EA003443B1 - Антитахикардиальная стимуляция - Google Patents
Антитахикардиальная стимуляция Download PDFInfo
- Publication number
- EA003443B1 EA003443B1 EA200100762A EA200100762A EA003443B1 EA 003443 B1 EA003443 B1 EA 003443B1 EA 200100762 A EA200100762 A EA 200100762A EA 200100762 A EA200100762 A EA 200100762A EA 003443 B1 EA003443 B1 EA 003443B1
- Authority
- EA
- Eurasian Patent Office
- Prior art keywords
- phase
- stimulation
- amplitude
- duration
- implantable cardiac
- Prior art date
Links
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
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/37—Monitoring; Protecting
-
- 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
- A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
- A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
-
- 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
- A61N1/3621—Heart stimulators for treating or preventing abnormally high heart rate
- A61N1/3622—Heart stimulators for treating or preventing abnormally high heart rate comprising two or more electrodes co-operating with different heart regions
-
- 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
- A61N1/371—Capture, i.e. successful stimulation
- A61N1/3712—Auto-capture, i.e. automatic adjustment of the stimulation threshold
-
- 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
- A61N1/38—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
- A61N1/39—Heart defibrillators
- A61N1/3956—Implantable devices for applying electric shocks to the heart, e.g. for cardioversion
- A61N1/3962—Implantable devices for applying electric shocks to the heart, e.g. for cardioversion in combination with another heart therapy
- A61N1/39622—Pacing therapy
-
- 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
- A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
- A61N1/36514—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Physiology (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
- Medicines Containing Plant Substances (AREA)
- Medicines Containing Material From Animals Or Micro-Organisms (AREA)
- Acyclic And Carbocyclic Compounds In Medicinal Compositions (AREA)
Abstract
Протоколы антитахикардиальной стимуляции содержат применение двухфазной стимуляции при напряжении, равном или немного выше порогового диастолического деполяризационного потенциала; применение двухфазной или обычной стимуляции, которая инициируется при уровне, равном или немного выше порогового диастолического деполяризационного потенциала, который после захвата уменьшается и становится ниже порогового; и применение двухфазной или обычной стимуляции при уровне, который немного ниже порогового диастолического деполяризационного потенциала. Данные протоколы приводят к надежному захвату сердца при низком уровне стимуляции, что приносит меньше вреда сердцу, увеличивает срок жизни батарей, приносит пациенту меньше болевых ощущений, а также обладают большей терапевтической эффективностью. В данных протоколах, использующих двухфазную кардиостимуляцию, при стимуляции применяются первая и вторая фаза. Первая фаза стимуляции имеет заранее определенную полярность, амплитуду и продолжительность. Вторая фаза стимуляции также имеет заранее определенную полярность, амплитуду и продолжительность. Эти две фазы применяются последовательно. В отличие от существующей практики, первой применяется анодная стимуляция, затем следует катодная стимуляция. При таком осуществлении стимуляции улучшается проводимость импульса через сердечную мышцу, а также увеличивается сократимость.
Description
Настоящее изобретение относится к имплантируемым кардиовертерам/дефибрилляторам, обладающим возможностями антитахикардиальной стимуляции и/или к способу проведения такой стимуляции.
Уровень техники
Обычный имплантируемый кардиовертер/дефибриллятор (ИКД) проводит начальную электроимпульсную терапию в течение 10-20 с при возникновении аритмии, таким образом, спасая бесчисленное количество жизней. Усовершенствованные устройства в дополнение к функциям кардиовертера/дефибриллятора обладают возможностями антитахикардиальной стимуляции. Такого рода ИКД обладают возможностью давать различные начальные отклики на одну или более тахикардию, а также могут предоставить программируемую последовательность откликов на определенный вид аритмии.
Уровень выходного сигнала обычно задается врачом в соответствии с порогом захвата пациента, определяемого при имплантации сердца. Этот порог определяет минимальную энергию, требуемую для надежной стимуляции сердца пациента. Однако в связи с травмой при стимуляции, на интерфейсе между имплантируемыми электродами кардиостимулятора и миокардом образуется фиброзная ткань, которая повышает порог захвата. Для увеличения надежности кардиального захвата выходной сигнал обычно устанавливают на уровень, который как минимум в два раза превышает изначально измеренный порог захвата. Недостатком такого подхода является то, что более высокий уровень стимуляции является более травматичным для сердечной ткани, чем более низкий уровень стимуляции, и провоцирует образование фиброзной ткани, повышая, таким образом, порог захвата.
