下文中引用病人的部分将涵盖上述所有内容，而不仅仅指健康状况不佳 的病人，因为使用本发明进行的治疗可用于这样的人体或动物体，它们并未 生病但是在某些方面存在改进它们的生理或精神状况的需要。
这类装置和方法例如在公开号为WO01/013990的国际专利申请中得到 描述。
申请人已经确定，上述文献WO01/013990中所描述的装置和方法可有 益于大量不同的应用。所述装置和方法的主要应用在于，改进病人心脏状况， 例如降低心脏病发作的可能性，或者改进心脏病发作之后心脏的状况，或者 帮助病人在导管手术后进行康复，或者治疗具有慢性疾病特别是慢性心脏衰 竭的病人以及受缺乏新陈代谢并发症困扰的病人。另外，已经发现所采用的 治疗可以做出微小改动，以便改进向身体各部分的血液流动，并改进来自身 体各部分的淋巴液流动。而且，已经显示可以使用治疗来改进范围较广的病 人的综合状况，例如那些处于病中或从疾病康复的病人的综合状况。在WO 01/013990中也了解和描述了较宽范围的其它应用。

本发明的目的是改进在文献WO01/013990中所描述的装置和方法，并 且特别地提供一种非常灵活的系统，其使病人能够作为门诊病人治疗，并且 实际上还可以在病人进行其日常生活的长时间内得到治疗。本发明的进一步 目的是提供如下装置和方法，其能够灵活地改变任何病人所接收的治疗，并 且使该治疗能够考虑到在这类治疗中的进展，这种进展随着时间推进而发 生，并且随着使用所述装置和方法的实际经历的增加以及成功治疗的数据库 变得更大，这种进展为人们所期待。
本发明的又一目的是使关联到病人的装置物理尺寸最小化，使得其轻 便、紧凑、易于携带、可靠，并且不以任何明显的方式对病人产生妨碍，从 而使得例如包含其中的电池具有较长的使用寿命。
本发明的又一目的是提供一种装置和方法，其使得病人对他正在接受的 治疗的反应可以被远程监控，并且优选地，该装置和方法还用于，如果监控 显示该治疗并非理想地适合特定病人的需要，就改变或者中断该治疗。
为了满足所提供的上述目的，根据本发明，原先所称的那种装置包括：
-至少一个有源电极和至少一个无源电极，它们适于连接到所述病人，
-信号处理器，其优选地具有相关联的配置输入，用来至少改变与反搏 模式刺激相关联的时间延迟，
-感应系统，用于感应与病人心脏的性能相关的信息，并用于将信息信 号传送到所述信号处理器，
-所述信号处理器适于产生与刺激信号相关的控制信号信息，所述刺激 信号以反搏模式被施加到所述至少一个有源电极，
-与所述有源电极相关联的刺激信号发生器，用于产生刺激信号
-无线传输装置，用于将所述控制信号信息从所述信号处理器传送到所 述刺激信号发生器，由此所述刺激信号发生器根据所述控制信号信息，以反 搏模式将刺激信号施加到所述有源电极。在独立权利要求41中阐述了满足 上述目的的另一种相关方式。
与心脏性能相关的信息典型地从包括如下内容的组中选出：心率信息、 ECG信息、ECG导出信息、ECG信息及由电刺激形成的信息、ECG导出触 发信号、R-R信息、T波终点(end)信息、血压信息和血压导出信息。
所述感应系统可包括侵入式感应器、内腔感应器、非侵入式感应器、体 表感应器和与病人身体分开的远程感应系统中的至少一种。
如果提供了远程感应系统，则信号处理器可被集成到所述远程感应系统 中。
不过，所述感应系统优选地适于将所述心脏信息无线传输到所述信号处 理器。
可替换地，所述感应系统适于将所述心脏信息传送到与信号处理器相关 联的医疗评估单元，然后，所述医疗评估单元优选地适于将信号配置信息传 送到所述信号处理器，使得所述信号处理器在产生所述控制信号信息时采纳 所述配置信息。
上述类型的装置具有的优点在于，从信号处理器到刺激信号发生器的无 线传输使信号处理器能够远离病人，并使得刺激信号发生器被造得小而紧 凑，因为对于刺激信号发生器而言产生触发信号所必要的处理容量位于分离 的信号处理器中，并且不必被病人携带。另外，与病人所携带的刺激信号发 生器相关联的电池不必为信号处理器的运行提供功率，因此能够被造得较小 且较轻。
特别优选的是，如果用于感应与病人心脏性能相关的信息并用于传送信 息信号的感应系统适于将所述信息信号直接无线传输到信号处理器，或者可 能地通过医疗评估单元传输信号处理器，这将是特别有益的。如果从感应系 统使用这种无线传输，则病人完全不需要线路来将他(或她)连接到相关联 的装置，例如医疗评估单元和信号处理器。
如下过程足以用来实现本发明的目的：如果用于提供与心脏性能相关的 信息的感应系统简单地检测病人心律的R峰，并确认这些峰在哪一时刻出 现，以便由这些峰预测针对每个连续心跳的心律的T波终点，从而能够在预 测的T波终点之处或附近处例如以反搏模式执行刺激。这种信息可被心电图 仪或心电示波镜所传送，但是简单的一套ECG电极也基本可行，该ECG电 极能够与简单轻质的监控器相组合。同样地，公知的器件，例如“Polar”TM 带或腕式血压检测器也可以可靠地提供与病人心律相关的信号迹线，从这些 迹线可以导出R-R峰和/或T波终点上的信息。也存在特定的能够传送相 应信息的远程感应系统。
如果使用电检测，例如使用ECG电极，那么还具有这样的好处，施加 于病人的电刺激也可以被ECG电极获取，并且能够被添加在病人心律的迹 线上显示。采用这种方式，可以更好地达到电刺激与病人心律的同步及其对 病人心律的效果。
可以使感应系统自身具有发射器，用于将与病人心脏性能相关的信息传 送到信号处理器，或者传送到与信号处理器相关联的医疗评估单元，以及使 刺激信号发生器具有天线，用于从信号处理器接收触发信号，并可选地接收 其它信息。
可以使感应系统的发射器和刺激信号发生器的接收器组合成收发器，其 由病人所携带，并且例如被电线连接到感应系统以及连接到刺激信号发生 器。这种收发器易于得到，例如采用移动电话的形式。移动电话可具有如下 优势：它们具有足够的信号处理功率，使得相关软件能够存储于它们之中， 作为与病人心律以及心脏性能相关的数据以及与所采用的或待采用的刺激 相关的数据。然后，自动程序允许将这种信息在间隔时间处传送到医疗评估 单元，以便于在医疗评估单元处监控多个不同病人的医疗从业者进行访问。 而且，熟练的医疗从业者不必执行所有评估。如果某处出现差错，则程序也 可以拟定哪些例行程序可以被仅仅受到提醒的医疗从业者用来执行检测。
