DE69926501T2

DE69926501T2 - Vergrösserung der muskelkontraktionskraft durch zweiphasige reizung

Info

Publication number: DE69926501T2
Application number: DE69926501T
Authority: DE
Inventors: Morton M. Mower
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1998-05-27
Filing date: 1999-05-21
Publication date: 2006-06-01
Anticipated expiration: 2019-05-22
Also published as: UA66384C2; KR20010074500A; JP2002516161A; CN1217718C; BR9910731A; US6141587A; ES2246087T3; DE69926501D1; EA004166B1; WO1999061100A1; AU749212B2; CN1309575A; EA200001226A1; NZ530452A; JP2006116332A; EP1079892B1; SK286262B6; IL139917A0; EP1079892A1; JP2004167280A

Description

Die Erfindung betrifft allgemein eine Vorrichtung zur Stimulation von Muskelgewebe. Insbesondere betrifft die vorliegende Erfindung eine Vorrichtung zur Stimulation von Muskelgewebe mit zweiphasigen Wellenformen, wodurch die zum Auslösen einer Kontraktion erforderliche elektrische Energie vermindert wird.
Die Funktion des kardiovaskulären Systems ist überlebenswichtig. Durch den Blutkreislauf erhalten Körpergewebe notwendige Nährstoffe und Sauerstoff und scheiden Stoffwechselabfälle aus. Bei fehlendem Kreislauf beginnen Zellen, irreversible Veränderungen durchzumachen, die zum Tode führen. Die Muskelkontraktionen des Herzes sind die Antriebskraft hinter dem Blutkreislauf.
Im Herzmuskel sind die Muskelfasern in sich verzweigenden Netzwerken miteinander verbunden, die sich in alle Richtungen durch das Herz ausbreiten. Wenn irgendein Teil dieses Netzes stimuliert wird, breitet sich eine Depolarisierungswelle durch alle seine Teile aus, und die gesamte Struktur kontrahiert als eine Einheit. Bevor eine Muskelfaser zur Kontraktion stimuliert werden kann, muß ihre Membran polarisiert sein. Eine Muskelfaser bleibt im allgemeinen polarisiert, bis sie durch irgendeine Veränderung in ihrer Umgebung stimuliert wird. Eine Membran kann elektrisch, chemisch, mechanisch oder durch Temperaturänderung stimuliert werden. Die minimale Stimulations- bzw. Reizstärke, die zum Auslösen einer Kontraktion benötigt wird, ist als Schwellenreiz bekannt. Die maximale Stimulationsamplitude, die ohne Auslösen einer Kontraktion angewandt werden kann, ist die maximale Unterschwellenamplitude.
Falls die Membran elektrisch stimuliert wird, ist die zum Auslösen einer Reaktion erforderliche Impulsamplitude von einer Reihe von Faktoren abhängig. Der erste ist die Dauer des Stromflusses. Da die transportierte Gesamtladung gleich dem Produkt aus der Stromamplitude und der Impulsdauer ist, ist eine verlängerte Reizdauer mit einer Abnahme der Schwellenstromamplitude verbunden. Zweitens ändert sich der Anteil des zugeführten Stroms, der tatsächlich die Membran durchquert, umgekehrt proportional zur Elektrodengröße. Drittens ändert sich der Anteil des zugeführten Stroms, der tatsächlich die Membran durchquert, direkt proportional zur Nähe der Elektrode zum Gewebe. Viertens ist die zum Auslösen einer Reaktion erforderliche Impulsamplitude vom Zeitpunkt der Stimulation innerhalb des Erregbarkeitszyklus abhängig.
In einem großen Teil des Herzes finden sich Klumpen und Stränge von spezialisiertem Herzmuskelgewebe. Dieses Gewebe umfaßt das Herzleitungssystem und dient zur Auslösung und Verteilung von Depolarisierungswellen im gesamten Herzmuskel bzw. Myokard. Jede Störung oder Blockade in der Herzmuskelimpulsleitung kann eine Arrhythmie oder ausgeprägte Veränderung der Herzfrequenz oder des Herzrhythmus verursachen.
Manchmal kann einem Patienten, der an Reizleitungsstörung leidet, durch einen künstlichen Herzschrittmacher geholfen werden. Ein solches Gerät enthält einen kleinen batteriebetriebenen elektrischen Stimulator. Beim Einsetzen des künstlichen Herzschrittmachers werden im allgemeinen Elektroden durch Venen in die rechte Herzkammer (Ventrikel) oder in den rechten Herzvorhof und die rechte Herzkammer eingeführt, und der Stimulator wird unter der Haut in der Schulter oder im Bauch implantiert. Die Zuleitungen werden in engem Kontakt mit dem Herzgewebe implantiert. Der Herzschrittmacher überträgt dann rhythmische elektrische Impulse zum Herzen, und das Myokard reagiert durch rhythmische Kontraktionen. Implantierbare medizinische Geräte zur Herzphasensteuerung sind dem Fachmann bekannt und sind in Menschen seit etwa Mitte der sechziger Jahre eingesetzt worden.