Кроме того, более высокий уровень стимуляции укорачивает срок действия батарей, что является нежелательным, так как приводит к необходимости более частого хирургического вмешательства для их замены.
Другим недостатком такого подхода является возможность дискомфорта для пациента в связи с более высоким уровнем стимуляции, так как более высокий уровень стимуляции может стимулировать диафрагмальный нерв или вызвать миостимуляцию межреберных мышц.
Наконец, более высокий уровень стимуляции является менее эффективным из-за возможного блока входа.
Таким образом, существует необходимость в создании ИКД, который мог бы обеспечить надежный кардиальный захват при более низком уровне стимуляции, приводя, таким образом, к меньшему вреду для сердца, увеличивая срок действия батарей, принося пациенту меньше болевых ощущений и обладающий большей терапевтической эффективностью по сравнению с существующими в настоящее время ИКД. Также существует потребность в ИКД, который мог бы лучше изменять состояние сердца и мог бы изменять состояние работоспособности участков сердца, находясь на большом расстоянии.
Сущность изобретения
Эти задачи решены созданием настоящего изобретения.
Целью настоящего изобретения явилось создание ИКД, обладающего возможностями антитахикардиальной стимуляции, причем стимуляция применяется при напряжении, которое или равно, или слегка больше, или слегка меньше порогового диастолического деполяризационного потенциала.
Другой целью настоящего изобретения явилось определение, произошел ли кардиальный захват, и в случае, если он не произошел, применение дополнительной стимуляции.
Другой целью настоящего изобретения явилось применение дополнительной стимуляции при немного более высоком уровне напряжения, чем уровень стимуляции, при котором не произошел захват.
Другой целью настоящего изобретения явилось повторение цикла стимуляцияопределение, до тех пор, пока не произойдет захват.
Другой целью настоящего изобретения явилось проведение стимуляции с использованием волны двухфазной формы.
Эти цели были решены созданием имплантируемого кардиовертера/дефибриллятора, обладающего уникальным комплексом признаков и возможностей. Приводимые протоколы включают в себя:
1) применение двухфазной стимуляции при напряжении, которое или равно, или слегка больше порогового диастолического деполяризационного потенциала;
2) применение двухфазной или традиционной стимуляции, инициируемой при напряжении, которое или равно, или слегка больше порогового диастолического деполяризационного потенциала, которое после захвата понижается ниже порогового; и
3) двухфазная или традиционная стимуляция проводится при уровне, который установлен немного ниже порогового диастолического деполяризационного потенциала.
Как уже говорилось выше, протоколы антитахикардиальной стимуляции по настоящему изобретению могут использоваться совместно с двухфазной стимуляцией. Способ и устройство, относящиеся к двухфазной стимуляции, содержат первую и вторую фазу стимуляции, каждая фаза стимуляции имеет полярность, амплитуду, форму и продолжительность. В предпочтительном варианте осуществления первая и вторая фазы имеют противоположную полярность. В одном из альтернативных вариантов осуществ3 ления две фазы имеют различную амплитуду. В другом альтернативном варианте осуществления две фазы имеют различную продолжительность. В третьем альтернативном варианте осуществления первая фаза имеет прерывистую форму волны. В другом альтернативном варианте осуществления амплитуда первой фазы изменяется по закону наклонной прямой. В следующем альтернативном варианте осуществления первая фаза стимуляции применяется через 200 мс после завершения сердечного цикла биение/накачивание. В предпочтительном альтернативном варианте осуществления первая фаза стимуляции представляет собой анодный импульс с максимальной подпороговой амплитудой значительной продолжительности, и вторая фаза стимуляции представляет собой катодный импульс небольшой продолжительности и большой амплитуды. Нужно отметить, что указанные альтернативные варианты осуществления могут быть скомбинированы различными способами. Также важно отметить, что приведенные альтернативные варианты осуществления указаны только в качестве примеров и не ограничивают рамки изобретения.
Усиление функции миокарда достигается путем применения двухфазной стимуляции по настоящему изобретению. Комбинирование катодных и анодных импульсов, по своей природе являющихся стимулирующими или поддерживающими, позволяет сохранить улучшенную проводимость и сократимость, присущую анодной стимуляции при устранении недостатков, связанных с повышенным порогом стимуляции. Результатом является деполяризационная волна с увеличенной скоростью распространения. Увеличенная скорость распространения приводит к увеличению сердечной сократимости, что приводит к улучшению кровообращения и к увеличению доступа повторного входа. Улучшенная стимуляция при более низком уровне напряжения также приводит к уменьшению образования фиброзной ткани, уменьшая, таким образом, тенденцию повышения порога захвата, уменьшение потребляемой мощности приводит к увеличению срока действия батарей стимулятора и к уменьшению болевых ощущений для пациента.