信号处理器自身也能够被实现作为移动电话或作为与之类似的专用单 元。这就易于从例如与信号感应系统和/或刺激信号发生器相关联的移动电 话进行通讯，因为这两个系统，即与感应系统和/或刺激信号发生器相关联 的移动电话以及与信号处理器相关联的移动电话，可自然兼容。此外，在任 何现在的移动电话中可得到的处理功率足以存储信号处理器为了分析来自 感应系统的信息而所需的软件程序，从而预测产生T波终点的时间，并从而 产生用于直接传送到刺激信号发生器的必需的触发器信号。如果信号处理器 被实现为移动电话，则它可被病人所携带，而不需要让病人与电话连线，并 且形成信号处理器的移动电话可通过其内建的天线接收从感应系统的天线 (或从刺激信号发生器)传送的信号，并能够将控制信号传送到刺激信号发 生器。
使用移动电话或与移动电话类似的系统的进一步优势在于，与其它任何 移动电话或与移动电话类似系统的通讯包括电话号码，而电话号码可用于唯 一地标识将要与之建立通讯的一方和所接收的通讯来自的一方。因此，一个 信号处理器可与多个不同的刺激信号发生器通讯，并且事实上与大量的刺激 信号发生器通讯，并且该信号处理器能够基于用户的特定需要或者基于相关 联刺激信号发生器的特定需要，而将不同的触发器信息和其它信息提供给这 些发生器中的每一个。
没有必要与多个用户同时进行这种通讯，但是可替换为，可以在离散的 时刻处将相关信息分批地传递到单独的用户。例如，一旦已经构建了触发信 号的定时方案，则它可以保持一定时期，只要病人心律保持基本恒定。因此， 由信号处理器传递到刺激信号发生器的触发定时信息可存储在刺激信号发 生器的存储器中，并循环地用于触发电刺激。因为刺激信号发生器能够容易 地与感应系统通讯，因此由信号处理器构建的定时也可以被刺激信号发生器 保持并重复使用，从而将刺激施加于病人，直到提供心脏信息的感应系统显 示情况已经改变并且需要由触发信号的定时中的变化来反映。一旦发生上述 情况，则可以自动呼叫信号处理器，直到提供变化的定时。
特别优选的是，医疗评估单元向医疗从业者给出改变由信号处理器所使 用的程序以产生定时信号的可能性。采用这种方式，可根据由医疗从业者所 评估的病人需求，适用由信号处理器供给到刺激信号发生器的定时信号。
如果通过结合移动电话元件也实现了医疗评估单元，从而可以在医疗评 估单元和刺激信号发生器之间直接进行通讯，这是非常受欢迎的。例如，如 果医疗从业者个人地或者响应在医疗评估单元处产生的警告信号而做出如 下感应，即，使用于特定病人的治疗例如因为诸如事故等事件而并不令人满 意或者具有潜在的危险性，那么，存在直接关闭刺激信号发生器的可能性， 从而防止进一步治疗，直到问题已经得到补救的时刻。
医疗评估单元也可适于将配置信息无线传输到所述信号处理器。
在可替换实施例中，由感应系统产生的心脏信息并不发送到医疗评估单 元，而是通过无线传输发送到信号处理器，并且信号处理器可以适于将所述 心脏信息传送到医疗评估单元(通过有线传输或通过无线传输)。同样地， 然后医疗评估单元可适于将信号配置信息通过有线传输或通过无线传输传 送到信号处理器，然后，信号处理器在产生所述信号信息时采纳所述配置信 息。
在特别优选的实施例中，提供了多个有源电极，每个有源电极均具有相 应的刺激信号发生器，所述信号处理器适于将与所述有源电极中一个唯一相 关的相应控制信号传送到每个所述刺激信号发生器。
例如，每个有源电极可以具有通过相应导线与其相连接的相应的刺激信 号发生器。
可替换地，相应的导线可被提供用于每个有源电极，并且所述刺激信号 发生器可关联有一装置，该装置用来将刺激信号通过所述导线顺序施加到所 述有源电极。
当所述信号处理器具有单一发射器，其适于将控制信号信息发送到多个 刺激信号发生器，则提供一装置，其用来将特定控制信号唯一地关联到所述 刺激信号发生器中相应的一个。
可替换地，所述信号处理器可具有多个发射器，每一个均适于将控制信 号信息传送到所述刺激信号发生器中相应的一个或一组。在后一种情况中， 提供一装置，其用于将特定控制信号唯一地关联到所述刺激信号发生器中相 应的一个。
所述信号处理器优选地适于发送针对施加到有源电极的一串刺激信号 的控制信号信息，所述控制信号信息从如下组中选出，所述组包括：
刺激信号的幅度，
刺激信号的频率，
刺激信号串的持续时间，
所述串的单独的刺激信号的宽度，
刺激信号串相对于选择用于反搏刺激的参照的延迟，和
识别码，所述刺激信号发生器通过该识别码识别出所述控制信号信息是 打算提供给它的。
如上文所述，在所述刺激信号发生器处或在每个所述刺激信号发生器处 优选地提供一装置，该装置用于存储与任何对应相关联的有源电极有关的控 制信号信息。
特别优选的是，在所述信号处理器处提供装置，该装置用于传送用于处 理所述控制信号信息的程序、随后对所述程序的任何变化、以及用于处理所 述控制信号信息的新程序中的至少一个。
所述刺激信号发生器或每个所述刺激信号发生器中包括如下项目中的 至少一些：
其自身的控制器，
其自身的时钟，
其自身的接收器天线(RX)，
功率电路，和
电池。
特别有益的是，所述刺激信号发生器或每个所述刺激信号发生器包括如 下额外项目中的至少一些：
发射器(TX)，
用于数据存储的装置，
用于程序存储的装置，和
信号发生器触发器。
本发明的特别有益的实现方式包括：所述刺激信号发生器或每个所述刺 激信号发生器被提供以提供苏醒模式、睡眠模式和消亡(death)模式的程序。 采用这种配置，与刺激信号发生器相关联的电池仅仅在苏醒模式期间传送数 量可观的功率，而不会在睡眠模式期间或者消亡模式期间进行传送，在睡眠 模式期间信号发生器可被唤醒，而在消亡模式期间信号发生器不再被唤醒， 除非对电池进行更换或重新充电。即使在一次心跳期间，这种刺激信号发生 器也可被开启和关闭以便节省能量，并且这增大了电池在对其更换或重新充 电之前的工作寿命。
特别有利的是，在所述信号发生器、与所述装置相关联的所述刺激信号 发生器和医疗评估单元中的至少一个处提供显示器，所述显示器用于显示所 述心脏信号信息。