Zur Stimulation des Myokards kann entweder kathodischer oder anodischer Strom benutzt werden. Anodischer Strom wird jedoch klinisch nicht als zweckdienlich angesehen. Kathodischer Strom weist elektrische Impulse von negativer Polarität auf. Diese Stromart depolarisiert die Zellmembran durch Entladen des Membrankondensators und reduziert das Membranpotential direkt zum Schwellenwert hin. Kathodischer Strom hat durch direkte Verminderung des Membranruhepotentials zum Schwellenwert hin in der späten Diastole einen um die Hälfte bis ein Drittel niedrigeren Schwellenstrom als anodischer Strom. Anodischer Strom weist elektrische Impulse von positiver Polarität auf. Der Effekt von anodischem Strom ist, daß die ruhende bzw. nicht erregte Membran hyperpolarisiert wird. Bei plötzlichem Abbruch des anodischen Impulses kehrt das Membranpotential zum Ruheniveau zurück, schwingt über den Schwellenwert hinaus, und es tritt eine sich ausbreitende Reaktion auf. Von der Verwendung von anodischem Strom zur Stimulation des Myokards wird im allgemeinen wegen der höheren Reizschwelle abgeraten, die zur Anwendung eines höheren Stroms führt, wodurch die Batterie eines implantierten Geräts belastet und dessen Lebensdauer verkürzt wird. Außerdem wird wegen des Verdachts, daß der anodische Beitrag zur Depolarisierung, besonders bei höheren Spannungen, zur Arrhythmogenese beitragen kann, von der Anwendung von anodischem Strom für die Herzstimulation abgeraten.
Praktisch jede künstliche Herzphasensteuerung erfolgt unter Verwendung von Stimulationsimpulsen negativer Polarität, oder im Fall von zweipoligen Systemen wird die Kathode näher am Myokard angebracht als die Anode. In Fällen, wo die Anwendung von anodischem Strom offenbart wird, handelt es sich generell um eine Ladung von winziger Größe, die zur Ableitung der Restladung an der Elektrode dient. Dadurch wird das Myokard selbst nicht beeinflußt oder konditioniert. Eine solche Anwendung wird in US-A-4543956 von Herscovoci offenbart.
Die Anwendung einer dreiphasigen Wellenform ist in US-A-4903700 und US-A-4821724 von Whigham et al. sowie in US-A-4343312 von Cals et al. offenbart worden. Hierbei haben die erste und die dritte Phase nichts mit dem Myokard an sich zu tun, sondern man stellt sich lediglich vor, daß sie die Elektrodenoberfläche selbst beeinflussen. Daher weist die in diesen Phasen angelegte Ladung nur eine sehr niedrige Amplitude auf.
Schließlich wird in US-A-4402322 von Duggan eine zweiphasige Stimulation offenbart. Ziel dieser Offenbarung ist, eine Spannungsverdopplung zu erzeugen, ohne einen großen Kondensator im Ausgangskreis zu benötigen. Die Phasen der offenbarten zweiphasigen Stimulation sind von gleicher Größe und Dauer.
Notwendig ist ein verbessertes Mittel zur Stimulation von Muskelgewebe, wobei die ausgelöste Kontraktion verstärkt und die Schädigung des der Elektrode benachbarten Gewebes vermindert wird.
Durch die zweiphasige Herzphasensteuerung gemäß der vorliegenden Erfindung wird eine gesteigerte Myokardfunktion erzielt. Durch die Kombination von kathodischen mit anodischen Impulsen von entweder stimulierender oder konditionierender Natur bleibt die verbesserte Erregungsleitung und Kontraktilität der anodischen Herzphasensteuerung erhalten, während der Nachteil der erhöhten Reizschwelle beseitigt wird. Das Ergebnis ist eine Depolarisierungswelle von erhöhter Ausbreitungsgeschwindigkeit. Diese erhöhte Ausbreitungsgeschwindigkeit ergibt eine stärkere Herzkontraktion, die zu einer Verbesserung der Durchblutung führt. Verbesserte Stimulation bei niedrigerem Spannungspegel führt außerdem zu niedrigerem Stromverbrauch und längerer Lebensdauer der Schrittmacherbatterien.
Ebenso wie der Herzmuskel können auch gestreifte Muskeln elektrisch, chemisch mechanisch oder durch Temperaturänderung stimuliert werden. Falls die Muskelfaser durch ein motorisches Neuron stimuliert wird, überträgt das Neuron einen Impuls, der alle Muskelfasern unter seiner Kontrolle, d. h. die Muskelfasern in seiner motorischen Einheit aktiviert. Die Depolarisierung in einem Bereich der Membran stimuliert auch benachbarte Bereiche, wodurch eine Depolarisierungswelle entsteht, die über die Membran in alle Richtungen vom Stimulationsort weg wandert. Wenn daher ein Motorneuron einen Impuls überträgt, werden alle Muskelfasern in seiner motorischen Einheit zu gleichzeitiger Kontraktion stimuliert.
Die minimale Reizstärke zur Auslösung einer Kontraktion wird als Schwellenreiz bezeichnet. Wenn dieser Stimulationspegel nicht erreicht worden ist, wird nach allgemeiner Ansicht durch Erhöhen des Pegels die Kontraktion nicht verstärkt. Da außerdem die Muskelfasern innerhalb jedes Muskels zu motorischen Einheiten organisiert sind und jede motorische Einheit durch ein einziges Motorneuron gesteuert wird, werden alle Muskelfasern in einer motorischen Einheit gleichzeitig stimuliert. Der gesamte Muskel wird jedoch durch viele verschiedene motorische Einheiten kontrolliert, die auf unterschiedliche Reizschwellen reagieren. Wenn daher ein gegebener Reiz auf einen Muskel einwirkt, können einige motorische Einheiten reagieren, während andere nicht reagieren.