Краткое описание чертежей
На фиг. 1А-1С показаны примеры способов лечения аритмии;
на фиг. 2 схематично представлена опережающая анодная двухфазная стимуляция;
на фиг. 3 схематично представлена опережающая катодная двухфазная стимуляция;
на фиг. 4 схематично представлена опережающая анодная двухфазная стимуляция низкого уровня и значительной продолжительности, за которой следует обычная катодная стимуляция;
на фиг. 5 схематично представлена опережающая анодная двухфазная стимуляция низко го уровня, с изменением по закону наклонной прямой, и значительной продолжительности, за которой следует обычная катодная стимуляция;
на фиг. 6 схематично представлена опережающая анодная двухфазная стимуляция низкого уровня и небольшой продолжительности, состоящая из серии импульсов, за которой следует обычная катодная стимуляция;
на фиг. 7 представлен имплантируемый кардиовертер/дефибриллятор, используемый для реализации вариантов осуществления способа по настоящему изобретению.
Сведения, подтверждающие возможность осуществления изобретения
Настоящее изобретение относится к использованию антитахикардиальной стимуляции для прекращения аритмии в предсердии. На фиг. 1А-1С показаны примеры способов лечения аритмии.
На фиг. 1А показан первый способ. Сенсор определяет возникновение аритмии 102. В предпочтительном варианте осуществления изобретения сенсор содержит алгоритм антитахикардиальной стимуляции. Затем применяется двухфазная стимуляция 104. В различных вариантах осуществления изобретения эта стимуляция может быть или равна, или немного больше диастолического деполяризационного порога. ИКД определяет, произошел ли захват 106. Если захват не произошел, стимуляция продолжается при немного более высоком уровне 108. Этот цикл стимуляция - определение захвата - повышение уровня стимуляции продолжается до возникновения захвата. Если захват произошел, стимуляция продолжается в течение определенного промежутка времени 110. В предпочтительном варианте осуществления изобретения стимуляция продолжается в течение всего времени, когда присутствует аритмия.
В предпочтительном варианте осуществления изобретения применяемые импульсы составляют от 80 до 100% от внутреннего ритма с паузой между каждой серией стимулирующих импульсов, которая составляет примерно от одной до двух секунд. Затем либо увеличивают количество импульсов, либо изменяют промежутки между импульсами. Например, в предпочтительном варианте осуществления изобретения, первая последовательность импульсов может применяться при 80% от внутреннего ритма сердца, вторая последовательность импульсов - при 82%, третья последовательность импульсов - при 84% и так далее. В предпочтительном варианте осуществления изобретения множество цепей обратной связи предоставляют данные, такие, что можно изменять напряжение таким образом, чтобы постоянно находиться около порога захвата. Стимуляция продолжается до тех пор, пока не восстановится ритм.
На фиг. 1В представлен второй способ.
Сенсор определяет возникновение аритмии 112.
В различных вариантах осуществления второго способа затем применяется либо двухфазная, либо обычная стимуляция 114. Уровень стимуляции устанавливается равным или немного больше диастолического деполяризационного порогового потенциала. ИКД определяет, произошел ли захват 116. Если захват не произошел, стимуляция продолжается при немного более высоком уровне 118. Этот цикл стимуляция - определение захвата - повышение уровня стимуляции продолжается до возникновения захвата. Если захват произошел, стимуляция постепенно понижается и достигает значения ниже порога и затем продолжается 120. Затем, если захват теряется, стимуляция поднимается до немного более высокого уровня и затем снова постепенно понижается. Эта полная последовательность продолжается таким образом, чтобы уровень стимуляции находился как можно ближе к наименьшему уровню стимуляции, при котором происходит захват. Стимуляция продолжается до тех пор, пока не восстановится ритм, например, до тех пор, пока алгоритм антитахикардиальной стимуляции не покажет, что в стимуляции более нет необходимости.