所述显示器也可适于显示表示施加到所述病人的电刺激图像的数据。所 述显示器优选地适于显示实际ECG迹线和其上添加有所述图像的ECG迹线 的表示中的一个。
当提供了医疗评估单元时，所述医疗评估单元也优选地具有用于打印所 述显示数据的相关联打印机。
所述感应系统也优选地适于将定时信号传递到一个或多个所述刺激信 号发生器。这使触发信号(特别是上文提到的所存储的触发信号)与待检测 的病人心律能够同步。
所述感应系统包括非电学感应器，并将数据从所述非电学感应器传送到 所述信号处理器。这种系统避免了施加到病人的电刺激被不正确地解释为心 脏信息。
所述感应系统包括相关联的信号处理器和发射器。这使得，在向信号处 理器或医疗评估单元传送之前，信号处理器(其也可以为移动电话或移动电 话相关单元的一部分)能够压缩心脏信息和与施加于病人的电刺激相关的信 息。
感应系统可方便地包括A/D转换器、数据存储存储器和数据压缩器中 的至少一个。所述A/D转换器、所述数据存储存储器和所述数据压缩器中 的至少一个可被包含在所述相关联的信号处理器中。
当所述感应系统包括将用于向所述信号处理器传送的信息压缩成包的 数据压缩器时，信号处理器和/或医疗评估单元适于将所述数据包汇集成连 续的数据流，可选地采用带有添加的电刺激信号的ECG迹线的形式。
相应的编码优选地被唯一地关联到所述感应系统、所述信号处理器和一 个或多个所述电刺激信号发生器中的每一个，使得每个项目可被唯一地标 识。
电刺激信号发生器优选地具有相关联的电源，该电源采用电池和升压转 换器的形式。
一种对装置进行操作的方法，所述装置用于针对具有心脏和心血管系统 的病人采用反搏模式对骨骼肌或平滑肌但不包括心肌进行心脏同步刺激，例 如操作根据任一项装置权利要求所述的装置，所述方法包括：使用感应系统 提供来自病人的心脏信息从而通过无线装置将所述心脏信息传递到信号处 理器和医疗评估单元中至少一个的步骤，和使用信号处理器将触发数据传递 到一个或多个刺激信号发生器的步骤，所述医疗评估单元适于将配置数据输 入到信号处理器中，所述刺激信号发生器适于将电刺激信号施加到病人身上 或体内的电极。
所述信号处理器可将所述触发数据即所述控制信号信息通过无线传输 发送到所述一个或多个刺激信号发生器。
权利要求48阐述了一种相关方法。在权利要求书中并且在进一步的描 述中阐述了所述装置和方法的优选改造。
附图说明
现在将仅通过示例并参照附图更为详细地描述本发明，所述附图如下：
图1为示出了描述根据第一实施例运行本发明的第一示意图，
图2为示出了本发明第二实施例的类似于图1的视图，
图3为示出了本发明第三实施例的类似于图1的进一步视图，
图3A为与图3所示相关但是示出了用于信号处理器的配置输出与信号 处理器之间的双向无线通讯的视图，
图4为示出了本发明第四实施例的类似于图1的第四视图，
图5为示出了图4中实施例的可能替换版本的类似于图4的示意图，
图6为示出了本发明又一替换实施例的类似于图4的另一视图，
图7为与图4所示相关但是示出了本发明又一实施例的另一示意图，
图7A为与图7所示相关但是示出了医疗评估单元和信号处理器之间的 双向无线通讯的可能性的视图，
图7B为类似于图7A但是示出了通过导线与刺激信号发生器相连或者 与其集成的信号处理器的视图，
图8为示出了升压转换器的第一实施例的示意图，其中升压转换器能够 用于本发明以将电池的输出电压增大到用于电刺激目的的较高电压，
图9示出了类似于图8但是为实现本发明目的而进一步改造的第二升压 转换器的示意图，
图10示出了刺激信号发生器的示意图，该刺激信号发生器可用于本发 明并可与图8的电路或图9的电路一起操作，
图11A为表示取自病人并且其上添加有电刺激脉冲的ECG迹线的示意 图，该视图可显示于感应系统处、与感应系统相关联的医疗评估单元处、或 与感应系统相关联的信号处理器处，
图11B为以放大比例示出图11A所示的电刺激脉冲的两个连续两阶段 脉冲的形状的视图，
图12为阐释图8的升压转换器运行的示意图，
图13为阐释图9的升压转换器运行的示意图，
图14A和14B为示出与适于用在本发明任一实施例中的一对有源和无 源刺激电极的刺激信号发生器的视图，并且图14A实际上采用俯视图形式， 而图14B实际上采用侧视图形式，
图15为示出了带有四对有源和无源电极的病人的视图，
图16A和16B为类似于图11A但是示出了刺激信号如何依次施加到每 对有源电极的视图，图16A和16B的视图对应于国际专利申请 PCT/EP2004/012618(代理编号C5147PWO)中的图6和图8，
图17A和17B为对应于国际专利申请PCT/EP2004/012619(代理编号 C5148PWO)中图5A和5B的视图，其示出了针对病人的一次心跳而向一 对有源和无源电极提供的电刺激的一种可能的方案。

在不同附图的实施例中，相同附图标记将用于标识同样的元件，所述同 样的元件彼此一样或者具有相同的功能。可以理解的是，在任一附图中针对 具有特定附图标记的任意元件所给出的描述也可应用于在任意其它附图中 具有相同附图标记的任意元件，除非具有相反的申明。
首先从图1开始，可以看见装置10，其用于心脏同步刺激人12身上或 体内、或者其他病人身上或体内、或者诸如赛马等动物体身上或体内具有的 骨骼肌或平滑肌，所述人、病人或动物体具有心脏和心血管系统。骨骼肌或 平滑肌理论上可位于病人身体上的任意位置。
例如采用如下方式典型地通过诸如14、16的电极实现刺激，即公开号 为WO 01/01 3990的国际专利申请中所描述的方式；或者均在2004年11月 08日提交的国际专利申请PCT/EP2004/012618(代理编号C5147PWO)、 PCT/EP2004/012619(代理编号C5148PWO)、PCT/EP2004/012617(代理 编号C5150PWO)或欧洲专利申请EP 04026453.3(代理编号C5152PEP2) 中所描述的方式，这些专利申请的内容通过引用并入于此。
装置10包括如下项目：
-至少一个有源电极14和至少一个无源电极16，它们适于连接到接受 治疗的病人12上，
-信号处理器18，其具有相关的配置输入20，用于至少改变与反搏模 式刺激相关的时间延迟，
