BR112013018470B1 - Sistema de estimulador neural - Google Patents
Sistema de estimulador neural Download PDFInfo
- Publication number
- BR112013018470B1 BR112013018470B1 BR112013018470-1A BR112013018470A BR112013018470B1 BR 112013018470 B1 BR112013018470 B1 BR 112013018470B1 BR 112013018470 A BR112013018470 A BR 112013018470A BR 112013018470 B1 BR112013018470 B1 BR 112013018470B1
- Authority
- BR
- Brazil
- Prior art keywords
- electrodes
- electrical pulses
- antenna
- signal
- pulse generator
- Prior art date
Links
- 230000001537 neural effect Effects 0.000 title claims abstract description 183
- 230000008878 coupling Effects 0.000 claims abstract description 28
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 claims abstract description 28
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 claims abstract description 28
- 230000000638 stimulation Effects 0.000 claims description 68
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 claims description 24
- 230000003750 conditioning effect Effects 0.000 claims description 15
- 230000002441 reversible effect Effects 0.000 claims description 15
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 claims description 8
- 230000004044 response Effects 0.000 claims description 5
- 230000001939 inductive effect Effects 0.000 claims description 3
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 81
- 230000008859 change Effects 0.000 description 26
- 238000000034 method Methods 0.000 description 22
- 230000008569 process Effects 0.000 description 16
- 210000004556 brain Anatomy 0.000 description 12
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 12
- 230000001965 increasing effect Effects 0.000 description 11
- 238000002560 therapeutic procedure Methods 0.000 description 11
- 238000012790 confirmation Methods 0.000 description 9
- 210000005036 nerve Anatomy 0.000 description 9
- 239000007943 implant Substances 0.000 description 8
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 7
- 230000002829 reductive effect Effects 0.000 description 7
- 208000002193 Pain Diseases 0.000 description 6
- 230000009471 action Effects 0.000 description 6
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 6
- 210000000578 peripheral nerve Anatomy 0.000 description 6
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 6
- 230000002238 attenuated effect Effects 0.000 description 5
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 5
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 5
- 208000024891 symptom Diseases 0.000 description 5
- 208000000094 Chronic Pain Diseases 0.000 description 4
- 230000001684 chronic effect Effects 0.000 description 4
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 4
- 210000003284 horn Anatomy 0.000 description 4
- 230000000670 limiting effect Effects 0.000 description 4
- 230000001953 sensory effect Effects 0.000 description 4
- 210000003594 spinal ganglia Anatomy 0.000 description 4
- 210000000273 spinal nerve root Anatomy 0.000 description 4
- 206010061296 Motor dysfunction Diseases 0.000 description 3
- 230000003187 abdominal effect Effects 0.000 description 3
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 3
- 239000004020 conductor Substances 0.000 description 3
- 230000005684 electric field Effects 0.000 description 3
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 3
- 230000006870 function Effects 0.000 description 3
- 238000003780 insertion Methods 0.000 description 3
- 230000037431 insertion Effects 0.000 description 3
- 239000000463 material Substances 0.000 description 3
- 210000000278 spinal cord Anatomy 0.000 description 3
- 230000001225 therapeutic effect Effects 0.000 description 3
- 210000000427 trigeminal ganglion Anatomy 0.000 description 3
- 241001269524 Dura Species 0.000 description 2
- 206010054880 Vascular insufficiency Diseases 0.000 description 2
- 210000003050 axon Anatomy 0.000 description 2
- 230000009286 beneficial effect Effects 0.000 description 2
- 230000002457 bidirectional effect Effects 0.000 description 2
- 230000002051 biphasic effect Effects 0.000 description 2
- 230000001054 cortical effect Effects 0.000 description 2
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 description 2
- 210000001951 dura mater Anatomy 0.000 description 2
- 238000003487 electrochemical reaction Methods 0.000 description 2
- 206010015037 epilepsy Diseases 0.000 description 2
- 239000000284 extract Substances 0.000 description 2
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 2
- 208000014674 injury Diseases 0.000 description 2
- 230000033001 locomotion Effects 0.000 description 2
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 2
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 2
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 2
- 210000003625 skull Anatomy 0.000 description 2
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 description 2
- 210000001103 thalamus Anatomy 0.000 description 2
- 210000000115 thoracic cavity Anatomy 0.000 description 2
- 230000008733 trauma Effects 0.000 description 2
- 208000023577 vascular insufficiency disease Diseases 0.000 description 2
- 206010002383 Angina Pectoris Diseases 0.000 description 1
- 208000012661 Dyskinesia Diseases 0.000 description 1
- 208000014094 Dystonic disease Diseases 0.000 description 1
- 208000034347 Faecal incontinence Diseases 0.000 description 1
- 208000015592 Involuntary movements Diseases 0.000 description 1
- 208000008930 Low Back Pain Diseases 0.000 description 1
- 208000021384 Obsessive-Compulsive disease Diseases 0.000 description 1
- 208000018737 Parkinson disease Diseases 0.000 description 1
- 206010037779 Radiculopathy Diseases 0.000 description 1
- 206010046543 Urinary incontinence Diseases 0.000 description 1
- 230000001154 acute effect Effects 0.000 description 1
- 210000000576 arachnoid Anatomy 0.000 description 1
- 206010003119 arrhythmia Diseases 0.000 description 1
- 238000005452 bending Methods 0.000 description 1
- 230000000903 blocking effect Effects 0.000 description 1
- 210000000133 brain stem Anatomy 0.000 description 1
- 210000003710 cerebral cortex Anatomy 0.000 description 1
- 239000007795 chemical reaction product Substances 0.000 description 1
- 230000001143 conditioned effect Effects 0.000 description 1
- 210000003792 cranial nerve Anatomy 0.000 description 1
- 230000006378 damage Effects 0.000 description 1
- 238000013461 design Methods 0.000 description 1
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 1
- 201000010099 disease Diseases 0.000 description 1
- 208000035475 disorder Diseases 0.000 description 1
- 238000004090 dissolution Methods 0.000 description 1
- 208000010118 dystonia Diseases 0.000 description 1
- 239000003792 electrolyte Substances 0.000 description 1
- 230000008030 elimination Effects 0.000 description 1
- 238000003379 elimination reaction Methods 0.000 description 1
- 238000004146 energy storage Methods 0.000 description 1
- 230000001037 epileptic effect Effects 0.000 description 1
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 1
- 239000004744 fabric Substances 0.000 description 1
- 210000001905 globus pallidus Anatomy 0.000 description 1
- 210000004884 grey matter Anatomy 0.000 description 1
- 230000009931 harmful effect Effects 0.000 description 1
- 230000036541 health Effects 0.000 description 1
- 238000010438 heat treatment Methods 0.000 description 1
- 230000002990 hypoglossal effect Effects 0.000 description 1
- 210000003016 hypothalamus Anatomy 0.000 description 1
- 238000002513 implantation Methods 0.000 description 1
- 230000001976 improved effect Effects 0.000 description 1
- 208000015181 infectious disease Diseases 0.000 description 1
- 230000005764 inhibitory process Effects 0.000 description 1
- 230000000977 initiatory effect Effects 0.000 description 1
- 238000007913 intrathecal administration Methods 0.000 description 1
- 230000009545 invasion Effects 0.000 description 1
- 230000002427 irreversible effect Effects 0.000 description 1
- 230000007794 irritation Effects 0.000 description 1
- 238000012153 long-term therapy Methods 0.000 description 1
- 239000012528 membrane Substances 0.000 description 1
- 238000004377 microelectronic Methods 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 230000017311 musculoskeletal movement, spinal reflex action Effects 0.000 description 1
- 210000004126 nerve fiber Anatomy 0.000 description 1
- 210000000944 nerve tissue Anatomy 0.000 description 1
- 208000004296 neuralgia Diseases 0.000 description 1
- 230000036403 neuro physiology Effects 0.000 description 1
- 230000008555 neuronal activation Effects 0.000 description 1
- 230000002981 neuropathic effect Effects 0.000 description 1
- 208000021722 neuropathic pain Diseases 0.000 description 1
- 238000004806 packaging method and process Methods 0.000 description 1
- 230000001766 physiological effect Effects 0.000 description 1
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 1
- 230000001902 propagating effect Effects 0.000 description 1
- 239000000523 sample Substances 0.000 description 1
- 231100000241 scar Toxicity 0.000 description 1
- 230000036573 scar formation Effects 0.000 description 1
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 1
- 208000012201 sexual and gender identity disease Diseases 0.000 description 1
- 208000015891 sexual disease Diseases 0.000 description 1
- 210000003009 spinothalamic tract Anatomy 0.000 description 1
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 1
- 238000007920 subcutaneous administration Methods 0.000 description 1
- 210000004281 subthalamic nucleus Anatomy 0.000 description 1
- 210000003448 thoracic nerve Anatomy 0.000 description 1
- 230000001960 triggered effect Effects 0.000 description 1
- 230000002485 urinary effect Effects 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/3605—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
- A61N1/37211—Means for communicating with stimulators
- A61N1/37235—Aspects of the external programmer
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/3605—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system
- A61N1/36128—Control systems
- A61N1/36142—Control systems for improving safety
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/02—Details
- A61N1/04—Electrodes
- A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
- A61N1/0551—Spinal or peripheral nerve electrodes
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/3605—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system
- A61N1/3606—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system adapted for a particular treatment
- A61N1/36067—Movement disorders, e.g. tremor or Parkinson disease
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/3605—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system
- A61N1/3606—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system adapted for a particular treatment
- A61N1/36071—Pain
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/3605—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system
- A61N1/36125—Details of circuitry or electric components
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/3605—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system
- A61N1/36128—Control systems
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/3605—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system
- A61N1/36128—Control systems
- A61N1/36146—Control systems specified by the stimulation parameters
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/3605—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system
- A61N1/36128—Control systems
- A61N1/36146—Control systems specified by the stimulation parameters
- A61N1/3615—Intensity
- A61N1/36157—Current
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/37—Monitoring; Protecting
- A61N1/3706—Pacemaker parameters
- A61N1/3708—Pacemaker parameters for power depletion
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
- A61N1/37211—Means for communicating with stimulators
- A61N1/37217—Means for communicating with stimulators characterised by the communication link, e.g. acoustic or tactile
- A61N1/37223—Circuits for electromagnetic coupling
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
- A61N1/37211—Means for communicating with stimulators
- A61N1/37235—Aspects of the external programmer
- A61N1/37241—Aspects of the external programmer providing test stimulations
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
- A61N1/37211—Means for communicating with stimulators
- A61N1/37235—Aspects of the external programmer
- A61N1/37247—User interfaces, e.g. input or presentation means
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
- A61N1/37211—Means for communicating with stimulators
- A61N1/37252—Details of algorithms or data aspects of communication system, e.g. handshaking, transmitting specific data or segmenting data
- A61N1/37258—Alerting the patient
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
- A61N1/378—Electrical supply
- A61N1/3787—Electrical supply from an external energy source
-
- G—PHYSICS
- G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
- G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
- G16H20/00—ICT specially adapted for therapies or health-improving plans, e.g. for handling prescriptions, for steering therapy or for monitoring patient compliance
- G16H20/30—ICT specially adapted for therapies or health-improving plans, e.g. for handling prescriptions, for steering therapy or for monitoring patient compliance relating to physical therapies or activities, e.g. physiotherapy, acupressure or exercising
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
- A61N1/37211—Means for communicating with stimulators
- A61N1/37252—Details of algorithms or data aspects of communication system, e.g. handshaking, transmitting specific data or segmenting data
- A61N1/3727—Details of algorithms or data aspects of communication system, e.g. handshaking, transmitting specific data or segmenting data characterised by the modulation technique
-
- G—PHYSICS
- G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
- G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
- G16H40/00—ICT specially adapted for the management or administration of healthcare resources or facilities; ICT specially adapted for the management or operation of medical equipment or devices
- G16H40/60—ICT specially adapted for the management or administration of healthcare resources or facilities; ICT specially adapted for the management or operation of medical equipment or devices for the operation of medical equipment or devices
- G16H40/63—ICT specially adapted for the management or administration of healthcare resources or facilities; ICT specially adapted for the management or operation of medical equipment or devices for the operation of medical equipment or devices for local operation
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Neurosurgery (AREA)
- Neurology (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Electromagnetism (AREA)
- Acoustics & Sound (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Epidemiology (AREA)
- Primary Health Care (AREA)
- Human Computer Interaction (AREA)
- Physical Education & Sports Medicine (AREA)
- Business, Economics & Management (AREA)
- General Business, Economics & Management (AREA)
- Pain & Pain Management (AREA)
- Hospice & Palliative Care (AREA)
- Orthopedic Medicine & Surgery (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
Abstract
SISTEMA DE ESTIMULADOR NEURAL. A presente invenção trata de estimulador neural implantável compreendendo um ou mais eletrodos, uma antena dipolar e um ou mais circuitos e não inclui uma fonte de alimentação interna. Um ou mais eletrodos são configurados para aplicar um ou mais pulsos elétricos ao tecido neural. A antena dipolar é configurada para receber um sinal de entrada contendo energia elétrica utilizando um acoplador radiativo elétrico (por exemplo, na faixa de frequência de 300MHZ a 8GHz). Um ou mais circuitos são configurados para criar um ou mais pulsos elétricos usando a energia elétrica contida no sinal de entrada; alimentar os pulsos elétricos aos eletrodos de modo que os pulsos elétricos sejam aplicados ao tecido neural; gerar um sinal de realimentação de estímulo; e enviar a realimentação à antena dipolar para transmitir à segunda antena através do acoplamento radiativo elétrico.
Description
[001] A presente invenção trata de estimuladores neurais implantados.
[002] A modulação neural de tecido neural no corpo por estímulo elétrico se tornou um tipo importante de terapia para doenças incapacitantes crônicas, tais como dor crônica, problemas de início e controle de movimentos, movimentos involuntários, distonia, incontinência urinária e fecal, dificuldades sexuais, insuficiência vascular, arritmia cardíaca e outras. A estimulação elétrica da coluna vertebral e de feixes nervosos que saem da medula vertebral foi a primeira terapia de modulação neural aprovada e vem sendo utilizada comercialmente desde os anos 1970. Eletrodos implantados são utilizados para passar correntes elétricas pulsáveis de frequência, largura e amplitudes de pulso controláveis. Dois ou mais eletrodos estão em contato com elementos neurais, sobretudo axônios e podem ativar seletivamente diâmetros variados de axônios, com benefícios terapêuticos positivos. Uma variedade de técnicas de estimulação elétrica intracorpórea terapêutica são empregadas para tratar doenças neuropáticas, utilizando um estimulador neural implantado na coluna vertebral ou áreas circunvizinhas, incluindo o corno dorsal, gânglios da raiz dorsal, raízes dorsais, fibras da coluna dorsal e feixes nervosos periféricos que saem da coluna dorsal ou cérebro, tais como nervos vago- occipitais, trigeminais, hipoglossos, sacrais e coccígeos.
[003] Em um aspecto, um estimulador neural implantável inclui um ou mais eletrodos, uma primeira antena e um ou mais circuitos. Um ou mais eletrodos configurados para aplicar um ou mais pulsos elétricos ao tecido neural. A primeira antena é uma antena dipolar e é configurada para receber de uma segunda antena, através do acoplamento radiativo elétrico, um sinal de entrada contendo energia elétrica, a segunda antena sendo fisicamente separada do estimulador neural implantável; e transmitir à segunda antena, através do acoplamento radiativo elétrico, um ou mais sinais de realimentação. Um ou mais circuitos são conectados à antena dipolar e configurados para criar um ou mais pulsos elétricos adequados para estimulação do tecido neural usando a energia elétrica contida no sinal de entrada; alimentar um ou mais pulsos elétricos a um ou mais eletrodos, de modo que um ou mais eletrodos apliquem um ou mais pulsos elétricos ao tecido neural; gerar um sinal de realimentação de estímulo, o sinal de realimentação de estímulo indicando um ou mais parâmetros de um ou mais pulsos elétricos aplicados ao tecido neural por um ou mais eletrodos; e enviar o sinal de realimentação de estímulo à antena dipolar de modo que a antena dipolar transmita o sinal de realimentação de estímulo à segunda antena através do acoplamento radiativo elétrico.
[004] As implementações desse e de outros aspectos podem incluir as seguintes características. O sinal de entrada também pode conter parâmetros de estímulo de codificação de informação para um ou mais pulsos elétricos e um ou mais circuitos são configurados para criar os pulsos elétricos baseados nos parâmetros de estímulo de codificação de informação. Um ou mais parâmetros podem incluir uma amplitude de um ou mais pulsos elétricos ou impedância de um ou mais eletrodos. Um ou mais circuitos podem ser configurados de modo que um nível do sinal de entrada determine diretamente uma amplitude de um ou mais pulsos elétricos aplicados ao tecido neural por um ou mais eletrodos.
[005] Um ou mais circuitos podem ser configurados para limitar uma característica de um ou mais pulsos elétricos aplicados ao tecido neural por um ou mais eletrodos de modo que uma carga por fase resultante de um ou mais pulsos elétricos permaneça abaixo de um nível limiar; gerar um sinal de realimentação limite quando a carga por fase resultante de um ou mais pulsos elétricos teria excedido o nível limiar se um ou mais circuitos não tivesse limitado a característica de um ou mais pulsos elétricos aplicado ao tecido neural por um ou mais eletrodos de modo que a carga por fase resultante de um ou mais pulsos elétricos permanecesse abaixo do nível limiar; e enviar o sinal de realimentação limite à antena dipolar de modo que a antena dipolar transmita o sinal de realimentação limite à segunda antena através do acoplamento radiativo elétrico. A característica de um ou mais pulsos aplicados ao tecido neural por um ou mais eletrodos pode ser um nível corrente e o nível limiar pode ser um nível limiar corrente.
[006] Um ou mais circuitos podem ser configurados para criar um ou mais pulsos elétricos de modo que um ou mais pulsos elétricos resultem em uma carga líquida substancialmente zero. Para criar um ou mais pulsos elétricos de modo que um ou mais pulsos elétricos resultem em uma carga líquida substancialmente zero, um ou mais circuitos podem incluir pelo menos um capacitor em série com um ou mais eletrodos.
[007] Um ou mais circuitos podem incluir um componente condicionador de forma de onda para criar um ou mais pulsos elétricos adequados para estimulação do tecido neural usando a energia elétrica contida no sinal de entrada; uma interface de eletrodo conectada ao circuito condicionante de forma de onda, a interface de eletrodo sendo configurada para receber um ou mais pulsos elétricos do circuito de condicionamento de forma de onda e alimentar um ou mais pulsos elétricos a um ou mais eletrodos; e um controlador conectado à interface de eletrodo, o controlador sendo configurado para gerar o sinal de realimentação de estímulo e enviar o sinal de realimentação de estímulo à antena dipolar. Um componente condicionante de forma de onda pode incluir um retificador conectado à antena dipolar, o retificador configurado para receber o sinal de entrada da antena dipolar e gerar uma forma de onda elétrica retificada com base no sinal de entrada; um componente de equilíbrio de carga configurado para criar um ou mais pulsos elétricos com base na forma de onda elétrica retificada de modo que um ou mais pulsos elétricos resultem em uma carga líquida substancialmente zero em um ou mais eletrodos; e um limitador de carga configurado para limitar uma característica de um ou mais pulsos elétricos de modo que uma carga por fase resultante de um ou mais pulsos elétricos permaneça abaixo de um nível limiar, no qual os pulsos elétricos limitados são enviados à interface de eletrodo pelo limitador de carga.
[008] Um ou mais eletrodos podem incluir uma pluralidade de eletrodos e um ou mais circuitos podem ser configurados para designar seletivamente cada um dos eletrodos para atuar como um eletrodo de estimulação, atuar como um eletrodo de retorno ou ficar inativo.
[009] Os eletrodos, a antena dipolar e um ou mais circuitos podem ser configurados e dispostos geometricamente para estarem localizados em uma das seguintes localizações: espaço epidural da coluna vertebral, perto, embaixo ou na dura-máter da coluna vertebral, no tecido em íntima proximidade com a coluna vertebral, no tecido localizado próximo do corno dorsal, gânglio da raiz dorsal, raízes dorsais, fibras da coluna dorsal e/ou feixes nervosos periféricos que saem da coluna dorsal dos gânglios espinhais, abdominais, torácicos e trigeminais, nervos periféricos, estruturas cerebrais profundas, superfície cortical do cérebro e nervos sensoriais ou motores.
[0010] O estimulador neural implantável pode não incluir uma fonte de alimentação interna. Um ou mais circuitos podem incluir apenas componentes passivos. O sinal de entrada pode ter uma frequência portadora na faixa de cerca de 300MHz até cerca de 8GHz.
[0011] Em outro aspecto, um sistema inclui um módulo controlador. O módulo controlador inclui uma primeira antena e um ou mais circuitos. A primeira antena é configurada para enviar um sinal de entrada contendo energia elétrica a uma segunda antena através do acoplamento radiativo elétrico. A segunda antena é uma antena dipolar e está localizada em um estimulador neural implantável que é configurado para criar um ou mais pulsos elétricos adequados para estimulação de tecido neural usando o sinal de entrada, no qual o estimulador neural implantável é separado do módulo controlador. A primeira antena também é configurada para receber um ou mais sinais da antena dipolar. Um ou mais circuitos são configurados para gerar o sinal de entrada e enviar o sinal de entrada para a antena dipolar; extrair um sinal de realimentação de estímulo de um ou mais sinais recebidos pela primeira antena, o sinal de realimentação de estímulo sendo enviado pelo estimulador neural implantável e indicando um ou mais parâmetros de um ou mais pulsos elétricos; e ajustar os parâmetros do sinal de entrada com base no sinal de realimentação de estímulo.
[0012] As implementações desse e de outros aspectos podem incluir uma ou mais das seguintes características. Por exemplo, um ou mais parâmetros dos pulsos elétricos podem incluir uma amplitude de um ou mais pulsos elétricos aplicados ao tecido neural e um ou mais circuitos são configurados para ajustar uma potência do sinal de entrada baseado na amplitude de um ou mais pulsos elétricos. Um ou mais circuitos podem ser configurados para obter um sinal de potência direta que é refletivo de uma amplitude de um sinal enviado à primeira antena; obter um sinal de potência inversa que é refletivo de uma amplitude de uma parte refletida do sinal enviado à primeira antena; determinar um valor de descasamento indicativo de uma magnitude de descasamento de impedância com base no sinal de potência direta e no sinal de potência inversa; e ajustar parâmetros do sinal de entrada com base no valor de descasamento.
[0013] O sistema pode incluir o estimulador neural implantável. O estimulador neural implantável pode incluir um ou mais eletrodos configurados para aplicar um ou mais pulsos elétricos ao tecido neural e um ou mais circuitos. Um ou mais circuitos podem ser configurados para criar um ou mais pulsos elétricos; alimentar um ou mais pulsos elétricos a um ou mais eletrodos de modo que um ou mais eletrodos apliquem um ou mais pulsos elétricos ao tecido neural; gerar o sinal de realimentação de estímulo; e enviar o sinal de realimentação de estímulo à antena dipolar de modo que a antena dipolar transmita o sinal de realimentação de estímulo à primeira antena através do acoplamento radiativo elétrico.
[0014] O sinal de entrada também pode conter parâmetros de estímulo de codificação de informação para um ou mais pulsos elétricos e o estimulador neural implantável é configurado para criar um ou mais pulsos elétricos baseados nos parâmetros de estímulo de codificação de informação. Um ou mais parâmetros de um ou mais pulsos elétricos podem incluir uma amplitude de um ou mais pulsos elétricos ou impedância de um ou mais eletrodos. Um ou mais circuitos do estimulador neural implantável podem ser configurados de modo que um nível do sinal de entrada determine diretamente uma amplitude de um ou mais pulsos elétricos aplicados ao tecido neural por um ou mais eletrodos.
[0015] Um ou mais circuitos do estimulador neural implantável podem ser configurados para limitar uma característica de um ou mais pulsos elétricos aplicados ao tecido neural por um ou mais eletrodos de modo que uma carga por fase resultante de um ou mais pulsos elétricos permaneça abaixo de um nível limiar; gerar um sinal de realimentação limite quando a carga por fase resultante de um ou mais pulsos elétricos teriam excedido o nível limiar se um ou mais circuitos não tivessem limitado a característica de um ou mais pulsos elétricos aplicados ao tecido neural por um ou mais eletrodos de modo que a carga por fase resultante de um ou mais pulsos elétricos permanecesse abaixo do nível limiar; e enviar o sinal de realimentação limite à antena dipolar de modo que a antena dipolar transmita o sinal de realimentação limite à segunda antena através do acoplamento radiativo elétrico. A característica de um ou mais pulsos aplicados ao tecido neural por um ou mais eletrodos pode ser um nível corrente e o nível limiar pode ser um nível limiar corrente. Um ou mais circuitos do módulo controlador podem ser configurados para receber o sinal de realimentação limite da antena dipolar; e atenuar o sinal de entrada em resposta à recepção do sinal de realimentação limite.