На фиг. 1С показан третий способ стимуляции. Сенсор определяет возникновение аритмии 122. В различных вариантах осуществления третьего способа затем применяется либо двухфазная, либо обычная стимуляция 124. Уровень стимуляции устанавливается немного меньше порогового диастолического деполяризационного потенциала. ИКД определяет, произошел ли захват 126. Если захват не произошел, стимуляция продолжается при немного более высоком уровне 128. Этот цикл стимуляция - определение захвата - повышение уровня стимуляции продолжается до возникновения захвата. Если захват произошел, стимуляция продолжается ниже порогового уровня 130. Затем, если захват теряется, уровень стимуляции поднимается немного выше и затем снова постепенно понижается. Эта полная последовательность продолжается таким образом, чтобы уровень стимуляции находился как можно ближе к наименьшему уровню стимуляции, при котором происходит захват. Стимуляция продолжается до тех пор, пока не восстановится ритм, например, до тех пор, пока алгоритм антитахикардиальной стимуляции не покажет, что в стимуляции более нет необходимости.
Определение
Определение может быть прямым и косвенным. Например, прямое определение может быть основано на данных, получаемых от электродов. ИКД по настоящему изобретению содержит чувствительные цепи/электронику для определения аритмии посредством одного или более определяющих и/или стимулирующих электродов. Чувствительная электроника определяет сердечную активность, что показывается при помощи электрических сигналов. Например, как известно из уровня техники, В-зубцы возникают при деполяризации ткани желудочка, и Р-зубцы возникают при деполяризации ткани предсердия. Путем отслеживания этих электрических сигналов контрольная/временная цепь ИКД может определить скорость и регулярность сердцебиения пациента и определить, таким образом, наступила ли аритмия. Такое определение может быть выполнено путем определения скорости В-зубцов и/или Р-зубцов и сравнения этой скорости с различными контрольными скоростями.
Прямое определение может основываться на различных критериях, таких как, но не ограничиваясь только ими, первоначальный ритм, внезапное увеличение ритма и стабилизация ритма. Единственным критерием для сенсора первоначального ритма является ритм сердца. При применении критерия первоначального ритма, процедуры начинаются, если величина сердцебиения превышает определенный заранее уровень. Электроды, определяющие по критерию внезапного увеличения ритма, игнорируют изменения, которые происходят постепенно, и начинают процедуры в том случае, если имеет место внезапное изменение, такое как мгновенная пароксизмальная аритмия. Этот тип критерия будет служить для отличия от синусной тахикардии. Постоянство скорости также может быть важным критерием. Например, процедуры при помощи желудочкового устройства не будут задействованы при высоком изменяющемся ритме, в этом случае будут показаны процедуры при помощи устройства для стимуляции предсердия.
В альтернативных вариантах осуществления изобретения определение может быть косвенным. Косвенное определение может быть основано на различных функциональных параметрах, таких как артериальное давление крови, частота изменений на электрокардиограмме или на функции плотности вероятности электрокардиограммы. Например, решение, применять ли процедуры, может быть принято на основе мониторинга функции плотности вероятности времени, на которое сигнал отклоняется от базовой линии.
Чувствительность также может увеличиться при стимуляции предсердия и наблюдении и измерении последовательных изменений функций предсердия и желудочка.
Таким образом, в предпочтительном варианте осуществления изобретения, определение при помощи чувствительной электроники основано на множественных критериях. Кроме того, настоящее изобретение предусматривает устройства, работающие более чем в одном участке сердца, так что необходимые процедуры могут применяться либо к предсердию, либо к желудочку, в зависимости от показаний чувствительной электроники, действие которой основано на различных критериях, включая описанные
Ί выше, а также другие критерии, известные для специалистов в данной области техники.
Стимуляция
Электрическая стимуляция применяется посредством подвода(ов) или электрода(ов). Эти подводы могут быть эпикардиальными (внешняя поверхность сердца) или эндокардиальными (внутренняя поверхность сердца) или могут представлять собой любую комбинацию эпикардиальных и эндокардиальных. Подводы хорошо известны из уровня техники, см., например, патент США № 4662377 на имя НеПшап и др., патент США № 4481953 на имя Со1б и др. и патент США № 4010758 на имя Коек1апб и др., каждый из которых включен в описание в качестве ссылки.
Система подводов может быть однополярной и биполярной. Однополярный подвод содержит один электрод, катод, на самом подводе. Ток проходит от катода, стимулирует сердце и возвращается на анод на корпусе генератора импульсов, замыкая цепь. Биполярный подвод содержит два полюса на подводе, расположенные на небольшом расстоянии друг от друга на дистальном конце, и оба электрода расположены в сердце.