Die erfindungsgemäße Kombination kathodischer und anodischer Impuls sorgt außerdem für eine verbesserte Kontraktion gestreifter Muskeln, falls eine elektrische Muskelreizung wegen Nerven- oder Muskelschädigung indiziert ist. Falls Nervenfasern durch Trauma oder Erkrankung geschädigt worden sind, neigen Muskelfasern in den durch die geschädigten Nervenfasern versorgten Bereichen zu Atrophie und fortgesetztem Schwund. Ein Muskel, der nicht gebraucht werden kann, schwindet unter Umständen in wenigen Monaten auf die Hälfte seiner gewöhnlichen Größe. Wo keine Stimulation vorhanden ist, werden die Muskelfasern nicht nur kleiner, sondern sie werden abgebaut und verkümmern und werden durch Bindegewebe ersetzt. Durch elektrische Stimulation läßt sich der Muskeltonus aufrechterhalten, so daß nach dem Ausheilen oder der Neubildung der Nervenfaser lebensfähiges Muskelgewebe verbleibt und der regenerative Prozeß dadurch verstärkt und unterstützt wird.
Die Stimulation gestreifter Muskeln kann außerdem den Nervenweg bewahren, so daß nach Ausheilung der mit dem stimulierten Gewebe verbundenen Nervenfasern der Patient "sich erinnert", wie ein bestimmter Muskel zu kontrahieren ist. Durch die erfindungsgemäße zweiphasige Stimulation wird eine verstärkte Kontraktion von gestreiften Muskeln erreicht. Die Kombination von kathodischen mit anodischen Impulsen entweder stimulierender oder konditionierender Natur bewirkt die Kontraktion einer größeren Anzahl von motorischen Einheiten bei einem niedrigeren Spannungspegel, die zu stärkerer Muskelreaktion führt.
Schließlich kann die durch die vorliegende Erfindung bereitgestellte zweiphasige Stimulation wünschenswert sein, um glattes Muskelgewebe zu stimulieren, wie z. B. diejenigen Muskeln, die für die Bewegungen verantwortlich sind, die Nahrung durch den Verdauungskanal befördern, Blutgefäße verengen und die Harnblase entleeren. Zum Beispiel könnte eine geeignete Stimulation die mit Inkontinenz verbundenen Probleme beheben.
US-A-3946745 beschreibt eine Vorrichtung zur Behandlung von Organismen zu therapeutischen Zwecken durch Anlegen von elektrischen Impulspaaren mit entgegengesetzten Polaritäten.
WO 93/01861 beschreibt ein Verfahren und eine Vorrichtung zur transkutanen Herzphasensteuerung mit einer Impulsserie, die so konfiguriert ist, daß sie die Stimulation von Skelettmuskeln und Nerven reduziert.
Es ist daher eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine verbesserte elektrische Stimulation von Muskelgewebe bereitzustellen.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist die Verlängerung der Batterielebensdauer von implantierbaren elektrischen Stimulationsgeräten.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, eine wirksame Muskelstimulation bei einem niedrigeren Spannungspegel zu erreichen.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, eine verbesserte Stimulation von Muskelgewebe, besonders von gestreiften Muskeln, bereitzustellen.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, für die Kontraktion einer größeren Anzahl motorischer Muskeleinheiten bei einem niedrigeren Spannungspegel zu sorgen.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, für die Kontraktion einer größeren Anzahl motorischer Muskeleinheiten bei einer niedrigeren elektrischen Stromstärke zu sorgen.
Eine erfindungsgemäße Vorrichtung zur Muskelstimulation beinhaltet die Anwendung einer zweiphasigen Stimulation auf das Muskelgewebe, wobei sowohl kathodische als auch anodische Impulse angelegt werden.
Nach einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung wird die Stimulation auf Muskelgewebe angewandt, um eine Muskelreaktion hervorzurufen. Die Stimulation kann direkt oder indirekt auf Muskelgewebe angewandt werden, wobei indirekte Stimulation die Stimulation durch die Haut einschließt. Bei Anwendung der vorliegenden Erfindung werden im Vergleich zu herkömmlichen Stimulationsverfahren niedrigere elektrische Energiepegel (Spannung und/oder Strom) benötigt, um den Schwellenreiz zu erreichen. Muskelgewebe, das aus der erfindungsgemäßen Stimulation Nutzen ziehen kann, sind unter anderem (gestreifte) Skelettmuskeln, der Herzmuskel und glatte Muskeln.
Die für implantierbare Stimulationsgeräte erforderliche Elektronik ist dem Fachmann bekannt. Gebräuchliche implantierbare Stimulationsgeräte sind programmierbar, um verschiedene Impulse abzugeben, einschließlich der hier offenbarten. Außerdem ist auch die für indirekte Muskelstimulation erforderliche Elektronik dem Fachmann bekannt und ist für die praktische Ausführung der vorliegenden Erfindung leicht modifizierbar.
