟全壓

   當該 ，斷 第69頁 2002.12. 02.069 568769 _案號89116811_年月曰 修正_ 六、申請專利範圍 3 2、如申請專利範圍第3 1項之一種刺激活體器官以減輕心 臟負荷的裝置，其中該預定的限制數值包含該參數中 最大或最小值，該參數對時間改變速率之最小或最大 梯度，該參數之時間的統計變動中至少一項，或上述 各項中任何的結合。 3 3、如申請專利範圍第1項之一種刺激活體器官以減輕心 臟負荷的裝置，其中尚包含一閘路機構，在連續的R —R尖峰之間定義一窗口 ，在此窗口内，禁止感測信 號觸發刺激信號，而且其中該閘路機構最好為可調整 者，以改變R — R尖峰之窗口的寬度及/或位置。 3 4、如申請專利範圍第1項之一種刺激活體器官以減輕心 臟負荷的裝置，其中尚包含一定時機構，以在對應一 最小延遲加一偏移之延遲的各R — R尖峰後的一延遲 時間後，觸發一刺激信號，包含一可適性機構，用於 逐步改變該偏移延遲，對多個心跳循環，心律和收縮 壓進行監視及選擇，且用於辨識偏移延遲，此偏移< 延 遲導致最低的心跳或最低的心臟負荷，且使用此對於 病患的偏移延遲操作該裝置。 3 5、如申請專利範圍第1項之一種刺激活體器官以減輕心 臟負荷的裝置，其中在一 T波結束之前R — R路徑的 5 %及T波結束後R — R路徑之4 5 %之間的時間窗 口中所觸發的刺激信號，開始該末梢血管系統中的壓 力搏動。

   第70頁 2002. 12. 02.070