На фиг. 7 показано устройство, при помощи которого возможно осуществление настоящего изобретения. Автоматический имплантируемый кардиовертер/дефибриллятор 2, который имплантируют внутрь тела пациента, содержит пару выходных терминалов, анод 4 и катод 6. ИКД 2 подсоединен к гибкой катетерной электродной схеме 8, содержащей дистальный электрод 10 и проксимальный электрод 12, каждый из которых соединен с сердцем пациента. Может использоваться другая конфигурация электродов, такая как электроды типа кольца. В качестве внешнего электрода может быть использован анод 24. Автоматический ИКД 2 содержит чувствительную и определяющую схемы, а также схему генератора импульсов, выход которой соединен с имплантируемыми электродами 10, 12. ИКД 2 определяет аритмическое состояние сердца и при наличии такового проводит электрическую дефибрилляцию сердца посредством имплантированных электродов 10, 12.
Катетерный электрод 8 проведен внутривенно таким образом, что дистальный электрод 10 находится в верхушке 14 правого желудочка сердца, а проксимальный электрод 12 расположен в области верхней полой вены 16 сердца. Нужно учитывать, что в том смысле, в котором этот термин употребляется здесь, верхняя полая вена 16 также может включать в себя части правого предсердия 18.
Обычная традиционная стимуляция хорошо известна из уровня техники и содержит монофазные волны (катодные или анодные), а также многофазные волны, причем нестимулирующие импульсы имеют минимальную ампли туду и используются, например, для рассеивания остаточного заряда на электроде.
На фиг. 2-6 показаны протоколы двухфазной стимуляции. Эти протоколы описаны в заявке на выдачу патента США № 08/699,552 на имя Мо\тег. которая включена в настоящее описание в качестве ссылки.
На фиг. 2 показана двухфазная электрическая стимуляция, причем первая фаза стимуляции содержит анодный импульс 102, с амплитудой 104 и продолжительностью 106. За первой фазой стимуляции немедленно следует вторая фаза стимуляции, которая представляет собой катодную стимуляцию 108 равной интенсивности и продолжительности.
На фиг. 3 показана двухфазная электрическая стимуляция, в которой первая фаза стимуляции представляет собой катодную стимуляцию 202 с амплитудой 204 и продолжительностью 206. За первой фазой стимуляции немедленно следует вторая фаза, представляющая собой анодную стимуляцию 208 равной интенсивности и продолжительности.
На фиг. 4 показан предпочтительный вариант осуществления двухфазной стимуляции, в которой первая фаза стимуляции представляет собой анодную стимуляцию 302 низкого уровня, значительной продолжительности, с амплитудой 304 и продолжительностью 306. За первой фазой стимуляции немедленно следует вторая фаза, которая представляет собой катодную стимуляцию 308 обычной интенсивности и продолжительности. В других альтернативных вариантах осуществления изобретения анодная стимуляция 302 может быть 1) с максимальной подпороговой амплитудой, 2) менее чем 3 В, 3) с продолжительностью примерно от 2 до 8 мс, и/или 4) может применяться через 200 мс после биения сердца. Под максимальной подпороговой амплитудой понимается максимальная амплитуда стимуляции, которая может применяться без возбуждения сокращения. В предпочтительном варианте осуществления изобретения анодная стимуляция составляет примерно 2 В при продолжительности примерно 3 мс. В других альтернативных вариантах осуществления изобретения катодная стимуляция 308 может быть 1) небольшой продолжительности, 2) приблизительно от 0,3 до 1,5 мс, 3) большой амплитуды, 4) примерно от 3 до 20 В, и/или 5) с продолжительностью менее чем 0,3 мс и при напряжении, большем чем 20 В. В предпочтительном варианте осуществления изобретения катодная стимуляция составляет примерно 6 В и применяется в течение примерно 0,4 мс. Таким образом, как описано в этих вариантах осуществления, а также учитывая те возможные изменения и дополнения, которые становятся очевидными при прочтении данного описания, максимальный мембранный потенциал без активации достигается в первой фазе стимуляции.
На фиг. 5 показан альтернативный предпочтительный вариант осуществления двухфазной стимуляции, в которой первая фаза стимуляции представляет собой анодную стимуляцию 402, которая применяется в течение периода 404 с растущим уровнем 406 интенсивности. Увеличение уровня 406 интенсивности может происходить линейно или нелинейно, и наклон может варьироваться. За анодной стимуляцией немедленно следует вторая фаза, представляющая собой катодную стимуляцию 408 обычной интенсивности и продолжительности. В альтернативных вариантах осуществления анодная стимуляция 402 может 1) достигать максимальной подпороговой амплитуды, которая составляет менее чем 3 В, 2) иметь продолжительность от примерно 2 до 8 мс, и/или 3) применяться более чем через 200 мс после биения сердца. В других альтернативных вариантах осуществления изобретения катодная стимуляция 408 может быть 1) небольшой продолжительности, 2) приблизительно от 0,3 до 1,5 мс, 3) большой амплитуды, 4) примерно от 3 до 20 В, и/или 5) с продолжительностью менее чем 0,3 мс и при напряжении большем, чем 20 В. Таким образом, как описано в этих вариантах осуществления, а также учитывая те возможные изменения и дополнения, которые становятся очевидными при прочтении данного описания, максимальный мембранный потенциал без активации достигается в первой фазе стимуляции.