Nach einem ersten Aspekt bietet die vorliegende Erfindung eine Vorrichtung zur Stimulation von Muskelgewebe mit zweiphasigen Wellenformen, die aufweist: eine Impulserzeugungselektronik, die einen Impuls erzeugt, wobei der Impuls eine erste Stimulationsphase und eine zweite Stimulationsphase definiert, wobei die erste Stimulationsphase eine erste Phasenpolarität, eine erste Phasenamplitude, eine erste Phasenform und eine erste Phasendauer zur Vorkonditionierung des Muskelgewebes für die Annahme der nachfolgenden Stimulation aufweist, und wobei die zweite Stimulationsphase eine der ersten Phasenpolarität entgegengesetzte Polarität, eine zweite Phasenamplitude mit größerem Absolutwert als dem der ersten Phasenamplitude, eine zweite Phasenform und eine zweite Phasendauer aufweist; und an die Impulserzeugungselektronik angeschlossene Leitungen, die so angepaßt sind, daß sie die erste Stimulationsphase und die zweite Stimulationsphase nacheinander an das Muskelgewebe anlegen, wobei das Muskelgewebe aus der Gruppe ausgewählt ist, die aus gestreiften Muskeln, glatten Muskeln und gemischten Muskeln besteht, wobei die erste Phasenpolarität positiv und die maximale Unterschwellenamplitude kleiner als 3,5 Volt ist.
Nach einem zweiten Aspekt bietet die vorliegende Erfindung eine Vorrichtung zur Stimulation von Muskelgewebe mit zweiphasigen Wellenformen, die aufweist: eine Impulserzeugungselektronik, die einen Impuls erzeugt, wobei der Impuls eine erste Stimulationsphase und eine zweite Stimulationsphase definiert; wobei die erste Stimulationsphase eine positive Polarität, eine erste Phasenamplitude, eine erste Phasenform und eine erste Phasendauer aufweist, wobei die erste Phasenamplitude etwa 0,5 bis 3,5 Volt beträgt und die erste Phasendauer etwa eine bis neun Millisekunden beträgt; und wobei die zweite Stimulationsphase eine negative Polarität, eine zweite Phasenamplitude mit größerem Absolutwert als dem der ersten Phasenamplitude, eine zweite Phasenform und eine zweite Phasendauer aufweist; wobei die zweite Phasenamplitude etwa zwei Volt bis zwanzig Volt beträgt und die zweite Phasendauer etwa 0,2 bis 0,9 Millisekunden beträgt; und an die Impulserzeugungselektronik angeschlossene Leitungen, die so angepaßt sind, daß sie die erste Stimulationsphase und die zweite Stimulationsphase nacheinander an das Muskelgewebe anlegen, wobei das Muskelgewebe aus der Gruppe ausgewählt ist, die aus gestreiften Muskeln, glatten Muskeln und gemischten Muskeln besteht, und wobei die Stimulation des Muskels aus der Gruppe ausgewählt ist, die aus direkter Stimulation und indirekter Stimulation des Muskels besteht.
Wie oben dargestellt, weist die erfindungsgemäße Vorrichtung eine erste und eine zweite Stimulationsphase auf, wobei jede Stimulationsphase eine Polarität, Amplitude, Form und Dauer aufweist. In einer bevorzugten Ausführungsform weisen die erste und die zweite Phase unterschiedliche Polaritäten auf. In einer alternativen Ausführungsform haben die beiden Phasen unterschiedliche Amplituden. In einer zweiten alternativen Ausführungsform sind die beiden Phasen von unterschiedlicher Dauer. In einer dritten alternativen Ausführungsform weist die erste Phase eine abgeschnittene Wellenform auf. In einer vierten alternativen Ausführungsform ist die Amplitude der ersten Phase ansteigend. In einer bevorzugten alternativen Ausführungsform ist die erste Phase der Stimulation ein anodischer Impuls mit maximaler Unterschwellenamplitude für eine lange Dauer, und die zweite Phase der Stimulation ist ein kathodischer Impuls von kurzer Dauer und hoher Amplitude. Besonders zu erwähnen ist, daß die oben erwähnten alternativen Ausführungsformen auf verschiedene Weise kombiniert werden können. Außerdem wird festgestellt, daß diese alternativen Ausführungsformen nur als Beispiele und nicht im einschränkenden Sinne vorgelegt werden sollen.
1 zeigt eine schematische Darstellung der führenden anodischen Zweiphasenstimulation.
2 zeigt eine schematische Darstellung der führenden kathodischen Zweiphasenstimulation.
3 zeigt eine schematische Darstellung der führenden anodischen Stimulation von niedrigem Pegel und langer Dauer mit anschließender herkömmlicher kathodischer Stimulation.
4 zeigt eine schematische Darstellung der führenden anodischen Stimulation mit einem niedrig ansteigenden Pegel und langer Dauer, mit anschließender herkömmlicher kathodischer Stimulation.
5 zeigt eine schematische Darstellung der führenden anodischen Stimulation von niedrigem Pegel und kürzer Dauer, der Reihe nach angewandt, mit anschließender herkömmlicher kathodischer Stimulation.
6 zeigt eine graphische Darstellung der Leitungsgeschwindigkeit quer zur Faser als Funktion der aus dem führenden anodischen Zweiphasenimpuls resultierenden Herzphasensteuerungsdauer.
