Повышение сократительной способности мышц посредством двухфазной стимуляции

1 Данное описание является продолжением заявки на патент США "Электрическая проводимость и сокращаемость за счет двухфазной кардиостимуляции, осуществляемой через сердечное кровяное депо",09/008636, дата подачи 16 января 1998 г., которая является продолжением заявки на патент США "Увеличение электрической проводимости и сократимости с помощью двухфазного кардиостимулятора",08/699 552, дата подачи 8 августа 1996 г. Область техники Данное изобретение относится к способам стимуляции мышечной ткани. В частности, данное изобретение относится к способам стимуляции мышечной ткани посредством сигналов двухфазной формы, уменьшающих величину электрической энергии, требуемой для инициации сокращения. Уровень техники Функция сердечно-сосудистой системы жизненно важна для выживания организма. За счет циркуляции крови ткани организма получают необходимые питательные вещества и кислород, а также выводятся отходы их жизнедеятельности. В отсутствие циркуляции крови в клетках начинаются необратимые изменения,приводящие к смерти. Мышечные сокращения сердца являются той движущей силой, которая стоит за циркуляцией крови. Мышечные волокна в сердечной мышце связаны в разветвленную сеть, распространяющуюся в сердце во всех направлениях. При стимулировании любого участка этой сети волна деполяризации распространяется по всем ее частям, и вся мышечная структура сокращается как единое целое. Перед стимулированием мышечного волокна с целью сокращения должна быть поляризована его мембрана. Мышечное волокно в основном остается поляризованным,пока оно не будет стимулировано за счет некоторых изменений в его окружении. Мембрана может быть стимулирована электрически, химически, механически или путем изменения температуры. Минимальная сила стимуляции,необходимая для инициирования сокращения,известна под названием порога стимуляции. Максимальная амплитуда стимуляции, не инициирующая сокращения, является максимальной подпороговой амплитудой. Если мембрана стимулируется электрически, амплитуда импульса, необходимого для инициирования реакции, зависит от множества факторов. Во-первых, от продолжительности протекания тока. Поскольку общий передаваемый заряд равен амплитуде тока на продолжительность импульса, увеличение продолжительности стимуляции связано с уменьшением порога амплитуды тока. Во-вторых, доля прикладываемого тока, которая действительно проходит к мембране, изменяется обратно пропорционально размеру электрода. В третьих, доля прикладываемого тока, которая действительно прохо 004166 2 дит к мембране, напрямую зависит от близости электрода к ткани. В четвертых, амплитуда импульса, необходимого для инициирования реакции, зависит от времени стимуляции в цикле возбудимости. Через большую часть сердца проходят волокна специальной сердечной мышечной ткани. Эта ткань содержит систему сердечной проводимости и обеспечивает инициацию и распределение волн деполяризации по всему миокарду. Любая помеха или блокирование проводимости кардиоимпульса может привести к аритмии или к заметным изменениям в частоте или ритмичности сокращений сердца. В некоторых случаях больным, страдающим от нарушения проводимости, может помочь искусственный кардиостимулятор. Такое устройство содержит небольшой электрический стимулятор с питанием от батареи. При установке искусственного кардиостимулятора электроды обычно проходят через вены к правому желудочку или к правому предсердию и правому желудочку, а стимулятор располагается под кожей на плече или в брюшном отделе. Проводники находятся в тесном контакте с сердечной тканью. Кардиостимулятор передает сердцу ритмичные электрические импульсы, на которые миокард отвечает ритмичными сокращениями. Имплантируемые медицинские устройства для стимуляции сердца хорошо известны из уровня техники и применяются для лечения людей примерно с середины 60-х годов. Для стимуляции миокарда может применяться как катодный, так и анодный ток. Однако предполагается, что анодный ток не пригоден для клинического применения. Катодный ток предполагает использование электрических импульсов отрицательной полярности. Такой вид тока деполяризует мембрану клетки за счет разряда конденсатора мембраны и непосредственно уменьшает потенциал мембраны до порогового уровня. Для катодного тока, непосредственно уменьшающего потенциал мембраны в состоянии покоя до порогового уровня, нижний порог тока составляет от одной второй до одной трети от соответствующего значения для анодного тока в последней диастоле. Анодный ток предполагает использование импульсов положительной полярности. Влияние анодного тока заключается в гиперполяризации мембраны в состоянии покоя. При внезапном прекращении анодного импульса потенциал мембраны возвращается на уровень покоя, проскакивая пороговый уровень, что вызывает распространяющийся отклик. Использование анодного тока для стимуляции миокарда обычно не рекомендуется по причине высокой величины порога стимуляции, который приводит к необходимости увеличения тока, что, в свою очередь, вызывает повышенный расход энергии батареи имплантированного устройства, и сокращению его долговечности. Кроме того, использование 3 анодного тока для кардиостимуляции не рекомендуется, поскольку имеются основания предполагать, что анодный ток может вносить свой вклад в деполяризацию, особенно при высоких