-感应系统22，用于感应与病人心脏性能相关的信息，并用于将信息 信号传送到信号处理器18，信号处理器18适于产生与刺激信号相关的控制 信号信息，该控制信号信息采用反搏模式施加到所述至少一个有源电极14，
-刺激信号发生器24，其与所述至少一个有源电极相关联，并用于产 生施加到所述至少一个有源电极的刺激信号，和
-无线传输装置26，它被包含在信号发生器18中或与其相关联，并用 于将控制信号信息从信号发生器18传送到在刺激信号发生器24处的接收器 27。
采用这种方式，根据从信号处理器18接收的控制信号信息，刺激信号 发生器24以反搏模式将刺激信号施加到所述至少一个有源电极。
与心脏性能相关的信息可具有不同类型，并且例如能够从包括如下内容 的组中选出，即：心率信息(例如来自“Polar”beltTM)、ECG信息(例如 来自心电图仪或心电示波镜)、ECG导出信息、ECG信息及从电刺激产生 的信息、ECG导出触发信号、R-R信息、T波信息、血压信息(例如来自 血压监控器)、和血压导出信息。
所述感应系统22可包括侵入式感应器、内腔感应器、非侵入式感应器、 体表感应器和与病人身体分开的远程感应系统中的至少一种。
上文所列的单独项目的工作将得到更为详细的阐述。如上文所述，采用 如上述WO01/013990中所描述的反搏模式来施加刺激。基本而言，这意味 着，在与病人心律的T波终点相对应的某一时间，初始电刺激被施加于病人， 并且更具体地，该时间位于所述T波终点之前的R-R路径的5％以及所述 T波终点之后的R-R路径的45％的范围内的时间窗。
与T波终点的病人心律的同步而将初始刺激通过电极施加于病人的精 确时间，被称为延迟。如果刺激的施加时间处于T波终点之前的R-R路径 的5％范围之中，则所述延迟视为负，而如果所施加的延迟处于所述T波终 点之后的R-R路径的45％的范围之中，则所述延迟视为正。如果初始刺激 对应所述T波终点，则所述延迟为零。作为测量相对于T波终点的延迟的 替代方案，更为方便的是，从先前的R峰测量延迟，在这种情况下延迟总是 为正。
本领域技术人员可以理解的是，例如在心电图上所示的在心律的连续R 峰之间的距离所对应的R-R路径长度的概念，以及心电图中被称为T波终 点的点，是医学领域业已确定的术语。它们例如被示于图11A和图16B中。 进一步，可以理解的是，例如以毫秒表示的R-R路径的实际长度，反比于 在任一时刻所主导的病人心率，并且根据心脏状况以及根据病人是否处于休 息或正在锻炼、或兴奋、或紧张、或正在执行艰巨任务，该实际长度还受到 相当大的变化的影响。使用所谓的Bazett关系或者参照针对不同种类人员或 病人的统计表，可以从R峰的发生时刻预测T波终点。当根据目前的示教 而使用心脏刺激时，需要从R-R路径长度的历史值，例如从即刻之前的R -R路径长度或从先前若干心搏的R-R路径长度的近期平均值，预测下一 T波终点将在何时发生，并且还需要使用合适的延迟对在所预测的T波终点 之处或附近将发生的电刺激信号的触发进行定时。
在上述专利申请PCT/EP2004/012618(代理编号C5147PWO)中能够 找到从过去的R-R值预测T波终点的方式以及对所出现难点的讨论。另外， 专利申请PCT/EP2004/012619(代理编号C5148PWO)描述了通过在初始刺 激脉冲之后的每个心搏期间施加额外的电肌肉刺激脉冲来有益地延长肌肉 收缩的方式。专利申请PCT/EP2004/012617(代理编号C5150PWO)描述了 一种装置和方法，通过该装置和方法，以预定图案为根据或者随机地改变电 刺激脉冲，从而避免长时间施加刺激的肌肉或肌肉群变得疲劳。所有这些技 术需要诸如18的信号处理器来确定相对于病人实际感应心率或心律的单独 的电信号脉冲的定时。
如下文所阐释的，仅仅设置单一的有源电极是很罕见的。本申请人的先 前方案通常包括与肌肉群相关的四个有源电极，并且刺激信号接着被施加到 每个有源电极，使得每个有源电极每经过四个心搏就接收刺激信号。这有助 于避免肌肉变得疲劳或者过于习惯于所采用的刺激。虽然一些附图仅仅示出 一个有源电极16，不过，如下文所阐释的，一般采用多个有源电极。不过， 本示教可采用仅仅一个有源电极。在下文中将参照图15、16和17描述使用 多个有源电极的概念。
信号处理器18便于传送触发信号，该触发信号在刺激信号发生器中触 发产生施加于病人的实际电刺激信号。在欧洲专利申请EP 04026453.3(代 理编号C5152PEP2)中给出了针对刺激信号发生器的一种设计，其设计内 容也通过引用并入于此。下文将描述另一种刺激信号发生器。
通过提供与刺激信号发生器24分开的信号处理器18，可以将刺激信号 发生器24标准化，并可以减小其尺寸，使得其能够被病人所携带，而不会 成为病人的负担，也不会以任何方式限制他的活动。本示教的另一目的是， 在改进刺激信号发生器性能的同时进一步减小其尺寸。本发明的又一目的 是，使一个刺激信号发生器能够连接到每一对有源电极14和无源电极16， 使得有多个有源电极14就有同样多个刺激信号发生器24。
另外，通过增加信号处理器18的智能，信号处理器18可以变得非常灵 活，并且适于应付多种不同环境。信号处理器18也可以被改编程序而采纳 最新的发现，例如，从而执行特别有益的脉冲定时或脉冲轮廓或特别有益的 处理进程，而不必改变病人所携带的装置。
同样地，一个信号处理器18可与多个不同的感应系统22一起使用，并 能够适于或被更新，从而通过处理从感应系统22输出的信号，从相应的感 应系统22获取所需要的信息，以使得触发脉冲的正确定时能够用于在刺激 信号发生器24(或者，在存在多个刺激信号发生器的情况下，就采用多个 刺激信号发生器)处触发电刺激脉冲。另外，信号处理器可被设计为传送毫 伏量级的触发脉冲，尽管刺激信号处理器传送的电刺激脉冲具有基本较高的 幅度，例如高达50伏。
对上文所述的基础装置可以实现大量不同的改造。
例如，如图2所示，当提供了远程感应系统22时，信号处理器18可被 集成到所述远程感应系统22中，或者通过导线23与其连接。不过，如图2 中的虚线所示，远程感应系统22和信号处理器之间的通讯也可以通过发射 器28和接收器30进行。