На фиг. 6 показана двухфазная электрическая стимуляция с первой фазой стимуляции, содержащей серию 502 анодных импульсов, с амплитудой 504. В одном варианте осуществления период 506 покоя имеет одинаковую продолжительность с периодом 508 стимуляции и применяется при базовой амплитуде (амплитуде базовой линии). В альтернативном варианте осуществления период 506 покоя имеет продолжительность, отличную от периода 508 стимуляции, и применяется при базовой амплитуде. Период 506 покоя наступает после каждого периода 508 стимуляции, но следует учитывать то, что после завершения серии 502 немедленно следует вторая фаза, представляющая собой катодную стимуляцию 510 обычной интенсивности и продолжительности. В альтернативных вариантах осуществления 1) общий заряд, передаваемый серией 502 анодной стимуляции, соответствует максимальному подпороговому уровню, и/или 2) первый стимулирующий импульс серии 502 применяется более чем через 200 мс после биения сердца. В других альтернативных вариантах осуществления изобретения катодная стимуляция 510 имеет 1) небольшую продолжительность, 2) приблизительно от 0,3 до 1,5 мс, 3) большую амплитуду, 4) примерно от 3 до 20 В, и/или 5) с продолжительностью менее чем 0,3 мс и при напряжении большем, чем 20 В.
Определение кардиального захвата
Захват может быть определен множеством способов. Во-первых, захват или его потеря могут быть определены при мониторинге кардиоритма. Потеря захвата может привести к изменению во времени сердцебиения.
Во-вторых, захват может быть отслежен путем создания модели. Модель может быть основана на таких параметрах, как данные электрокардиограммы, механическом движении и/или на данных функции плотности вероятности. В том случае, если модель создается до стимуляции, изменение базовой линии означает захват. В том случае, если модель создается после захвата, изменение в модели означает потерю захвата. Модель может быть создана и/или обновлена в любое время.
При возникновении захвата процедуры, прилагаемые к определенным участкам, применяются в соответствии с протоколом стимуляции, как показано на фиг. 1А-1С.
Данное описание содержит основную концепцию изобретения. Очевидно, что данное детальное описания приведено в качестве иллюстрации изобретения и не ограничивает его рамки. В рамках настоящего изобретения возможны различные изменения и дополнения. Кроме того, описанные стимулирующие импульсы хорошо соответствуют возможностям существующих электронных стимуляторов, обладающих способностью соответствующего программирования. Данное изобретение ограничено только приведенной ниже формулой и эквивалентными признаками.
Claims (42)
1. Способ осуществления функционирования имплантируемого кардиовертера/дефибриллятора, содержащего выходные средства для осуществления электрической стимуляции заранее определенной полярности, амплитуды, формы и продолжительности, включающий стадии определения возникновения аритмии, применения стимуляции, выбранной из группы, состоящей из двухфазной стимуляции и обычной стимуляции, с первым уровнем интенсивности, который выбирается из группы, состоящей из диастолического деполяризационного порога, уровня ниже диастолического деполяризационного порога или уровня выше диастолического деполяризационного порога, определения, произошел ли захват, повышения уровня интенсивности стимуляции с определенным шагом до тех пор, пока не произойдет захват, и в случае произошедшего захвата продолжения проведения стимуляции, выбранной из группы, состоящей из двухфазной стимуляции и обычной стимуляции, на втором уровне интенсивности, который нахо дится ниже диастолического деполяризационного порога.
2. Способ осуществления функционирования имплантируемого кардиовертера/дефибриллятора, содержащего выходные средства для осуществления электрической стимуляции определенной полярности, амплитуды, формы и продолжительности, содержащий стадии задания первой фазы стимуляции с положительной полярностью, амплитудой первой фазы, формой первой фазы и продолжительностью первой фазы, причем амплитуда первой фазы составляет примерно от 0,5 до 3,5 В, продолжительность первой фазы составляет примерно от 1 до 9 мс и первая фаза стимуляции инициируется более чем через 200 мс после завершения цикла сердцебиения, задания второй фазы стимуляции с отрицательной полярностью, амплитудой второй фазы, формой второй фазы и продолжительностью второй фазы, причем амплитуда второй фазы составляет примерно от 4 до 20 В и продолжительность второй фазы составляет примерно от 0,2 до 0,9 мс, и определения возникновения аритмии, применения к сердечной ткани последовательно первой фазы стимуляции и второй фазы стимуляции, определения, произошел ли захват, и повышения уровня интенсивности стимуляции с заранее определенным шагом до тех пор, пока не произойдет захват.