значениях напряжения, что приводит к генезису аритмии. Фактически, во всех искусственных кардиостимуляторах используются стимулирующие импульсы отрицательной полярности или, в случае биполярных систем, катод располагается ближе к миокарду, чем анод. Там, где предлагается применение анодного тока, он обычно используется в незначительных количествах для рассеяния остаточного заряда электрода. Это не оказывает непосредственного влияния на миокард. Такое применение анодного тока раскрыто в патенте США 4 543 956 на имя Herscovici. Использование трехфазного сигнала раскрыто в патентах США 4 903 700 и 4 821 724 на имя Whigham и др., в патенте США 4 343 312 на имя Cals и др В данном случае в течение первой и третьей фаз с миокардом как с таковым не делается ничего, а предполагается только влияние на поверхность электрода. Поэтому амплитуда заряда, прикладываемого в течение этих фаз, очень мала. Наконец, двухфазная стимуляция описана в патенте США 4 402 322 на имя Duggan. Цель данного изобретения состоит в удвоении напряжения без необходимости в большой емкости конденсатора в выходной цепи. В патенте описаны фазы двухфазной стимуляции равной амплитуды и продолжительности. Существует потребность усовершенствовать средства стимуляции мышечной ткани с целью улучшения инициируемого сокращения мышц и уменьшения вреда, наносимого тканям,прилегающим к электроду. Улучшение функции миокарда в предлагаемом изобретении достигается посредством двухфазной стимуляции. Сочетание катодных и анодных импульсов как для стимуляции, так и для улучшения состояния мышц, сохраняет качества улучшенной проводимости и сокращаемости, обеспечиваемые анодной стимуляцией, и устраняет недостаток, заключающийся в увеличении порога стимуляции. Результатом является волна деполяризации с повышенной скоростью проводимости. Повышенная скорость проводимости приводит в результате к лучшему сокращению сердца, которое, в свою очередь, приводит к улучшению кровообращения. Улучшенная стимуляция при более низком пороговом напряжении приводит также к сокращению потребления энергии и продлению срока службы электрических батарей кардиостимуляторов. Так же как и сердечная мышца, скелетная мышца может стимулироваться электрически,химически, механически или за счет изменения температуры. При стимуляции мышечного волокна моторным нейроном нейрон передает импульс, который активирует все управляемые им 4 мышечные волокна, то есть те мышечные волокна, которые принадлежат его моторному узлу. Деполяризация одной области мембраны стимулирует смежные области, которые так же деполяризуются, в результате чего образуется волна деполяризации, распространяющаяся по мембране во всех направлениях от точки стимуляции. Таким образом, если моторный нейрон передает импульс, в его моторном узле все мышечные волокна стимулируются для одновременного сокращения. Минимальная мощность инициации сокращения называется порогом стимуляции. Как только этот уровень стимуляции достигнут,считается, что дальнейшее повышение уровня не приведет к увеличению сокращения. Кроме того, поскольку мышечные волокна в каждой мышце объединены в моторные узлы, и каждый моторный узел управляется одним моторным нейроном, все мышечные волокна в моторном узле стимулируются одновременно. Однако, вся мышца управляется множеством различных моторных узлов с различными порогами стимуляции. Поэтому, когда мышца стимулируется,некоторые моторные узлы могут реагировать на стимуляцию, а другие нет. Сочетание катодных и анодных импульсов в данном изобретении обеспечивает также улучшенное сокращение скелетной мышцы в тех случаях, когда мышечная стимуляция назначается вследствие повреждения нервной системы или мышц. В месте повреждения нервных волокон вследствие травмы или болезни мышечные волокна на участках, управляемых поврежденным нервным волокном, постепенно атрофируются и отмирают. Нетренируемая мышца может за несколько месяцев уменьшиться до половины от ее нормального размера. В отсутствие стимуляции происходит не только уменьшение размеров мышечных волокон, но также их фрагментация, дегенерация и замена соединительной тканью. За счет электрической стимуляции, поддерживающей мышечный тонус в период лечения или регенерации нервного волокна, сохраняется жизнеспособность мышечной ткани, что в положительную сторону сказывается в целом на процессе регенерации. Стимуляция скелетной мышцы может также обеспечивать сохранение нервных связей,например, когда во время лечения нервных волокон, связанных со стимулируемой тканью,больной "помнит," как сокращать определенную мышцу. Улучшенная сократимость скелетной мышцы достигается за счет двухфазной стимуляции по настоящему изобретению. Комбинация катодных и анодных импульсов как для стимуляции, так и для улучшения состояния, в результате приводит к сокращению большего числа моторных узлов при меньшем уровне напряжения, что, в свою очередь, обеспечивает лучшую мышечную реакцию. 