因为远程感应系统还未得到良好地开发，不过，优选地使用连接到病人 的感应系统22，然后对于所述感应系统22而言优选的是，其适用于将所述 心脏信息无线传输到信号处理器18。如图1所示，通过被包含在感应系统 22中或者与其相关联的无线发射器28，以及包含在信号处理器18中或者与 其相关联的天线30，可以实现上述过程。
不过，如图3所示，即使使用连接到病人的感应系统或单元22，即并 非是远程感应单元，但信号处理器18仍然能够集成到感应系统中，或者通 过导线23与其相连接。能够用于所有实施例中并被图3A示出的另一种可 能为，使信号处理器18适于在接收器30处接收从配置输入处的发射器46 传送到接收器18的配置信息。作为进一步的选择，可以在配置输入处设置 接收器38′，例如从而接收来自信号处理器18或者来自医疗评估单元的信息。 这就具有如下优势，即，例如可以包括键盘和尺寸可用的显示屏的配置输入 20所处的位置远离病人所携带的信号处理器，使得病人自由运动而不受键 盘和屏幕的妨碍。通过移动电话、带电话功能的个人数字助理、或带有发射 器和/或接收器功能的任何器件、或者具有收发器、微处理器、用于存储软 件和数据的存储器、电池或其它电源和时钟的设备标准件，可实现在配置输 入20与信号处理器18之间和/或配置输入20与医疗评估单元32之间的无 线连接。
如果根据图4，感应系统适于将所述心脏信息传送到医疗评估单元32， 并且医疗评估单元32适于将信号配置信息传送到所述信号处理器18，则也 可以是优选的，其中信号处理器18在产生控制信号信息时采纳所述配置信 息。
医疗评估单元可以是计算机，例如，适于编程的PC，或者可以采用由 熟练操作员观察的信息展示系统的形式，然后，操作员将输入信息提供给信 号处理器-例如，通过配置输入20，或者直接通过在医疗评估单元处的输 入，该输入经导线34传到信号处理器18-从而确保了在刺激信号发生器处 触发合适的刺激信号。
配置输入20适于将所有参数输入到信号处理器18，这些参数对于信号 处理器18而言，是产生一个或多个刺激信号发生器24所需要的操作或触发 信号所必要的。医疗评估单元可以连接到配置输入20(或与其无线通讯)， 并且可能非常有必要检测在配置输入20处当前输入的操作数据，因此，配 置单元20被设计为使所需要的信息可用于医疗评估单元32或可被其访问。 同样地，对于信号处理器18有用的是，其不仅接收来自配置输入20(或者 来自医疗评估单元32)的操作参数，而且接收信号处理器所用的或者可用 于或可被配置输入20和/或医疗评估单元32访问的实际运行参数，从而也 优选提供用于将所述操作数据从信号处理器18传输到配置单元20和/或传 输到医疗评估单元32。
更具体地，医疗评估单元32适于显示和/或打印出来自感应系统的信号， 例如，采用心电图的形式，或者简单地采用R-R峰的连续形式，可能的话， 结合以显示了T波位置或T波预测终点的条目，结合以表示所施加刺激的 信号。这使熟练的操作员能够通过他在医疗评估单元处或在信号处理器处 (可选地，在配置输入或另一专用输入处)输入的信号，观察显示从而控制 信号处理器，从而改变施加于病人的刺激治疗。如果医疗评估单元32被实 现为计算机或者包括微处理器(通常情况就是这样)，那么它优选地被编程 以控制信号处理器产生触发信号，该触发信号用于触发一个或多个刺激信号 发生器以将合适的刺激信号施加于病人。来自医疗评估单元的控制信号进入 信号处理器的位置也可被考虑作为配置输入。
在图4的示例中，使用了非远程感应系统22，即，该系统连接到病人， 并且来自感应系统22的信号被导线25传送到医疗评估单元32。如文中所 提，医疗评估单元32通过导线34连接到信号处理器18。如前所述，信号 处理器18将用于电刺激脉冲的定时信号通过发射器26传送到刺激信号发生 器处的接收器27。
不过，对于医疗评估单元32而言优选的是，如图5所示，其适于将所 述配置信息无线传输到所述信号处理器18。通过在医疗评估单元处与信号 处理器处的接收器30或配置输入20处的接收器38′通讯的发射器36，可以 实现上述方案。在一替换方案(未示出)中，接收器30可与发射器26集成， 并被配置为收发器。这种配置使医疗评估单元和信号处理器能够被容纳于不 同的房间中，并且实际上处于完全隔离的远程位置处。例如，医疗评估单元 可位于医院中的特殊设备，而信号处理器可位于不同建筑物、城镇或乡村中 的医生诊所中。特别优选的是，如图6所示，感应系统适于将所述心脏信息 通过无线传输传送到所述医疗评估单元。出于此目的，感应系统22具有发 射器28，医疗评估单元具有接收器38。
这种变化具有的优势在于，病人可以完全移动，并且可以处于离医疗评 估单元32和信号处理器18相当大的距离。病人仅需要在其身上携带配有发 射器28的感应系统22和配有接收器27的一个或多个刺激信号发生器24。 感应系统(22)和刺激信号发生器27均能够被造得非常小，从而不妨碍病 人的移动性并且他可以在他日常生活中得到长期治疗。在图6所示的改造 中，在医疗评估单元处的接收器38和发射器36可以被组合成收发器。即使 作为一种可能性，病人自身携带形式为移动电话的信号处理器18，这也不 会对他造成过度妨碍，因为他并不连线到电话。
也可以将感应系统22处的信号发射器28和刺激信号发生器24处的信 号接收器27组合成单一收发器。另外，刺激信号发生器和感应系统可集成 为单一器件，如图6虚线所示。
这类单一器件的一种特别受欢迎的实现方式是专用单元，该专用单元采 用的形式例如为移动电话、带电话功能的个人数字助理、或带有发射器和/ 或接收器功能的任何器件、或者具有收发器、微处理器、用于存储软件和数 据的存储器、电池或其它电源和时钟以及必要接口的设备标准件，所述接口 用于连接到病人处的一个或多个诸如ECG感应器的感应器21，并连接到有 源电极14和无源电极16。专用单元还可以包括屏幕，其用于显示表征和涉 及R-R峰和T波终点的位置，并且可能的话还显示与所施加刺激相关的信 号。以移动电话来实现是特别吸引人的，因为移动电话具有专用单元的所有 必要元件，或者如果必要可提供有额外的接口。具体而言，移动电话具有极 大的存储容量，以便存储与为实施本示教所必须执行的额外功能相关的软件 和数据。实际上，它可以进一步发展用作心脏监控器，并且，如果心脏病开 始发作，就适时向例如在医疗评估单元处的接收器提供警报，从而能够在早 期阶段例如通过从医疗评估单元处的操作员向所关注的病人发出的电话呼 叫，或者通过提醒急救部门，来采取治疗措施。