3. Способ осуществления функционирования имплантируемого кардиовертера/дефибриллятора, содержащего выходные средства для осуществления электрической стимуляции заранее определенной полярности, амплитуды, формы и продолжительности, содержащий стадии определения возникновения аритмии, применения двухфазной стимуляции с первым уровнем интенсивности, который выбирается из группы, состоящей из диастолического деполяризационного порога, уровня ниже диастолического деполяризационного порога или уровня выше диастолического деполяризационного порога, причем двухфазная стимуляция содержит первую фазу стимуляции с полярностью первой фазы, амплитудой первой фазы, формой первой фазы и продолжительностью первой фазы и вторую фазу стимуляции с полярностью второй фазы, амплитудой второй фазы, формой второй фазы и продолжительностью второй фазы, причем полярность первой фазы является положительной, и определения, произошел ли захват.
4. Способ осуществления функционирования имплантируемого устройства для кардиостимуляции по п.3, отличающийся тем, что в том случае, если было определено, что захват не произошел, выходные средства увеличивают уровень интенсивности стимуляции с заранее определенным шагом до тех пор, пока не произойдет захват.
5. Способ осуществления функционирования имплантируемого устройства для кардиостимуляции по п.3, отличающийся тем, что в том случае, если было определено, что захват произошел, выходные средства продолжают проведение двухфазной стимуляции в течение заранее определенного промежутка времени.
6. Способ осуществления функционирования имплантируемого устройства для кардиостимуляции по п.3, отличающийся тем, что в том случае, если было определено, что захват произошел, выходные средства прекращают проведение двухфазной стимуляции.
7. Способ осуществления функционирования имплантируемого устройства для кардиостимуляции по п.3, отличающийся тем, что амплитуда первой фазы меньше амплитуды второй фазы.
8. Способ осуществления функционирования имплантируемого устройства для кардиостимуляции по п.3, отличающийся тем, что амплитуда первой фазы изменяется от базового значения до второго значения.
9. Способ осуществления функционирования имплантируемого устройства для кардиостимуляции по п.3, отличающийся тем, что первая фаза стимуляции содержит серию стимулирующих импульсов заранее определенной амплитуды, полярности и продолжительности.
10. Способ осуществления функционирования имплантируемого устройства для кардиостимуляции по п.3, отличающийся тем, что амплитуда первой фазы равна максимальной подпороговой амплитуде.
11. Способ осуществления функционирования имплантируемого устройства для кардиостимуляции по п.3, отличающийся тем, что продолжительность первой фазы, по крайней мере, равна продолжительности второй фазы.
12. Способ осуществления функционирования имплантируемого устройства для кардиостимуляции по п.3, отличающийся тем, что продолжительность первой фазы составляет примерно от 1 до 9 мс.
13. Способ осуществления функционирования имплантируемого устройства для кардиостимуляции по п.3, отличающийся тем, что продолжительность второй фазы составляет примерно от 0,2 до 0,9 мс.
14. Способ осуществления функционирования имплантируемого устройства для кардиостимуляции по п.3, отличающийся тем, что амплитуда второй фазы составляет примерно от 2 до 20 В.
15. Способ осуществления функционирования имплантируемого устройства для кардиостимуляции по п.3, отличающийся тем, что продолжительность второй фазы составляет менее чем 0,3 мс и амплитуда второй фазы больше 20 В.
16. Способ осуществления функционирования имплантируемого устройства для кардиостимуляции по п.3, отличающийся тем, что первая фаза стимуляции инициируется более чем через 200 мс после завершения цикла сердцебиения.