5 Наконец, применение двухфазной стимуляции по настоящему изобретению может быть желательным для стимулирования гладкой мышечной ткани, например, мышц, отвечающих за продвижение пищи по пищеводу, сужение кровеносных сосудов и опорожнение мочевого пузыря. Например, соответствующая стимуляция может помочь преодолеть проблемы, связанные с недержанием. Сущность изобретения Целью настоящего изобретения явилось обеспечение улучшенной электрической стимуляции мышечной ткани. Другой целью настоящего изобретения явилось увеличение срока службы батарей имплантируемых устройств, служащих для электрической стимуляции. Другая цель настоящего изобретения заключается в обеспечении эффективной мышечной стимуляции при более низком уровне напряжения. Другая цель изобретения состоит в обеспечении улучшенной стимуляции мышечной ткани, в частности скелетной мышцы. Следующая цель изобретения - обеспечение сокращения большего числа узлов моторных мышц при низком уровне напряжения. Другой целью изобретения является обеспечение сокращения большего числа узлов моторных мышц при низком уровне электрического тока. Способ и устройство для мышечной стимуляции в соответствии с данным изобретением включает обеспечение двухфазной стимуляции мышечной ткани с применением как катодных,так и анодных импульсов. В соответствии с другими аспектами данного изобретения стимуляция применяется к мышечной ткани для того, чтобы вызвать ответную мышечную реакцию. Стимуляция может применяться непосредственно или косвенно к мышечной ткани, причем под косвенной стимуляцией понимается стимуляция через кожу. При использовании данного изобретения требуются меньшие уровни электрической энергии (напряжения и/или тока) для достижения порога стимуляции, в сравнении с обычными способами стимуляции. Мышечная ткань, которой может приносить пользу стимуляция в соответствии с данным изобретением, включает скелетную мышцу, сердечную мышцу и гладкую мышцу. Электронное оборудование для осуществления имплантируемых устройств, служащих для стимуляции, необходимое для практической реализации способа, заявляемого в данном изобретении, хорошо известно из уровня техники. Современные имплантируемые устройства стимуляции обладают возможностью программирования в целях создания различных импульсов,включая описываемые в данном изобретении. Кроме того, электронное осуществление уст 004166 6 ройств, служащих для косвенной мышечной стимуляции, также хорошо известно из уровня техники и пригодно для практической реализации данного изобретения. Способ и устройство по данному изобретению включают первую и вторую фазу стимуляции, при этом каждая фаза стимуляции имеет полярность, амплитуду, форму и продолжительность. В предпочтительном варианте осуществления первая и вторая фазы имеют различную полярность. В одном альтернативном варианте осуществления две фазы имеют разные амплитуды. Во втором альтернативном варианте осуществления две фазы имеют разные продолжительности. В третьем альтернативном варианте осуществления первая фаза имеет прерывистую форму сигнала. В четвертом альтернативном варианте осуществления первая фаза имеет пилообразную форму амплитуды. В предпочтительном альтернативном варианте осуществления первая фаза стимуляции представляет собой анодный импульс с максимальной подпороговой амплитудой и большой продолжительностью, а вторая фаза стимуляции представляет собой катодный импульс малой продолжительности и большой амплитуды. Следует отметить, что упомянутые выше альтернативные варианты осуществления могут сочетаться различными способами. Также следует отметить, что альтернативные варианты осуществления рассматриваются только в качестве примеров, а не в качестве ограничений. Краткое описание чертежей Фиг. 1 - схематическое представление ведущей анодной двухфазной стимуляции. Фиг. 2 - схематическое представление ведущей катодной двухфазной стимуляции. Фиг. 3 - схематическое представление ведущей анодной двухфазной стимуляции низкого уровня и большой продолжительности, за которой следует обычная катодная стимуляция. Фиг. 4 - схематическое представление ведущей анодной двухфазной стимуляции пилообразной формы низкого уровня и большой продолжительности, за которой следует обычная катодная стимуляция. Фиг. 5 - схематическое представление ведущей анодной двухфазной стимуляции низкого уровня и малой продолжительности, осуществляемой в виде серии импульсов, за которой следует обычная катодная стимуляция. Фиг. 6 - графики зависимости скорости проводимости в поперечном к волокнам направлении от продолжительности стимуляции ведущим анодным двухфазным импульсом. Фиг. 7 - графики зависимости скорости проводимости в параллельном к волокнам направлении от продолжительности стимуляции ведущим анодным двухфазным импульсом. Фиг. 8 - блок-диаграмма двухкамерного кардиостимулятора. 7 Детальное описание изобретения Данное изобретение относится к двухфазной электрической стимуляции мышечной ткани. На фиг. 1 показан сигнал двухфазной электрической стимуляции, в котором первая фаза стимуляции представляет собой анодную стимуляцию 102 с амплитудой 104 и продолжительностью 106. За данной первой фазой стимуляции немедленно следует вторая фаза стимуляции, представляющая собой катодную стимуляцию 108 равной интенсивности и продолжительности. На фиг. 2 показан сигнал двухфазной электрической стимуляции, в котором первая фаза стимуляции представляет собой катодную стимуляцию 202 с амплитудой 204 и продолжительностью 206. За первой фазой стимуляции немедленно следует вторая фаза стимуляции,представляющая собой анодную стимуляцию 208 равной интенсивности и продолжительности. На фиг. 3 показан предпочтительный вариант осуществления данного изобретения, в котором первая фаза стимуляции представляет собой анодную стимуляцию 302 низкого уровня и большой продолжительности с амплитудой 304 и