7 zeigt eine graphische Darstellung der Leitungsgeschwindigkeit parallel zur Faser als Funktion der aus dem führenden anodischen Zweiphasenimpuls resultierenden Herzphasensteuerungsdauer.
Die vorliegende Erfindung betrifft die zweiphasige elektrische Stimulation von Muskelgewebe.
1 zeigt eine zweiphasige elektrische Stimulation, wobei eine erste Stimulationsphase mit anodischem Reiz 102 angewandt wird, die eine Amplitude 104 und eine Dauer 106 aufweist. Dieser ersten Stimulationsphase folgt sofort eine zweite Stimulationsphase mit kathodischer Stimulation 108 von gleicher Intensität und Dauer.
2 zeigt eine zweiphasige elektrische Stimulation, wobei eine erste Stimulationsphase mit kathodischer Stimulation 202 angewandt wird, die eine Amplitude 204 und eine Dauer 206 aufweist. Auf die erste Stimulationsphase folgt sofort eine zweite Stimulationsphase mit anodischer Stimulation 208 von gleicher Intensität und Dauer.
3 zeigt eine bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, wobei eine erste Stimulationsphase mit anodischer Stimulation 302 von niedrigem Pegel und langer Dauer angewandt wird, die eine Amplitude 304 und eine Dauer 306 aufweist. Auf diese erste Stimulationsphase folgt unmittelbar eine zweite Stimulationsphase mit kathodischer Stimulation 308 von herkömmlicher Intensität und Dauer. In einer alternativen Ausführungsform der Erfindung erfolgt die anodische Stimulation 302 bei maximaler Unterschwellenamplitude. In einer weiteren alternativen Ausführungsform der Erfindung beträgt die anodische Stimulation 302 weniger als drei Volt. In einer weiteren alternativen Ausführungsform der Erfindung hat die anodische Stimulation 302 eine Dauer von etwa zwei bis acht Millisekunden. In einer weiteren alternativen Ausführungsform der Erfindung ist die kathodische Stimulation 308 von kurzer Dauer. In einer weiteren alternativen Ausführungsform der Erfindung dauert die kathodische Stimulation 308 etwa 0,3 bis 0,8 Millisekunde. In einer weiteren alternativen Ausführungsform der Erfindung hat die kathodische Stimulation 308 eine hohe Amplitude. In einer weiteren alternativen Ausführungsform der Erfindung liegt die kathodische Stimulation 308 etwa im Bereich von drei bis zwanzig Volt. In einer weiteren alternativen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung hat die kathodische Stimulation 308 eine Dauer von weniger als 0,3 Millisekunde und eine Spannung von mehr als zwanzig Volt. In einer weiteren alternativen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dauert die kathodische Stimulation 308 6,0 Millisekunden und hat eine Spannung von nur 200 Millivolt. Auf die durch diese Ausführungsformen offenbarte Weise sowie durch die Änderungen und Modifikationen, die unter Umständen beim Durchlesen der vorliegenden Patentbeschreibung offenbar werden, wird in der ersten Stimulationsphase ohne Aktivierung ein maximales Membranpotential erreicht.
4 zeigt eine alternative bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, wobei eine erste Stimulationsphase mit anodischer Stimulation 402 über einen Zeitraum 404 mit ansteigendem Intensitätspegel 406 angewandt wird. Der Anstieg des zunehmenden Intensitätspegels 406 kann linear oder nichtlinear sein, und die Neigung kann variieren. Auf diese anodische Stimulation folgt unmittelbar eine zweite Stimulationsphase mit kathodischer Stimulation 408 von herkömmlicher Intensität und Dauer. In einer alternativen Ausführungsform der Erfindung steigt die anodische Stimulation 402 auf eine maximale Unterschwellenamplitude an. In einer weiteren alternativen Ausführungsform der Erfindung steigt die anodische Stimulation 402 auf eine maximale Amplitude von weniger als drei Volt an. In einer weiteren alternativen Ausführungsform der Erfindung hat die anodische Stimulation 402 eine Dauer von etwa zwei bis acht Millisekunden. In einer weiteren alternativen Ausführungsform der Erfindung ist die kathodische Stimulation 408 von kurzer Dauer. In einer weiteren alternativen Ausführungsform der Erfindung dauert die kathodische Stimulation 408 etwa 0,3 bis 0,8 Millisekunde. In einer weiteren alternativen Ausführungsform der Erfindung hat die kathodische Stimulation 408 eine hohe Amplitude. In einer weiteren alternativen Ausführungsform der Erfindung liegt die kathodische Stimulation 408 im Bereich von etwa drei bis zwanzig Volt. In einer weiteren alternativen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung hat die kathodische Stimulation 408 eine Dauer von weniger als 0,3 Millisekunde und eine Spannung von mehr als zwanzig Volt. In einer weiteren alternativen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dauert die kathodische Stimulation 408 6,0 Millisekunden und weist eine Spannung von nur 200 Millivolt auf. Auf die durch diese Ausführungsformen offenbarte Weise sowie durch die Änderungen und Modifikationen, die unter Umständen beim Durchlesen der vorliegenden Patentbeschreibung offenbar werden, wird in der ersten Stimulationsphase ohne Aktivierung ein maximales Membranpotential erreicht.