另外，信号处理器18也能够采用专用单元的形式，该专用单元可以采 用的形式例如为移动电话、带电话功能的个人数字助理、或带有发射器和/ 或接收器功能的任何器件、或者具有收发器、微处理器、用于存储软件和数 据的存储器、电池或其它电源和时钟以及输入的设备标准件，所述输入用于 配置数据和/或控制信号信息。它还可以包括移动电话相关单元，该单元除 了具有一条或多条电话天线外还具有一个或多个信号接收器、发射器。
在图7所示的另一改造中，感应系统22将心脏信号信息传送到信号处 理器18，并且该信号处理器适于将心脏信息通过导线44传送或传播到医疗 评估单元32，而且医疗评估单元适于将信号配置信息通过导线34传送到所 述信号处理器。然后，信号处理器18在产生所述信号信息时采纳配置信息。
在图7A更为详细示出的替换方案中，信号处理器18适于通过如医疗 评估单元处的虚线所示的接收器38所指示的无线传输将所述心脏信息传送 到所述医疗评估单元32，并且，医疗评估单元32适于将所述配置信息通过 发射器36无线传输到信号处理器18处的接收器30。在这种情况下，接收 器30和发射器26可形成一个收发器，接收器38和发射器36可形成第二收 发器。而且，发射器28和接收器27也可被组合成收发器，并且所有收发器 可被实现为移动电话或被实现为移动电话相关单元。
图7B示出了图7A中实施例的可能的进一步改造。在一种改造中，配 置输入20如结合图3A所讨论的连接那样通过无线传输与信号处理器18通 讯，和/或，通过无线传输与医疗评估单元32通讯。例如，在配置输入20 处的发射器46可与在信号处理器18处的接收器30通讯，和/或与医疗评估 单元32处的接收器38通讯。另外，在信号处理器处的发射器26可将信息 发送到在配置输入20处的接收器38′。在配置输入处的接收器38′能够可替 换地或另外地通过由提供在医疗评估单元32处的发射器36而来的无线传 输，接收来自医疗评估单元的信息。例如，医疗评估单元可以通过将新配置 数据直接发送到信号处理器18或者通过配置输入20发送到该信号处理器， 来重置施加到病人的刺激的参数，并且还能够将消息发送到配置输入20， 以便在病人观察或打开与配置输入20相关联的屏幕时告知他改变的参数。
进一步，图7B通过线48示出了信号处理器也可以通过导线连接到刺 激信号发生器24。如果存在多个刺激信号发生器24，那么信号处理器18可 以通过导线连接到一个或多个刺激信号发生器，而其它信号发生器可以通过 导线互连，或者以无线方式彼此通讯。
在进一步的替换方案中，信号处理器可以与全部或一个刺激信号发生器 24集成，并可以无线方式与每个刺激信号发生器24通讯。在这些情况中， 即当信号处理器通过导线连接到一个或多个刺激发生器24或者与它们中的 一个或多个集成时，信号处理器18被病人随身携带。这不成问题，因为信 号处理器18可以造得非常小，并且只需要极小的功率来驱动它。通过与每 个刺激信号发生器相关联的电池，就能够易于供给该功率。下文参照图14A 和14B描述了刺激信号发生器如何能够用于每对有源电极14和无源电极 16，以及例如怎样能够与它们夹紧连接。完全可能且事实上很明智的是，将 信号处理器18集成到其中一个刺激信号发生器24中，或者可能的话，具有 集成到每个刺激信号发生器24中的信号处理器18。这就可以针对每一对电 极使用一个经济程度的标准集成元件(刺激信号发生器+信号处理器)，因 为在制造中仅需要一个标准器件。而且，因为每个刺激信号发生器具有自己 的电池，因此使得单独的电池相对较小，而且所分配的重量对于病人而言不 成问题。
另外，应该注意到，图3A的实施例也可以被改造成包括通过无线传输 (优选地为如结合图7B所讨论的双向传输)与配置输入20和信号处理器 18之一或全部进行通讯的医疗评估单元32。
如上文所提，本发明的其中一个目的是改进刺激信号发生器的设计，从 而将其造得更轻、更紧凑，并改进所使用的电池的工作寿命。对此的一种实 现方式是避免大而重的变压器用于功率电路。
上述概念的理由如下：如果电池电压Vo较低并且功率电路处于给定最 大刺激终端电压Vmax，则变压器就会变得过大并且过重，因为变压器的比 率必须增大以达到Vmax，Vo越大比率越小。示例如下：当Vo＝7.4V且 Vmax＝45V时，通过将输出电压从5V增大到50V，可以使用例如1∶10的标 准变压器比率，从而允许Vmax达到45V而不发生失真。如果Vo为1.2V， 则必须使用1∶50的比率来将输出电压从1.0V增大到50V，从而允许Vmax 达到45V而不发生失真。这种变压器将非常重。本发明所提供的基本解决 方案是，使用图8所示的升压转换器。它包括电感器50“L”、二极管52 “D”、电容器54“C”、切换元件56“So”和升压控制器58。在升压转换 器的改进版中，使用图9所示的第二切换元件60“Soo”，其连接到电池电 源Vo，并接地GND。图10所示的完整电路进一步包括以所谓的H桥形式 构建的切换器，其包括开关S1、S2、S3、S4，并连接到两个输出(+Vx和 GND)，以允许所期望的配电器被H桥控制器控制。在集成电路中，来自 电池的电压Vo目前典型地等于1.2V。
针对开关So、Soo、S1、S2、S3和S4可采用任何切换元件，例如电子 模拟开关、晶体管、三端双向可控硅开关元件等等，无论哪一种均非常适于 微集成以保持小尺寸。升压转换器如何能被切换，存在多种方式。下文中描 述一种具体的示例。下文的描述作为优选示例显示了如何使用升压转换器将 如图11的脉冲图所示的所期望的恒压信号、完全平衡的加/减信号实现施加 到病人。
如任何心脏病专家所熟知的，在图11A中的图11的视图示出了典型的 e.c.g迹线，其带有重复的信号元素QRSTPQR...。迭加于在该迹线上并开始 于T波终点处的；即，在图11A中的时间QT之后的，为包括第一串脉冲的 刺激信号，所述第一串脉冲具有在图11B中以放大比例示出的该串中两个连 续脉冲(它们可以代表所有脉冲)的持续时间D。需要注意的是，图11A中 脉冲的相对幅度处于不同比例。实际上，在间隔时间D期间刺激脉冲的幅 度处于高达±45伏特的范围中，尽管R峰的峰值幅度处于毫伏量级。