продолжительностью 306. За данной первой фазой стимуляции немедленно следует вторая фаза стимуляции, представляющая собой катодную стимуляцию 308 обычной интенсивности и продолжительности. В альтернативном варианте осуществления изобретения анодная стимуляция 302 имеет максимальную подпороговую амплитуду. В еще одном альтернативном варианте осуществления изобретения амплитуда анодной стимуляции 302 составляет менее трех вольт. В другом альтернативном варианте осуществления изобретения анодная стимуляция 302 имеет продолжительность приблизительно от двух до восьми миллисекунд. В еще одном альтернативном варианте осуществления изобретения катодная стимуляция 308 имеет малую продолжительность. В другом альтернативном варианте осуществления изобретения продолжительность катодной стимуляции 308 составляет приблизительно от 0,3 до 0,8 мс. В еще одном альтернативном варианте осуществления изобретения катодная стимуляция 308 имеет большую амплитуду. В другом альтернативном варианте осуществления изобретения амплитуда катодной стимуляции 308 находится в диапазоне приблизительно от трех до двадцати вольт. В еще одном альтернативном варианте осуществления изобретения катодная стимуляция 308 имеет продолжительность менее 0,3 мс и напряжение более двадцати вольт. В другом альтернативном варианте осуществления изобретения продолжительность катодной стимуляции 308 составляет до 6,0 мс, а напряжение менее 200 милливольт. В описанных вариантах осуществления, так же как и в тех изменениях и мо 004166 8 дификациях, которые могут быть очевидными из данного описания, максимальный потенциал мембраны без активации достигается в первой фазе стимуляции. На фиг. 4 показан альтернативный предпочтительный вариант осуществления данного изобретения, в котором первая фаза стимуляции представляет собой анодную стимуляцию 402 с продолжительностью 404 и нарастающим уровнем интенсивности 406. Нарастание уровня интенсивности 406 может быть линейным или нелинейным, и наклон его может варьироваться. За данной анодной стимуляцией немедленно следует вторая фаза стимуляции, представляющая собой катодную стимуляцию 408 обычной интенсивности и продолжительности. В альтернативном варианте осуществления изобретения анодная стимуляция 402 нарастает до максимальной подпороговой амплитуды. В еще одном альтернативном варианте осуществления изобретения максимальная амплитуда анодной стимуляции 402 составляет менее трех вольт. В другом альтернативном варианте осуществления изобретения анодная стимуляция 402 имеет продолжительность приблизительно от двух до восьми миллисекунд. В еще одном альтернативном варианте осуществления изобретения катодная стимуляция 408 имеет малую продолжительность. В другом альтернативном варианте осуществления изобретения продолжительность катодной стимуляции 408 составляет приблизительно от 0,3 до 0,8 мс. В еще одном альтернативном варианте осуществления изобретения катодная стимуляция 408 имеет большую амплитуду. В другом альтернативном варианте осуществления изобретения амплитуда катодной стимуляции 408 находится в диапазоне приблизительно от трех до двадцати вольт. В еще одном альтернативном варианте осуществления изобретения катодная стимуляция 408 имеет продолжительность менее 0,3 мс и напряжение более двадцати вольт. В другом альтернативном варианте осуществления изобретения продолжительность катодной стимуляции 408 составляет до 6,0 мс, а напряжение менее 200 милливольт. В описанных вариантах осуществления, так же как и в тех изменениях и модификациях, которые могут быть очевидными из данного описания, максимальный потенциал мембраны без активации достигается в первой фазе стимуляции. На фиг. 5 показана двухфазная электрическая стимуляция, в которой первая фаза стимуляции представляет собой серию анодных импульсов 502 с амплитудой 504. В одном варианте осуществления пауза 506 имеет продолжительность, равную продолжительности периода стимуляции 508, и выполняется при нулевой(соответствующей базовой линии) амплитуде. В альтернативном варианте осуществления пауза 506 имеет продолжительность, отличную от продолжительности периода стимуляции 508, и 9 выполняется при нулевой амплитуде. Пауза 506 следует после каждого периода стимуляции 508,за исключением второй фазы стимуляции, которая представляет собой катодную стимуляцию 510 обычной интенсивности и продолжительности, немедленно следующей после завершения серии импульсов 502. В альтернативном варианте осуществления изобретения общий заряд,передаваемый последовательностью импульсов 502 анодной стимуляции, равен максимальному подпороговому уровню. В другом альтернативном варианте осуществления изобретения катодная стимуляция 510 имеет малую продолжительность. В другом альтернативном варианте осуществления изобретения продолжительность катодной стимуляции 510 составляет приблизительно от 0,3 до 0,8 мс. В еще одном альтернативном варианте осуществления изобретения катодная стимуляция 510 имеет большую амплитуду. В другом альтернативном варианте осуществления изобретения амплитуда катодной стимуляции 510 находится в диапазоне приблизительно от трех до двадцати вольт. В еще одном альтернативном варианте осуществления изобретения катодная стимуляция 510 имеет продолжительность менее 0,3 мс и напряжение более двадцати вольт. В другом альтернативном варианте осуществления изобретения продолжительность катодной стимуляции 510 