[0016] Um ou mais circuitos podem ser configurados para criar um ou mais pulsos elétricos de modo que um ou mais pulsos elétricos resultem em uma carga líquida substancialmente zero. Para criar um ou mais pulsos elétricos de modo que um ou mais pulsos elétricos resultem em uma carga líquida substancialmente zero, um ou mais circuitos do estimulador neural implantável podem incluir pelo menos um capacitor em série com um ou mais eletrodos.
[0017] Um ou mais circuitos do estimulador neural implantável podem incluir um componente condicionador de forma de onda para criar um ou mais pulsos elétricos adequados para estimulação do tecido neural usando a energia elétrica contida no sinal de entrada; uma interface de eletrodo conectada ao circuito condicionante de forma de onda, a interface de eletrodo sendo configurada para receber um ou mais pulsos elétricos do circuito de condicionamento de forma de onda e alimentar um ou mais pulsos elétricos a um ou mais eletrodos; e um controlador conectado à interface de eletrodo, o controlador sendo configurado para gerar o sinal de realimentação de estímulo e enviar o sinal de realimentação de estímulo à antena dipolar. O componente condicionador de forma de onda pode incluir um retificador conectado à antena dipolar, o retificador configurado para receber o sinal de entrada da antena dipolar e gerar uma forma de onda elétrica retificada com base no sinal de entrada; um componente de equilíbrio de carga configurado para criar um ou mais pulsos elétricos com base na forma de onda elétrica retificada de modo que um ou mais pulsos elétricos resultem em uma carga líquida substancialmente zero em um ou mais eletrodos; e um limitador de carga configurado para limitar uma característica de um ou mais pulsos elétricos de modo que uma carga por fase resultante de um ou mais pulsos elétricos permaneça abaixo de um nível limiar, no qual os pulsos elétricos limitados são enviados à interface de eletrodo através do limitador de carga.
[0018] O estimulador neural implantável pode incluir uma pluralidade de eletrodos. Um ou mais circuitos do módulo controlador podem ser configurados para gerar um sinal de controle que designa quais eletrodos atuam como eletrodos para estimulação, quais eletrodos atuam como eletrodos de retorno e quais eletrodos ficam inativos; e enviar o sinal de controle à primeira antena de modo que a primeira antena transmita o sinal de controle à antena dipolar através do acoplamento radiativo elétrico. Um ou mais circuitos do estimulador neural implantável podem ser configurados para designar seletivamente cada um dos eletrodos para atuar como um eletrodo de estimulação, atuar como um eletrodo de retorno ou ficar inativo com base no sinal de controle.
[0019] O estimulador neural implantável pode não incluir uma fonte de alimentação interna. Um ou mais circuitos do estimulador neural implantável podem incluir apenas componentes passivos. O sinal de entrada tem uma frequência portadora na faixa de cerca de 300MHz até cerca de 8GHz.
[0020] Em outro aspecto, um método inclui implantar um estimulador neural dentro do corpo de um paciente de modo que um ou mais eletrodos do estimulador neural sejam posicionados para aplicar pulsos elétricos ao tecido neural. O estimulador neural inclui uma primeira antena configurada para receber um sinal de entrada contendo energia elétrica. A primeira antena é uma antena dipolar. O estimulador neural é configurado para criar um ou mais pulsos elétricos adequados para estimulação do tecido neural usando a energia elétrica contida no sinal de entrada; alimentar um ou mais pulsos elétricos a um ou mais eletrodos, de modo que um ou mais eletrodos aplicam um ou mais pulsos elétricos ao tecido neural; gerar um sinal de realimentação de estímulo, o sinal de realimentação de estímulo indicando um ou mais parâmetros de um ou mais pulsos elétricos aplicados ao tecido neural por um ou mais eletrodos; e transmitir o sinal de realimentação de estímulo da antena dipolar a uma segunda antena através do acoplamento radiativo elétrico. O método também inclui posicionar um módulo controlador em proximidade com o corpo do paciente, no qual o módulo controlador é conectado à segunda antena; e operar o módulo controlador de modo que o módulo controlador gere o sinal de entrada e envie o sinal de entrada à segunda antena de modo que a segunda antena transmita o sinal de entrada à antena dipolar dentro do estimulador neural implantado através do acoplamento radiativo elétrico; extrai o sinal de realimentação de estímulo de um ou mais sinais recebidos pela segunda antena; e ajustar os parâmetros do sinal de entrada com base no sinal de realimentação de estímulo.
[0021] As implementações desse e de outros aspectos podem incluir uma ou mais das seguintes características. Por exemplo, um ou mais parâmetros podem incluir uma amplitude de um ou mais pulsos elétricos ou impedância de um ou mais eletrodos. O estimulador neural pode ser configurado para criar um ou mais pulsos elétricos de modo que um ou mais pulsos elétricos resultem em uma carga líquida substancialmente zero dentro do corpo do paciente. O estimulador neural pode ser configurado para designar seletivamente um ou mais eletrodos para atuar como um eletrodo de estimulação, atuar como um eletrodo de retorno ou ficar inativo.
[0022] Implantar o estimulador neural pode incluir implantar o estimulador neural em uma das seguintes localizações dentro do corpo do paciente: espaço epidural da coluna vertebral, perto, embaixo ou na dura-máter da coluna vertebral, no tecido em íntima proximidade com a coluna vertebral, no tecido localizado próximo do corno dorsal, gânglio da raiz dorsal, raízes dorsais, fibras da coluna dorsal e/ou feixes nervosos periféricos que saem da coluna dorsal dos gânglios espinhais, abdominais, torácicos e trigeminais, nervos periféricos, estruturas cerebrais profundas, superfície cortical do cérebro e nervos sensoriais ou motores.
[0023] O estimulador neural implantado pode não incluir uma fonte de alimentação interna. O estimulador neural implantado pode incluir pelo menos um capacitor em série com um ou mais eletrodos.
[0024] As implementações da tecnologia aqui descrita podem incluir uma ou mais das seguintes vantagens. Por exemplo, as implementações podem evitar vários modos de falha associados aos módulos geradores de pulso implantados conectados aos eletrodos através de condutores físicos, tais como perda de continuidade elétrica devido à flexão mecânica, desalojamento mecânico provocado pelo movimento natural do corpo, invasão do conjunto de eletrodos do condutor no tecido, infecção e irritação desconfortável.
[0025] Várias implementações podem ser úteis para terapias de modulação neural envolvendo o cérebro. As áreas do cérebro podem ser estimuladas para ajudar a tratar os sintomas de dor crônica, auxiliar em disfunções motoras, depressão clínica, controlar epilepsia e mais. O córtex do cérebro é um alvo de estimulação neural onde os eletrodos de estimulação são posicionados fora da dura-máter. Várias implementações podem empregar volume de condutores/eletrodos mais do que dez vezes menor que os eletrodos atualmente utilizados para essa estimulação. Esses eletrodos podem exigir a criação de um grande orifício no crânio, com um diâmetro de 1,0 mm2 ou mais. Algumas implementações podem ser ejetadas a partir de um lúmen injetor extremamente pequeno, como, por exemplo, uma agulha calibre 22 típica utilizada em localizações laparoscópicas ou endoscópicas. Assim sendo, algumas implementações podem usar um orifício no crânio muito menor do que os dispositivos atuais. Caso precisem ser inseridos vários estimuladores, um cateter pode ser colocado através do orifício, dirigido através de uma sonda removível e os estimuladores podem ser retirados do cateter colocado nas suas respectivas posições.
[0026] A estimulação cerebral profunda (DBS) é utilizada para tratar os sintomas resultantes de dor crônica, disfunções motoras, doenças obsessivo-compulsivas e epilepsia. Os locais que são alvos para a colocação de eletrodos para tratar sintomas de dor crônica com DBS incluem tálamo sensorial e massa cinzenta periventricular. Os locais alvos no cérebro para tratamento dos sintomas de disfunções motoras, como doença de Parkinson, incluem tálamo intermediário ventral, núcleo subtalâmico e globo pálido. O hipotálamo é um local alvo para colocação do eletrodo para tratar sintomas epiléticos com DBS. A colocação de várias implementações profundas no cérebro pode provocar trauma agudo mínimo ou reações crônicas devido ao tamanho pequeno do estimulador.
[0027] Aplicações da tecnologia perto da medula vertebral podem ter vantagens tais como facilidade de inserção, eliminação de fios de extensão e não necessidade de gerador de pulso implantável para administrar uma terapia crônica. O estímulo da medula vertebral é utilizado para tratar dor neuropática crônica, especialmente dor na parte inferior das costas e radiculopatia, insuficiência vascular nos pés ou mãos, angina e mais. Várias implementações da tecnologia podem permitir a colocação de eletrodos no espaço epidural entre a dura-máter e as membranas aracnoides, que é a prática padrão na técnica, ou subduralmente no espaço intratecal, pois as reações significativas e formação de cicatriz seriam mínimas. A inserção em qualquer desses espaços pode ser feita ejetando o dispositivo de uma agulha calibre 22 ou de um cateter dirigido na posição apropriada por um estilete removível. Em algumas implementações, uma vez na posição, não são necessárias outras incisões na pele ou colocação de extensões, receptores ou geradores de pulso implantados. Várias implementações do sistema de modulação neural sem fio podem ter vantagens significativas devido ao tamanho pequeno e falta de fios de extensão para transferência de energia, permitindo a colocação com o mínimo de trauma e terapia eficiente de longo prazo em locais nos quais dispositivos implantáveis maiores poderiam provocar mais tecido cicatricial e reações do tecido que poderiam afetar a eficácia e a segurança.
[0028] Várias implementações podem ser inerentemente de baixo custo se comparadas aos sistemas de modulação neural implantáveis existentes e isso pode levar a uma adoção mais ampla da terapia de modulação neural para paciente que dela precisem, bem como a redução do custo geral para o sistema de saúde.
[0029] Os detalhes de uma ou mais implementações são apresentados nos desenhos anexos e na descrição abaixo. Outras características, objetivos e vantagens tornar-se- ão evidentes a partir da descrição, desenhos e reivindicações.
[0030] A Figura 1 mostra um diagrama de alto nível de um exemplo de um sistema de estimulação neural sem fio, na qual: 102 = Módulo de Programação 104 = Sem fio 106 = Módulo Gerador de Pulso RF 108 = Com fio 110 = Antena TX 112 = RF 114 = Estimulador Neural Implantado
[0031] A Figura 2 mostra um diagrama detalhado de um exemplo do sistema de estimulação neural sem fio, na qual: 102 = Módulo de Programação 221 = Subsistema de Input do Usuário 202 = Input do usuário 204 = GUI 206 = CPU 208 = Subsistema de Comunicação 104 = Sem Fio 106 = Módulo Gerador de Pulso RF 210 = Subsistema de Fornecimento de Energia 220 = A/D 222 = Desmodulador 224 = Filtro 226 = Amplificador 223 = Switch RF 214 = Subsistema Controlador 228 = Subsistema de Memória 230 = CPU 232 = D/A 216 = Amplificador RF 234 = Subsistema de Comunicação 236 = Circuito Gerador de Pulso 218 = Oscilador de Alta Frequência 110 = Antena TX 112 = RF / Energia Refletida 238 = Antena RX 114 = Módulo Estimulador Implantado 240 = Condicionadores de forma de onda 244 = Retificação 246 = Equilíbrio de Carga 248 = Limitador de Corrente 254 = Eletrodo 242 = Subsistema de Controle 250 = Controlador 252 = Interface de Eletrodo
[0032] A Figura 3 é um fluxograma mostrando um exemplo da operação do sistema de estimulador neural sem fio, na qual: 301 = Inputs de Parâmetro de Paciente/Clínico 302 = Estimulador implantado no corpo e anexado eletricamente a uma antena RF e Gerador de Pulso RF externo ou posicionada de forma remota subcutânea 304 = Energia da antena é irradiada para o implante através de tecido 306 = O circuito do implante retifica a energia RF e as condições de forma de onda a serem entregues aos eletrodos 308 = Um sinal telemétrico é transmitido para um receptor externo a partir da antena do(s) implante(s) 310 = O sinal detectado pelo receptor é amplificado, filtrado e modulado 312 = O sinal modulado é digitalizado com um conversos A para D 314 = Um microprocessador compara a informação do sinal com uma tabela de linearização estimando a corrente e/ou forma de energia através do implante 316 = A energia de saída do gerador de pulso RF é ajustada de acordo com o nível de ajustes de parâmetro 318 = O sistema de feedback é corrigido a cada ciclo para que se adeque aos ajustes de amplitude desejados programados pelo paciente
[0033] A Figura 4 é um fluxograma mostrando um exemplo da operação do sistema quando o nível de corrente nos eletrodos está acima do limite admitido, na qual: 402 = O estimulador implantado recebe energia acima dos limites seguros de corrente 408 404 = Carga armazenada no capacitor = Limitador de corrente dentro do estimulador calcula que os ampères recebidos estão acima do limiar do limite de corrente segura 410 = O controlador utiliza a energia armazenada para transmitir um pequeno aumento repentino de dados de 2-bit para a chave de desligamento 406 = O estimulador implantado corta o sinal de alta energia do tecido circundante 412 = O aumento repentino de dados de 2-bit é transmitido através da Antena RX do estimulador durante o ciclo de transmissão 414 = A antena de transmissão recebe os dados repentinos de 2-bit durante o ciclo 416 = O subsistema de feedback gerador de pulso RF monitora toda energia reversa 418 = O aumento repentino de dados está presente na análise de feedback de energia reversa? YES 422 NO 420 = SIM = Corte toda a energia de transmissão por um ciclo = NÃO = Nenhuma alteração precisa ser feita à energia de transmissão Data Burst continues = Aumento de dados continua Data Burst = Aumento de dados cessa ceases 424 = O gerador de pulso RF insere uma notificação de “proximidade de perigo de energia” no aplicativo 426 = O usuário deve deixar a área para recuperar a terapia de modulação neural 430 = O gerador de pulso RF insere uma notificação de “aumento do nível de energia” no aplicativo 428 = Lentamente eleva a energia de transmissão para 75% da amplitude anterior
[0034] A Figura 5 é um diagrama mostrando exemplos de sinais que podem ser utilizados para detectar descasamento de impedância, na qual: 504 = Reflexo otimizado / Ação: Nenhuma 504 = Reflexo Moderado/ Ação: Aumentar emissão de energia 508 = Reflexo Total/ Ação: Desligar a emissão de energia 510 = Emissão de energia monitorada 512 = Energia reversa monitorada Amplitude = Amplitude Time = Tempo 201 = Subsistema de fornecimento de energia 214 = Subsistema de controle Forward = Emissão de energia Power 212 = Subsistema de Feedback Reverse = Energia Reversa Power 2012 = Antena TX 114 = Módulo Estimulador Implantado
[0035] A Figura 6 é um diagrama mostrando exemplos de sinais que podem ser utilizados durante a operação do sistema de estimulador neural sem fio, na qual: 610 = Atenuação diminuída por causa externa 614 = Amplitude aumentada com ajuste de feedback 618 = Amplitude aumentada com ajuste do usuário 622 = Sinal RF de Emissão da Antena TX 626 = Limiar para nível seguro de corrente 628 = Limitação de corrente 624 = Estimulador Implantado Recebeu Sinal RF 638 = Estimulador Implantado Gerando Estímulo
[0036] A Figura 7 é um fluxograma mostrando um processo para o usuário controlar o estimulador neural sem fio implantável através de um programador externo em um sistema de realimentação de circuito aberto, na qual: O usuário quer observar o status funcional de corrente do sistema Usuário abre aplicativo Aplicativo interroga o Gerador de Pulso RF através de Bluetooth O Gerador de Pulso RF autentica a interrogação rejeitado O Gerador de Pulso RF envia de volta um pedido de autenticação Resultados de Diagnóstico do Sistema, Alterações na configuração, Histórico de tempo de execução Aplicativo registra todos os dados e atualiza os registros atuais O Gerador de Pulso RF envia de volta todos os dados desde a última sincronização Os dados do usuário no aplicativo contêm uma Identidade única do Gerador de Pulso RG com Permissões do Representante apenas Capacidade de bateria, Programa de Corrente, Tempo de Execução, Largura de Pulso, Frequência, Amplitude, Energia Reversa O aplicativo pede que o usuário entre em contato com o representante do fabricante para assistência
[0037] A Figura 8 é outro exemplo de fluxograma de um processo para o usuário controlar o estimulador sem fio com limitações nos limites inferior e superior de amplitude de corrente, na qual: 802 = Usuário quer alterar a amplitude do sinal de estímulo 704 = Usuário abre o aplicativo 804 = O aplicativo se comunica com o Gerador de Pulso RF, autentica e mostra o status atual 810 = O aplicativo reconhece que a amplitude está no máximo predeterminado 812 = O aplicativo exibe mensagem de erro 818 = O Gerador de Pulso RF desempenha uma curta vibração para fisicamente confirmar com o usuário que a amplitude aumentou 806 = O usuário tem a escolha de aumentar ou diminuir a amplitude 808 = Usuário pressiona a seta na tela 814 O aplicativo envia instruções para o Gerador de Pulso RF para diminuir a amplitude 816 O Gerador de Pulso RF tenta aumentar a amplitude do estímulo 820 O Gerador de Pulso RF envia confirmação da amplitude aumentada 822 O aplicativo exibe o nível de amplitude de corrente atualizada 828 830 832 824 Usuário pressiona a seta para baixo na tela Aplicativo reconhece que a amplitude é 0 Aplicativo exibe mensagem de erro O Gerador de Pulso RF desempenha uma série de vibrações curtas para alertar o usuário e envia uma mensagem de erro ao aplicativo 826 O aplicativo recebe o erro e exibe a mensagem de erro 834 O aplicativo envia instruções para o Gerador de Pulso RG para diminuir a amplitude 836 O Gerador de Pulso RF tenta diminuir a amplitude do estímulo 838 O Gerador de Pulso RF envia de volta confirmação da diminuição de amplitude 840 842 O aplicativo exibe o nível atual de corrente atualizado O Gerador de Pulso RF desempenha uma longa vibração para confirmar fisicamente junto ao usuário que a amplitude foi diminuída If Amp is at max Successful If Amplitude is NOT at Max Failure Se a amplitude estiver no máximo Bem sucedido Se a amplitude não estiver no máximo Falha
[0038] A Figura 9 é ainda outro exemplo de fluxograma de um processo para o usuário controlar o estimulador neural sem fio por meio de definições de parâmetros pré- programados, na qual: 902 = Usuário quer alterar o programa de parâmetro 704 = Usuário abre o aplicativo 812 = O aplicativo comunica com o Gerador de Pulso RF, autentica e exibe o status de corrente 904 = Usuário clica no programa de corrente sendo utilizado 906 = O aplicativo acessa a biblioteca dos programas de parâmetros aprovados pelo representante 910 = Cada linha exibe um codinome e ajustes básicos do 912 programa = Largura de Pulso, Frequência, Tempo de Ciclo, Forma 908 de Pulso = Uma tabela dos programas de parâmetros é exibida 920 ao usuário = O Gerador de Pulso RF desempenha uma vibração 914 única para fisicamente confirmar junto ao usuário que os ajustes de parâmetro foram alterados = O usuário clica na linha do programa desejado 916 = O aplicativo envia instruções para o Gerador de Pulso 918 RF para alterar as configurações de parâmetros = O Gerador de Pulso RF tenta alterar as configurações 922 de parâmetros = O Gerador de Pulso RF envia confirmação de que a 924 alteração do programa foi bem sucedida = O aplicativo exibe um programa de parâmetro 926 atualizado = O Gerador de Pulso RF desempenha uma série de 928 vibrações curtas para alertar o usuário, e envia uma mensagem de erro ao aplicativo = O aplicativo recebe o erro e exibe a mensagem de Successful erro = Bem sucedido Failure = Falha
[0039] A Figura 10 é ainda outro exemplo de fluxograma de um processo para estado de baixa carga de bateria para o módulo gerador de pulso de RF, na qual: 1002 = O Gerador de Pulso RF reconhece que a bateria está fraca 1004 = O Gerador de Pulso RF interroga a bateria para confirmar que a bateria está abaixo do limiar configurado 1006 = O Gerador de Pulso armazena o status atual da bateria para a próxima sincronização com o aplicativo 1008 = O Gerador de Pulso RF envia uma notificação de bateria ao aplicativo 1010 = O Gerador de Pulso RG desempenha uma série de vibrações curtas para alertar o usuário e envia uma mensagem de erro ao aplicativo 1012 = O aplicativo recebe dados sobre bateria fraca e exibe mensagem de notificação 1014 = O aplicativo informa o Gerador de Pulso RF sobre a falta de interface humana 1016 = O aplicativo continua a exibir avisos de “troque a bateria do seu Gerador de Pulso RF” 1018 = O Gerador de Pulso RF é reiniciado e interroga novamente a bateria para verificar a carga remanescente 1020 = O Gerador de Pulso RF envia uma notificação para troca de bateria para o aplicativo do smartphone 1022 = O aplicativo comunica com o Gerador de Pulso RF, autentica e exibe o status atual Below threshold Above threshold Minimum: 1 burst Continues if connection failure 1 minute passes without dismissal 5 minutes without battery switch Successful Dismissed RF Pulse Generator Battery is switched Above Threshold = Abaixo do limiar = Acima do limiar = Mínimo: 1 aumento = Continua se houver falha de conexão = 1 minuto passa sem dispensa = Cinco minutos sem troca de bateria = Bem sucedido = Dispensado = A bateria do gerador de Pulso RF é trocada = Acima do limiar
[0040] A Figura 11 é ainda outro exemplo de fluxograma de um processo para um representante do fabricante programar o estimulador neural sem fio implantado, na qual: 1102 O representante quer Ajustar os Programas de Parâmetros Individuais para o Indivíduo utilizar em casa 1104 O representante entra no serviço da web em um dispositivo com internet First time 1106 Primeira vez O representante insere as informações do novo paciente: Nome, Identidade do Gerador de Pulso RF, Identidade do Programador Registered User 1108 1110 Usuário registrado O representante acessa o perfil específico do paciente O representante consegue visualizar a lista atual distribuída de Programas de Parâmetros para o paciente 1112 O representante criou previamente uma lista de Programas de Parâmetros que aliviariam dor ao paciente 1114 O representante consegue ativar/desativar os programas de parâmetros selecionados a caixa próxima a eles 1116 O representante salva os Programas de Parâmetros disponíveis 1118 O programador do paciente receberá os novos Programas de Parâmetros na próxima sincronização
[0041] A Figura 12 é um diagrama de circuito mostrando um exemplo de um estimulador neural sem fio, na qual: 238 = Antena RX 1202 = Ponte de Retificação de Diodo 1204 = Resistor Shunt 1206 = Capacitor Suave 246 = Circuito de Equilíbrio de Carga 238 = Antena RX 1208 = Eletrodo Catodo 1210 = Eletrodo Anodo Signal = Sinal de Propagação no Tecido Propagation in Tissue
[0042] A Figura 13 é um diagrama de circuito de outro exemplo de um estimulador neural sem fio, na qual: 238 = Antena RX 1202 = Ponte de Retificação de Diodo 1204 = Resistor Shunt 1206 = Capacitor Suave Input = Entrada Current = Monitoramento de Corrente Monitoring 248 = Limitador de Corrente Output = Saída (Anodo) (Anode) Saída do Controlador Controlador Interface de Eletrodo Eletrodos
[0043] As legendas acima tabuladas para cada Figura deverão ser consideradas na descrição que se segue.
[0044] Em várias implementações, um sistema de estimulação neural pode ser utilizado para enviar uma estimulação elétrica ao tecido nervoso visado usando energia de radiofrequência (RF) remota sem os cabos ou acoplamento indutivo para alimentar o estimulador passivo implantado. Os tecidos nervosos visados podem estar, por exemplo, na coluna vertebral incluindo os tratos espinhotalâmico, corno dorsal, gânglios de raiz dorsal, raízes dorsais, fibras da coluna dorsal e feixes de nervos periféricos que saem da coluna dorsal ou haste do cérebro, bem como quaisquer nervos cranianos, nervos abdominais, torácicos ou gânglios trigeminais, feixes nervosos do córtex cerebral, cérebro profundo e quaisquer nervos sensoriais ou motores.