5 zeigt eine zweiphasige elektrische Stimulation, wobei eine erste Stimulationsphase mit einer Serie 502 von anodischen Impulsen mit der Amplitude 504 angewandt wird. In einer Ausführungsform ist die Ruheperiode 506 von gleicher Dauer wie die Stimulationsperiode 508 und wird mit der Grundlinienamplitude angewandt. In einer alternativen Ausführungsform hat die Ruheperiode 506 eine andere Dauer als die Stimulationsperiode 508 und wird mit der Grundlinienamplitude angewandt. Die Ruheperiode 506 tritt nach jeder Stimulationsperiode 508 auf, mit der Ausnahme, daß sich unmittelbar nach Beendigung der Serie 502 eine zweite Stimulationsphase mit kathodischer Stimulation 510 von herkömmlicher Intensität und Dauer anschließt. In einer alternativen Ausführungsform der Erfindung erreicht die durch die Serie 502 mit anodischer Stimulation übertragene Gesamtladung den maximalen Unterschwellenpegel. In einer weiteren alternativen Ausführungsform der Erfindung ist die kathodische Stimulation 510 von kurzer Dauer. In einer weiteren alternativen Ausführungsform der Erfindung dauert die kathodische Stimulation 510 etwa 0,3 bis 0,8 Millisekunde. In einer weiteren alternativen Ausführungsform der Erfindung weist die kathodische Stimulation 510 eine hohe Amplitude auf. In einer weiteren alternativen Ausführungsform der Erfindung liegt die kathodische Stimulation 510 annähernd im Bereich von drei bis zwanzig Volt. In einer weiteren alternativen Ausführungsform der Erfindung hat die kathodische Stimulation 510 eine Dauer von weniger als 0,3 Millisekunde und eine Spannung von mehr als zwanzig Volt. In einer weiteren alternativen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dauert die kathodische Stimulation 510 6,0 Millisekunden und hat eine Spannung von nur 200 Millivolt.
BEISPIEL 1
Stimulations- und Ausbreitungseigenschaften des Myokards wurden in isolierten Herzen unter Anwendung von Impulsen unterschiedlicher Polaritäten und Phasen untersucht. Die Experimente wurden in fünf isoliert-perfundierten Kaninchenherzen nach Langendorff ausgeführt. Die Leitungsgeschwindigkeit am Epikard wurde mit einer Anordnung von zweipoligen Elektroden gemessen. Messungen wurden in einem Abstand zwischen sechs Millimeter und neun Millimeter vom Stimulationsort ausgeführt. Das Transmembranpotential wurde unter Verwendung einer massefreien intrazellulären Mikroelektrode aufgezeichnet. Die folgenden Protokolle wurden untersucht: einphasiger kathodischer Impuls, einphasiger anodischer Impuls, führender kathodischer zweiphasiger Impuls und führender anodischer zweiphasiger Impuls.
Tabelle 1 zeigt die Leitungsgeschwindigkeit quer zur Faserrichtung für jedes angewandte Stimulationsprotokoll, mit Stimulationen von drei, vier und fünf Volt und einer Impulsdauer von zwei Millisekunden.
TABELLE 1 Leitungsgeschwindigkeit quer zur Faserrichtung, Dauer 2 ms
Tabelle 2 zeigt die Leitungsgeschwindigkeit in Faserrichtung für jedes angewandte Stimulationsprotokoll, mit Stimulationen von drei, vier und fünf Volt und einer Impulsdauer von zwei Millisekunden.
TABELLE 2 Leitungsgeschwindigkeit in Faserrichtung, Stimulationsdauer 2 ms
Die Differenzen der Leitungsgeschwindigkeiten zwischen kathodisch einphasig, anodisch einphasig, führend kathodisch zweiphasig und führend anodisch zweiphasig erwiesen sich als signifikant (p < 0,001). Aus den Messungen des Transmembranpotentials wurde festgestellt, daß der maximale Anstieg (dV/dt)_max) der Aktionspotentiale gut mit den Änderungen der Leitungsgeschwindigkeit in Längsrichtung korrelierte. Für einen Vier-Volt-Impuls von zwei Millisekunden Dauer betrug (dV/dt)_max 63,5 ± 2,4 V/s für kathodische und 75,5 ± 5,6 V/s für anodische Impulse.
BEISPIEL 2
Die Effekte unterschiedlicher Herzphasensteuerungsprotokolle auf die Elektrophysiologie des Herzes wurden an isoliert-präparierten Kaninchenherzen nach Langendorff analysiert. Stimulation wurde mit einem Rechteckimpuls von konstanter Spannung auf das Herz angewandt. Die folgenden Protokolle wurden untersucht: einphasiger anodischer Impuls, einphasiger kathodischer Impuls, führender anodischer zweiphasiger Impuls und führender kathodischer zweiphasiger Impuls. Die angelegte Spannung wurde sowohl für anodische als auch für kathodische Stimulation in Ein-Volt-Schritten von einem auf fünf Volt erhöht. Die Dauer wurde in Schritten von zwei Millisekunden von zwei auf zehn Millisekunden verlängert. Epikardiale Leitungsgeschwindigkeiten wurden längs und quer zur linken Ventrikelfaserrichtung in einem Abstand von drei bis sechs Millimeter von der linken freien Ventrikelwand gemessen. Die 6 und 7 zeigen die Effekte der Stimulationsimpulsdauer und des angewandten Stimulationsprotokolls auf die Leitungsgeschwindigkeiten.