составляет до 6,0 мс, а напряжение менее 200 милливольт. Пример 1. Характеристики стимуляции и проводимости миокарда исследовались на изолированных образцах сердца с использованием импульсов различной полярности и фазы. Эксперименты проводились на пяти изолированных кроличьих сердцах с искусственным кровообращением по Лангендорфу. Скорость проводимости эпикардия измерялась с использованием массива биполярных электродов. Измерения проводились между шестью и девятью миллиметрами от места стимуляции. Трансмембранный потенциал регистрировался с использованием плавающего межклеточного микроэлектрода. Проверялись следующие протоколы: монофазный катодный импульс, монофазный анодный импульс, ведущий катодный двухфазный импульс и ведущий анодный двухфазный импульс. В табл. 1 приведены данные о скорости проводимости в направлении, поперечном волокну для каждого выполнявшегося протокола стимуляции с амплитудой стимуляции три, четыре и пять вольт и продолжительностью импульса две миллисекунды. Таблица 1. Скорость проводимости в направлении поперечном волокну, продолжительность 2 мс 3 В 4 В 5 В 18,92,5 21,42,6 23,33,0 Катодная монофазная см/с см/с см/с 24,02,3 27,52,1 31,31,7 Анодная монофазная см/с см/с см/с 10 Ведущая катодная двухфазная Ведущая анодная двухфазная В табл. 2 приведены данные о скорости проводимости в направлении вдоль волокна для каждого выполнявшегося протокола стимуляции с амплитудой стимуляции три, четыре и пять вольт и продолжительностью импульса две миллисекунды. Таблица 2. Скорость проводимости в направлении вдоль волокна, стимуляция 2 мс 3 В 4 В 5 В 45,30,9 47,41,8 49,71,5 Катодная монофазная см/с см/с см/с 48,11,2 51,80,5 54,90,7 Анодная монофазная см/с см/с см/с Ведущая катодная 50,80,9 52,61,1 52,81,7 двухфазная см/с см/с см/с Ведущая анодная 52,62,5 55,31,5 54,22,3 двухфазная см/с см/с см/с Различия в скорости проводимости между катодной монофазной, анодной монофазной,ведущей катодной двухфазной и ведущей анодной двухфазной стимуляцией оказались значимыми (р 0,001). На основе измерений трансмембранного потенциала было обнаружено, что максимальное нарастание действующего потенциала dV/dt)max) хорошо коррелирует с изменением скорости проводимости в продольном направлении. Для импульса амплитудой четыре вольта и продолжительностью две миллисекунды величина (dV/dt)max составила 63,52,4 В/с для катодных и 75,55,6 В/с для анодных импульсов. Пример 2. Влияние изменения протоколов стимуляции на электрофизиологию сердца исследовалось с использованием подготовленных по Лангендорфу изолированных кроличьих сердец. К сердцу применялась стимуляция прямоугольным импульсом постоянного напряжения. Проверялись следующие протоколы: монофазный анодный импульс, монофазный катодный импульс, ведущий анодный двухфазный импульс и ведущий катодный двухфазный импульс. Прикладываемое напряжение увеличивалось с шагом в один вольт от одного до пяти вольт как для анодной, так и для катодной стимуляции. Продолжительность импульса увеличивалась с шагом в две миллисекунды от двух до десяти миллисекунд. Скорость проводимости эпикардия измерялась в направлениях вдоль и поперек волокон левого желудочка на расстоянии от трех до шести миллиметров от свободной стенки левого желудочка. На фиг. 6 и 7 показано влияние продолжительности импульса стимуляции и применяемого протокола стимуляции на скорость проводимости. На фиг. 6 приведены скорости проводимости, измеренные между тремя и шестью миллиметрами в направлении, поперечном направле 11 нию волокна. В данной области катодная монофазная стимуляция 602 демонстрирует наименьшую скорость проводимости при любой использовавшейся продолжительности импульса. За ней следует анодная монофазная стимуляция 604 и ведущая катодная двухфазная стимуляция 606. Наибольшее значение скорости проводимости демонстрирует ведущая анодная двухфазная стимуляция 608. На фиг. 7 приведены скорости проводимости, измеренные между тремя и шестью миллиметрами в направлении, параллельном направлению волокна. В данной области катодная монофазная стимуляция 702 демонстрирует наименьшую скорость проводимости при любой использовавшейся продолжительности импульса. Результаты измерения скорости анодной монофазной стимуляции 704 и ведущей катодной двухфазной стимуляции 706 близки к результатам анодной монофазной стимуляции, но показывают чуть более высокие значения скорости. Наибольшее значение скорости проводимости демонстрирует ведущая анодная двухфазная стимуляция 708. На фиг. 8 показана блок-диаграмма двухкамерного кардиостимулятора 810. Кардиостимулятор присоединен к сердцу 812 при помощи проводников 814 и 816. Проводник 814 содержит электрод 815, который находится в контакте с одним из предсердий, а проводник 816 содержит электрод 817, который находится в контакте с одним из желудочков. Проводники 814 и 816 проводят стимулирующие импульсы к электродам 815 и 817 от генератора импульсов предсердия (П-ГИ) 818 и от генератора импульсов желудочка (Ж-ГИ) 820 соответственно. Электрические сигналы от предсердия передаются от электрода 815 через проводник 814 к входному терминалу усилителя считывания сигналов предсердия (Р-усилителя) 822, электрические сигналы от желудочков передаются от электрода 817 через проводник 816 к входному терминалу усилителя считывания сигналов желудочка (R-усилитель) 824. Контрольная цепь или контрольная система 826 контролирует двухкамерный