[0045] Por exemplo, em algumas implementações, o sistema de estimulação neural pode incluir um módulo controlador, como, por exemplo, um módulo gerador de pulso de RF e um estimulador neural passivo implantado que contém uma ou mais antenas dipolares, um ou mais circuitos e um ou mais eletrodos em contato ou proximidade com o tecido neural visado para facilitar a estimulação. O módulo gerador de pulso de RF pode incluir uma antena e pode ser configurado para transferir energia da antena do módulo para as antenas implantadas. Um ou mais circuitos do estimulador neural implantado podem ser configurados para gerar pulsos elétricos adequados para estimulação neural usando a energia transferida e alimentar os pulsos elétricos aos eletrodos para que os pulsos sejam aplicados ao tecido neural. Por exemplo, um ou mais sistema de circuitos podem incluir circuitos de condicionamento de onda que retifica o sinal RF recebido (por exemplo, usando um retificador de diodo), transforma a energia RF em sinal de baixa frequência adequado para a estimulação de tecido neural e apresenta a forma de onda resultante a um conjunto de eletrodos. Um ou mais circuitos do estimulador neural implantado também podem incluir sistema de circuitos para comunicar informações de volta ao módulo gerador de pulso de RF para facilitar um mecanismo de controle de realimentação para controle dos parâmetros de estimulação. Por exemplo, o estimulador neural implantado pode enviar ao módulo gerador de pulso de RF um sinal de realimentação de estímulo que é indicativo dos parâmetros dos pulsos elétricos e o módulo gerador de pulso de RF pode utilizar o sinal de realimentação de estímulo para ajustar os parâmetros do sinal enviado ao estimulador neural.
[0046] A Figura 1 mostra um diagrama de alto nível de um exemplo de um sistema de estimulação neural. O sistema de estimulação neural pode incluir quatro componentes principais, ou seja, um módulo programador 102, um módulo gerador de pulso de RF 106, uma antena de transmissão (TX) 110 (por exemplo, uma antena amplificadora direcional, antena de ranhura ou antena dipolar) e um estimulador neural sem fio implantado 114. O módulo programador 102 pode ser um dispositivo com computador, como um smartphone, executando um aplicativo que suporta conexão sem fio 114, como Bluetooth®. O aplicativo pode habilitar o usuário a visualizar o status do sistema e diagnóstico, alterar vários parâmetros, aumentar/diminuir a amplitude do estímulo desejado dos pulsos de eletrodo e ajustar a sensibilidade de realimentação do módulo gerador de pulso de RF 106, entre outras funções.
[0047] O módulo gerador de pulso de RF 106 pode incluir componentes eletrônicos de comunicação que suportam a conexão sem fio 104, o circuito elétrico de estimulação e a bateria para alimentar os componentes eletrônicos do gerador. Em algumas implementações, o módulo gerador de pulso de RF 106 inclui a antena TX embutida em seu fator de forma de embalagem enquanto em outras implementações, a antena TX é conectada ao módulo gerador de pulso de RF 106 por meio de uma conexão com fio 108 ou uma conexão sem fio. A antena TX 110 pode ser acoplada diretamente ao tecido para criar um campo elétrico que alimenta o módulo estimulador neural implantado 114. A antena TX 110 se comunica com o módulo estimulador neural implantado 114 por meio de uma interface de RF. Por exemplo, a antena TX 110 irradia um sinal de transmissão de RF que é modulado e codificado pelo módulo gerador de pulso de RF 110. O módulo estimulador neural sem fio implantado 114 contém uma ou mais antenas, tais como antena(s) dipolar(es) para receber e transmitir por meio da interface de RF 112. Em particular, o mecanismo de acoplamento entre a antena 110 e uma ou mais antenas no módulo de estimulação neural implantado 114 é um acoplamento radiativo elétrico e não um acoplamento indutivo. Em outras palavras, o acoplamento é por meio de um campo elétrico em vez de um campo magnético.
[0048] Por meio desse acoplamento radiativo elétrico, a antena TX 110 pode fornecer um sinal de entrada ao módulo de estimulação neural implantado 114. Esse sinal de entrada possui energia e pode conter formas de onda de estímulo de codificação de informação a ser aplicadas aos eletrodos do módulo estimulador neural implantado 114. Em algumas implementações, o nível de potência desse sinal de entrada determina diretamente uma amplitude aplicada (por exemplo, potência, corrente ou tensão) de um ou mais pulsos elétricos criados usando a energia elétrica contida no sinal de entrada. Dentro do estimulador neural sem fio implantado 114 estão componentes para demodulação do sinal de transmissão de RF e eletrodos para aplicar a estimulação ao tecido neuronal circundante.
[0049] O módulo gerador de pulso de RF 106 pode ser implantado subcutaneamente, ou pode ser utilizado na parte externa do corpo. Quando externo ao corpo, o módulo gerador de RF 106 pode ser incorporado em um modelo de cinto ou estojo para permitir o acoplamento radiativo elétrico através da pele e do tecido subjacente para transferir parâmetros de potência e/ou controle ao módulo estimulador neural implantado 114, o qual pode ser um estimulador passivo. Em qualquer caso, o(s) circuito(s) receptor(es) interno(s) ao módulo estimulador neural 114 pode(m) captar a energia irradiada pela antena TX 110 e converter essa energia em uma forma de onda elétrica. O(s) circuito(s) receptor(es) pode(m) ainda modificar a forma de onda para criar um pulso elétrico adequado para a estimulação do tecido neural e esse pulso pode ser aplicado ao tecido via pads de eletrodos.
[0050] Em algumas implementações, o módulo gerador de pulso de RF 106 pode controlar remotamente os parâmetros de estímulo (ou seja, os parâmetros dos pulsos elétricos aplicados ao tecido neural) e monitorar a realimentação do módulo estimulador neural sem fio 114 com base em sinais de RF recebidos do módulo estimulador neural sem fio implantado 114. Um algoritmo de detecção de realimentação implementado pelo módulo gerador de pulso de RF 106 pode monitorar os dados enviados via sem fio pelo módulo estimulador neural sem fio implantado 114, incluindo informações sobre a energia que o módulo estimulador neural sem fio implantado 114 está recebendo do gerador de pulso de RF e informações sobre a forma de onda do estímulo que está sendo aplicado aos pads de eletrodos. A fim de prover uma terapia eficiente para uma determinada condição médica, o sistema pode ser modulado para prover a melhor quantidade de excitação ou inibição às fibras nervosas por estimulação elétrica. Um método de controle de realimentação em circuito fechado pode ser utilizado no qual os sinais de saída do módulo estimulador neural sem fio implantado 114 são monitorados e utilizados para determinar o nível apropriado de corrente de estimulação neural para manter uma ativação neuronal eficiente, ou, em alguns casos, o paciente pode ajustar manualmente os sinais de saída em um método de controle em circuito aberto.
[0051] A Figura 2 mostra um diagrama detalhado de um exemplo do sistema de estimulação neural. Como descrito, o módulo de programação 102 pode compreender o sistema de entrada do usuário 202 e o subsistema de comunicação 208. O sistema de entrada do usuário 221 pode permitir que várias definições de parâmetros sejam ajustadas (em alguns casos, no modo de circuito aberto) pelo usuário na forma de conjuntos de instruções. O subsistema de comunicação 208 pode transmitir esses conjuntos de instruções (e outras informações) via conexão sem fio 104, como Bluetooth ou Wi-Fi, ao módulo gerador de pulso de RF 106, bem como receber dados do módulo 106.
[0052] Por exemplo, o módulo programador 102 que pode ser utilizado para vários usuários, como a unidade de controle do paciente ou unidade do programador do clínico, pode ser utilizado para enviar parâmetros de estimulação ao módulo gerador de pulso de RF 106. Os parâmetros de estimulação que podem ser controlados podem incluir a amplitude de pulso, frequência de pulso e largura de pulso nas faixas mostradas na Tabela 1. Nesse contexto, o termo pulso se refere à fase da forma de onda que produz estimulação do tecido diretamente; os parâmetros da fase de equilíbrio de carga (descritos abaixo) podem ser controlados da mesma maneira. O paciente e/ou o clínico também pode controlar, opcionalmente, a duração total e o padrão de tratamento.
[0053] O módulo estimulador neural implantável 114 ou módulo gerador de pulso de RF 114 pode ser programado inicialmente para satisfazer as definições de parâmetros específicas para cada paciente individual durante o processo de implantação inicial. Considerando que as doenças ou o próprio corpo podem mudar com o tempo, a capacidade de reajustar as definições de parâmetros pode ser benéfica para garantir a eficácia permanente da terapia de modulação neural.
[0054] O módulo programador 102 pode ser funcionalmente um dispositivo inteligente e aplicativo associado. O hardware do dispositivo inteligente pode incluir uma CPU 206 e ser utilizado como veículo para manusear a entrada pela tela de toque em uma interface gráfica para o usuário (GUI) 204 para processar e armazenar dados.
[0055] O módulo gerador de pulso de RF 106 pode ser conectado via conexão com fio 108 a uma antena TX externa 110. Alternativamente, tanto a antena quanto o gerador de pulso de RF estão localizados subcutaneamente (não ilustrados).
[0056] Os sinais enviados pelo módulo gerador de pulso de RF 106 ao estimulador implantado 114 podem incluir atributos de definição de potência e de parâmetros com relação à forma de onda de estímulo, amplitude, largura e frequência de pulso. O módulo gerador de pulso de RF 106 também pode funcionar como uma unidade receptora sem fio que recebe sinais de realimentação do módulo estimulador implantado 114. Para essa finalidade, o módulo gerador de pulso de RF 106 pode conter componentes microeletrônicos ou outro sistema de circuito elétrico para manusear a geração dos sinais transmitidos ao módulo estimulador 114, bem como manusear os sinais de realimentação, tais como aqueles oriundos do módulo estimulador 114. Por exemplo, o módulo gerador de pulso de RF 106 pode compreender subsistema controlador 214, oscilador de alta frequência 218, amplificador de RF 216, um interruptor de RF e um subsistema de realimentação 212.
[0057] O subsistema controlador 214 pode incluir uma CPU 230 para manipular processamento de dados, um subsistema de memória 228, como uma memória local, subsistema de comunicação 234 para se comunicar com o módulo programador 102 (incluindo receber parâmetros de estimulação do módulo programador), sistema de circuito elétrico de gerador de pulso 236 e conversores digitais/analógicos (D/A) 232.
[0058] O subsistema controlador 214 pode ser utilizado pelo paciente e/ou clínico para controlar as definições de parâmetros de estimulação (por exemplo, controlando os parâmetros do sinal enviado pelo módulo gerador de pulso de RF 106 ao módulo estimulador neural 114). Essas definições de parâmetros podem afetar, por exemplo, o nível de potência, corrente ou o formato de um ou mais pulsos elétricos. A programação dos parâmetros de estimulação pode ser executada usando o módulo de programação 102, como descrito acima, para definir a taxa de repetição, largura de pulso, amplitude e forma de onda que serão transmitidas pela energia de RF à antena de recepção (RX) 238, geralmente uma antena dipolar (embora outros tipos possam ser utilizados), no módulo estimulador neural sem fio implantado 214. O clínico pode ter a opção de travar e/ou ocultar determinadas definições dentro da interface do programador, limitando com isso a capacidade do paciente de visualizar ou ajustar certos parâmetros, porque o ajuste de determinados parâmetros pode exigir conhecimentos médicos detalhados de neurofisiologia, neuroanatomia, protocolos para modulação neural e limites de segurança da estimulação elétrica.
[0059] O subsistema controlador 214 pode armazenar as definições de parâmetros recebidas no subsistema de memória local 228 até que as definições de parâmetros sejam modificadas pelos novos dados de entrada recebidos do módulo de programação 102. A CPU 206 pode usar os parâmetros armazenados na memória local para controlar o circuito elétrico do gerador de pulso 236 para gerar uma forma de onda de estímulo que é modulada por um oscilador de alta frequência 218 na faixa de 300 MHz a 8 GHz. O sinal de RF resultante então pode ser amplificado pelo amplificador de RF 226 e depois enviado através de um interruptor de RF 223 para a antena TX 110 para chegar até a antena RX 238 através da profundidade do tecido.
[0060] Em algumas implementações, o sinal de RF enviado pela antena TX 110 pode ser simplesmente um sinal de transmissão de potência utilizado pelo módulo estimulador 114 para gerar pulsos elétricos. Em outras implementações, um sinal de telemetria também pode ser transmitido ao módulo estimulador 114 para enviar instruções sobre as várias operações do módulo estimulador 114. O sinal de telemetria pode ser enviado pela modulação do sinal da portadora (através da pele, se externo, ou através de outros tecidos corporais, se o módulo gerador de pulso 106 estiver implantado subcutaneamente). O sinal de telemetria é utilizado para modular o sinal da portadora (um sinal de alta frequência) que é acoplado à(s) antena(s) implantada(s) 238 e não interfere na entrada recebida no mesmo condutor para alimentar o implante. Em uma configuração, o sinal de telemetria e o sinal de alimentação são combinados em um sinal, onde o sinal de telemetria de RF é utilizado para modular o sinal de alimentação de RF e, portanto, o estimulador implantado é alimentado diretamente pelo sinal de telemetria recebido; os subsistemas separados no estimulador canalizam a potência contida no sinal e interpretam o conteúdo de dado do sinal.
[0061] O interruptor de RF 223 pode ser um dispositivo que serve a diversos fins, tais como um acoplador bidirecional, o qual passa o pulso de RF de amplitude relativamente alta e duração extremamente curta à antena TX 110 com perda mínima de inserção enquanto fornece simultaneamente duas saídas de baixo nível ao subsistema de realimentação 212; uma saída fornece um sinal de potência direta ao subsistema de realimentação 212, onde o sinal de potência direta é uma versão atenuada do pulso de RF enviado à antena TX 110 e a outra saída fornece um sinal de potência inversa a uma porta diferente do subsistema de realimentação 212, onde a potência inversa é uma versão atenuada da energia de RF refletida da antena TX 110.
[0062] Durante o tempo em ciclo (quando um sinal de RF está sendo transmitido ao estimulador 114), o interruptor de RF 223 é ajustado para enviar o sinal de potência direta ao subsistema de realimentação. Durante o tempo fora de ciclo (quando um sinal de RF não está sendo transmitido ao módulo estimulador 114), o interruptor de RF 223 pode mudar para um modo de recepção no qual a energia de RF refletida e/ou sinais de RF do módulo estimulador 114 são recebidos para análise no subsistema de realimentação 212.
[0063] O subsistema de realimentação 212 do módulo gerador de pulso de RF 106 pode incluir circuitos elétricos de recepção para receber e extrair sinais de telemetria ou outros sinais de realimentação do estimulador 114 e/ou a energia de RF refletida do sinal enviado pela antena TX 110. O subsistema de realimentação pode incluir um amplificador 226, um filtro 224, um demodulador 222 e um conversor A/D 220.
[0064] O subsistema de realimentação 212 recebe o sinal de potência direta e converte esse sinal CA de alta frequência em um nível CC que pode ser amostrado e enviado ao subsistema controlador 214. Dessa maneira, as características do pulso de RF gerado podem ser comparadas a um sinal de referência dentro do subsistema controlador 214. Caso haja uma disparidade (erro) em qualquer parâmetro, o subsistema controlador 214 pode ajustar a saída ao gerador de pulso de RF 106. A natureza do ajuste pode ser, por exemplo, proporcional ao erro computado. O subsistema controlador 214 pode incorporar entradas e limites adicionais em seu esquema de ajuste, como, por exemplo, a amplitude de sinal de potência inversa e qualquer valor máximo ou mínimo predeterminado para vários parâmetros de pulso.
[0065] O sinal de potência inversa pode ser utilizado para detectar condições de falha no sistema de alimentação de potência de RF. Em condição ideal, quando a antena TX 110 casou perfeitamente a impedância com o tecido que ela contata, as ondas eletromagnéticas geradas pelo gerador de pulso de RF 106 passam desimpedidas da antena TX 110 para o tecido corporal. Contudo, nas aplicações no mundo real, pode existir um alto grau de variabilidade nos tipos de corpos dos usuários, tipos de roupas que usam e posicionamento da antena 110 em relação à superfície do corpo. Considerando que a impedância da antena 110 depende da permissividade relativa do tecido subjacente e de quaisquer materiais intervenientes e também depende da distância de separação total da antena da pele, em qualquer aplicação dada pode haver uma descasamento de impedância na interface da antena TX 110 com a superfície do corpo. Quando ocorre esse descasamento, as ondas eletromagnéticas enviadas pelo gerador de pulso de RF 106 são parcialmente refletidas nessa interface e essa energia refletida se propaga no sentido inverso através da alimentação da antena.
[0066] O interruptor de RF do acoplador bidirecional 223 pode evitar que a energia de RF refletida se propague de volta para o amplificador 226 e pode atenuar esse sinal de RF refletido e enviar o sinal atenuado como sinal de potência inversa ao subsistema de realimentação 212. O sistema de realimentação 212 pode converter esse sinal CA de alta frequência em um nível CC que pode ser amostrado e enviado ao subsistema controlador 214. O sistema controlador 214 pode então calcular a relação da amplitude do sinal de potência inversa para a amplitude do sinal de potência direta. A relação da amplitude do sinal de potência inversa para o nível de amplitude da potência direta pode indicar a gravidade do descasamento de impedância.
[0067] Para detectar as condições de descasamento de impedância, o subsistema controlador 214 pode medir a relação de potência refletida em tempo real, e de acordo com os limites predefinidos para essa medição, o subsistema controlador 214 pode modificar o nível de potência de RF gerado pelo gerador de pulso de RF 106. Por exemplo, para um grau moderado de potência refletida, o modo de ação pode ser o subsistema controlador 214 aumentar a amplitude da potência de RF enviada à antena TX 110 que seria necessária para compensar um acoplamento da antena TX ao corpo ligeiramente não ideal, porém aceitável. Para relações de potência refletida maiores, o modo de ação pode ser evitar a operação do gerador de pulso de RF 106 e definir um código de falha para indicar que a antena TX 110 tem pouco ou nenhum acoplamento com o corpo. Esse tipo de condição de falha de potência refletida também pode ser gerado por uma conexão insatisfatória ou interrompida com a antena TX. Em qualquer caso, pode ser desejável paralisar a transmissão RF quando a relação de potência refletida estiver acima de um limite definido, porque a potência refletida internamente pode levar ao aquecimento indesejado dos componentes internos e essa condição de falha significa que o sistema não pode fornecer potência suficiente ao estimulador neural sem fio implantado e, portanto, não pode aplicar a terapia ao usuário.
[0068] O controlador 242 do estimulador 114 pode transmitir sinais informativos, tais como um sinal de telemetria através da antena 238 para se comunicar com o módulo gerador de pulso de RF 106 durante seu ciclo de recepção. Por exemplo, o sinal de telemetria do estimulador 114 pode ser acoplado ao sinal modulado na(s) antena(s) dipolar(es) 238 durante o estado ligado e desligado do circuito de transistor para habilitar ou desabilitar uma forma de onda que produz os aumentos de sinal de RF necessários para transmitir ao módulo gerador de pulso externo (ou implantado remotamente) 106. A(s) antena(s) 238 pode(m) ser conectada(s) aos eletrodos 254 em contato com o tecido para prover um trajeto de retorno para o sinal transmitido. Um conversor A/D (não ilustrado) pode ser utilizado para transferir dados armazenados para um padrão em série que pode ser transmitido no sinal modulado por pulso da(s) antena(s) interna(s) 238 do estimulador neural.
[0069] Um sinal de telemetria do módulo estimulador neural sem fio implantado 114 pode incluir parâmetros de estímulo, como, por exemplo, a potência e a amplitude da corrente que é aplicada ao tecido pelos eletrodos. O sinal de realimentação pode ser transmitido ao módulo gerador de pulso de RF 116 para indicar a força do estímulo no feixe nervoso por meio do acoplamento do sinal à antena RX implantada 238, a qual irradia o sinal de telemetria para o módulo gerador de pulso de RF externo (ou implantado remotamente) 106. O sinal de realimentação pode incluir um sinal da portadora modulado por pulso de telemetria analógico ou digital ou ambos. Dados como os parâmetros de pulso de estimulação e características medidas de desempenho do estimulador podem ser armazenados em um dispositivo de memória interno dentro do estimulador neural implantado 114 e enviados no sinal de telemetria. A frequência do sinal da portadora pode estar na faixa de 300 MHz a 8 GHz.
[0070] No subsistema de realimentação 212, o sinal de telemetria pode ser modulado para baixo usando o demodulador 222 e digitalizado sendo processado por meio de um conversor analógico para digital (A/D). O sinal de telemetria digital pode então ser encaminhado para uma CPU 230 com código integrado, com a opção de reprogramar, transformar o sinal em uma medida de corrente correspondente no tecido com base na amplitude do sinal recebido. A CPU 230 do subsistema controlador 214 pode comparar os parâmetros de estímulo relatados àqueles guardados na memória local 228 para comprovar se o(s) estimulador(es) 114 aplicou(aplicaram) os estímulos especificados ao tecido. Por exemplo, se o estimulador relatar uma corrente mais baixa do que a especificada, o nível de potência do módulo gerador de pulso de RF 106 pode ser aumentada para que o estimulador neural implantado 114 tenha mais potência disponível para estimulação. O estimulador neural implantado 114 pode gerar dados de telemetria em tempo real, por exemplo, a uma taxa de 8 kbits por segundo. Todos os dados de realimentação recebidos do módulo do condutor implantado 114 podem ser registrados com base no tempo e amostrados para serem armazenados para recuperação em um sistema de monitoramento remoto acessível pelo profissional de saúde para correlações de tendências e estatísticas.
[0071] A sequência de sinais de RF remotamente programáveis recebidos pela(s) antena(s) interna(s) 238 pode ser condicionada em formas de onda que são controladas dentro do estimulador implantável 114 pelo subsistema de controle 242 e encaminhadas aos eletrodos apropriados 254 que são colocados em proximidade com o tecido a ser estimulado. Por exemplo, o sinal de RF transmitido pelo módulo gerador de pulso de RF 106 pode ser recebido pela antena RX 238 e processado pelo sistema de circuitos, de modo que o sistema de circuitos condicionadores de forma de onda 240 dentro do módulo estimulador neural sem fio implantado 114 seja convertido em pulsos elétricos aplicados aos eletrodos 254 através da interface de eletrodo 252. Em algumas implementações, o estimulador implantado 114 contém entre dois e dezesseis eletrodos 254.
[0072] O sistema de circuitos de condicionamento de forma de onda 240 pode incluir um retificador 244, o qual retifica o sinal recebido pela antena RX 238. O sinal retificado pode ser alimentado ao controlador 242 para receber instruções codificadas do módulo gerador de pulso de RF 106. O sinal do retificador também pode ser alimentado ao componente de equilíbrio de carga 246 que é configurado para criar um ou mais pulsos elétricos de modo que um ou mais pulsos elétricos resultem em uma carga líquida substancialmente zero em um ou mais eletrodos (ou seja, os pulsos têm a carga equilibrada). Os pulsos com carga equilibrada são passados através do limitador de corrente 248 até a interface de eletrodo 252, a qual aplica os pulsos aos eletrodos 254, conforme o caso.
[0073] O limitador de corrente 248 garante que o nível de corrente dos pulsos aplicados aos eletrodos 254 não esteja acima de um nível de corrente limiar. Em algumas implementações, uma amplitude (por exemplo, nível de corrente, nível de tensão ou nível de potência) do pulso de RF recebido determina diretamente a amplitude do estímulo. Nesse caso, pode ser especialmente benéfico incluir o limitador de corrente 248 para evitar a aplicação de corrente ou carga em excesso através dos eletrodos, embora o limitador de corrente 248 possa ser utilizado em outras implementações onde não seja o caso. De modo geral, para um eletrodo dado possuindo uma área de superfície de vários milímetros quadrados, é a carga por fase que deve ser limitada para segurança (onde a carga aplicada por uma fase de estímulo é integral da corrente). Porém, em alguns casos, ao contrário, o limite pode ser colocado na corrente, onde a corrente máxima multiplicada pela duração máxima possível de pulso é menor ou igual à carga segura máxima. Mais geralmente, o limitador 248 atua como um limitador de carga que limita uma característica (por exemplo, corrente ou duração) dos pulsos elétricos para que a carga por fase permaneça abaixo de um nível limiar (geralmente, um limite seguro de carga).
[0074] No caso do estimulador neural sem fio implantado 114 recebe um pulso “forte” de potência de RF suficiente para gerar um estímulo que excederia o limite seguro de carga predeterminado, o limitador de corrente 248 pode limitar automaticamente ou “recortar” a fase de estímulo para manter a carga total da fase dentro do limite de segurança. O limitador de corrente 248 pode ser um componente limitador de corrente passiva que corta o sinal para os eletrodos 254 assim que o limite seguro de corrente (o nível de corrente limiar) é atingido. Alternativamente, ou adicionalmente, o limitador de corrente 248 pode se comunicar com a interface de eletrodo 252 para desligar todos os eletrodos 254 para evitar níveis de corrente que danifiquem o tecido.
[0075] Um evento de recorte pode disparar o modo de controle de realimentação do limitador de corrente. A ação de recorte pode fazer com que o controlador envie um sinal de dado de potência limiar ao gerador de pulsos 106. O subsistema de realimentação 212 detecta o sinal de potência limiar e demodula o sinal em dados que são comunicados ao subsistema controlador 214. Os algoritmos do subsistema controlador 214 podem atuar nessa condição limitadora de corrente reduzindo especificamente a potência de RF gerada pelo gerador de pulsos de RF, ou cortando a potência completamente. Desse modo, o gerador de pulsos 106 pode reduzir a potência de RF aplicada ao corpo se o estimulador neural sem fio implantado 114 informar estar recebendo potência de RF em excesso.