6 zeigt die Geschwindigkeiten, die zwischen drei Millimeter und sechs Millimeter quer zur Faserrichtung gemessen wurden. In diesem Bereich weist die kathodische einphasige Stimulation 602 die niedrigste Leitungsgeschwindigkeit für jede getestete Stimulationsimpulsdauer auf. Darauf folgen die anodische einphasige Stimulation 604 und die führende kathodische zweiphasige Stimulation 606. Die höchste Leitungsgeschwindigkeit zeigt die führende anodische zweiphasige Stimulation 608.
7 zeigt die Geschwindigkeiten, die zwischen drei Millimeter und sechs Millimeter parallel zur Faserrichtung gemessen wurden. In diesem Bereich weist die kathodische einphasige Stimulation 702 die niedrigste Leitungsgeschwindigkeit für jede getestete Stimulationsimpulsdauer auf. Die Geschwindigkeitsergebnisse der anodischen einphasigen Stimulation 704 und der führenden kathodischen zweiphasigen Stimulation 706 sind denen mit anodischer einphasiger Stimulation ähnlich, zeigen aber etwas höhere Geschwindigkeiten. Die höchste Geschwindigkeit zeigt die führende anodische zweiphasige Stimulation 708.
Bei einer Anwendung der Erfindung wird elektrische Stimulation auf den Herzmuskel angewandt. Die anodische Stimulationskomponente der zweiphasigen elektrischen Stimulation verstärkt die Herzkontraktilität, indem sie das Gewebe vor der Erregung hyperpolarisiert, was zu schnellerer Impulsleitung, höherer intrazellulärer Calciumfreisetzung und der resultierenden stärkeren Herzkontraktion führt. Die kathodische Stimulationskomponente beseitigt die Nachteile der anodischen Stimulation und führt zu einer wirksamen Herzstimulation bei niedrigerem Spannungspegel, als er bei anodischer Stimulation allein erforderlich wäre. Dadurch wird dann wieder die Lebensdauer der Schrittmacherbatterie verlängert und die Gewebeschädigung vermindert.
Bei einer zweiten Anwendung der Erfindung wird eine zweiphasige elektrische Stimulation auf das Herzblutvolumen angewandt, d. h. auf das in das Herz eintretende und dieses umgebende Blut. Dies ermöglicht eine Herzstimulation ohne die Notwendigkeit, elektrische Zuleitungen in engen Kontakt mit Herzgewebe zu bringen, wodurch die Wahrscheinlichkeit einer Schädigung dieses Gewebes vermindert wird. Die Reizschwelle der über das Blutvolumen angewandten zweiphasigen Stimulation liegt im gleichen Bereich wie bei normalen Reizen, die direkt an den Herzmuskel abgegeben werden. Durch Anwendung der zweiphasigen elektrischen Stimulation auf das Herzblutvolumen ist es daher möglich, eine stärkere Herzkontraktion ohne Skelettmuskelkontraktion, Herzmuskelschädigung oder schädliche Auswirkungen auf das Blutvolumen zu erreichen.
Bei einer dritten Anwendung der Erfindung wird eine zweiphasige elektrische Stimulation auf gestreiftes (Skelett-)Muskelgewebe angewandt. Die Kombination von anodischer mit kathodischer Stimulation führt zur Kontraktion einer größeren Zahl von motorischen Muskeleinheiten bei niedrigeren Spannungspegeln und/oder elektrischen Stromstärken, woraus sich eine verbesserte Muskelreaktion ergibt. Die Vorteile der vorliegenden Erfindung werden sowohl bei direkter Stimulation als auch bei indirekter Stimulation (durch die Haut) realisiert. Im Zusammenhang mit der physikalischen Therapie und der Muskelrehabilitation können Vorteile realisiert werden, zum Beispiel die Stimulation von Muskeln während der Zeit, in der die Regeneration beschädigter Nerven abgewartet wird.
Bei einer vierten Anwendung der Erfindung wird eine zweiphasige elektrische Stimulation auf glattes Muskelgewebe angewandt. Viszerale glatte Muskulatur ist in den Wänden von hohlen Viszeralorganen zu finden, wie z. B. des Magens, der Därme, der Harnblase und des Uterus. Die Fasern glatter Muskeln können einander stimulieren. So kann nach der Stimulation einer Faser die Depolarisierungswelle, die sich über ihre Oberfläche ausbreitet, benachbarte Fasern erregen, die ihrerseits noch andere Fasern stimulieren. Vorteile einer solchen Stimulation können zum Beispiel in Situationen realisiert werden, wo durch Trauma oder Erkrankung Inkontinenz verursacht wurde.