图11B的视图示出了脉冲信号Vp如何作为时间函数而变化(所示的时 间相对图11A比例放大)。图11B的脉冲为所谓的两阶段脉冲。也就是说， 脉冲信号Vp经过相对陡峭的上升时间而从零增大到最大值，停留在峰值处 的时间约等于W/2，然后，急剧下降到最小值，在该处持续约等于W/2的另 一时间，接着，它返回零并在再次重复之前在时期Tb内保持处于该电平。 因此，所期望的两阶段信号近似地为方波信号，其带有平衡幅度的正负成分， 其中脉冲所具有的持续时间W短于脉冲间隔Tb。该信号导致病人的最小净 电负载和最小净能耗，从而实现特定的肌肉收缩并将这种肌肉收缩保持一定 时期，该时期实际上大于D并高达持续时间D的两倍到三倍。在申请 PCT/EP2004/012619(代理编号C5148PWO)中描述了特别优选的激励信号。
为了使用图8的电路实现图11B的正恒压侧部(flank)，切换元件So 被升压控制器持续切换，从而如图12所示以小数字阶跃增大到所期望的最 大电压V，所述阶跃作为其中一个参数由控制器设置到信号发生器，进而设 置到升压控制器，以便在脉冲串组的持续时间D期间调整所期望的恒定输 出电压+Vx，参见图11A的脉冲图。为了达到此目的，升压控制器具有来 与地“GND”相比为的正输出的电容器C的有效电压Vc的反馈，因此，它 能够调节数值Vx变成并恒定停留在设置值Vs。升压控制器使用时钟(未示 出)来开启和关闭处于高频的切换元件So。
初始时，H桥控制器关闭开关S2+S4(S1+S3开启)。有源和无源电 极(14、16)连接到GND，并且在病人处的Vp＝0V。在所期望的时刻Td (2)处，控制器关闭开关S3+S2(S1+S4开启)。结果，+Vx连接到病 人处的有源电极14，GND连接到病人处的无源电极16。在电极之间流动有 电流，该电流对应于实际主导电压差Vp以及人体的电阻和电容值。
因为开关So以升压控制器所确定的频率被持续关闭并打开以及关闭并 打开，并且因为二极管D防止电流回流，因此在开关So每次开启时电容器 被充电并且其电压增大，结果，病人处的电压Vp递增地增大(3)，直到 时间Tx之后设置的电压Vs等于电压Vx，因此现在病人处的电压已经变为 Vp＝+Vx(4)。电压梯度增加在时间上正比于So的切换频率，并且电压 阶跃正比于所选择的阶跃。典型地，1MHz升压控制器58例如可以以每伏 特20个阶跃将电压从0V升压到50V，每个要求在1毫秒的时间Tx中进行 一个切换步骤(50V乘以20阶跃/V＝1000阶跃；1000阶跃除以1,000,000 阶跃/秒＝0.001秒或1毫秒)。
切换元件So继续被切换，随着S3+S2被关闭(S1+S4开启)，从而 对电容器再次充电，以补偿流向病人的电流。电压+Vx＝Vp被施加到病人 的有源电极14，并且相应的电流流动所期望的时间Tw。
为了在所期望的时刻Tw1处实现负恒压侧部(5)，H桥控制器即刻切 换，并关闭S1+S4(现在S3+S2开启)：现在，病人上的有源电极14连 接到GND，并且无源电极16变为-Vx，因为电容器上的电压Vc不能跃变。 现在，病人上的电压Vp为负电压-Vx，并且现在相应的电流从无源电极流 到有源电极。图12中通过虚线示出了升压转换器的输出处的电压+Vx的这 种反相。该视图示出了，升压转换器的输出总是停留在恒定电平+Vx，不 过它为H桥的切换，其使得病人处的有效Vp反相。升压控制器继续切换开 关So，并且负电压-Vx正被保持在病人上达第二时期Tw2(6)。这就是 如何能够通过相应地切换H桥而简单地产生相同的但是反相的(负)信号 的过程。
在已经经过时期Tw2后，H桥现在在点(6)处被切换，并且关闭S2 +S4(S1+S3开启)。现在，无源和有源电极16、14现在再次连接到GND， 并且人体电容器被即刻放电，随着该过程，病人上的电压Vp马上降到零。 现在，可以停止So的切换而保存电池功率，或者它继续被切换，随着该过 程，电容器保持电荷长达相当于时期Tb(7)的中断。
在中断Tb(7)(所述中断正在被计算为将间隔时间I减去脉冲宽度W (参见图11B))的时期已经消逝后，H桥控制器开关关闭开关S3+S2(S1 +S4开启)。现在，被充电的电容器能够即刻将正电压+Vx＝Vp向病人放 电，并且重复上述导致正侧部和负侧部的过程。
随着H桥的上次切换关闭S2+S4而使得持续时间D的时期终止(8)， 进而有源和无源电极均被连接到GND和Vp＝0，在此之后，由此停止切换， 并且电容器可以通过关闭S1+S2而放电，以便直接对电容器放电，或者可 替换地，电容器保持其电荷，直到下一次设置值Vs限定所述电压是否必须 增大或减小。
因此对于下一串的脉冲而言，可以再次开始上述过程，以设计具有相同 或不同幅度A的恒压信号。当电容器还未被放电时，它可以升压到新近期 望的电平(变高或变低)。
使用这种升压转换器和H桥，任何信号可以被设计为输出处的时间函 数。所述和所示的示例被简单地给出作为一种可能的示例。
现在将参照图9和13描述升压电容器及其操作的优选实施例。
如上所述，图9所示的实施例包括与图8相比是额外的切换元件Soo， 并且在需要时，升压控制器提供该切换元件Soo，并且也对切换元件Soo进 行切换。
上述设置的工作理论上与参照图8的实施例所述的方式相同，不同之处 在于，为了实现针对第一时间的正侧部，正升压转换器的开关Soo被开启， 这意味着，所设计的增大到Vx的电压的正侧部不能被传送到有源电极14， 并且构建的电压Vx被存储在电容器中。在所期望的时间Td2(9)处，Soo 被关闭，并且所存储的电压Vx被即刻传送到有源电极，而不会出现与设计 相关的延迟Tx。在电容器中所期望的电压+Vx的构建必须早于时间Td- Tx而进行，以允许全电压Vx的即刻传送。
其它所有步骤保持与参照图8和12所述的相同。
也就是说，需要采取一些措施将切换元件Soo集成到微集成电路中，不 过存在该过程如何进行的方式。虽然图13的视图是理想化的，不过可以接 受仅使用图12的设置作为可接受的折衷方案。