[0076] O controlador 250 do estimulador 205 pode se comunicar com a interface de eletrodo 252 para controlar vários aspectos da configuração dos eletrodos e pulsos aplicados aos eletrodos 254. A interface de eletrodo 252 pode atuar como multiplex e controlar a polaridade e comutação de cada um dos eletrodos 254. Por exemplo, em algumas implementações, o estimulador sem fio 106 possui vários eletrodos 254 em contato com o tecido e para um estímulo dado, o módulo gerador de pulso de RF 106 pode designar, arbitrariamente, um ou mais eletrodos para 1) atuar como eletrodo de estimulação, 2) atuar como eletrodo de retorno, ou 3) ficar inativo pela comunicação da designação enviada via sem fio com as instruções de parâmetros, as quais o controlador 250 utiliza para definir a interface de eletrodo 252, conforme o caso. Pode ser fisiologicamente vantajoso designar, por exemplo, um ou dois eletrodos como eletrodos de estimulação e designar todos os eletrodos restantes como eletrodos de retorno.
[0077] Também, em algumas implementações, para um pulso de estímulo dado, o controlador 250 pode controlar a interface de eletrodo 252 para dividir a corrente arbitrariamente (ou de acordo com as instruções do módulo gerador de pulso 106) entre os eletrodos de estimulação designados. Esse controle da designação de eletrodos e o controle de corrente podem ser vantajosos porque na prática os eletrodos 254 podem ser distribuídos espacialmente ao longo de várias estruturas neurais e através da seleção estratégica da localização do eletrodo de estimulação e da proporção de corrente especificada para cada localização, a distribuição de corrente agregada no tecido pode ser modificada para ativar seletivamente os alvos neurais específicos. Essa estratégia de direcionamento de corrente pode melhorar o efeito terapêutico para o paciente.
[0078] Em outra implementação, o curso de tempo dos estímulos pode ser manipulado arbitrariamente. Uma determinada forma de onda de estímulo pode ser iniciada no tempo T_início e terminada no tempo T_final, e esse curso de tempo pode ser sincronizado em todos os eletrodos de estimulação e retorno; ainda, a frequência de repetição desse ciclo de estímulo pode ser sincronizada para todos os eletrodos. Contudo, o controlador 250, por conta própria ou em resposta às instruções do gerador de pulsos 106, pode controlar a interface de eletrodo 252 para designar um ou mais subconjuntos de eletrodos para aplicar formas de onda de estímulo com tempos de início e parada não sincronizados e a frequência de repetição de cada ciclo de estímulo pode ser especificada arbitrária e independentemente.
[0079] Por exemplo, um estimulador tendo oito eletrodos pode ser configurado para ter um subconjunto de cinco eletrodos, chamado de conjunto A, e um subconjunto de três eletrodos, chamado de conjunto B. O conjunto A pode ser configurado para usar dois de seus eletrodos como eletrodos de estimulação e o restante sendo eletrodos de retorno. O conjunto B pode ser configurado para ter apenas um eletrodo de estimulação. O controlador 250 pode então especificar esse conjunto A para aplicar uma fase de estímulo com corrente de 3 mA por uma duração de 200 μs seguida de uma fase de equilíbrio de carga de 400 μs. Esse ciclo de estímulo pode ser especificado para repetir a uma taxa de 60 ciclos por segundo. Então, para o conjunto B, o controlador 250 pode especificar uma fase de estímulo com corrente de 1 mA por uma duração de 500 μs seguida de uma fase de equilíbrio de carga de 800 μs. A taxa de repetição para o ciclo de estímulo do conjunto B pode ser definida independentemente do conjunto A, por exemplo, pode ser especificada a 25 ciclos por segundo. Ou, se o controlador 250 foi configurado para combinar a taxa de repetição para o conjunto B à do conjunto A, nesse caso, o controlador 250 pode especificar os tempos de início relativos dos ciclos de estímulo para que sejam coincidentes ou arbitrariamente afastados entre si por algum intervalo de retardo.
[0080] Em algumas implementações, o controlador 250 pode modelar arbitrariamente a amplitude da forma de onda de estímulo e pode fazê-lo em resposta às instruções do gerador de pulsos 106. A fase de estímulo pode ser aplicada por uma fonte de corrente constante ou fonte de tensão constante e esse tipo de controle pode gerar formas de onda características que são estáticas, ou seja, uma fonte de corrente constante gera um pulso retangular característico no qual a forma de onda da corrente possui uma elevação muito íngreme, uma amplitude constante pela duração do estímulo e, então, um retorno muito íngreme à linha de partida. Alternativamente, ou adicionalmente, o controlador 250 pode aumentar ou diminuir o nível de corrente a qualquer tempo durante a fase de estímulo e/ou durante a fase de equilíbrio de carga. Portanto, em algumas implementações, o controlador 250 pode aplicar arbitrariamente formas de onda de estímulo modeladas, como, por exemplo, um pulso triangular, pulso sinusoidal ou pulso gaussiano. De modo semelhante, a fase de equilíbrio de carga pode ser a amplitude modelada arbitrariamente e levando, de modo semelhante, um pulso anódico (antes da fase de estímulo) também pode ter a amplitude modelada.
[0081] Como descrito acima, o estimulador 114 pode incluir um componente de equilíbrio de carga 246. De modo geral, para pulsos de estimulação de corrente constante, os pulsos devem ter a carga equilibrada fazendo com que a quantidade de corrente catódica iguale a quantidade de corrente anódica, o que geralmente é chamado de estimulação bifásica. A densidade de carga é a quantidade de corrente vezes a duração em que é aplicada e normalmente é expressa em unidades μC/cm2. A fim de evitar reações eletroquímicas irreversíveis, tais como mudança de pH, dissolução de eletrodo, bem como destruição do tecido, não deve aparecer carga líquida na interface eletrodo- eletrólito e geralmente é aceitável ter uma densidade de carga menor que 30 μC/cm2. Pulsos de corrente de estimulação bifásica garantem que não apareça carga líquida no eletrodo após cada ciclo de estimulação e os processos eletroquímicos são equilibrados para impedir correntes CC líquidas. O estimulador neural 114 pode ser projetado para assegurar que a forma de onda de estímulo resultante tenha uma carga líquida zero. Os estímulos com carga equilibrada são considerados os que possuem mínimos efeitos prejudiciais para o tecido reduzindo ou eliminando produtos de reação eletroquímica criados na interface eletrodo-tecido.
[0082] Um pulso de estímulo pode ter tensão ou corrente negativa, chamada de fase catódica da forma de onda. Os eletrodos de estimulação podem ter pulsos catódicos e anódicos em tempos diferentes durante o ciclo de estímulo. Um eletrodo que aplica uma corrente negativa com amplitude suficiente para estimular o tecido neural adjacente é chamado de “eletrodo de estimulação”. Durante a fase de estímulo, o eletrodo de estimulação atua como coletor de corrente. Um ou mais eletrodos adicionais atuam como fonte de corrente e esses eletrodos são chamados de “eletrodos de retorno”. Os eletrodos de retorno são colocados em outro lugar no tecido a alguma distância dos eletrodos de estimulação. Quando uma fase de estímulo negativo típico é aplicada ao tecido no eletrodo de estimulação, o eletrodo de retorno possui uma fase de estímulo positivo. Durante a fase de equilíbrio de carga subsequente, as polaridades de cada eletrodo são invertidas.
[0083] Em algumas implementações, o componente de equilíbrio de carga 246 usa capacitor(es) de bloqueio colocado(s) eletricamente em série com os eletrodos de estimulação e tecido do corpo, entre a ponta de geração de estímulo dentro do sistema de circuitos do estimulador e a ponta de aplicação de estímulo ao tecido. Dessa maneira, uma rede de resistor-capacitor (RC) pode ser formada. Em um estimulador com múltiplos eletrodos, capacitor(es) de equilíbrio de carga pode(m) ser utilizado(s) para cada eletrodo ou capacitor(es) centralizado(s) pode(m) ser utilizado(s) dentro do sistema de circuitos do estimulador antes do ponta de seleção de eletrodo. A rede RC pode bloquear a corrente direta (CC), contudo, também pode evitar que a corrente alternada (CA) de baixa frequência passe para o tecido. A frequência abaixo da qual a rede RC em série bloqueia essencialmente os sinais é comumente chamada de frequência de corte e em uma configuração, o projeto do sistema do estimulador pode assegurar que a frequência de corte não esteja acima da frequência fundamental da forma de onda de estímulo. Nesta configuração da presente invenção, o estimulador sem fio pode ter um capacitor de equilíbrio de carga com um valor escolhido de acordo com a resistência em série medida dos eletrodos e o ambiente do tecido no qual o estimulador está implantado. Selecionando um valor de capacitância específico, a frequência de corte da rede RC nessa configuração está na frequência fundamental do pulso de estímulo ou abaixo dela.
[0084] Em outras implementações, a frequência de corte pode ser escolhida para que fique na frequência fundamental do estímulo ao acima dela e nesse cenário, a forma de onda do estímulo criada antes do capacitor de equilíbrio de carga, chamada de forma de onda de comando, pode ser projetada para não ser estacionária, onde o envelope da forma de onda de comando é variado durante o pulso de comando. Por exemplo, em uma configuração, a amplitude inicial da forma de onda de comando é definida em uma amplitude inicial Vi, e a amplitude é aumentada durante o pulso até atingir um valor final k*Vi. Mudando a amplitude da forma de onda de comando ao longo do tempo, o formato da forma de onda de estímulo passado através do capacitor de equilíbrio de carga também é modificado. O formato da forma de onda de estímulo pode ser modificado nesse modo para criar um estímulo fisiologicamente vantajoso.
[0085] Em algumas implementações, o módulo estimulador neural sem fio 114 pode criar um envelope de forma de onda de comando que segue o envelope do pulso de RF recebido pela(s) antena(s) dipolar(es) receptora(s) 238. Nesse caso, o módulo gerador de pulso de RF 106 pode controlar diretamente o envelope da forma de onda de comando dentro do estimulador neural sem fio 114 e, portanto, pode não ser necessário o armazenamento de energia dentro do próprio estimulador. Nessa implementação, o sistema de circuitos do estimulador pode modificar o envelope da forma de onda de comando, ou pode passá-lo diretamente para o capacitor de equilíbrio de carga e/ou estágio de seleção de eletrodo.
[0086] Em algumas implementações, o estimulador neural implantado 114 pode aplicar uma forma de onda de comando monofásica ao capacitor de equilíbrio de carga, ou pode aplicar formas de onda de comando multifásicas. No caso de uma forma de onda de comando monofásica, por exemplo, um impulso retangular negativo, esse pulso compreende a fase de estímulo fisiológico e o capacitor de equilíbrio de carga é polarizado (carregado) durante essa fase. Depois de completado o pulso de comando, a função de equilíbrio de carga é executada unicamente pela descarga passiva do capacitor de equilíbrio de carga, onde dissipa sua carga através do tecido em polaridade oposta em relação ao estímulo precedente. Em uma implementação, um resistor dentro do estimulador facilita a descarga do capacitor de equilíbrio de carga. Em algumas implementações, usando uma fase de descarga passiva, o capacitor pode permitir uma descarga quase completa antes do início do pulso de estímulo subsequente.
[0087] No caso de formas de onda de comando multifásicas, o estimulador sem fio pode realizar a comutação interna para passar os impulsos negativo ou positivo (fases) para o capacitor de equilíbrio de carga. Esses pulsos podem ser aplicados em qualquer sequência e com amplitudes e formatos de onda variados para obter o efeito fisiológico desejado. Por exemplo, a fase de estímulo pode ser seguida de uma fase de equilíbrio de carga acionada ativamente e/ou a fase de estímulo pode ser precedida de uma fase oposta. Preceder o estímulo com uma fase de polaridade oposta, por exemplo, pode ter a vantagem de reduzir a amplitude da fase de estímulo necessária para excitar o tecido.
[0088] Em algumas implementações, a amplitude e sincronia das fases de estímulo e equilíbrio de carga são controlados pela amplitude e sincronia de pulsos de RF do módulo gerador de pulso de RF 106 e em outras esse controle pode ser administrado internamente pelo sistema de circuito embutido no estimulador sem fio 114, como o controlador 250. No caso do controle embutido, a amplitude e sincronia podem ser especificadas e modificadas pelos comandos de dados fornecidos pelo módulo gerador de pulso 106.
[0089] A Figura 3 é um fluxograma mostrando um exemplo de uma operação do sistema de estimulador neural. No bloco 302, o estimulador neural sem fio 114 é implantado em proximidade com os feixes nervosos e é acoplado ao campo elétrico produzido pela antena TX 110. Ou seja, o módulo gerador de pulso 106 e a antena TX 110 são posicionados de modo (por exemplo, em proximidade com o paciente) que a antena TX 110 seja radiativa e eletricamente acoplada à antena RX 238 implantada do estimulador neural 114. Em certas implementações, tanto a antena 110 quanto o gerador de pulsos de RF 106 estão localizados subcutaneamente. Em outras implementações, a antena 110 e o gerador de pulsos de RF 106 estão localizados na parte externa do corpo do paciente. Nesse caso, a antena TX 110 pode ser acoplada diretamente à pele do paciente.
[0090] A energia do gerador de pulso de RF é irradiada ao estimulador neural sem fio implantado 114 a partir da antena 110 através do tecido, como mostrado no bloco 304. A energia irradiada pode ser controlada pelas entradas de Parâmetros do Paciente/Médico no bloco 301. Em alguns casos, as configurações de parâmetros podem ser ajustadas em um circuito aberto pelo paciente ou clínico que ajustaria as entradas de parâmetros no bloco 301 do sistema.
[0091] O estimulador sem fio implantado 114 utiliza a energia recebida para gerar pulsos elétricos a serem aplicados ao tecido neural através dos eletrodos 238. Por exemplo, o estimulador 114 pode conter sistema de circuitos que retifica a energia RF recebida e condiciona a forma de onda para equilibrar a carga da energia aplicada aos eletrodos para estimular os nervos ou tecidos visados, como mostrado no bloco 306. O estimulador implantado 114 se comunica com o gerador de pulsos 106 usando a antena 238 para enviar um sinal de telemetria, como mostrado no bloco 308. O sinal de telemetria pode conter informações de parâmetros dos pulsos elétricos aplicados aos eletrodos, tais como a impedância dos eletrodos, se o limite de corrente seguro foi atingido ou a amplitude da corrente que é apresentada ao tecido pelos eletrodos.
[0092] No bloco 310, o gerador de pulsos de RF 106 detecta, amplifica, filtra e modula o sinal de telemetria recebido usando o amplificador 226, filtro 224 e demodulador 222, respectivamente. O conversor A/D 230 então digitaliza o sinal analógico resultante, como mostrado em 312. O sinal de telemetria digital é encaminhado à CPU 230, a qual determina se os parâmetros do sinal enviado ao estimulador 114 precisam ser ajustados com base no sinal de telemetria digital. Por exemplo, no bloco 314, a CPU 230 compara as informações do sinal digital a uma tabela de consulta que pode indicar uma alteração adequada dos parâmetros de estimulação. A alteração indicada pode ser, por exemplo, uma mudança do nível de corrente dos pulsos aplicados aos eletrodos. Como consequência, a CPU pode alterar a potência de saída do sinal enviado ao estimulador 114 de forma a ajustar a corrente aplicada pelos eletrodos 254, como mostrado no bloco 316.
[0093] Dessa maneira, por exemplo, a CPU 230 pode ajustar os parâmetros do sinal enviado ao estimulador 114 a cada ciclo para combinar com a configuração de amplitude de corrente desejada programada pelo paciente, como ilustrado no bloco 318. O status do sistema do estimulador pode ser amostrado em tempo real a uma taxa de 8 kbits por segundo de dados de telemetria. Todos os dados de realimentação recebidos do estimulador 114 podem ser mantidos contra o tempo e amostrados por minuto para serem armazenados para transferência de ou para um sistema de monitoramento remoto acessível pelo profissional de saúde para correlações de tendências e estatísticas no bloco 318. Se operado no modo de circuito aberto, a operação do sistema de estimulador pode ser reduzida apenas aos elementos funcionais mostrados nos blocos 302, 304, 306 e 308 e o paciente usa seu discernimento para ajustar as configurações dos parâmetros em vez da realimentação em circuito fechado do dispositivo implantado.
[0094] A Figura 4 é um fluxograma mostrando um exemplo de uma operação do sistema quando o nível de corrente nos eletrodos 254 está acima do limite admitido. Em certos casos, o estimulador neural implantado sem fio 114 pode receber um sinal de potência de entrada com um nível de corrente acima de um limite de corrente seguro estabelecido, como mostrado no bloco 402. Por exemplo, o limitador de corrente 248 pode determinar se a corrente está acima de um limite de ampères de segurança estabelecido para o tecido, como mostrado no bloco 404. Se o limitador de corrente detectar que a corrente está acima do limite, ele pode impedir que o sinal de alta potência danifique o tecido circundante em contato com os eletrodos, como mostrado no bloco 406, cujas operações são como descrito acima em conjunto com a Figura 2.
[0095] Um capacitor pode armazenar o excesso de potência, como mostrado no bloco 408. Quando o limitador de corrente detecta que a corrente está acima do limite, o controlador 250 pode usar a potência em excesso disponível para transmitir um pequeno burst de transmissão de dados de 2 bits de volta ao gerador de pulsos de RF 106, como mostrado no bloco 410. O burst de transmissão de dados de 2 bits pode ser transmitido através da(s) antena(s) do estimulador neural sem fio implantado 238 durante o ciclo de recepção do gerador de pulsos de RF, como mostrado no bloco 412. A antena do gerador de pulsos de RF 110 pode receber o burst de transmissão de dados de 2 bits durante seu ciclo de recepção, como mostrado no bloco 414, a uma taxa de 8 kbps e pode transmitir de volta o burst de dados ao subsistema de realimentação do gerador de pulsos de RF 212 que está monitorando toda potência inversa, como mostrado no bloco 416. A CPU 230 pode analisar sinais do subsistema de realimentação 202, como mostrado no bloco 418 e se não houver burst de dados presente, não podem ser feitas alterações nos parâmetros de estimulação, como mostrado no bloco 420. Se o burst de dados estiver presente na análise, a CPU 230 pode cortar toda potência de transmissão por um ciclo, como mostrado no bloco 422.
[0096] Se o burst de dados continuar, o gerador de pulsos de RF 106 pode enviar uma notificação de “perigo de potência de proximidade” ao aplicativo no módulo programador 102, como mostrado no bloco 424. Essa notificação de perigo de proximidade ocorre porque o gerador de pulsos de RF cessou sua transmissão de potência. Essa notificação significa que uma forma não autorizada de energia está alimentando o implante acima dos níveis de segurança. O aplicativo pode alertar o usuário para o perigo e que o usuário deve sair da área imediata para reiniciar a terapia de modulação neural, como mostrado no bloco 426. Se após um ciclo, o burst de dados tiver parado, o gerador de pulsos de RF 106 pode aumentar lentamente a potência de transmissão a incrementos de 5% a 75%, por exemplo, dos níveis de amplitude de corrente anteriores, como mostrado no bloco 428. O usuário pode então ajustar manualmente o nível de amplitude de corrente aumentando-o por sua própria conta e risco. Durante a elevação, o gerador de pulsos de RF 106 pode notificar o aplicativo do seu progresso e o aplicativo pode notificar o usuário de que havia um nível de potência inseguro e que o sistema está aumentando de novo, como mostrado no bloco 430.
[0097] A Figura 5 é um diagrama mostrando exemplos de sinais que podem ser utilizados para detectar descasamento de impedância. Como descrito acima, um sinal de potência direta e um sinal de potência inversa podem ser utilizados para detectar um descasamento de impedância. Por exemplo, um pulso de RF 502 gerado pelo gerador de pulsos de RF pode passar por um dispositivo, como um acoplador bidirecional, para a antena TX 110. A antena TX 110 então irradia o sinal RF no corpo, onde a energia é recebida pelo estimulador neural sem fio implantado 114 e convertida em um pulso de estimulação de tecido. O acoplador passa uma versão atenuada desse sinal RF, potência direta 510, ao subsistema de realimentação 212. O sistema de realimentação 212 demodula o sinal CA e calcula a amplitude da potência direta de RF e esse dado é passado ao subsistema controlador 214. De modo semelhante, o acoplador bidirecional (ou componente semelhante) também recebe energia de RF refletida de volta pela antena TX 110 e passa uma versão atenuada desse sinal RF, potência inversa 512 ao subsistema de realimentação 212. O subsistema de realimentação 212 demodula o sinal CA e calcula a amplitude da potência de RF refletida e esse dado é passado ao subsistema controlador 214.
[0098] O caso ideal é quando a antena TX 110 pode ter o casamento perfeito de impedância com o corpo para que a energia de RF passe desimpedida pela interface da antena TX 110 ao corpo e sem que a energia de RF seja refletida na interface. Portanto, nesse melhor caso, a potência inversa 512 pode ter uma amplitude perto de zero, como mostrado pelo sinal 504 e a relação de potência inversa 512 para potência direta 510 é zero. Nessa circunstância, não existe condição de erro e o controlador 214 define uma mensagem de sistema de que a operação é a melhor.
[0099] Na prática, o casamento de impedância da antena TX 204 com o corpo pode não ser a melhor e parte da energia do pulso de RF 502 é refletida pela interface da antena TX 110 e corpo. Isso pode ocorrer, por exemplo, se a antena TX 110 for mantida um pouco distante da pele por uma peça do vestuário. Esse acoplamento da antena ineficiente faz com que uma pequena parte da energia direta de RF seja refletida na interface e isso é mostrado como o sinal 506. Nesse caso, a relação de potência inversa 512 para potência direta 510 é pequena, mas uma relação pequena implica que a maior parte da energia de RF ainda é irradiada pela antena TX 110, portanto, essa condição é aceitável dentro do algoritmo de controle. Essa determinação da relação de reflexão aceitável pode ser feita dentro do subsistema controlador 214 com base em um limite programado e o subsistema controlador 214 pode gerar um alerta de baixa prioridade para ser enviado à interface do usuário. Além disso, o subsistema controlador 214 que detecta a condição de uma pequena relação de reflexão pode aumentar moderadamente a amplitude do pulso de RF 502 para compensar a perda moderada de transferência de energia direta ao estimulador neural sem fio implantado 114.
[00100] Durante o uso diário operacional, a antena TX 110 pode ser retirada acidentalmente do corpo inteiramente, em cujo caso a antena TX terá um acoplamento com o corpo muito ruim (se houver). Nesta ou em outras circunstâncias, uma proporção relativamente alta da energia de pulso de RF é refletida como sinal 508 da antena TX 110 e alimentada de volta ao sistema de alimentação de RF. De modo semelhante, esse fenômeno pode ocorrer se a conexão com a antena TX for fisicamente interrompida, em cujo caso praticamente 100% da energia de RF são refletidos de volta do ponto da interrupção. Nesses casos, a relação de potência inversa 512 para potência direta 510 é muito alta e o subsistema controlador 214 determinará se a relação excedeu o limite aceitável. Nesse caso, o subsistema controlador 214 pode impedir que qualquer outro pulso de RF seja gerado. O desligamento do módulo gerador de pulso de RF 106 pode ser relatado à interface de usuário para informar ao usuário que a terapia por estimulação não pode ser feita.
[00101] A Figura 6 é um diagrama mostrando exemplos de sinais que podem ser utilizados durante a operação do sistema de estimulador neural. De acordo com algumas implementações, a amplitude do pulso de RF 602 recebido pelo estimulador neural sem fio implantado 114 pode controlar diretamente a amplitude do estímulo 630 aplicado ao tecido. A duração do pulso de RF 608 corresponde à largura de pulso especificada do estímulo 630. Durante a operação normal, o módulo gerador de pulso de RF 106 envia uma forma de onda de pulso de RF 602 via antena TX 110 para o corpo e a forma de onda de pulso de RF 608 pode representar o pulso de RF correspondente recebido pelo estimulador neural sem fio implantado 114. Nesse caso, a potência recebida possui uma amplitude adequada para gerar um pulso de estímulo seguro 630. O pulso de estímulo 630 está abaixo do limite de segurança 626 e não existe condição de erro. Em outro exemplo, a atenuação entre a antena TX 110 e o estimulador neural sem fio implantado 114 foi reduzida inesperadamente, por exemplo, devido ao reposicionamento da antena TX 110 pelo usuário. Essa atenuação reduzida pode levar ao recebimento de uma amplitude de forma de onda de pulso de RF maior 612 no estimulador neural 114. Embora o pulso de RG 602 seja gerado com a mesma amplitude de antes, o acoplamento de RF melhorado entre a antena TX 110 e o estimulador neural sem fio implantado 114 pode fazer com que o pulso de RF recebido 612 tenha uma amplitude maior. O estimulador neural sem fio implantado 114 nessa situação pode gerar um estímulo maior 632 em resposta ao aumento do pulso de RF recebido 612. Contudo, nesse exemplo, a potência recebida 612 é capaz de gerar um estímulo 632 que excede o limite de segurança prudente para o tecido. Nessa situação, o modo de controle de realimentação do limitador de corrente pode operar para recortar a forma de onda do pulso de estímulo 632, para que o estímulo aplicado seja mantido dentro do limite de segurança predefinido 626. O evento de recorte 628 pode ser comunicado por meio do subsistema de realimentação 212, como descrito acima, e, subsequentemente, o subsistema controlador 214 pode reduzir a amplitude especificada para o pulso de RF. Consequentemente, a amplitude do pulso de RF subsequente 604 é reduzida e, correspondentemente, a amplitude do pulso de RF recebido 616 é reduzida para um nível adequado (nível sem recorte). Desse modo, o modo de controle de realimentação do limitador de corrente pode operar para reduzir a potência de RF aplicada ao corpo se o estimulador neural sem fio implantado 114 receber potência de RF em excesso.