кардиостимулятор 810. Контрольная система 826 получает выходящие сигналы от усилителя считывания сигналов предсердия 822, а также выходящие сигналы от усилителя считывания сигналов желудочка 824. Сигналы на выходе усилителя считывания сигналов предсердия 822 и усилителя считывания сигналов желудочка 824 генерируются каждый раз, когда сердцем ощущается Рзубец или R-зубец, соответственно. Контрольная цепь или система 826 также создает пусковые сигналы, посылаемые на генератор импульсов предсердия 818 и на генератор импульсов желудочка 820. Эти пусковые сигналы создаются каждый раз, когда соответствующими генераторами импульсов 818 или 820 должен создаваться стимулирующий импульс. Стимулирую 004166 12 щий импульс, создаваемый П-ГИ 818 далее называется "П-импульсом", а стимулирующий импульс, создаваемый Ж-ГИ 820 далее называется "Ж-импульсом". В течение времени, когда или П-импульс или Ж-импульс доставляются к сердцу,соответствующий усилитель,Русилитель 822 или R-усилитель 824 обычно блокируется посредством гасящего сигнала,направляемого усилителям от контрольной системы. Этот гасящий сигнал предотвращает насыщение усилителей 822 и 824 от достаточно больших Р-зубца и R-зубца, соответственно, что происходит на входных терминалах таких усилителей в это время. Такой гасящий сигнал также предотвращает считывание остаточных электрических сигналов, которые могут присутствовать в мышечной ткани в результате кардиостимуляции. Считывание таких сигналов может быть ошибочно интерпретировано как Р-зубцы и R-зубцы. Как показано на фиг. 8, кардиостимулятор 810 также содержит цепь памяти 840, соединенную с контрольной системой 826. Цепь памяти 840 позволяет с помощью программного обеспечения запасать и, если нужно, модифицировать определенные контрольные параметры,используемые контрольной системой 826 при контролировании действия кардиостимулятора,с тем, чтобы регулировать его действие для нужд конкретного пациента. Такие данные включают в себя основные временные интервалы, используемые при действии кардиостимулятора, начальную частоту стимуляции, минимальную частоту стимуляции и программируемый интервал увода предсердия. Кроме того,данные, считываемые при действии кардиостимулятора, могут храниться в памяти 840 для последующего поиска информации и анализа. По желанию кардиостимулятор 810 может содержать цепь телеметрии 844. Цепь телеметрии 844 соединена с контрольной системой 826,с тем, чтобы осуществлять внешнюю связь по передаче данных. Цепь телеметрии 844, являющаяся встроенной в имплантируемый кардиостимулятор 810, может быть селективно соединена с внешним программным устройством 848 при помощи подходящей линии коммуникации 850, причем линией коммуникации 850 может быть любая подходящая электромагнитная связь, такая как радиочастотный канал или оптический канал. Преимущество заключается в том, что через внешнее программное устройство 848 и линию коммуникации 850 на контрольную систему 826 могут подаваться требуемые команды. Также посредством линии коммуникации 850 и программного устройства 848 данные (которые либо содержатся внутри контрольной системы 826, которая в данном случае используется как предохранительное устройство для данных, или хранятся внутри памяти 840) могут быть на расстоянии получены от кардиостимулятора 810. Таким образом, время от вре 13 мени могут быть установлены неинвазивные коммуникации имплантируемого кардиостимулятора 810 с удаленным неимплантируемым устройством. Кардиостимулятор, показанный на фиг. 8,может быть осуществлен с любым количеством генераторов импульсов предсердия или генераторов импульсов желудочка, в зависимости от потребности в стимуляции конкретного пациента. В соответствии с альтернативным вариантом осуществления изобретения, кардиостимулятор 810 может дополнительно содержать один или более физиологический датчик 852 ( включая цепь считывания физиологических параметров), который соединен с контрольной системой 826. На фиг. 8 показан датчик 852, включенный в состав кардиостимулятора 810, однако, надо понимать, что датчик также может быть внешним по отношению к кардиостимулятору 810,может имплантироваться внутрь тела пациента или может переноситься пациентом. Обычным типом датчика является датчик активности, такой как пьезоэлектрический кристалл, установленный на корпусе кардиостимулятора. Вместо датчика активности или дополнительно к нему могут использоваться другие типы датчиков,такие как датчики физиологических параметров,определяющие содержание кислорода в крови,частоту дыхания, рН крови и другие параметры. Если используется датчик, то его тип не принципиален в рамках настоящего изобретения. Может быть использован любой датчик или комбинация датчиков, способных считывать движение тела или физиологический параметр,связанный со скоростью биения сердца. Использование такого рода датчиков определяет чувствительность кардиостимулятора к частоте, так как кардиостимулятор регулирует частоту стимуляции таким образом, чтобы соответствовать физиологическим нуждам пациента. Одним вариантом изобретения является применение электрической стимуляции к сердечной мышце. Компонента анодной стимуляции двухфазной электрической стимуляции в увеличении сокращаемости сердца посредством гиперполяризации ткани перед возбуждением приводит к повышению импульсной проводимости, большему выделению межклеточного кальция и, как результат, к