如上文所述，优选地提供多个成对的有源/无源电极14、16，并且每对 有源/无源电极14、16具有其自身的刺激信号发生器24或功率电路24，从 而在此可以参照多功率电路。多功率电路中的每个功率电路被直接放置到相 应的一对有源和无源电极上，以彼此接近的方式放置到病人皮肤上，从而避 免了在功率电路单元和电极之间连线的需要。每个电极的一个端子用于连接 和携带相应的功率电路单元，进而保持最少连线。每个刺激信号发生器24 装配以切换元件，以形成所谓的H桥，S1-S4和一个升压转换器由设计电 压Vo的电池所激励，如上文参照图8或图9所述的那样。
刺激信号发生器接收信息的三个不同片段。首先，它接收
A)延迟信息，即，当功率电路必须相对心跳进行刺激时的确切时刻， 刺激信号发生器从信号处理器18经信号处理器的发射器26和刺激信号发生 器的接收器(RX)27接收延迟信息
B)参数，即来自数据存储60的单串或多串的刺激包的幅度、频率、 持续时间、信号宽度的组合，数据存储60中存储了这些参数。通过接收器 RX接收这些参数，而无论何时从信号处理器18通过无线通讯发送对应的新 参数。如果延迟信息保持基本恒定并且可以根据需要从信号处理器18更新 (例如取决于病人心率)，则延迟信息也可以存储在存储器或数据存储60 中。
C)升压控制器58，具有时钟(未示出)，其以这样的方式控制信号发 生器和H桥控制器64，使得它们能够在正确的延迟时间传送所需要的带有 存储参数的信号。
因此，接收器RX27从信号处理器18的发射器26接收寻址(编码)无 线信息：
●针对每次心跳的正确延迟
●无论在何时已经改变的参数，和
●睡眠和苏醒信息，以便在不需要之时使信号发生器进入睡眠状态， 从而节省电池功率
刺激信号发生器24优选包括发射器TX(它可以是发射器28或可以是 分离的发射器)，其能够向信号处理器提供反馈信息(例如，通过接收器 30)，例如：
●关于刺激信号发生器处于睡眠状态还是苏醒状态(准备接收参数) 的信息
●已经接收并存储参数改变的确认
●关于剩余电池容量等等的信息
每个功率电路单元(刺激信号发生器24)自身具有无线通讯装置(天 线)，其针对RX和TX(例如27、28)所共有或者分开，这取决于无线通 讯的方式。
现在转向图14A和14B，可以看见存在一对有源和无源电极14、16， 它们设置有端子70、72，端子70、72上夹持有相应的刺激信号发生器24， 使得该发生器与两个端子70、72电接触。刺激信号发生器24例如能够如图 10所示而设计，并且自身可具有天线74，其可以仅仅是如图10所示的接收 器天线27，或者是也为图10中所示出的用于组合的接收器/发射器27、28 的天线。
现在转向图15，可以看见存在四对有源和无源电极14′、16′；14″、16″； 14、16；14″″、16″″，每一对均设置有相应的刺激信号发生器24′，24″； 24，24″″。每个刺激信号发生器24自身并不提供以天线74，该天线可以 是接收器天线或收发器天线，不过，每个刺激信号发生器可连接到在此所图 示为移动电话形式的收发器76，并且实际上通过导线78′，78″，78，78″″ 连接。同样地，如果以这种方式使用移动电话，它可以连接到ECG电极21 ′、21″、21，或者连接到其它任何合适的感应系统。进一步，在这种情况 下的连接采用的是导线80′、80″、80。因为导线78′、78″、78、78″″ 和80′、80″、80是可选的，因此它们被示为虚线。因为所使用的导线可 以非常之轻，因此它们并不给病人造成明显的不便。
现在，图16A和16B图示了如何向成对的有源和无源电极供给能量。 注意到，图16B涉及信道1、2、3和4，它们关联到图15中的四个电极对 14′、16′；14″、16″；14、16″″；14″″、16″″以及相关联的刺激信号发生 器24′，24″；24。
信道5、6、7和8是额外可选的，它们能够关联到另外四对有源/无源 电极，它们带有相关联的刺激信号发生器(未示出)。如PCT申请 PCT/EP2004/012618(代理编号C5147PWO)中所述，这类系统可用来改进 向身体不同区域的血液流动，或用来改进来自身体不同区域的淋巴液流动。 为了实现这种流动，有必要使在一组信道5-8中的电刺激信号与信道1-4 中的刺激信号存在偏移。在这里不对此进行进一步解释，因为此概念在上文 所提的PCT申请中得到详细描述和申明。
在图16B顶部的ECG迹线的示意图示出了对应四次心跳的四个R-R 峰，并且从该视图能够看出，第一电刺激信号D′(对应于图11A中的D) 在第一心跳期间通过信道1施加到第一电极对14′、16′。然后，第二串电 刺激脉冲D″在随后的第二心跳期间通过信道2施加到电极对14″、16″。在 第三心跳期间，另一串电刺激脉冲D通过信道3施加到第三对电极14、 16，并且在第四心跳期间，又一串电刺激脉冲D″″通过信道4施加到第四 对电极14″″、16″″。在第五心跳(未示出)期间，对应于D′的再一串电刺 激脉冲再次通过信道1施加到第一对电极14′、16′，以此类推。
图16A再次图示了信道1-5和信道5-8这两个信道组之间的偏移， 并且从图16A中可以看出，刺激信号施加到肌肉群1，例如与电极对14′、 16′配合的肌肉群，该刺激信号具有的持续时间明显短于其所产生的肌肉收 缩。
在图11A中以及在图16A和16B中，示出了一种相对直接的方法来进 行肌肉刺激，其包括五个单独的两阶段脉冲D。在图17A中再次图示了这五 个单独的两阶段脉冲，并结合了以伏特为单位的两阶段脉冲的幅度和以毫秒 示出的持续时间所对应的可能值。
不过，可以在初始的刺激脉冲组D之后使用额外的刺激脉冲，以便延 长肌肉收缩而又将针对病人的电输入最小化，这既有益于病人，又有益于包 含于刺激信号发生器中的电池的寿命。
在图17B所示的方案中，第一组脉冲D所紧接着的是单独脉冲E、F， 在该示例中，单独脉冲E、F为单一两阶段脉冲，它们与单独的两阶段脉冲 组D相同，不过具有脉冲之间更大的脉冲间隔。实际操作中，可以存在更 多的诸如E和F的单独脉冲。另外，这类刺激方案可以进行大量变化，这些 变化在专利申请PCT/EP2004/012619(代理编号C5148PWO)中得到更为详 细的描述。在此将不对它们进行详细讨论。