[00102] Em outro exemplo, a forma de onda de pulso de RF 606 representa um pulso de RF de maior amplitude gerado como resultado da entrada do usuário na interface do usuário. Nessa circunstância, o pulso de RF 620 recebido pelo estimulador neural sem fio implantado 14 tem a amplitude aumentada e, de modo semelhante, o modo de realimentação do limitador de corrente opera para impedir que o estímulo 636 exceda o limite de segurança 626. Mais uma vez, esse evento de recorte 628 pode ser comunicado por meio do subsistema de realimentação 212, e, subsequentemente, o subsistema controlador 214 pode reduzir a amplitude do pulso de RF, eliminando com isso a entrada pelo usuário. O pulso de RF reduzido 604 pode produzir amplitudes correspondentemente menores das formas de onda recebidas 616 e o recorte da corrente de estímulo pode não ser mais necessário para manter a corrente dentro do limite de segurança. Desse modo, a realimentação do limitador de corrente pode reduzir a potência de RF aplicada ao corpo se o estimulador neural sem fio implantado 114 informar estar recebendo potência de RF em excesso.
[00103] A Figura 7 é um fluxograma mostrando um processo para o usuário controlar o estimulador neural sem fio implantável por meio de um programador em um sistema de realimentação de circuito aberto. Em uma implementação do sistema, o usuário possui um estimulador neural sem fio implantado em seu corpo, o gerador de pulso de RF 106 envia a potência de pulso de estimulação via sem fio ao estimulador 114 e um aplicativo no módulo programador 102 (por exemplo, um dispositivo inteligente) se comunica com o gerador de pulsos de RF 106. Nessa implementação, se um usuário quiser observar o status corrente do funcionamento do gerador de pulsos, como mostrado no bloco 702, o usuário pode abrir o aplicativo, como mostrado no bloco 704. O aplicativo pode usar protocolos Bluetooth integrados ao dispositivo inteligente para interrogar o gerador de pulsos, como mostrado no bloco 706. O gerador de pulsos de RF 106 pode autenticar a identidade do dispositivo inteligente e a iteração segura do aplicativo designada ao paciente em série, como mostrado no bloco 708. O processo de autenticação pode utilizar uma chave exclusiva para o número de série do gerador de pulsos de RF específico do paciente. O aplicativo pode ser customizado com a chave exclusiva específica do paciente por meio do Representante do Fabricante que programou as configurações iniciais do paciente para o sistema de estimulação, como mostrado no bloco 720. Se o gerador de pulsos de RF recusar a autenticação, ele pode informar ao aplicativo que o código é inválido, como mostrado no bloco 718 e precisa de autenticação fornecida pelo indivíduo com autorização de segurança do fabricante do dispositivo, conhecido como “Representante do Fabricante”, como mostrado no bloco 722. Em uma implementação, apenas o Representante do Fabricante pode ter acesso ao código de segurança necessário para mudar a ID exclusiva do gerador de pulsos de RF armazenada no aplicativo. Se o sistema de autenticação do gerador de pulsos de RF aprovar, o módulo gerador de pulso 106 envia de volta os dados registrados desde a última sincronização, como mostrado no bloco 710. O aplicativo então pode registrar as informações mais atuais e transmiti-las a um terceiro em um modo seguro, como mostrado em 712. O aplicativo pode manter um banco de dados que registra todos os resultados diagnósticos e valores do sistema, as alterações das configurações feitas pelo usuário e pelo sistema de realimentação e o histórico do tempo de execução global, como mostrado no bloco 714. O aplicativo pode então exibir os dados relevantes ao usuário, como mostrado no bloco 716; incluindo capacidade da bateria, parâmetro do programa atual, tempo de execução, largura frequência e amplitude de pulso e o status do sistema de realimentação.
[00104] A Figura 8 é outro exemplo de fluxograma de um processo para o usuário controlar o estimulador sem fio com limitações nos limites inferior e superior de amplitude de corrente. O usuário quer alterar a amplitude do sinal de estimulação, como mostrado no bloco 802. O usuário pode abrir o aplicativo, como mostrado no bloco 704 e o aplicativo pode passar pelo processo descrito na Figura 7 para comunicar-se com o gerador de pulsos de RF, autenticar com sucesso e exibir o status atual ao usuário, como mostrado no bloco 804. O aplicativo exibe a amplitude de estimulação como a opção de interface alterável mais prevalente e exibe duas setas com as quais o usuário pode ajustar a amplitude atual. O usuário pode tomar uma decisão com base na sua necessidade de mais ou menos estimulação, de acordo com seus níveis de dor, como mostrado no bloco 806. Se o usuário optar por aumentar a amplitude de corrente, o usuário pode pressionar a seta para cima na tela do aplicativo, como mostrado no bloco 808. O aplicativo pode incluir algoritmos de limite máximo de segurança, portanto, se um pedido para aumentar a amplitude de corrente for reconhecido pelo aplicativo como excedendo o máximo de segurança predefinido, como mostrado no bloco 810, então o aplicativo exibe uma mensagem de erro, como mostrado no bloco 812 e não comunica ao módulo gerador de pulso de RF 106. Se o usuário pressionar a seta para cima, como mostrado no bloco 808 e o pedido de amplitude de corrente não exceder o valor máximo permitido de amplitude de corrente, então o aplicativo enviará instruções ao módulo gerador de pulso de RF 106 para aumentar a amplitude, como mostrado no bloco 814. O módulo gerador de pulso de RF 106 pode então tentar aumentar a amplitude de corrente de estimulação, como mostrado no bloco 816. Se o gerador de pulsos de RF for bem sucedido em aumentar a amplitude de corrente, o módulo gerador de pulso de RF 106 pode executar uma curta vibração para confirmar fisicamente ao usuário que a amplitude aumentou, como mostrado no bloco 818. O módulo gerador de pulso de RF 106 também pode enviar de volta a confirmação de aumento da amplitude ao aplicativo, como mostrado no bloco 820 e então o aplicativo pode exibir o nível de amplitude de corrente atualizado, como mostrado no bloco 822.
[00105] Se o usuário decidir diminuir o nível de amplitude de corrente no bloco 806, o usuário pode pressionar a seta para baixo no aplicativo, como mostrado no bloco 828. Se o nível de amplitude de corrente já for zero, o aplicativo reconhece que a amplitude de corrente não pode ser reduzida mais, como mostrado no bloco 830 e exibe uma mensagem de erro ao usuário sem comunicar nenhum dado ao gerador de pulso de RF, como mostrado no bloco 832. Se o nível de amplitude de corrente não for zero, o aplicativo pode enviar instruções ao módulo gerador de pulso de RF 106 para diminuir o nível de amplitude de corrente consequentemente, como mostrado no bloco 834. O gerador de pulso de RF então pode tentar diminuir o nível de amplitude de corrente do módulo gerador de pulso de RF de estimulação 106 e, se bem sucedido, o módulo gerador de pulso de RF 106 pode executar uma curta vibração para confirmar fisicamente ao usuário que o nível de amplitude de corrente foi diminuído, como mostrado no bloco 842. O módulo gerador de pulso de RF 106 pode enviar de volta confirmação da diminuição do nível de amplitude de corrente ao aplicativo, como mostrado no bloco 838. O aplicativo então pode exibir o nível de amplitude de corrente atualizado, como mostrado no bloco 840. Se o aumento ou diminuição do nível de amplitude de corrente falhar, o módulo gerador de pulso de RF 106 pode executar uma série de curtas vibrações para alertar o usuário e enviar uma mensagem de erro ao aplicativo, como mostrado no bloco 824. O aplicativo recebe o erro e pode exibir os dados para benefício do usuário, como mostrado no bloco 826.
[00106] A Figura 9 é ainda outro exemplo de fluxograma de um processo para o usuário controlar o estimulador neural sem fio 114 por meio de definições de parâmetros pré-programados. O usuário quer alterar o programa de parâmetros, como indicado pelo bloco 902. Quando o usuário tiver o estimulador neural sem fio implantado ou quando for ao médico, o Representante do Fabricante pode determinar e fornecer ao paciente/usuário o gerador de pulso de RF com programas predefinidos que possuem parâmetros de estimulação diferentes que serão utilizados para tratar o usuário. O usuário então conseguirá mudar entre os vários programas de parâmetros, conforme a necessidade. O usuário pode abrir o aplicativo no seu dispositivo inteligente, como indicado pelo bloco 704, o qual primeiro segue o processo descrito na Figura 7, comunicando-se com o módulo gerador de pulso de RF 106, autenticando com sucesso e exibindo o status atual do módulo gerador de pulso de RF 106, incluindo as configurações de parâmetros do programa atuais, como indicado pelo bloco 812. Nessa implementação, por meio da interface do aplicativo com o usuário, este último pode selecionar o programa que deseja utilizar, como mostrado no bloco 904. O aplicativo então pode acessar uma biblioteca de parâmetros pré-programados que foram aprovados pelo Representante do Fabricante para o usuário trocar como desejado e de acordo com a administração da sua indicação, como indicado pelo bloco 906. Uma tabela pode ser exibida ao usuário, como mostrado no bloco 908 e cada linha exibe o nome de código do programa e lista suas configurações básicas de parâmetros, como mostrado no bloco 910, que inclui, entre outros: largura de pulso, frequência, sincronização dos ciclos, formato do pulso, duração, sensibilidade de realimentação, como mostrado no bloco 912. O usuário pode então escolher a linha que contém o programa predefinido de parâmetros que deseja usar, como mostrado no bloco 912. O aplicativo pode enviar as instruções ao módulo gerador de pulso de RF 106 para alterar as configurações dos parâmetros, como mostrado no bloco 916. O módulo gerador de pulso de RF 106 pode tentar alterar as configurações dos parâmetros 154. Se as configurações dos parâmetros forem alteradas com sucesso, o módulo gerador de pulso de RF 106 pode executar um padrão de vibração único para confirmar fisicamente ao usuário que as configurações dos parâmetros foram alteradas, como mostrado no bloco 920. Também, o módulo gerador de pulso de RF 106 pode enviar de volta a confirmação ao aplicativo de que a alteração de parâmetro foi feita com sucesso, como mostrado no bloco 922 e o aplicativo pode exibir o programa corrente atualizado, como mostrado no bloco 924. Se a alteração do programa de parâmetros falhar, o módulo gerador de pulso de RF 106 pode executar uma série de curtas vibrações para alertar o usuário e enviar uma mensagem de erro ao aplicativo, como mostrado no bloco 926, o qual recebe o erro e pode exibir ao usuário, como mostrado no bloco 928.
[00107] A Figura 10 é ainda outro exemplo de fluxograma de um processo para estado de bateria baixa do módulo gerador de pulso de RF 106. Nessa implementação, o nível de potência restante da bateria do módulo gerador de pulso de RF é reconhecido como baixo, como mostrado no bloco 1002. O módulo gerador de pulso de RF 106 interroga regularmente o subsistema da bateria da fonte de alimentação 210 sobre a potência atual e o microprocessador do gerador de pulsos de RF pergunta à bateria se a potência restante está abaixo do limite, como mostrado no bloco 1004. Se a potência restante da bateria estiver acima do limite, o módulo gerador de pulso de RF 106 pode armazenar o status atual da bateria para ser enviado ao aplicativo durante a próxima sincronização, como mostrado no bloco 1006. Se a potência restante da bateria estiver abaixo do limite, o módulo gerador de pulso de RF 106 pode enviar uma notificação de bateria baixa ao aplicativo, como mostrado no bloco 1008. O módulo gerador de pulsos de RF 106 sempre pode executar uma sequência de curtas vibrações para alertar o usuário de um problema e enviar uma notificação ao aplicativo, como mostrado no bloco 1010. Se continuar a não haver confirmação do recebimento da notificação pelo aplicativo, então o gerador de pulsos de RF pode continuar a executar curtos pulsos de vibração para notificar o usuário, como mostrado no bloco 1010. Se o aplicativo receber a notificação com sucesso, ele pode exibir a notificação e pode pedir a confirmação do usuário, como mostrado no bloco 1012. Se, por exemplo, passar um minuto sem a mensagem de notificação no aplicativo ser descartada o aplicativo informa ao módulo gerador de pulso de RF 106 sobre a falta de confirmação humana, como mostrado no bloco 1014, e o módulo gerador de pulso de RF 106 pode começar a executar os pulsos de vibração para notificar o usuário, como mostrado no bloco 1010. Se o usuário descartar a notificação, o aplicativo pode exibir uma notificação passiva para trocar a bateria, como mostrado no bloco 1016. Se passar uma quantidade de tempo predeterminada, por exemplo, cinco minutos, sem que a bateria seja trocada, o aplicativo pode informar ao módulo gerador de pulso de RF 106 acerca da falta de confirmação humana, como mostrado no bloco 1014 e o módulo gerador de pulso de RF 106 pode executar vibrações, como mostrado no bloco 1010. Se a bateria do módulo gerador de pulso de RF for trocada, o módulo gerador de pulso de RF reinicia e interroga a bateria para avaliar a potência restante, como mostrado no bloco 1618. Se a potência restante da bateria estiver abaixo do limite, o ciclo pode começar novamente com o módulo gerador de pulso de RF 106 enviando uma notificação ao aplicativo, como mostrado no bloco 1008. Se a potência restante da bateria estiver acima do limite, o módulo gerador de pulso de RF 106 pode enviar uma notificação de troca de bateria bem sucedida ao aplicativo, como mostrado no bloco 1620. O aplicativo então pode comunicar ao módulo gerador de pulso de RF 106 e exibir o status atual do sistema, como mostrado no bloco 1022.
[00108] A Figura 11 é ainda outro exemplo de fluxograma de um processo para um representante do fabricante programar o estimulador neural sem fio implantado. Nessa implementação, um usuário quer que o Representante do Fabricante defina os programas de parâmetros individuais de uma localização remota diferente de onde o usuário está para que o usuário use conforme a necessidade, como mostrado no bloco 1102. O Representante do Fabricante pode ter acesso aos programas de parâmetros definidos pelo usuário por meio de um serviço seguro na Web. O Representante do Fabricante pode se conectar seguramente ao serviço do fabricante na Web por um dispositivo conectado à Internet, como mostrado no bloco 1104. Se o Representante do Fabricante estiver cadastrando o usuário pela primeira vez sob seus cuidados, ele digita as informações básicas do paciente, a ID exclusiva do gerador de pulsos de RF e a ID exclusiva do aplicativo de programação, como mostrado no bloco 1106.
[00109] Assim que o novo ou antigo usuário do Representante do Fabricante já estiver cadastrado, o Representante do Fabricante acessa o perfil do usuário específico, como mostrado no bloco 1108. O Representante do Fabricante é capaz de visualizar a lista de programas de parâmetros distribuídos atuais para o usuário específico, como mostrado no bloco 1110. Essa lista pode conter programas de parâmetros predefinidos ativos e antigos, como mostrado no bloco 1112. O Representante do Fabricante é capaz de ativar/desativar programas de parâmetros predefinidos marcando a caixa ao lado da coluna apropriada na tabela exibida, como mostrado no bloco 1114. O Representante do Fabricante pode então submeter e salvar os novos programas de parâmetros predefinidos distribuídos, como mostrado no bloco 1116. O aplicativo programador do usuário pode receber os novos programas de parâmetros predefinidos na próxima sincronização com o banco de dados do fabricante.
[00110] A Figura 12 é um diagrama de circuito mostrando um exemplo de um estimulador neural sem fio, como o estimulador 114. Esse exemplo contém eletrodos em pares, compreendendo eletrodo(s) catódico(s) 1208 e eletrodo(s) anódico(s) 1210, como mostrado. Quando energizados, os eletrodos carregados criam um campo de condução de volume de densidade de corrente dentro do tecido. Nessa implementação, a energia sem fio é recebida através de antena(s) dipolar(es) 238. Pelo menos quatro diodos são conectados entre si para formarem um retificador de onda em ponte completo 1202 fixado à(s) antena(s) dipolar(es) 238. Cada diodo, com até 100 micrômetros de comprimento usa um potencial de junção para impedir que o fluxo de corrente elétrica negativa, do cátodo para o ânodo, passe através do dispositivo, quando a mencionada corrente não exceder o limite inverso. Para estimulação neural via potência sem fio, transmitida através do tecido, a ineficiência natural do material com perda de dados pode levar a uma baixa tensão limite. Nessa implementação, um retificador de diodo polarizado zero resulta em baixa impedância d e saída para o dispositivo. Um resistor 1204 e um capacitor de filtragem de sinal 1206 são colocados nos nodos de saída do retificador em ponte para descarregar os eletrodos à terra do ânodo da ponte. A ponte de retificação 1202 inclui dois ramais de pares de diodos conectando um ânodo ao ânodo e então cátodo ao cátodo. Os eletrodos 1208 e 1210 são conectados à saída do circuito de equilíbrio de carga 246.
[00111] A Figura 13 é um diagrama de circuito de outro exemplo de um estimulador neural sem fio, como o estimulador 114. O exemplo mostrado na Figura 13 inclui controle de vários eletrodos e pode usar controle em circuito fechado completo. O estimulador inclui um conjunto de eletrodos 254 no qual a polaridade dos eletrodos pode ser designada como catódica ou anódica e para o qual os eletrodos podem ser alternativamente não alimentados com qualquer energia. Quando energizados, os eletrodos carregados criam um campo de condução de volume de densidade de corrente dentro do tecido. Nessa implementação, a energia sem fio é recebida pelo dispositivo através da(s) antena(s) dipolar(es) 238. O conjunto de eletrodos 254 é controlado por meio de um circuito controlador integrado 242 que envia as informações de bits apropriados para a interface de eletrodo 252 a fim de definir a polaridade de cada eletrodo no conjunto, bem como alimentar cada eletrodo individual. A falta de potência para um eletrodo específico colocaria aquele eletrodo numa posição funcional DESLIGADA. Em outra implementação (não mostrada), a quantidade de corrente enviada a cada eletrodo também é controlada por meio do controlador 242. A corrente, polaridade e potência do controlador definem os dados de parâmetros mostrados como saída do controlador e enviados de volta à(s) antena(s) 238 para transmissão de telemetria de volta ao módulo gerador de pulso 106. O controlador 242 também inclui a funcionalidade de monitoramento de corrente e define um contador de registro de bits para que o status da corrente total extraída possa ser enviado de volta ao módulo gerador de pulso 106.
[00112] Pelo menos quatro diodos são conectados entre si para formarem um retificador de onda em ponte completo 302 fixado à(s) antena(s) dipolar(es) 238. Cada diodo, com até 100 micrômetros de comprimento usa um potencial de junção para impedir que o fluxo de corrente elétrica negativa, do cátodo para o ânodo, passe através do dispositivo, quando mencionada corrente não exceder o limite inverso. Para estimulação neural via potência sem fio, transmitida através do tecido, a ineficiência natural do material com perda de dados pode levar a uma baixa tensão limite. Nessa implementação, um retificador de diodo polarizado zero resulta em baixa impedância de saída para o dispositivo. Um resistor 1204 e um capacitor de filtragem de sinal 1206 são colocados nos nodos de saída do retificador em ponte para descarregar os eletrodos à terra do ânodo da ponte. A ponte de retificação 1202 pode incluir dois ramais de pares de diodos conectando um ânodo ao ânodo e então cátodo ao cátodo. As saídas de polaridade dos eletrodos, tanto cátodo 1208 como ânodo 1210 são conectados às saídas formadas pela conexão em ponte. O sistema de circuitos de equilíbrio de carga 246 e o sistema de circuitos de limitação de corrente 248 são colocados em série com as saídas.
[00113] Foram descritas várias implementações. Não obstante, compreende-se que várias modificações podem ser feitas. Consequentemente, outras implementações estão dentro do escopo das reivindicações que seguem.
Claims (16)
1. SISTEMA DE ESTIMULADOR NEURAL, caracterizado pelo fato de que compreende um módulo gerador de pulso RF (106) externo compreendendo: uma primeira antena de transmissão (110), configurada para enviar um sinal de entrada contendo energia elétrica para uma segunda antena de recepção (238) através de acoplamento não indutivo radiativo elétrico, um módulo estimulador neural (114) implantável que não inclui uma fonte de energia interna, compreendendo a segunda antena de recepção (238) que é uma antena dipolo, um ou mais eletrodos (254) e um ou mais circuitos configurados para criar um ou mais pulsos elétricos adequados para estimulação de tecido neural usando o sinal de entrada e a energia elétrica contida no sinal de entrada, para fornecer um ou mais pulsos elétricos a um ou mais eletrodos (254), de modo que um ou mais eletrodos (254) apliquem um ou mais pulsos elétricos no tecido neural, para gerar um sinal de feedback de estímulo, o sinal de feedback de estímulo indicando um ou mais parâmetros dos um ou mais pulsos elétricos aplicados ao tecido neural pelos um ou mais eletrodos (254), e enviar o sinal de feedback de estímulo para a segunda antena de recepção (238), de modo que a segunda antena de recepção (238) transmita o sinal de feedback de estímulo para a primeira antena de transmissão (110), através de acoplamento radiativo elétrico, em que o módulo estimulador neural (114) é separado do gerador de pulso RF (106), em que a primeira antena de transmissão (110) é ainda configurada para receber um ou mais sinais da segunda antena de recepção (238); e o gerador de pulso RF (106) compreendendo ainda um ou mais circuitos configurados para: gerar o sinal de entrada e enviar o sinal de entrada para a primeira antena de transmissão (110); extrair o sinal de feedback de estímulo de um ou mais sinais recebidos pela primeira antena de transmissão (110) da segunda antena de recepção (238); e ajustar os parâmetros do sinal de entrada com base no sinal de feedback do estímulo.
2. SISTEMA, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que os um ou mais parâmetros dos pulsos elétricos incluem uma amplitude dos um ou mais pulsos elétricos aplicados ao tecido neural e os um ou mais circuitos são configurados para ajustar uma potência do sinal de entrada com base na amplitude de um ou mais pulsos elétricos.
3. SISTEMA, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que o um ou mais circuitos estão configurados para: obter um sinal de potência direta que reflete uma amplitude de um sinal enviado para a primeira antena de transmissão (110); obter um sinal de potência reversa que reflete uma amplitude de uma porção refletida do sinal enviado para a primeira antena de transmissão (110); determinar um valor de incompatibilidade indicativo da magnitude de uma incompatibilidade de impedância com base no sinal de potência direta e no sinal de potência reversa; e ajustar os parâmetros do sinal de entrada com base no valor de incompatibilidade.
4. SISTEMA, de acordo com qualquer uma das reivindicações anteriores, caracterizado pelo fato de que o sinal de entrada também contém informações que codificam parâmetros de estímulo para um ou mais pulsos elétricos, e o módulo estimulador neural (114) é configurado para criar os um ou mais pulsos elétricos com base nas informações parâmetros de estímulo de codificação.
5. SISTEMA, de acordo com qualquer uma das reivindicações anteriores, caracterizado pelo fato de que o um ou mais parâmetros de um ou mais pulsos elétricos incluem uma amplitude de um ou mais pulsos elétricos ou uma impedância de um ou mais eletrodos (254).
6. SISTEMA, de acordo com qualquer uma das reivindicações anteriores, caracterizado pelo fato de que o um ou mais circuitos do módulo estimulador neural (114) são configurados de modo que um nível do sinal de entrada determine diretamente uma amplitude dos um ou mais pulsos elétricos aplicados ao tecido neural pelos um ou mais eletrodos (254).