Nachdem auf diese Weise das Grundprinzip der Erfindung beschrieben worden ist, wird es ohne weiteres dem Fachmann einleuchten, daß die vorstehende ausführliche Offenbarung nur als Erläuterung durch Beispiele und nicht im einschränkenden Sinne gegeben werden soll. Verschiedene Änderungen, Verbesserungen und Modifikationen werden dem Fachmann einfallen und sind beabsichtigt, werden aber hier nicht ausdrücklich angegeben. Diese Modifikationen, Änderungen und Verbesserungen sollen hiermit angeregt werden und liegen im Umfang der Erfindung. Ferner liegen die in dieser Patentbeschreibung beschriebenen stimulierenden Impulse bei geeigneter Programmierung innerhalb der Möglichkeiten der vorhandenen Elektronik. Die durch die vorliegende Erfindung bereitgestellte zweiphasige Stimulation kann in weiteren Situationen wünschenswert sein, wo elektrische Stimulation indiziert ist; wie z. B. die Stimulation von Nervengewebe und die Stimulation von Knochengewebe. Dementsprechend wird die Erfindung nur durch die nachstehenden Patentansprüche beschränkt.

Claims

Vorrichtung zur Stimulation von Muskelgewebe mit zweiphasigen Wellenformen, die aufweist: eine Impulserzeugungselektronik, die einen Impuls erzeugt, wobei der Impuls eine erste Stimulationsphase (102, 202, 302, 402, 502) und eine zweite Stimulationsphase (108, 208, 308, 408, 510) definiert, wobei die erste Stimulationsphase (102, 202, 302, 402, 502) eine erste Phasenpolarität, eine erste Phasenamplitude, eine erste Phasenform und eine erste Phasendauer zur Vorkonditionierung des Muskelgewebes für die Annahme der nachfolgenden Stimulation aufweist, und wobei die zweite Stimulationsphase (108, 208, 308, 408, 510) eine der ersten Phasenpolarität entgegengesetzte Polarität, eine zweite Phasenamplitude mit größerem Absolutwert als dem der ersten Phasenamplitude, eine zweite Phasenform und eine zweite Phasendauer aufweist; und an die Impulserzeugungselektronik angeschlossene Leitungen, die so angepaßt sind, daß sie die erste Stimulationsphase (102, 202, 302, 402, 502) und die zweite Stimulationsphase (108, 208, 308, 408, 510) nacheinander an das Muskelgewebe anlegen, wobei das Muskelgewebe aus der Gruppe ausgewählt ist, die aus gestreiftem Muskel, glattem Muskel und gemischtem Muskel besteht, wobei die erste Phasenpolarität positiv, die erste Phasenamplitude kleiner oder gleich einer maximalen Amplitude unterhalb eines Schwellwerts ist, und die maximale Amplitude unterhalb des Schwellwerts kleiner als 3,5 Volt ist.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Amplitude der ersten Phase (402) von einem Grundlinienwert auf einen zweiten Wert ansteigt.
Vorrichtung nach Anspruch 2, wobei der Absolutwert des zweiten Werts gleich dem Absolutwert der zweiten Phasenamplitude ist.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die erste Stimulationsphase (502) ferner eine Serie von Stimulationsimpulsen (506, 508) von vorgegebener Amplitude, Polarität und Dauer aufweist.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Dauer der ersten Phase (302) mindestens so lang wie die Dauer der zweiten Phase (308) ist und die Dauer der ersten Phase etwa eine bis neun Millisekunden beträgt.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Dauer der ersten Phase (302) mindestens so lang wie die Dauer der zweiten Phase (308) ist und die Dauer der zweiten Phase etwa 0,2 bis 0,9 Millisekunden beträgt.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Amplitude der zweiten Phase (108, 208, 308, 408, 510) etwa zwei Volt bis zwanzig Volt beträgt.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Dauer der zweiten Phase (108, 208, 308, 408, 510) weniger als 0,3 Millisekunden beträgt und die Amplitude der zweiten Phase größer als zwanzig Volt ist.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Stimulation des Muskels aus der Gruppe ausgewählt ist, die aus direkter Stimulation des Muskels und indirekter Stimulation des Muskels besteht; und wobei die indirekte Stimulation durch die Haut appliziert wird.
Vorrichtung zur Stimulation von Muskelgewebe mit zweiphasigen Wellenformen, die aufweist: eine Impulserzeugungselektronik, die einen Impuls erzeugt, wobei der Impuls eine erste Stimulationsphase und eine zweite Stimulationsphase definiert; wobei die erste Stimulationsphase (102, 302, 402, 502) eine positive Polarität, eine erste Phasenamplitude, eine erste Phasenform und eine erste Phasendauer aufweist, wobei die erste Phasenamplitude etwa 0,5 bis 3,5 Volt beträgt und die erste Phasendauer etwa 1 bis 9 Millisekunden beträgt; und wobei die zweite Stimulationsphase (108, 308, 408, 510) eine negative Polarität, eine zweite Phasenamplitude mit größerem Absolutwert als dem der ersten Phasenamplitude, eine zweite Phasenform und eine zweite Phasendauer aufweist; wobei die zweite Phasenamplitude etwa 2 bis 20 Volt beträgt und die zweite Phasendauer etwa 0,2 bis 0,9 Millisekunden beträgt; und an die Impulserzeugungselektronik angeschlossene Leitungen, die so angepaßt sind, daß sie die erste Stimulationsphase und die zweite Stimulationsphase nacheinander an das Muskelgewebe anlegen, wobei das Muskelgewebe aus der Gruppe ausgewählt ist, die aus gestreiftem Muskel, glattem Muskel und gemischtem Muskel besteht, und wobei die Stimulation des Muskels aus der Gruppe ausgewählt ist, die aus direkter Stimulation und indirekter Stimulation des Muskels besteht.