лучшему сокращению сердца. Компонента катодной стимуляции устраняет недостатки анодной стимуляции и обеспечивает эффективную кардиостимуляцию при уровне напряжения, меньшем, чем это требовалось бы только для анодной стимуляции. В свою очередь это увеличивает срок службы батареи кардиостимулятора и уменьшает повреждение ткани. Во втором варианте использования изобретения двухфазная электрическая стимуляция применяется к кровяному сердечному депо, поскольку кровь входит в сердце и окружает его. 14 Это позволяет осуществлять кардиостимуляцию без необходимости установки электродов в близком контакте с тканью сердца, и тем самым устраняет вероятность повреждения этой ткани. Порог стимуляции при двухфазной стимуляции кровяного депо находится в том же диапазоне,как и в случае стандартного варианта стимуляции непосредственно сердечной мышцы. За счет применения двухфазной электрической стимуляции к сердечному кровяному депо обеспечивается улучшение сокращения сердца без сокращения скелетных мышц, повреждения сердечной мышцы или неблагоприятного влияния на кровяное депо. В третьем варианте использования изобретения двухфазная электрическая стимуляция применяется к ткани скелетной мышцы. Сочетание анодной и катодной стимуляции обеспечивает сокращение большего числа узлов моторных мышц при более низких уровнях напряжения и/или электрического тока, и в результате приводит к улучшению мышечной реакции. Положительный эффект настоящего изобретения обеспечивается как в случае прямой стимуляции, так и в случае косвенной стимуляции (через кожу). Положительный эффект может обеспечиваться в контексте физиотерапии и мышечной реабилитации, например, при стимуляции мышц в период восстановления поврежденных нервов. В четвертом варианте использования изобретения двухфазная электрическая стимуляция применяется к ткани гладкой мышцы. Внутренние гладкие мышцы располагаются на стенках внутренних органов, таких как желудок, кишечник, мочевой пузырь и матка. Волокна гладких мышц способны стимулировать друг друга. Таким образом, как только одно волокно стимулировано, волна деполяризации, распространяющаяся по его поверхности, может возбудить смежные волокна, которые, в свою очередь,стимулируют остальные волокна. Положительный эффект от такой стимуляции может обеспечиваться, например, в случаях недержания по причине травмы или болезни. Из приведенного описания изобретения специалистам в данной области будет очевидно,что дальнейшее подробное описание имеет целью только представить примеры использования, но не ограничивает рамки изобретения. Различные варианты осуществления, усовершенствования и модификации могут осуществляться специалистами, но не описываются здесь в явном виде. Эти модификации, варианты и усовершенствования подразумеваются тем самым в рамках изобретения. Кроме того, для стимулирующих импульсов, раскрытых в описании, можно использовать возможности современной электроники с соответствующим программированием. Двухфазная стимуляция,раскрытая в данном изобретении, может быть полезной в других ситуациях, когда показана 15 электрическая стимуляция, таких как стимуляция нервной ткани и стимуляция костной ткани. Таким образом, изобретение ограничивается только пунктами формулы изобретения. ФОРМУЛА ИЗОБРЕТЕНИЯ 1. Устройство для стимуляции мышечной ткани из группы, содержащей скелетную мышцу, гладкую мышцу и смешанную мышцу, посредством волн двухфазной формы, содержащее электронное устройство для создания импульса,первая фаза которого с амплитудой, изменяющейся от значения, соответствующего базовой линии, до второго значения, служит для подготовки мышечной ткани к восприятию последующей стимуляции, а вторая фаза стимуляции имеет полярность, противоположную полярности первой фазы, и амплитуду, которая по абсолютному значению превышает амплитуду первой фазы; и проводники, соединенные с электронным устройством для создания импульса и служащие для проведения первой фазы стимуляции и второй фазы стимуляции последовательно к мышечной ткани. 2. Устройство для стимуляции мышечной ткани из группы, содержащей скелетную мышцу, гладкую мышцу и смешанную мышцу, посредством волн двухфазной формы, содержащее электронное устройство для создания импульса,первая фаза которого с амплитудой, изменяющейся от значения, соответствующего базовой линии, до второго значения, служит для подготовки мышечной ткани к восприятию последующей стимуляции, а вторая фаза стимуляции имеет полярность, противоположную полярности первой фазы, и амплитуду, которая по абсолютному значению соответствует второму значению амплитуды первой фазы; проводники,соединенные с электронным устройством для создания импульса и служащие для проведения первой фазы стимуляции и второй фазы стимуляции последовательно к мышечной ткани. 3. Устройство для стимуляции мышечной ткани из группы, содержащей скелетную мышцу, гладкую мышцу и смешанную мышцу, посредством волн двухфазной формы, содержащее электронное устройство для создания импульса,первая фаза которого представляет собой серию стимулирующих импульсов заранее заданной амплитуды, полярности и продолжительности и служит для подготовки мышечной ткани к восприятию последующей стимуляции, а вторая фаза стимуляции имеет полярность, противоположную полярности первой фазы, амплитуду,которая по абсолютному значению превышает амплитуду первой фазы; проводники, соединенные с электронным устройством для создания импульса и служащие для проведения первой фазы стимуляции и второй фазы стимуляции последовательно к мышечной ткани. 