7. SISTEMA, de acordo com a reivindicação 5, caracterizado pelo fato de que o um ou mais circuitos do módulo estimulador neural (114) são configurados para: limitar uma característica dos um ou mais pulsos elétricos aplicados ao tecido neural pelos um ou mais eletrodos (254), de modo que uma carga por fase resultante dos um ou mais pulsos elétricos permaneça abaixo de um nível limite; gerar um sinal de feedback limite quando a carga por fase resultante de um ou mais pulsos elétricos exceder o nível limiar se um ou mais circuitos não tiver limitado à característica dos um ou mais pulsos elétricos aplicados ao tecido neural por aquele um ou mais eletrodos (254), de modo que a carga por fase resultante dos um ou mais pulsos elétricos permaneça abaixo do nível limiar; e enviar o sinal de realimentação de limite para a segunda antena de transmissão (238), de modo que a segunda antena de transmissão (238) transmita o sinal de realimentação de limite para a primeira antena de recepção (110), através de acoplamento radiativo elétrico.
8. SISTEMA, de acordo com a reivindicação 7, caracterizado pelo fato de que a característica dos um ou mais pulsos aplicados ao tecido neural pelos um ou mais eletrodos (254) é um nível de corrente, e o nível limiar é um nível limiar de corrente.
9. SISTEMA, de acordo com a reivindicação 7, caracterizado pelo fato de que o um ou mais circuitos do gerador de pulso RF (106) são configurados para: receber o sinal de feedback limite da segunda antena de recepção (238); e atenuar o sinal de entrada em resposta ao recebimento do sinal de feedback limite.
10. SISTEMA, de acordo com qualquer uma das reivindicações anteriores, caracterizado pelo fato de que o um ou mais circuitos são configurados para criar um ou mais pulsos elétricos, de modo que os um ou mais pulsos elétricos resultem em uma carga líquida substancialmente zero.
11. SISTEMA, de acordo com a reivindicação 10, caracterizado pelo fato de que, para criar os um ou mais pulsos elétricos, de modo que os um ou mais pulsos elétricos resultem em uma carga líquida substancialmente zero, os um ou mais circuitos do módulo estimulador neural (114) incluem pelo menos um capacitor em série com o um ou mais eletrodos (254).
12. SISTEMA, de acordo com qualquer uma das reivindicações anteriores, caracterizado pelo fato de que o um ou mais circuitos do módulo estimulador neural (114) incluem: circuito de condicionamento de forma de onda (240) para criar um ou mais pulsos elétricos adequados para estimulação de tecido neural usando energia elétrica contida no sinal de entrada; uma interface de eletrodo (252) conectada ao circuito de condicionamento de forma de onda (240), a interface de eletrodo (252) sendo configurada para receber os um ou mais pulsos elétricos do circuito de condicionamento de forma de onda (240) e fornecer os um ou mais pulsos elétricos ao um ou mais eletrodos (254); e um controlador (250) conectado à interface do eletrodo (252), o controlador (250) sendo configurado para gerar o sinal de feedback de estímulo e enviar o sinal de feedback de estímulo para a segunda antena de recepção (238).
13. SISTEMA, de acordo com a reivindicação 12, caracterizado pelo fato de que o circuito de condicionamento de forma de onda (240) inclui: um retificador (244) conectado à segunda antena de recepção (238), o retificador (244) configurado para receber o sinal de entrada da segunda antena de recepção (238) e gerar uma forma de onda elétrica retificada com base no sinal de entrada; um componente de equilíbrio de carga (246) configurado para criar os um ou mais pulsos elétricos com base na forma de onda elétrica retificada, de modo que os um ou mais pulsos elétricos resultem em uma carga líquida substancialmente zero nos um ou mais eletrodos (254); e um limitador de corrente (248) configurado para limitar a característica de um ou mais pulsos elétricos, de modo que uma carga por fase resultante de um ou mais pulsos elétricos permaneça abaixo de um nível limite, em que os pulsos elétricos limitados são enviados para a interface do eletrodo (252) através do limitador de carga.
14. SISTEMA, de acordo com qualquer uma das reivindicações anteriores, caracterizado pelo fato de que: o módulo estimulador neural (114) inclui uma pluralidade de eletrodos (254); os um ou mais circuitos do gerador de pulso RF (106) estão configurados para: gerar um sinal de controle que designa quais eletrodos (254) atuam como eletrodos estimuladores, quais eletrodos atuam como eletrodos de retorno e quais eletrodos estão inativos; e enviar o sinal de controle para a primeira antena de transmissão (110), de modo que a primeira antena de transmissão (110) transmita o sinal de controle para a segunda antena de recepção (238) através de acoplamento radiativo elétrico; e os um ou mais circuitos do módulo estimulador neural (114) são configurados para designar seletivamente cada um dos eletrodos (254) para atuar como um eletrodo estimulador, atuar como um eletrodo de retorno ou ser inativo com base no sinal de controle.
15. SISTEMA, de acordo com qualquer uma das reivindicações anteriores, caracterizado pelo fato de que o um ou mais circuitos do módulo estimulador neural (114) inclui apenas componentes passivos.
16. SISTEMA, de acordo com qualquer uma das reivindicações anteriores, caracterizado pelo fato de que o sinal de entrada tem uma frequência portadora na faixa de cerca de 300 MHz a cerca de 8 GHz.
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US201161437561P | 2011-01-28 | 2011-01-28 | |
| US61/437,561 | 2011-01-28 | ||
| PCT/US2012/023029 WO2012103519A2 (en) | 2011-01-28 | 2012-01-27 | Neural stimulator system |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| BR112013018470A2 BR112013018470A2 (pt) | 2016-10-18 |
| BR112013018470B1 true BR112013018470B1 (pt) | 2022-03-03 |
Family
ID=46581440
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| BR112013018470-1A BR112013018470B1 (pt) | 2011-01-28 | 2012-01-27 | Sistema de estimulador neural |
Country Status (10)
| Country | Link |
|---|---|
| US (4) | US9409030B2 (pt) |
| EP (3) | EP2667942B1 (pt) |
| JP (1) | JP6076915B2 (pt) |
| CN (2) | CN106902457B (pt) |
| AU (1) | AU2012211055B2 (pt) |
| BR (1) | BR112013018470B1 (pt) |
| CA (1) | CA2831062A1 (pt) |
| IL (1) | IL227210B (pt) |
| MX (1) | MX340144B (pt) |
| WO (1) | WO2012103519A2 (pt) |
Families Citing this family (177)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6907884B2 (en) | 2002-09-30 | 2005-06-21 | Depay Acromed, Inc. | Method of straddling an intraosseous nerve |
| US8361067B2 (en) | 2002-09-30 | 2013-01-29 | Relievant Medsystems, Inc. | Methods of therapeutically heating a vertebral body to treat back pain |
| US7258690B2 (en) | 2003-03-28 | 2007-08-21 | Relievant Medsystems, Inc. | Windowed thermal ablation probe |
| US20120277839A1 (en) | 2004-09-08 | 2012-11-01 | Kramer Jeffery M | Selective stimulation to modulate the sympathetic nervous system |
| US9205261B2 (en) | 2004-09-08 | 2015-12-08 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Neurostimulation methods and systems |
| WO2006087712A2 (en) | 2005-02-17 | 2006-08-24 | Metacure N.V. | Charger with data transfer capabilities |
| US11679262B2 (en) | 2007-03-09 | 2023-06-20 | Mainstay Medical Limited | Systems and methods for restoring muscle function to the lumbar spine |
| US11679261B2 (en) | 2007-03-09 | 2023-06-20 | Mainstay Medical Limited | Systems and methods for enhancing function of spine stabilization muscles associated with a spine surgery intervention |
| ES2827186T3 (es) | 2007-03-09 | 2021-05-20 | Mainstay Medical Ltd | Sistema de estimulación eléctrica neuromuscular |
| US11331488B2 (en) | 2007-03-09 | 2022-05-17 | Mainstay Medical Limited | Systems and methods for enhancing function of spine stabilization muscles associated with a spine surgery intervention |
| US10925637B2 (en) | 2010-03-11 | 2021-02-23 | Mainstay Medical Limited | Methods of implanting electrode leads for use with implantable neuromuscular electrical stimulator |
| US9072897B2 (en) | 2007-03-09 | 2015-07-07 | Mainstay Medical Limited | Systems and methods for restoring muscle function to the lumbar spine |
| AU2009296474B2 (en) | 2008-09-26 | 2015-07-02 | Relievant Medsystems, Inc. | Systems and methods for navigating an instrument through bone |
| US10028753B2 (en) | 2008-09-26 | 2018-07-24 | Relievant Medsystems, Inc. | Spine treatment kits |
| US8706243B2 (en) | 2009-02-09 | 2014-04-22 | Rainbow Medical Ltd. | Retinal prosthesis techniques |
| US9008781B2 (en) | 2009-10-22 | 2015-04-14 | The Research Foundation Of The City University Of New York | Method and system for treatment of mobility dysfunction |
| US11786725B2 (en) | 2012-06-13 | 2023-10-17 | Mainstay Medical Limited | Systems and methods for restoring muscle function to the lumbar spine and kits for implanting the same |
| US9999763B2 (en) | 2012-06-13 | 2018-06-19 | Mainstay Medical Limited | Apparatus and methods for anchoring electrode leads adjacent to nervous tissue |
| CN103079633B (zh) | 2010-03-11 | 2016-05-04 | 梅恩斯塔伊医疗公司 | 用于治疗背痛的模块式刺激器、植入式rf消融系统及使用方法 |
| US9950159B2 (en) | 2013-10-23 | 2018-04-24 | Mainstay Medical Limited | Systems and methods for restoring muscle function to the lumbar spine and kits for implanting the same |
| US11684774B2 (en) | 2010-03-11 | 2023-06-27 | Mainstay Medical Limited | Electrical stimulator for treatment of back pain and methods of use |
| EP2568904B1 (en) | 2010-05-10 | 2019-10-02 | Spinal Modulation Inc. | Device for reducing migration |
| US8849412B2 (en) | 2011-01-28 | 2014-09-30 | Micron Devices Llc | Microwave field stimulator |
| CN106902457B (zh) | 2011-01-28 | 2022-10-21 | 斯蒂维科技公司 | 神经刺激器系统 |
| US8571669B2 (en) | 2011-02-24 | 2013-10-29 | Nano-Retina, Inc. | Retinal prosthesis with efficient processing circuits |
| US9220897B2 (en) | 2011-04-04 | 2015-12-29 | Micron Devices Llc | Implantable lead |
| CA2831138C (en) | 2011-04-04 | 2022-02-15 | Stimwave Technologies Incorporated | Implantable lead |
| CN104080509B (zh) | 2011-07-29 | 2017-09-08 | 米克伦设备有限责任公司 | 用于神经刺激器的功率或极性选择的远程控制 |
| WO2013019853A1 (en) | 2011-08-02 | 2013-02-07 | Mainstay Medical, Inc. | Apparatus for anchoring electrode leads for use with implantable neuromuscular electrical stimulator |
| CA2848998A1 (en) | 2011-09-15 | 2013-03-21 | Stimwave Technologies Incorporated | Relay module for implant |
| US8706240B2 (en) * | 2011-12-09 | 2014-04-22 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Method for direct modulation of the spinothalamic tract |
| US10390877B2 (en) | 2011-12-30 | 2019-08-27 | Relievant Medsystems, Inc. | Systems and methods for treating back pain |
| US9186501B2 (en) | 2012-06-13 | 2015-11-17 | Mainstay Medical Limited | Systems and methods for implanting electrode leads for use with implantable neuromuscular electrical stimulator |
| US10195419B2 (en) | 2012-06-13 | 2019-02-05 | Mainstay Medical Limited | Electrode leads for use with implantable neuromuscular electrical stimulator |
| WO2014153223A1 (en) * | 2013-03-14 | 2014-09-25 | Perryman Laura Tyler | Treating inflammation, chronic pain and other disorders with neuromodulation |
| WO2014153218A1 (en) * | 2013-03-14 | 2014-09-25 | Tyler Perryman Laura | Devices and methods for treating craniofacial pain |
| US9623253B2 (en) | 2012-07-17 | 2017-04-18 | Micron Devices, LLC | Devices and methods for treating urological disorders |
| US10463858B2 (en) | 2012-07-17 | 2019-11-05 | Stimwave Technologies Incorporated | Devices and methods for treating craniofacial pain |
| US9717921B2 (en) | 2012-07-17 | 2017-08-01 | Micron Devices, LLC | Treating inflammation, chronic pain and other disorders with neuromodulation |
| WO2014016693A2 (en) | 2012-07-26 | 2014-01-30 | Adi Mashiach | Electrical contacts on a medical device patch |
| US10588691B2 (en) | 2012-09-12 | 2020-03-17 | Relievant Medsystems, Inc. | Radiofrequency ablation of tissue within a vertebral body |
| JP6195625B2 (ja) | 2012-11-05 | 2017-09-13 | リリーバント メドシステムズ、インコーポレイテッド | 骨を通して湾曲経路を作り、骨内で神経を調節するシステム及び方法 |
| US10121533B2 (en) | 2012-11-21 | 2018-11-06 | Nano-Retina, Inc. | Techniques for data retention in memory cells during power interruption |
| US9720477B2 (en) * | 2012-11-21 | 2017-08-01 | Nano-Retina, Inc. | Weak power supply operation and control |
| AU2013355223B2 (en) * | 2012-12-05 | 2018-05-17 | Curonix Llc | Devices and methods for connecting implantable devices to wireless energy |
| CN104797291B (zh) | 2012-12-07 | 2017-09-12 | 美敦力公司 | 微创可植入神经刺激系统 |
| EP4233993A3 (en) * | 2012-12-14 | 2023-09-06 | Case Western Reserve University | Population based encoding of neural information |
| US9254393B2 (en) * | 2012-12-26 | 2016-02-09 | Micron Devices Llc | Wearable antenna assembly |
| US9174049B2 (en) * | 2013-01-27 | 2015-11-03 | ElectroCore, LLC | Systems and methods for electrical stimulation of sphenopalatine ganglion and other branches of cranial nerves |
| WO2014134075A1 (en) | 2013-02-26 | 2014-09-04 | The Regents Of The University Of California | Electrical charge balancing method for functional stimulation using precision pulse width compensation |
| US8874233B2 (en) | 2013-03-05 | 2014-10-28 | The Charles Stark Draper Laboratory, Inc. | Distributed neuro-modulation system with auxiliary stimulation-recording control units |
| PL2964315T3 (pl) * | 2013-03-07 | 2019-03-29 | Research Foundation Of The City University Of New York | Układ do leczenia dysfunkcji neuromotorycznej |
| US9370417B2 (en) | 2013-03-14 | 2016-06-21 | Nano-Retina, Inc. | Foveated retinal prosthesis |
| AU2014236294B2 (en) * | 2013-03-14 | 2018-07-12 | Curonix Llc | Wireless implantable power receiver system and methods |
| CA2903843C (en) | 2013-03-15 | 2019-03-05 | Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research | Current sensing multiple output current stimulators with fast turn on time |
| US9433789B2 (en) * | 2013-03-15 | 2016-09-06 | Micron Devices Llc | Method, system and apparatus for remote neural modulation brain stimulation and feedback control |
| KR102390107B1 (ko) | 2013-05-30 | 2022-04-25 | 그라함 에이치. 크리시 | 국부 신경 자극 |
| US11229789B2 (en) | 2013-05-30 | 2022-01-25 | Neurostim Oab, Inc. | Neuro activator with controller |
| WO2015004540A2 (en) | 2013-06-17 | 2015-01-15 | Adi Mashiach | Dynamic modification of modulation throughout a therapy period |
| US9504842B2 (en) * | 2013-07-23 | 2016-11-29 | Ado Holding Sa | Electronic medical system with implantable medical device, having wireless power supply transfer |
| CA2919474C (en) | 2013-07-29 | 2020-05-05 | Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research | Microprocessor controlled class e driver |
| WO2015017474A2 (en) | 2013-07-29 | 2015-02-05 | Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research | High efficiency magnetic link for implantable devices |
| US9724151B2 (en) | 2013-08-08 | 2017-08-08 | Relievant Medsystems, Inc. | Modulating nerves within bone using bone fasteners |
| CN105744986B (zh) | 2013-09-16 | 2019-02-22 | 斯坦福大学董事会 | 用于电磁能量生成的多元件耦合器 |
| TWM498025U (zh) * | 2014-10-01 | 2015-04-01 | Gimer Medical Co Ltd | 應用於背根神經節之高頻電刺激器 |
| US9205258B2 (en) * | 2013-11-04 | 2015-12-08 | ElectroCore, LLC | Nerve stimulator system |
| US8831747B1 (en) | 2013-11-19 | 2014-09-09 | Pacesetter, Inc. | Leadless neurostimulation device and method including the same |
| US9474902B2 (en) | 2013-12-31 | 2016-10-25 | Nano Retina Ltd. | Wearable apparatus for delivery of power to a retinal prosthesis |
| US10004913B2 (en) | 2014-03-03 | 2018-06-26 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Methods and apparatus for power conversion and data transmission in implantable sensors, stimulators, and actuators |
| US10092746B2 (en) * | 2014-03-06 | 2018-10-09 | Biotronik Se & Co. Kg | Implantable device |
| US10335596B2 (en) | 2014-03-14 | 2019-07-02 | Nalu Medical, Inc. | Method and apparatus for neuromodulation treatments of pain and other conditions |
| US10434329B2 (en) | 2014-05-09 | 2019-10-08 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Autofocus wireless power transfer to implantable devices in freely moving animals |
| US9409029B2 (en) | 2014-05-12 | 2016-08-09 | Micron Devices Llc | Remote RF power system with low profile transmitting antenna |
| AU2015264517B2 (en) | 2014-05-18 | 2018-05-24 | NeuSpera Medical Inc. | Midfield coupler |
| US20160336813A1 (en) | 2015-05-15 | 2016-11-17 | NeuSpera Medical Inc. | Midfield coupler |
| US10265530B1 (en) | 2014-05-29 | 2019-04-23 | Stimwave Technologies Incorporated | Simulation with electrode arrays |
| EP3157620B1 (en) * | 2014-06-21 | 2020-04-15 | Nalu Medical, Inc. | Apparatus for neuromodulation treatments of pain and other conditions |
| CN113209481A (zh) * | 2014-07-10 | 2021-08-06 | 斯蒂维科技公司 | 用于可植入装置的电路 |
| CA2954855C (en) | 2014-07-24 | 2020-08-18 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Enhanced dorsal horn stimulation using multiple electrical fields |
| WO2016025910A1 (en) | 2014-08-15 | 2016-02-18 | Axonics Modulation Technologies, Inc. | Implantable lead affixation structure for nerve stimulation to alleviate bladder dysfunction and other indications |
| US9855423B2 (en) | 2014-08-15 | 2018-01-02 | Axonics Modulation Technologies, Inc. | Systems and methods for neurostimulation electrode configurations based on neural localization |
| US9802051B2 (en) | 2014-08-15 | 2017-10-31 | Axonics Modulation Technologies, Inc. | External pulse generator device and associated methods for trial nerve stimulation |
| US10092762B2 (en) | 2014-08-15 | 2018-10-09 | Axonics Modulation Technologies, Inc. | Integrated electromyographic clinician programmer for use with an implantable neurostimulator |
| AU2015301401B2 (en) | 2014-08-15 | 2020-01-16 | Axonics Modulation Technologies, Inc. | Electromyographic lead positioning and stimulation titration in a nerve stimulation system for treatment of overactive bladder |
| WO2016033177A1 (en) * | 2014-08-28 | 2016-03-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Energy adaptive communication for medical devices |
| US10471268B2 (en) | 2014-10-16 | 2019-11-12 | Mainstay Medical Limited | Systems and methods for monitoring muscle rehabilitation |
| US10369365B2 (en) | 2014-11-26 | 2019-08-06 | Stimwave Technologies Incorporated | Controller interface for an implantable stimulator device |
| EP3242714B1 (en) | 2014-12-31 | 2021-06-02 | Stimwave Technologies Incorporated | Antenna assembly |
| EP3241256A4 (en) | 2014-12-31 | 2018-08-01 | Micron Devices LLC | Patch antenna assembly |
| EP3242721B1 (en) | 2015-01-09 | 2019-09-18 | Axonics Modulation Technologies, Inc. | Attachment devices and associated methods of use with a nerve stimulation charging device |
| AU2016205049B2 (en) | 2015-01-09 | 2020-05-14 | Axonics Modulation Technologies, Inc. | Improved antenna and methods of use for an implantable nerve stimulator |
| AU2016205047B2 (en) * | 2015-01-09 | 2020-07-02 | Axonics Modulation Technologies, Inc. | Patient remote and associated methods of use with a nerve stimulation system |
| KR20180006365A (ko) * | 2015-01-21 | 2018-01-17 | 서린 메디컬 인코포레이티드 | 신경전도 확인 및 제한을 위한 시스템 및 디바이스 |
| AU2016215030B2 (en) * | 2015-02-06 | 2020-06-18 | Nalu Medical, Inc. | Medical apparatus including an implantable system and an external system |
| WO2016130654A1 (en) | 2015-02-11 | 2016-08-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Managed pace recharge in a multipoint pacing system |
| US11077301B2 (en) | 2015-02-21 | 2021-08-03 | NeurostimOAB, Inc. | Topical nerve stimulator and sensor for bladder control |
| US10765863B2 (en) | 2015-02-24 | 2020-09-08 | Elira, Inc. | Systems and methods for using a transcutaneous electrical stimulation device to deliver titrated therapy |
| US10864367B2 (en) | 2015-02-24 | 2020-12-15 | Elira, Inc. | Methods for using an electrical dermal patch in a manner that reduces adverse patient reactions |
| US10335302B2 (en) | 2015-02-24 | 2019-07-02 | Elira, Inc. | Systems and methods for using transcutaneous electrical stimulation to enable dietary interventions |
| US20220062621A1 (en) | 2015-02-24 | 2022-03-03 | Elira, Inc. | Electrical Stimulation-Based Weight Management System |
| US9956393B2 (en) | 2015-02-24 | 2018-05-01 | Elira, Inc. | Systems for increasing a delay in the gastric emptying time for a patient using a transcutaneous electro-dermal patch |
| US10376145B2 (en) | 2015-02-24 | 2019-08-13 | Elira, Inc. | Systems and methods for enabling a patient to achieve a weight loss objective using an electrical dermal patch |
| US10118035B2 (en) | 2015-02-24 | 2018-11-06 | Elira, Inc. | Systems and methods for enabling appetite modulation and/or improving dietary compliance using an electro-dermal patch |
| US10149976B1 (en) | 2015-03-06 | 2018-12-11 | Micron Devices Llc | Placement of neural stimulators |
| US10092755B1 (en) | 2015-03-09 | 2018-10-09 | Micro Devices Llc | Neural stimulator placement |
| US10272239B1 (en) | 2015-03-10 | 2019-04-30 | Stimwave Technologies Incorporated | Neural stimulator placement |
| US20160331973A1 (en) | 2015-05-15 | 2016-11-17 | The Charles Stark Draper Laboratory, Inc. | Implantable hub and satellite system for neural recording and stimulation |
| DE102015108861A1 (de) * | 2015-06-03 | 2016-12-08 | Cortec Gmbh | Verfahren und Vorrichtung zur Neurostimulation |
| US10973448B2 (en) | 2015-06-09 | 2021-04-13 | The Governing Council Of The University Of Toronto | System, methods and apparatuses for in situ electrochemical imaging |
| US10456073B2 (en) | 2015-06-09 | 2019-10-29 | The Governing Council Of The University Of Toronto | System, method and apparatus for rapid brief feedback intracerebral stimulation based on real-time desynchronization |
| EP3103508A1 (en) * | 2015-06-11 | 2016-12-14 | Micron Devices, LLC | Embedded fixation devices or leads |
| US9867994B2 (en) | 2015-06-19 | 2018-01-16 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | External powering of implantable medical device dependent on energy of provided therapy |
| WO2016209948A1 (en) | 2015-06-22 | 2016-12-29 | Perryman Laura Tyler | An earpiece assembly to interact with implantable neural stimulators |
| US10188866B2 (en) | 2015-06-24 | 2019-01-29 | Impulse Dynamics Nv | Simple control of complex bio-implants |
| AU2016291554B2 (en) | 2015-07-10 | 2021-01-07 | Axonics Modulation Technologies, Inc. | Implantable nerve stimulator having internal electronics without ASIC and methods of use |
| EP3347085B1 (en) | 2015-09-11 | 2023-07-26 | Nalu Medical, Inc. | Apparatus for peripheral or spinal stimulation |
| US10688299B2 (en) | 2015-09-18 | 2020-06-23 | Bioventures, Llc | Electrode for peripheral nerve stimulation |
| US11036294B2 (en) | 2015-10-07 | 2021-06-15 | The Governing Council Of The University Of Toronto | Wireless power and data transmission system for wearable and implantable devices |
| AU2016342197B2 (en) * | 2015-10-21 | 2020-10-22 | NeuSpera Medical Inc. | Devices, systems, and methods for stimulation therapy |
| CN105233410B (zh) * | 2015-11-12 | 2017-07-07 | 郑州雅晨生物科技有限公司 | 一种使用复合波治疗鼾症的装置 |
| US10576292B2 (en) | 2015-11-29 | 2020-03-03 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Skull-mounted deep brain stimulator |
| US10420950B2 (en) | 2015-11-29 | 2019-09-24 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Implantable pulse generator usable during a trial stimulation phase and externally powered by magnetic inductive coupling |
| US20170173345A1 (en) * | 2015-12-18 | 2017-06-22 | The Regents Of The University Of California | Multi-Tiered Wireless Powering System for Long-Term Implantable Medical Devices |
| EP3402567B1 (en) | 2016-01-15 | 2022-03-09 | Stimwave Technologies Incorporated | An implantable relay module |
| EP3407965B1 (en) | 2016-01-29 | 2021-03-03 | Axonics Modulation Technologies, Inc. | Systems for frequency adjustment to optimize charging of implantable neurostimulator |
| CA3014195A1 (en) | 2016-02-12 | 2017-08-17 | Axonics Modulation Technologies, Inc. | External pulse generator device and associated methods for trial nerve stimulation |
| WO2017139605A1 (en) * | 2016-02-12 | 2017-08-17 | Verily Life Sciences, LLC | Systems and methods for coordinated neurostimulation with distributed micro particles |
| KR101772663B1 (ko) * | 2016-03-09 | 2017-08-29 | 서울대학교산학협력단 | 마이크로파 신호를 이용한 뇌 자극 장치 및 방법 |
| WO2017165410A1 (en) | 2016-03-21 | 2017-09-28 | Nalu Medical, Inc. | Devices and methods for positioning external devices in relation to implanted devices |
| US10583284B2 (en) | 2016-04-01 | 2020-03-10 | William Beaumont Hospital | Methods for treating a tibial nerve-related condition |
| US10646164B1 (en) | 2016-05-24 | 2020-05-12 | Stimwave Technologies Incorporated | Pulse-density modulation to synthesize stimulation waveforms on an implantable device |
| US10632314B1 (en) | 2016-06-10 | 2020-04-28 | Stimwave Technologies Incorporated | User interface for a patient user to adjust settings on an implantable device |
| US10327810B2 (en) | 2016-07-05 | 2019-06-25 | Mainstay Medical Limited | Systems and methods for enhanced implantation of electrode leads between tissue layers |
| AU2017292924B2 (en) | 2016-07-07 | 2022-08-18 | The Regents Of The University Of California | Implants using ultrasonic backscatter for sensing physiological conditions |
| US10987514B2 (en) | 2016-07-15 | 2021-04-27 | Kenneth M. Peters | System and method for minimally invasive lead implantation for cavernosal nerve stimulation controlled and powered wirelessly from an external source |
| EP3484577A4 (en) | 2016-07-18 | 2020-03-25 | Nalu Medical, Inc. | METHODS AND SYSTEMS FOR THE TREATMENT OF PELVIC DISORDERS AND PAINFUL CONDITIONS |
| EP3487578B1 (en) | 2016-07-20 | 2022-12-07 | The Governing Council of the University of Toronto | Neurostimulator for delivering a stimulation in response to a predicted or detected neurophysiological condition |
| WO2018023057A1 (en) | 2016-07-28 | 2018-02-01 | Richard Lebaron | Fabric antenna |
| EP3522981A4 (en) | 2016-10-04 | 2020-06-03 | The Charles Stark Draper Laboratory, Inc. | IMPLANTABLE WIRELESS MICROSTIMULATOR FOR PERIPHERAL NERVES |
| EP3585475B1 (en) | 2017-02-24 | 2024-04-03 | Nalu Medical, Inc. | Apparatus with sequentially implanted stimulators |
| US20180318579A1 (en) | 2017-05-06 | 2018-11-08 | Smartimplantsystems, Inc. | Active implantable medical device associated with, or integrated into, an orthopedic implant device |
| CN107185109A (zh) * | 2017-05-17 | 2017-09-22 | 苏州景昱医疗器械有限公司 | 自适应控制模块及具有其的植入式神经刺激系统 |
| US10694964B2 (en) * | 2017-09-05 | 2020-06-30 | International Business Machines Corporation | Neural spike scanning for high-density implantable neural recording systems |
| EP3706856A4 (en) * | 2017-11-07 | 2021-08-18 | Neurostim Oab, Inc. | NON-INVASIVE NERVOUS ACTIVATOR WITH ADAPTIVE CIRCUIT |
| US11331500B1 (en) | 2017-11-20 | 2022-05-17 | Stimwave Technologies Incorporated | Systems and methods to locate an implantable stimulator device inside a subject |
| CN109806497B (zh) * | 2017-11-20 | 2023-04-18 | 李顺裕 | 具有人工智能与物联网功能的医疗系统 |
| CN107961439A (zh) * | 2017-11-21 | 2018-04-27 | 北京麦康医疗器械有限公司 | 一种超声定位外周神经丛刺激器 |
| KR102099200B1 (ko) * | 2017-12-18 | 2020-04-09 | 서울대학교산학협력단 | 뇌 자극 장치 |
| EP3737456A1 (en) * | 2018-01-11 | 2020-11-18 | Theranica Bio-Electronics Ltd. | Electrode patch |
| WO2019165108A1 (en) | 2018-02-22 | 2019-08-29 | Axonics Modulation Technologies, Inc. | Neurostimulation leads for trial nerve stimulation and methods of use |
| CN108464831A (zh) * | 2018-04-19 | 2018-08-31 | 福州大学 | 一种穿戴式肌肉疲劳检测的装置及方法 |
| WO2019204773A1 (en) | 2018-04-19 | 2019-10-24 | Iota Biosciences, Inc. | Implants using ultrasonic communication for neural sensing and stimulation |
| US11890474B2 (en) | 2018-04-19 | 2024-02-06 | Iota Biosciences, Inc. | Implants using ultrasonic communication for modulating splenic nerve activity |
| US11266841B1 (en) | 2018-06-01 | 2022-03-08 | Stimwave Technologies Incorporated | Securing antennas to wearable articles |
| WO2019239367A1 (en) | 2018-06-14 | 2019-12-19 | Inner Cosmos Llc | Virtual user interface system and methods for use thereof |
| US11464964B2 (en) * | 2018-08-03 | 2022-10-11 | Brown University | Neural interrogation platform |
| US11547856B2 (en) * | 2018-09-11 | 2023-01-10 | Verily Life Sciences Llc | Differential charge-balancing during high-frequency neural stimulation |
| US11202914B2 (en) * | 2018-12-21 | 2021-12-21 | Medtronic, Inc. | Passive propagation fractal antenna for intrabody transmissions |
| US11439832B2 (en) | 2019-01-09 | 2022-09-13 | Stimwave Technologies Incorporated | Implantable electronic devices |
| US20200222703A1 (en) * | 2019-01-10 | 2020-07-16 | Stimwave Technologies Incorporated | Wireless implantable pulse generators |
| US11672990B2 (en) | 2019-01-15 | 2023-06-13 | Stimwave Technologies Incorporated | Headsets for positioning electronic devices |
| US11642537B2 (en) | 2019-03-11 | 2023-05-09 | Axonics, Inc. | Charging device with off-center coil |
| CN110038217B (zh) * | 2019-05-17 | 2024-02-13 | 杭州承诺医疗科技有限公司 | 一种可穿戴型无线智能胫后神经电刺激系统 |
| US11848090B2 (en) | 2019-05-24 | 2023-12-19 | Axonics, Inc. | Trainer for a neurostimulator programmer and associated methods of use with a neurostimulation system |
| US11439829B2 (en) | 2019-05-24 | 2022-09-13 | Axonics, Inc. | Clinician programmer methods and systems for maintaining target operating temperatures |
| CN114126704A (zh) | 2019-06-26 | 2022-03-01 | 神经科学技术有限责任公司 | 具有自适应电路的非侵入性神经激活器 |
| CN110327547A (zh) * | 2019-07-17 | 2019-10-15 | 杭州承诺医疗科技有限公司 | 一种多通道多刺激源的脑深部电刺激系统 |
| WO2021050767A1 (en) | 2019-09-12 | 2021-03-18 | Relievant Medsystems, Inc. | Systems and methods for tissue modulation |
| JP2023506713A (ja) | 2019-12-16 | 2023-02-20 | ニューロスティム テクノロジーズ エルエルシー | 昇圧電荷送達を用いた非侵襲性神経アクティベータ |
| CN111167012A (zh) * | 2020-01-06 | 2020-05-19 | 哈尔滨理工大学 | 一种基于射频能量供电的植入式神经刺激器系统 |
| DK3866684T3 (da) * | 2020-01-09 | 2023-01-23 | Synergia Medical | Aktiv implanterbar stimuleringsanordning til on-demand-stimulering af en vagusnerve |
| US11426588B2 (en) | 2020-04-22 | 2022-08-30 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Systems and methods for arbitrary current waveform generation |
| WO2021262861A1 (en) * | 2020-06-24 | 2021-12-30 | The Johns Hopkins University | Closed-loop peripheral nerve stimulation for restoration in chronic pain |
| KR102367866B1 (ko) * | 2020-07-02 | 2022-02-25 | 주식회사 루트로닉 | Ems 전극 패드 |
| CN112870037B (zh) * | 2020-12-29 | 2023-06-23 | 常州市第二人民医院 | 一种脊神经康复训练仪器 |
| US11875043B1 (en) | 2022-08-29 | 2024-01-16 | Sandisk Technologies Llc | Loop dependent word line ramp start time for program verify of multi-level NAND memory |
| CN117065210A (zh) * | 2023-05-31 | 2023-11-17 | 上海杉翎医疗科技有限公司 | 用于刺激外周神经的装置 |
Family Cites Families (230)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US2990547A (en) | 1959-07-28 | 1961-06-27 | Boeing Co | Antenna structure |
| US3662758A (en) | 1969-06-30 | 1972-05-16 | Mentor Corp | Stimulator apparatus for muscular organs with external transmitter and implantable receiver |
| US3663758A (en) | 1970-03-24 | 1972-05-16 | Teaching Complements Inc | Speech pattern recognition system |
| US3727616A (en) | 1971-06-15 | 1973-04-17 | Gen Dynamics Corp | Electronic system for the stimulation of biological systems |
| FR2283590A1 (fr) | 1974-08-30 | 1976-03-26 | Commissariat Energie Atomique | Procede de stimulation nerveuse et stimulateur d'application du procede |
| US4102344A (en) | 1976-11-15 | 1978-07-25 | Mentor Corporation | Stimulator apparatus for internal body organ |
| US4223679A (en) | 1979-02-28 | 1980-09-23 | Pacesetter Systems, Inc. | Telemetry means for tissue stimulator system |
| US4793353A (en) | 1981-06-30 | 1988-12-27 | Borkan William N | Non-invasive multiprogrammable tissue stimulator and method |
| US4612934A (en) | 1981-06-30 | 1986-09-23 | Borkan William N | Non-invasive multiprogrammable tissue stimulator |
| DE3130104A1 (de) | 1981-07-30 | 1983-02-17 | Messerschmitt-Bölkow-Blohm GmbH, 8000 München | Anordnung zur stimulation eines menschlichen muskels |
| JPS5889075A (ja) | 1981-11-24 | 1983-05-27 | Hitachi Ltd | 共振形スイツチング電源装置 |
| US4494950A (en) | 1982-01-19 | 1985-01-22 | The Johns Hopkins University | Plural module medication delivery system |
| US4561443A (en) | 1983-03-08 | 1985-12-31 | The Johns Hopkins University | Coherent inductive communications link for biomedical applications |
| US4532930A (en) | 1983-04-11 | 1985-08-06 | Commonwealth Of Australia, Dept. Of Science & Technology | Cochlear implant system for an auditory prosthesis |
| AU569636B2 (en) | 1984-09-07 | 1988-02-11 | University Of Melbourne, The | Bipolar paired pulse supplied prosthetic device |
| US4741339A (en) | 1984-10-22 | 1988-05-03 | Cochlear Pty. Limited | Power transfer for implanted prostheses |
| AU5481786A (en) | 1985-03-20 | 1986-09-25 | Hochmair, E.S. | Transcutaneous power and signal transmission system |
| US4592359A (en) | 1985-04-02 | 1986-06-03 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Multi-channel implantable neural stimulator |
| US4628933A (en) | 1985-07-23 | 1986-12-16 | Michelson Robin P | Method and apparatus for visual prosthesis |
| US4837049A (en) | 1986-06-17 | 1989-06-06 | Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research | Method of making an electrode array |
| US4750499A (en) | 1986-08-20 | 1988-06-14 | Hoffer Joaquin A | Closed-loop, implanted-sensor, functional electrical stimulation system for partial restoration of motor functions |
| US4736752A (en) | 1986-11-28 | 1988-04-12 | Axelgaard Manufacturing Co., Ltd. | Transcutaneous medical electrode |
| US5058581A (en) | 1990-02-20 | 1991-10-22 | Siemens-Pacesetter, Inc. | Telemetry apparatus and method for implantable tissue stimulator |
| US5314458A (en) | 1990-06-01 | 1994-05-24 | University Of Michigan | Single channel microstimulator |
| US5262793A (en) | 1991-11-18 | 1993-11-16 | Winegard Company | Low profile television antenna for vehicles |
| US5358514A (en) | 1991-12-18 | 1994-10-25 | Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research | Implantable microdevice with self-attaching electrodes |
| US5193539A (en) | 1991-12-18 | 1993-03-16 | Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research | Implantable microstimulator |
| US5343766A (en) | 1992-02-25 | 1994-09-06 | C & J Industries, Inc. | Switched capacitor transducer |
| JPH05245215A (ja) | 1992-03-03 | 1993-09-24 | Terumo Corp | 心臓ペースメーカ |
| US5626630A (en) | 1994-10-13 | 1997-05-06 | Ael Industries, Inc. | Medical telemetry system using an implanted passive transponder |
| US5583510A (en) | 1994-11-16 | 1996-12-10 | International Business Machines Corporation | Planar antenna in the ISM band with an omnidirectional pattern in the horizontal plane |
| US5591217A (en) | 1995-01-04 | 1997-01-07 | Plexus, Inc. | Implantable stimulator with replenishable, high value capacitive power source and method therefor |
| US5735887A (en) | 1996-12-10 | 1998-04-07 | Exonix Corporation | Closed-loop, RF-coupled implanted medical device |
| US6164284A (en) | 1997-02-26 | 2000-12-26 | Schulman; Joseph H. | System of implantable devices for monitoring and/or affecting body parameters |
| US5991664A (en) | 1997-03-09 | 1999-11-23 | Cochlear Limited | Compact inductive arrangement for medical implant data and power transfer |
| US5861019A (en) | 1997-07-25 | 1999-01-19 | Medtronic Inc. | Implantable medical device microstrip telemetry antenna |
| US6458157B1 (en) * | 1997-08-04 | 2002-10-01 | Suaning Gregg Joergen | Retinal stimulator |
| US6647296B2 (en) | 1997-10-27 | 2003-11-11 | Neuropace, Inc. | Implantable apparatus for treating neurological disorders |
| US5995874A (en) | 1998-02-09 | 1999-11-30 | Dew Engineering And Development Limited | Transcutaneous energy transfer device |
| US6175752B1 (en) | 1998-04-30 | 2001-01-16 | Therasense, Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US6141588A (en) | 1998-07-24 | 2000-10-31 | Intermedics Inc. | Cardiac simulation system having multiple stimulators for anti-arrhythmia therapy |
| EP1109490A4 (en) | 1998-09-04 | 2005-03-02 | Wolfe Res Pty Ltd | MEDICAL PROSTHESIS SYSTEM |
| US6611715B1 (en) | 1998-10-26 | 2003-08-26 | Birinder R. Boveja | Apparatus and method for neuromodulation therapy for obesity and compulsive eating disorders using an implantable lead-receiver and an external stimulator |
| US6615081B1 (en) | 1998-10-26 | 2003-09-02 | Birinder R. Boveja | Apparatus and method for adjunct (add-on) treatment of diabetes by neuromodulation with an external stimulator |
| US6415184B1 (en) * | 1999-01-06 | 2002-07-02 | Ball Semiconductor, Inc. | Implantable neuro-stimulator with ball implant |
| US6350335B1 (en) | 1999-02-16 | 2002-02-26 | Lucent Technologies Inc. | Microstrip phase shifters |
| US6463336B1 (en) | 1999-04-01 | 2002-10-08 | Mmtc, Inc | Active bandage suitable for applying pulsed radio-frequencies or microwaves to the skin for medical purposes |
| US6684104B2 (en) | 1999-04-14 | 2004-01-27 | Transneuronix, Inc. | Gastric stimulator apparatus and method for installing |
| US6445955B1 (en) | 1999-07-08 | 2002-09-03 | Stephen A. Michelson | Miniature wireless transcutaneous electrical neuro or muscular-stimulation unit |
| US6516227B1 (en) | 1999-07-27 | 2003-02-04 | Advanced Bionics Corporation | Rechargeable spinal cord stimulator system |
| US7177690B2 (en) * | 1999-07-27 | 2007-02-13 | Advanced Bionics Corporation | Implantable system having rechargeable battery indicator |
| US6442434B1 (en) | 1999-10-19 | 2002-08-27 | Abiomed, Inc. | Methods and apparatus for providing a sufficiently stable power to a load in an energy transfer system |
| JP4304558B2 (ja) | 1999-11-14 | 2009-07-29 | ソニー株式会社 | 携帯機器 |
| US6364889B1 (en) | 1999-11-17 | 2002-04-02 | Bayer Corporation | Electronic lancing device |
| JP2001211018A (ja) | 2000-01-28 | 2001-08-03 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | アンテナ装置及びそれを用いた腕時計型無線装置 |
| US6466822B1 (en) | 2000-04-05 | 2002-10-15 | Neuropace, Inc. | Multimodal neurostimulator and process of using it |
| US7277728B1 (en) | 2000-05-05 | 2007-10-02 | Nokia Corporation | Base station of a communication network, preferably of a mobile telecommunication network |
| EP1721633A3 (en) | 2000-11-16 | 2006-11-29 | Polyvalor, S.E.C. | Body electronic implant and artificial vision system thereof |
| USD460430S1 (en) | 2000-12-28 | 2002-07-16 | Seiko Instruments Inc. | Mobile phone |
| US6675045B2 (en) | 2001-01-16 | 2004-01-06 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Split-can dipole antenna for an implantable medical device |
| US6445953B1 (en) | 2001-01-16 | 2002-09-03 | Kenergy, Inc. | Wireless cardiac pacing system with vascular electrode-stents |
| US6889086B2 (en) | 2001-04-06 | 2005-05-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Passive telemetry system for implantable medical device |
| US6662052B1 (en) | 2001-04-19 | 2003-12-09 | Nac Technologies Inc. | Method and system for neuromodulation therapy using external stimulator with wireless communication capabilites |
| AU2002334749A1 (en) | 2001-09-28 | 2003-04-07 | Northstar Neuroscience, Inc. | Methods and implantable apparatus for electrical therapy |
| US20070213773A1 (en) | 2001-10-26 | 2007-09-13 | Hill Michael R | Closed-Loop Neuromodulation for Prevention and Treatment of Cardiac Conditions |
| US6993393B2 (en) | 2001-12-19 | 2006-01-31 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Telemetry duty cycle management system for an implantable medical device |
| US7231252B2 (en) | 2002-01-21 | 2007-06-12 | Neopraxis Pty Ltd. | FES stimulator having multiple bundled leads |
| US7317948B1 (en) | 2002-02-12 | 2008-01-08 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Neural stimulation system providing auto adjustment of stimulus output as a function of sensed impedance |
| US6888502B2 (en) | 2002-03-05 | 2005-05-03 | Precision Dynamics Corporation | Microstrip antenna for an identification appliance |
| US7853333B2 (en) | 2002-04-08 | 2010-12-14 | Ardian, Inc. | Methods and apparatus for multi-vessel renal neuromodulation |
| US7620451B2 (en) | 2005-12-29 | 2009-11-17 | Ardian, Inc. | Methods and apparatus for pulsed electric field neuromodulation via an intra-to-extravascular approach |
| FR2839075B1 (fr) * | 2002-04-25 | 2006-05-19 | Airbus France | Film adhesif perfore et son procede de fabrication |
| US7483748B2 (en) | 2002-04-26 | 2009-01-27 | Medtronic, Inc. | Programmable waveform pulses for an implantable medical device |
| US7110823B2 (en) | 2002-06-11 | 2006-09-19 | Advanced Bionics Corporation | RF telemetry link for establishment and maintenance of communications with an implantable device |
| FR2841163B1 (fr) | 2002-06-21 | 2005-01-28 | Montupet Sa | Procede de moulage de pieces de fonderie, notamment de blocs-moteurs, en alliage leger |
| US7132173B2 (en) | 2002-06-28 | 2006-11-07 | Advanced Bionics Corporation | Self-centering braze assembly |
| US8386048B2 (en) | 2002-06-28 | 2013-02-26 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Systems and methods for communicating with or providing power to an implantable stimulator |
| US7047079B2 (en) | 2002-07-26 | 2006-05-16 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Method and system for energy conservation in implantable stimulation devices |
| USD474982S1 (en) | 2002-08-15 | 2003-05-27 | Nike, Inc. | Portion of a watch |
| SE0202537D0 (sv) | 2002-08-28 | 2002-08-28 | Siemens Elema Ab | Nervstimuleringsapparat |
| US6807446B2 (en) | 2002-09-03 | 2004-10-19 | Celsion Corporation | Monopole phased array thermotherapy applicator for deep tumor therapy |
| AU2002951217A0 (en) | 2002-09-04 | 2002-09-19 | Cochlear Limited | Method and apparatus for measurement of transmitter/receiver separation |
| US7209790B2 (en) | 2002-09-30 | 2007-04-24 | Medtronic, Inc. | Multi-mode programmer for medical device communication |
| US7599737B2 (en) | 2002-10-04 | 2009-10-06 | Microchips, Inc. | Medical device for neural stimulation and controlled drug delivery |
| US7162305B2 (en) | 2002-10-23 | 2007-01-09 | The Hong Kong Polytechnic University | Functional electrical stimulation system |
| US7512448B2 (en) | 2003-01-10 | 2009-03-31 | Phonak Ag | Electrode placement for wireless intrabody communication between components of a hearing system |
| IL154801A0 (en) | 2003-03-06 | 2003-10-31 | Karotix Internat Ltd | Multi-channel and multi-dimensional system and method |
| US7551957B2 (en) | 2003-03-06 | 2009-06-23 | Bioelectronics Corp. | Electromagnetic therapy device and methods |
| US7253735B2 (en) | 2003-03-24 | 2007-08-07 | Alien Technology Corporation | RFID tags and processes for producing RFID tags |
| AU2003901390A0 (en) | 2003-03-26 | 2003-04-10 | University Of Technology, Sydney | Microwave antenna for cardiac ablation |
| US7221979B2 (en) | 2003-04-30 | 2007-05-22 | Medtronic, Inc. | Methods and apparatus for the regulation of hormone release |
| US6904323B2 (en) * | 2003-05-14 | 2005-06-07 | Duke University | Non-invasive apparatus and method for providing RF energy-induced localized hyperthermia |
| US7317947B2 (en) | 2003-05-16 | 2008-01-08 | Medtronic, Inc. | Headset recharger for cranially implantable medical devices |
| US6972727B1 (en) | 2003-06-10 | 2005-12-06 | Rockwell Collins | One-dimensional and two-dimensional electronically scanned slotted waveguide antennas using tunable band gap surfaces |
| US20050004622A1 (en) * | 2003-07-03 | 2005-01-06 | Advanced Neuromodulation Systems | System and method for implantable pulse generator with multiple treatment protocols |
| US7392093B2 (en) | 2003-09-26 | 2008-06-24 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Electrical stimulation system including a device for partially shielding electrical energy emitted from one or more electrical stimulation leads implanted in a human's body |
| US7729766B2 (en) | 2003-10-02 | 2010-06-01 | Medtronic, Inc. | Circuit board construction for handheld programmer |