16 4. Устройство для стимуляции мышечной ткани из группы, содержащей скелетную мышцу, гладкую мышцу и смешанную мышцу, посредством волн двухфазной формы, содержащее электронное устройство для создания импульса,первая фаза которого имеет положительную полярность и амплитуду, соответствующую максимальной подпороговой амплитуде, от примерно 0,5 до 3,5 В, и служит для подготовки мышечной ткани к восприятию последующей стимуляции, а вторая фаза стимуляции имеет полярность, противоположную полярности первой фазы и амплитуду, которая по абсолютному значению превышает амплитуду первой фазы; проводники, соединенные с электронным устройством для создания импульса и служащие для проведения первой фазы стимуляции и второй фазы стимуляции последовательно к мышечной ткани. 5. Устройство для стимуляции мышечной ткани из группы, содержащей скелетную мышцу, гладкую мышцу и смешанную мышцу, посредством волн двухфазной формы, содержащее электронное устройство для создания импульса,первая фаза которого имеет продолжительность от примерно 2 до 9 мс и служит для подготовки мышечной ткани к восприятию последующей стимуляции, а вторая фаза стимуляции имеет полярность, противоположную полярности первой фазы, и амплитуду, которая по абсолютному значению превышает амплитуду первой фазы, и продолжительность второй фазы меньше или равна продолжительности первой фазы; проводники, соединенные с электронным устройством для создания импульса и служащие для проведения первой фазы стимуляции и второй фазы стимуляции последовательно к мышечной ткани. 6. Устройство для стимуляции мышечной ткани из группы, содержащей скелетную мышцу, гладкую мышцу и смешанную мышцу, посредством волн двухфазной формы, содержащее электронное устройство для создания импульса,первая фаза которого служит для подготовки мышечной ткани к восприятию последующей стимуляции, а вторая фаза стимуляции имеет полярность, противоположную полярности первой фазы и амплитуду, которая по абсолютному значению превышает амплитуду первой фазы,причем продолжительность второй фазы меньше или равна продолжительности первой фазы и составляет от примерно 0,3 до 0,8 мс; проводники, соединенные с электронным устройством для создания импульса и служащие для проведения первой фазы стимуляции и второй фазы стимуляции последовательно к мышечной ткани. 7. Устройство для стимуляции мышечной ткани из группы, содержащей скелетную мышцу, гладкую мышцу и смешанную мышцу, посредством волн двухфазной формы, содержащее электронное устройство для создания импульса, 17 первая фаза которого служит для подготовки мышечной ткани к восприятию последующей стимуляции, а вторая фаза стимуляции имеет полярность, противоположную полярности первой фазы, и амплитуду, которая по абсолютному значению превышает амплитуду первой фазы и составляет примерно от 3 до 20 В; проводники, соединенные с электронным устройством для создания импульса и служащие для проведения первой фазы стимуляции и второй фазы стимуляции последовательно к мышечной ткани. 8. Устройство для стимуляции мышечной ткани из группы, содержащей скелетную мышцу, гладкую мышцу и смешанную мышцу, посредством волн двухфазной формы, содержащее электронное устройство для создания импульса,первая фаза которого служит для подготовки мышечной ткани к восприятию последующей стимуляции, а вторая фаза стимуляции имеет полярность, противоположную полярности первой фазы, и амплитуду более 20 В, которая по абсолютному значению превышает амплитуду первой фазы, и продолжительность менее 0,3 мс; проводники, соединенные с электронным устройством для создания импульса и служащие для проведения первой фазы стимуляции и второй фазы стимуляции последовательно к мышечной ткани. 9. Устройство для стимуляции мышечной ткани из группы, содержащей скелетную мышцу, гладкую мышцу и смешанную мышцу, посредством волн двухфазной формы, содержащее электронное устройство для создания импульса, Фиг. 1 18 первая фаза которого служит для подготовки мышечной ткани к восприятию последующей стимуляции, а вторая фаза стимуляции имеет полярность, противоположную полярности первой фазы, амплитуду, которая по абсолютному значению превышает амплитуду первой фазы; проводники, соединенные с электронным устройством для создания импульса и служащие для проведения первой фазы стимуляции и второй фазы стимуляции последовательно к мышечной ткани непосредственно либо косвенно через кожу. 10. Устройство для стимуляции мышечной ткани из группы, содержащей скелетную мышцу, гладкую мышцу и смешанную мышцу, посредством волн двухфазной формы, содержащее электронное устройство для создания импульса,первая фаза которого имеет положительную полярность, амплитуду примерно от 0,5 до 3,5 В и продолжительность примерно от 2 до 9 мс, а вторая фаза стимуляции имеет отрицательную полярность, амплитуду, которая по абсолютному значению превышает амплитуду первой фазы, причем ее величина находится в диапазоне примерно от 3 до 20 В, а продолжительность второй фазы составляет примерно от 0,3 до 0,8 мс; а также проводники, соединенные с электронным устройством для создания импульса, и служащие для проведения первой фазы стимуляции и второй фазы стимуляции последовательно к мышечной ткани непосредственно либо косвенно через кожу.