| WO2005058145A2 (en) | 2003-12-17 | 2005-06-30 | The Regents Of The University Of Colorado, A Body Corporate | Activeinvasive eeg device and technique |
| US20050165456A1 (en) | 2003-12-19 | 2005-07-28 | Brian Mann | Digital electrode for cardiac rhythm management |
| EP1588609B1 (fr) | 2004-02-27 | 2010-09-08 | IC Services | Procédé et set pour l'identification d'animaux |
| EP1744810B1 (en) | 2004-04-12 | 2018-06-06 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Active discharge systems and methods |
| US7894913B2 (en) | 2004-06-10 | 2011-02-22 | Medtronic Urinary Solutions, Inc. | Systems and methods of neuromodulation stimulation for the restoration of sexual function |
| US7038634B2 (en) | 2004-07-02 | 2006-05-02 | Eta Sa Manufacture Horlogère Suisse | Optimization of a loop antenna geometry embedded in a wristband portion of a watch |
| US7162217B2 (en) | 2004-07-02 | 2007-01-09 | Eta Sa Manufacture Horlogère Suisse | Interconnection circuit between two loop antennas embedded in a wristband of a wrist-carried wireless instrument |
| JP2006048833A (ja) * | 2004-08-05 | 2006-02-16 | Hitachi Global Storage Technologies Netherlands Bv | 磁気ディスク装置 |
| EP1799101A4 (en) | 2004-09-02 | 2008-11-19 | Proteus Biomedical Inc | METHOD AND DEVICES FOR TISSUE ACTIVATION AND MONITORING |
| US9205261B2 (en) | 2004-09-08 | 2015-12-08 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Neurostimulation methods and systems |
| WO2006045054A2 (en) | 2004-10-18 | 2006-04-27 | E-Soc | Device for neuromusclar, peripheral body stimulation and electrical stimulation (es) for wound healing using rf energy harvesting |
| US7532933B2 (en) | 2004-10-20 | 2009-05-12 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Leadless cardiac stimulation systems |
| US7647109B2 (en) | 2004-10-20 | 2010-01-12 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Leadless cardiac stimulation systems |
| FR2881353B1 (fr) | 2005-02-03 | 2008-12-05 | Vygon Sa | Perfectionnement aux embouts de ponction et aux tubes catheters |
| US7231256B2 (en) | 2005-03-11 | 2007-06-12 | Medtronic, Inc. | Neurostimulation site screening |
| CA2602292A1 (en) * | 2005-03-15 | 2006-09-21 | The Regents Of The University Of California | Method and system for modulating energy expenditure and neurotrophic factors |
| JP2008536636A (ja) | 2005-04-19 | 2008-09-11 | コンペックス テクノロジーズ インコーポレイテッド | 背中及び腹部の筋肉に対して電極による刺激を実施する装置 |
| CN100403690C (zh) | 2005-04-30 | 2008-07-16 | 华为技术有限公司 | 用户驻地设备配置管理方法及其系统 |
| US20110040350A1 (en) | 2005-05-05 | 2011-02-17 | Griffith Glen A | FSK telemetry for cochlear implant |
| WO2006128037A2 (en) * | 2005-05-26 | 2006-11-30 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Systems and methods for use in pulse generation |
| US8565891B2 (en) | 2005-06-07 | 2013-10-22 | Fractus, S.A. | Wireless implantable medical device |
| CN102983639B (zh) | 2005-07-12 | 2016-01-27 | 麻省理工学院 | 无线非辐射能量传递 |
| JP2009504346A (ja) | 2005-08-19 | 2009-02-05 | オールド ドミニオン リサーチ ファウンデーション | 組織内での動作のための超広帯域アンテナ |
| US7640059B2 (en) | 2005-09-08 | 2009-12-29 | Medtronic, Inc. | External presentation of electrical stimulation parameters |
| US7420516B2 (en) | 2005-10-11 | 2008-09-02 | Motorola, Inc. | Antenna assembly and method of operation thereof |
| US20070112402A1 (en) | 2005-10-19 | 2007-05-17 | Duke University | Electrode systems and related methods for providing therapeutic differential tissue stimulation |
| WO2007047954A2 (en) | 2005-10-21 | 2007-04-26 | Purdue Research Foundation | Wireless electrical stimulation of neural injury |
| CN101331503B (zh) | 2005-10-21 | 2012-12-19 | 科罗拉多大学董事会,一个法人团体 | 用于在无线设备中接收和管理功率的系统和方法 |
| WO2007059386A2 (en) | 2005-11-10 | 2007-05-24 | Medtronic, Inc. | Intravascular medical device |
| US20070106337A1 (en) | 2005-11-10 | 2007-05-10 | Electrocore, Inc. | Methods And Apparatus For Treating Disorders Through Neurological And/Or Muscular Intervention |
| US20070109208A1 (en) | 2005-11-16 | 2007-05-17 | Microsoft Corporation | Antenna in a shielded enclosure |
| US7436752B2 (en) | 2005-11-17 | 2008-10-14 | Realtek Semiconductor Corp. | Method and apparatus for signal equalization in a light storage system |
| JP2009523402A (ja) | 2006-01-11 | 2009-06-18 | パワーキャスト コーポレイション | パルス伝送方法 |
| USD529402S1 (en) | 2006-02-13 | 2006-10-03 | Nike, Inc. | Portion of a watch |
| WO2007098202A2 (en) | 2006-02-16 | 2007-08-30 | Imthera Medical, Inc. | An rfid based apparatus, system, and method for therapeutic treatment of a patient |
| US7894905B2 (en) * | 2006-03-13 | 2011-02-22 | Neuropace, Inc. | Implantable system enabling responsive therapy for pain |
| US20100174340A1 (en) | 2006-04-18 | 2010-07-08 | Electrocore, Inc. | Methods and Apparatus for Applying Energy to Patients |
| US8768311B2 (en) | 2006-04-27 | 2014-07-01 | Harris Corporation | Intelligent asymmetric service denial system for mobile cellular devices and associated methods |
| US7869885B2 (en) | 2006-04-28 | 2011-01-11 | Cyberonics, Inc | Threshold optimization for tissue stimulation therapy |
| US7908014B2 (en) | 2006-05-05 | 2011-03-15 | Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research | Antenna on ceramic case |
| US20070265690A1 (en) | 2006-05-12 | 2007-11-15 | Yoav Lichtenstein | Position tracking of passive resonance-based transponders |
| US7613522B2 (en) * | 2006-06-09 | 2009-11-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Multi-antenna for an implantable medical device |
| US7899542B2 (en) * | 2006-06-20 | 2011-03-01 | Ebr Systems, Inc. | Systems and methods for implantable leadless spine stimulation |
| US20080004601A1 (en) * | 2006-06-28 | 2008-01-03 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Analyte Monitoring and Therapy Management System and Methods Therefor |
| US8644934B2 (en) | 2006-09-13 | 2014-02-04 | Boston Scientific Scimed Inc. | Cardiac stimulation using leadless electrode assemblies |
| US7877139B2 (en) | 2006-09-22 | 2011-01-25 | Cameron Health, Inc. | Method and device for implantable cardiac stimulus device lead impedance measurement |
| EP1903000B1 (fr) | 2006-09-25 | 2019-09-18 | Sorin CRM SAS | Composant biocompatible implantable incorporant un élément actif intégré tel qu'un capteur de mesure d'un paramètre physiologique, microsystème électromécanique ou circuit électronique |
| US20080077184A1 (en) | 2006-09-27 | 2008-03-27 | Stephen Denker | Intravascular Stimulation System With Wireless Power Supply |
| US20080103558A1 (en) | 2006-10-30 | 2008-05-01 | Stuart Wenzel | Focused electromagnetic-wave and ultrasonic-wave structures for tissue stimulation |
| US7818890B2 (en) | 2006-11-27 | 2010-10-26 | Nxp B.V. | Magnetic field sensor circuit |
| US7792588B2 (en) | 2007-01-26 | 2010-09-07 | Medtronic, Inc. | Radio frequency transponder based implantable medical system |
| US8264362B2 (en) | 2007-04-30 | 2012-09-11 | Kimberly-Clark Worldwide, Inc. | Embedded antenna for sensing article |
| WO2008137703A1 (en) | 2007-05-04 | 2008-11-13 | Arizona Board Of Regents For And On Behalf Of Arizona State University | Systems and methods for wireless transmission of biopotentials |
| US7687678B2 (en) | 2007-05-10 | 2010-03-30 | Cisco Technology, Inc. | Electronic bandage with flexible electronic controller |
| US20090132002A1 (en) | 2007-05-11 | 2009-05-21 | Cvrx, Inc. | Baroreflex activation therapy with conditional shut off |
| US7939346B2 (en) | 2007-05-25 | 2011-05-10 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Nanomembranes for remote sensing |
| US7765013B2 (en) | 2007-06-04 | 2010-07-27 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Nano- and micro-scale wireless stimulating probe |
| US7630771B2 (en) | 2007-06-25 | 2009-12-08 | Microtransponder, Inc. | Grooved electrode and wireless microtransponder system |
| EP2586491B1 (en) * | 2007-07-20 | 2016-08-17 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Stimulation system to control neural recruitment order and clinical effect |
| US20090099405A1 (en) | 2007-08-05 | 2009-04-16 | Neostim, Inc. | Monophasic multi-coil arrays for trancranial magnetic stimulation |
| US8366652B2 (en) | 2007-08-17 | 2013-02-05 | The Invention Science Fund I, Llc | Systems, devices, and methods including infection-fighting and monitoring shunts |
| US8702640B2 (en) | 2007-08-17 | 2014-04-22 | The Invention Science Fund I, Llc | System, devices, and methods including catheters configured to monitor and inhibit biofilm formation |
| AU2008312079B2 (en) | 2007-10-16 | 2015-02-12 | Implantica Patent Ltd. | A method and apparatus for supplying energy to a medical device |
| WO2009052480A2 (en) | 2007-10-18 | 2009-04-23 | Integrated Sensing Systems, Inc. | Miniature wireless system for deep brain stimulation |
| CN101185789B (zh) | 2007-11-06 | 2010-06-09 | 浙江大学 | 植入式神经微刺激和采集遥控芯片 |
| US8738147B2 (en) | 2008-02-07 | 2014-05-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Wireless tissue electrostimulation |
| USD612543S1 (en) | 2008-02-22 | 2010-03-23 | Marseille Jean D | Wrist supporting device |
| US8332040B1 (en) | 2008-03-10 | 2012-12-11 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | External charging device for charging an implantable medical device and methods of regulating duty of cycle of an external charging device |
| DE102008002228A1 (de) | 2008-06-05 | 2009-12-10 | Biotronik Crm Patent Ag | Langgestrecktes Implantat mit externer Energieeinkopplung |
| US20100016881A1 (en) * | 2008-07-16 | 2010-01-21 | Cook Incorporated | Biodegradable filter |
| JP5156704B2 (ja) * | 2008-07-29 | 2013-03-06 | パナソニック株式会社 | 画像符号化装置、画像符号化方法、集積回路及びカメラ |
| CN101352596B (zh) * | 2008-09-19 | 2011-06-29 | 清华大学 | 体外供电式植入医疗仪器 |
| SE0901000A2 (en) | 2008-10-10 | 2010-07-20 | Milux Holding Sa | A voice control system for an implant |
| US8808281B2 (en) | 2008-10-21 | 2014-08-19 | Microcube, Llc | Microwave treatment devices and methods |
| CN102202729B (zh) * | 2008-10-27 | 2014-11-05 | 脊髓调制公司 | 选择性刺激系统和用于医疗状况的信号参数 |
| US9597505B2 (en) | 2008-10-31 | 2017-03-21 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device crosstalk evaluation and mitigation |
| US8497804B2 (en) | 2008-10-31 | 2013-07-30 | Medtronic, Inc. | High dielectric substrate antenna for implantable miniaturized wireless communications and method for forming the same |
| US8255057B2 (en) * | 2009-01-29 | 2012-08-28 | Nevro Corporation | Systems and methods for producing asynchronous neural responses to treat pain and/or other patient conditions |
| US8332037B2 (en) | 2008-11-05 | 2012-12-11 | Incube Labs, Llc | Housing structure for a medical implant including a monolithic substrate |
| US8242968B2 (en) | 2008-11-12 | 2012-08-14 | Winegard Company | Mobile television antenna with integrated UHF digital booster |
| EP2346567A4 (en) | 2008-11-13 | 2012-04-25 | Proteus Biomedical Inc | MULTIPLEX MULTI ELECTRODE NEURO STIMULATION DEVICE |
| US8626310B2 (en) * | 2008-12-31 | 2014-01-07 | Medtronic, Inc. | External RF telemetry module for implantable medical devices |
| US9662021B2 (en) | 2009-01-12 | 2017-05-30 | Purdue Research Foundation | Miniature stent-based implantable wireless monitoring devices |
| US9444213B2 (en) | 2009-03-09 | 2016-09-13 | Nucurrent, Inc. | Method for manufacture of multi-layer wire structure for high efficiency wireless communication |
| US8855786B2 (en) | 2009-03-09 | 2014-10-07 | Nucurrent, Inc. | System and method for wireless power transfer in implantable medical devices |
| US8154402B2 (en) | 2009-03-12 | 2012-04-10 | Raytheon Company | Wireless temperature sensor network |
| US8320850B1 (en) | 2009-03-18 | 2012-11-27 | Rf Micro Devices, Inc. | Power control loop using a tunable antenna matching circuit |
| US10020075B2 (en) | 2009-03-24 | 2018-07-10 | Leaf Healthcare, Inc. | Systems and methods for monitoring and/or managing patient orientation using a dynamically adjusted relief period |
| EP3520855A1 (en) * | 2009-04-16 | 2019-08-07 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Deep brain stimulation current steering with split electrodes |
| US8046909B2 (en) | 2009-04-24 | 2011-11-01 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Method of fabricating stimulation lead |
| US8634928B1 (en) | 2009-06-16 | 2014-01-21 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Wireless power transmission for implantable medical devices |
| US8406896B2 (en) | 2009-06-29 | 2013-03-26 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Multi-element contact assemblies for electrical stimulation systems and systems and methods of making and using |
| JP2011018855A (ja) * | 2009-07-10 | 2011-01-27 | Sony Corp | 半導体レーザ |
| JP2011023843A (ja) * | 2009-07-14 | 2011-02-03 | Sony Corp | 画像処理装置および画像処理方法 |
| JP2011055912A (ja) | 2009-09-07 | 2011-03-24 | Terumo Corp | 電気刺激装置 |
| EP2462981A4 (en) | 2009-08-06 | 2013-01-23 | Terumo Corp | ELECTRIC STIMULATOR |
| US20110066041A1 (en) | 2009-09-15 | 2011-03-17 | Texas Instruments Incorporated | Motion/activity, heart-rate and respiration from a single chest-worn sensor, circuits, devices, processes and systems |
| AU2009222439B2 (en) * | 2009-09-28 | 2011-07-21 | Cochlear Limited | Method and circuitry for measurement and control of stimulation current |
| US20110074342A1 (en) | 2009-09-30 | 2011-03-31 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Wireless electricity for electronic devices |
| KR20170127056A (ko) | 2009-10-05 | 2017-11-20 | 더 리젠트스 오브 더 유니이버시티 오브 캘리포니아 | 신경질환의 치료를 위한 두개외 이식형 장치, 시스템 및 방법 |
| US8390516B2 (en) | 2009-11-23 | 2013-03-05 | Harris Corporation | Planar communications antenna having an epicyclic structure and isotropic radiation, and associated methods |
| JP5015309B2 (ja) | 2009-11-24 | 2012-08-29 | ヤマハ発動機株式会社 | 車両用油圧式緩衝器 |
| US8543202B2 (en) | 2009-11-25 | 2013-09-24 | Steven M. Goetz | Medical electrical stimulation with external simulated case electrode |
| TW201117849A (en) * | 2009-11-30 | 2011-06-01 | Unimed Invest Inc | Implantable pulsed-radiofrequency micro-stimulation system |
| AU2010336337B2 (en) | 2009-12-23 | 2016-02-04 | Setpoint Medical Corporation | Neural stimulation devices and systems for treatment of chronic inflammation |
| CN101773701A (zh) | 2010-01-11 | 2010-07-14 | 杭州诺尔康神经电子科技有限公司 | 神经刺激器 |
| US9216297B2 (en) | 2010-04-05 | 2015-12-22 | Medtronic, Inc. | Flexible recharge coil techniques |
| CN201676401U (zh) | 2010-04-09 | 2010-12-22 | 浙江大学 | 一种经皮刺激仪 |
| US9044616B2 (en) | 2010-07-01 | 2015-06-02 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Charging system for an implantable medical device employing magnetic and electric fields |
| RU2590937C2 (ru) | 2010-10-15 | 2016-07-10 | Де Инвеншн Сайенс Фанд Уан, ЭлЭлСи | Антенны поверхностного рассеяния |
| US8849412B2 (en) | 2011-01-28 | 2014-09-30 | Micron Devices Llc | Microwave field stimulator |
| CN106902457B (zh) | 2011-01-28 | 2022-10-21 | 斯蒂维科技公司 | 神经刺激器系统 |
| US8880189B2 (en) | 2011-02-23 | 2014-11-04 | John D. LIPANI | System and method for electrical stimulation of the lumbar vertebral column |
| CA2831138C (en) | 2011-04-04 | 2022-02-15 | Stimwave Technologies Incorporated | Implantable lead |
| US9220897B2 (en) | 2011-04-04 | 2015-12-29 | Micron Devices Llc | Implantable lead |
| US9402994B2 (en) | 2011-07-14 | 2016-08-02 | Cyberonics, Inc. | Powering of an implantable medical therapy delivery device using far field radiative powering at multiple frequencies |
| TW201304272A (zh) | 2011-07-15 | 2013-01-16 | Wistron Neweb Corp | 隨身電子裝置之天線結構及隨身無線電子裝置 |
| CN104080509B (zh) | 2011-07-29 | 2017-09-08 | 米克伦设备有限责任公司 | 用于神经刺激器的功率或极性选择的远程控制 |
| USD658302S1 (en) | 2011-08-02 | 2012-04-24 | Nixon Amy H | Hand brace |
| CA2848998A1 (en) | 2011-09-15 | 2013-03-21 | Stimwave Technologies Incorporated | Relay module for implant |
| US8903502B2 (en) | 2012-05-21 | 2014-12-02 | Micron Devices Llc | Methods and devices for modulating excitable tissue of the exiting spinal nerves |
| EP2743786B1 (fr) | 2012-12-17 | 2018-10-31 | The Swatch Group Research and Development Ltd. | Dispositif électronique portable et procédé de fabrication d'un tel dispositif |
| US9254393B2 (en) | 2012-12-26 | 2016-02-09 | Micron Devices Llc | Wearable antenna assembly |
| USD703204S1 (en) | 2013-01-02 | 2014-04-22 | Tomtom International B.V. | Watch module |
| USD701504S1 (en) | 2013-03-15 | 2014-03-25 | Microsoft Corporation | Electronic band |
| WO2014144674A1 (en) | 2013-03-15 | 2014-09-18 | Senseonics, Incorporated | Mini flat antenna system |
| USD709873S1 (en) | 2013-03-15 | 2014-07-29 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Electronic device |
| JP1522550S (pt) | 2013-08-01 | 2018-04-16 | ||
| JP1515100S (pt) | 2013-08-05 | 2017-12-25 | ||
| USD734330S1 (en) | 2014-01-14 | 2015-07-14 | Compal Electronics, Inc. | Wearable device |
| USD725652S1 (en) | 2014-02-18 | 2015-03-31 | Kyocera Corporation | Portable terminal |
| US9409029B2 (en) | 2014-05-12 | 2016-08-09 | Micron Devices Llc | Remote RF power system with low profile transmitting antenna |
| USD721701S1 (en) | 2014-08-25 | 2015-01-27 | Khalid Al-Nasser | Smart watch |
-
2012
- 2012-01-27 CN CN201611007072.4A patent/CN106902457B/zh active Active
- 2012-01-27 BR BR112013018470-1A patent/BR112013018470B1/pt active IP Right Grant
- 2012-01-27 AU AU2012211055A patent/AU2012211055B2/en active Active
- 2012-01-27 EP EP12740011.7A patent/EP2667942B1/en active Active
- 2012-01-27 CA CA2831062A patent/CA2831062A1/en not_active Abandoned
- 2012-01-27 JP JP2013551396A patent/JP6076915B2/ja active Active
- 2012-01-27 WO PCT/US2012/023029 patent/WO2012103519A2/en active Application Filing
- 2012-01-27 CN CN201280006578.7A patent/CN103796715B/zh active Active
- 2012-01-27 EP EP20209052.8A patent/EP3821941A1/en active Pending
- 2012-01-27 MX MX2013008690A patent/MX340144B/es active IP Right Grant
- 2012-01-27 EP EP19200181.6A patent/EP3685880B1/en active Active
- 2012-07-17 US US13/551,050 patent/US9409030B2/en active Active
-
2013
- 2013-06-27 IL IL227210A patent/IL227210B/en active IP Right Grant
- 2013-10-31 US US14/068,750 patent/US9566449B2/en active Active
-
2016
- 2016-09-01 US US15/254,741 patent/US9925384B2/en active Active
-
2018
- 2018-03-26 US US15/935,410 patent/US10471262B2/en active Active
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US20140058481A1 (en) | 2014-02-27 |
| EP2667942B1 (en) | 2019-10-23 |
| CN106902457A (zh) | 2017-06-30 |
| AU2012211055A1 (en) | 2013-06-27 |
| JP2014513562A (ja) | 2014-06-05 |
| CN103796715B (zh) | 2016-12-14 |
| US20180236248A1 (en) | 2018-08-23 |
| WO2012103519A3 (en) | 2014-03-13 |
| EP2667942A2 (en) | 2013-12-04 |
| EP3685880B1 (en) | 2021-03-24 |
| CA2831062A1 (en) | 2012-08-02 |
| WO2012103519A2 (en) | 2012-08-02 |
| BR112013018470A2 (pt) | 2016-10-18 |
| US20160367825A1 (en) | 2016-12-22 |
| CN106902457B (zh) | 2022-10-21 |
| US9566449B2 (en) | 2017-02-14 |
| EP3821941A1 (en) | 2021-05-19 |
| EP3685880A1 (en) | 2020-07-29 |
| AU2012211055A8 (en) | 2013-08-01 |
| US20120283800A1 (en) | 2012-11-08 |
| EP2667942A4 (en) | 2015-10-07 |
| CN103796715A (zh) | 2014-05-14 |
| MX340144B (es) | 2016-06-15 |
| IL227210B (en) | 2018-02-28 |
| US20170036033A9 (en) | 2017-02-09 |
| MX2013008690A (es) | 2013-12-06 |
| US10471262B2 (en) | 2019-11-12 |
| AU2012211055B2 (en) | 2017-07-13 |
| US9925384B2 (en) | 2018-03-27 |
| JP6076915B2 (ja) | 2017-02-08 |
| US9409030B2 (en) | 2016-08-09 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US10471262B2 (en) | Neural stimulator system | |
| US20200009392A1 (en) | Devices and methods for connecting implantable devices to wireless energy | |
| CN107789730B (zh) | 用于神经刺激器的功率或极性选择的远程控制 | |
| US10926084B1 (en) | System and method for stimulation with electrode | |
| US11857796B1 (en) | Stimulation with electrode arrays | |
| US20160361535A1 (en) | Embedded fixation devices or leads | |
| US10149976B1 (en) | Placement of neural stimulators | |
| US10980998B1 (en) | Neural stimulator placement | |
| CN113348014A (zh) | 用以感测刺激电极组织阻抗的系统及方法 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| B25C | Requirement related to requested transfer of rights |
Owner name: STIMWAVE TECHNOLOGIES, INCORPORATED (US) |
|
| B25C | Requirement related to requested transfer of rights |
Owner name: STIMWAVE TECHNOLOGIES, INCORPORATED (US) Free format text: COM FUNDAMENTO NO ART. 220 DA LPI, PARA QUE SEJA ACEITA A PETICOES 870170029578 DE 04/05/2017 E MEDIANTE A MANIFESTACAO ATRAVES DA 870180039616 DE 11/05/2018, REFERENTE A EXIGENCIA PUBLICADA NA RPI 2462 DE 13/03/2018, E NECESSARIO: 1. APRESENTAR DOCUMENTO DE CESSAO COM A DEVIDA LEGALIZACAO CONSULAR OU APOSTILADO CONFORME CONVENCAO DE HAIA; 2. APRESENTAR TRADUCAO JURAMENTADA DO DOCUMENTO DE CESSAO; 3. RECOLHER DUAS GRU'S SOB O CODIGO DE SERVICO 207, SENDO UMA REFERENTE A EXIGENCIA SUPRACITADA E OUTRA REFERENTE A PRESENTE EXIGENCIA. Owner name: STIMWAVE TECHNOLOGIES, INCORPORATED (US) |
|
| B25A | Requested transfer of rights approved |
Owner name: MICRON DEVICES LLC (US) |
|
| B06F | Objections, documents and/or translations needed after an examination request according [chapter 6.6 patent gazette] | ||
| B06U | Preliminary requirement: requests with searches performed by other patent offices: procedure suspended [chapter 6.21 patent gazette] | ||
| B06A | Patent application procedure suspended [chapter 6.1 patent gazette] | ||
| B09A | Decision: intention to grant [chapter 9.1 patent gazette] | ||
| B16A | Patent or certificate of addition of invention granted [chapter 16.1 patent gazette] |
Free format text: PRAZO DE VALIDADE: 20 (VINTE) ANOS CONTADOS A PARTIR DE 27/01/2012, OBSERVADAS AS CONDICOES LEGAIS. PATENTE CONCEDIDA CONFORME ADI 5.529/DF, QUE DETERMINA A ALTERACAO DO PRAZO DE CONCESSAO. |
|
| B25G | Requested change of headquarter approved |
Owner name: MICRON DEVICES LLC (US) |
|
| B25A | Requested transfer of rights approved |
Owner name: STIMWAVE TECHNOLOGIES INCORPORATED (US) |
|
| B25A | Requested transfer of rights approved |
Owner name: CURONIX LLC (US) |