17. Имплантируемое устройство для кардиостимуляции, содержащее множество электродов (10, 12, 24), чувствительную схему, соединенную со множеством электродов (10, 12, 24) и предназначенную для определения возникновения аритмии, определяющую схему, соединенную с чувствительной схемой (2) и предназначенную для определения того, произошел ли захват, причем устройство отличается тем, что содержит схему (2) генератора импульсов, соединенную со множеством электродов (10, 12, 24) и предназначенную для генерирования в ответ на сигнал чувствительной схемы, электрических импульсов (102, 108, 302, 308, 402, 408, 502, 510) заранее определенной полярности, амплитуды, формы и продолжительности для применения двухфазной стимуляции с первым уровнем интенсивности, который выбран из группы, состоящей из диастолического деполяризационного порога, уровня ниже диастолического деполяризационного порога и уровня выше диастолического деполяризационного порога, причем двухфазная стимуляция содержит первую фазу (102, 302, 402, 502) стимуляции с полярностью первой фазы, амплитудой первой фазы, формой первой фазы и продолжительностью первой фазы, и вторую фазу (108, 308, 408, 510) стимуляции с полярностью второй фазы, амплитудой второй фазы, формой второй фазы и продолжительностью второй фазы, причем полярность первой фазы (102, 302, 402, 502) является положительной.
18. Имплантируемое устройство для кардиостимуляции по п.17, отличающееся тем, что в том случае, если определяющая схема показала, что захват не произошел, схема генератора импульсов увеличивает уровень интенсивности стимуляции с заранее определенным шагом до тех пор, пока не произойдет захват.
19. Имплантируемое устройство для кардиостимуляции по п.17, отличающееся тем, что в том случае, если определяющая схема показала, что захват произошел, схема генератора импульсов продолжает проведение двухфазной стимуляции в течение заранее определенного промежутка времени.
20. Имплантируемое устройство для кардиостимуляции по п.17, отличающееся тем, что в том случае, если определяющая схема показала, что захват произошел, схема генераторов импульсов прекращает проведение двухфазной стимуляции.
21. Имплантируемое устройство для кардиостимуляции по п.17, отличающееся тем, что амплитуда первой фазы (302, 402, 502) меньше амплитуды второй фазы (308, 408, 510).
22. Имплантируемое устройство для кардиостимуляции по п.17, отличающееся тем, что амплитуда первой фазы (402) изменяется от базового значения до второго значения.
23. Имплантируемое устройство для кардиостимуляции по п.22, отличающееся тем, что второе значение равно амплитуде второй фазы (408).
24. Имплантируемое устройство для кардиостимуляции по п.22, отличающееся тем, что второе значение равно максимальной подпороговой амплитуде.
25. Имплантируемое устройство для кардиостимуляции по п.24, отличающееся тем, что максимальная подпороговая амплитуда составляет примерно от 0,5 до 3,5 В.
26. Имплантируемое устройство для кардиостимуляции по п.22, отличающееся тем, что продолжительность первой фазы (102, 202, 302, 402), по крайней мере, равна продолжительности второй фазы (108, 208, 308,408).
27. Имплантируемое устройство для кардиостимуляции по п.22, отличающееся тем, что продолжительность первой фазы (102, 202, 302, 402) составляет примерно от 1 до 9 мс.
28. Имплантируемое устройство для кардиостимуляции по п.22, отличающееся тем, что продолжительность второй фазы (108, 208, 308, 408, 510) составляет примерно от 0,2 до 0,9 мс.
29. Имплантируемое устройство для кардиостимуляции по п.22, отличающееся тем, что амплитуда второй фазы (108, 208, 308, 408, 510) составляет примерно от 2 до 20 В.
30. Имплантируемое устройство для кардиостимуляции по п.22, отличающееся тем, что продолжительность второй фазы (108, 208, 308, 408, 510) составляет менее чем 0,3 мс и амплитуда второй фазы больше чем 20 В.
31. Имплантируемое устройство для кардиостимуляции по п.17, отличающееся тем, что первая фаза (502) стимуляции содержит серию стимулирующих импульсов заранее определенной амплитуды, полярности и продолжительности.
32. Имплантируемое устройство для кардиостимуляции по п.31, отличающееся тем, что первая фаза (502) стимуляции дополнительно содержит серию периодов покоя.
33. Имплантируемое устройство для кардиостимуляции по п.32, отличающееся тем, что после применения первой фазы (502) стимуляции следует применение периода покоя с базовой амплитудой после, по крайней мере, одного стимулирующего импульса.
34. Имплантируемое устройство для кардиостимуляции по п.33, отличающееся тем, что продолжительность периода покоя равна продолжительности стимулирующего импульса.
35. Имплантируемое устройство для кардиостимуляции по п.17, отличающееся тем, что амплитуда первой фазы (102, 202, 302, 402, 502) равна максимальной подпороговой амплитуде.
36. Имплантируемое устройство для кардиостимуляции по п.35, отличающееся тем, что максимальная подпороговая амплитуда составляет примерно от 0,5 до 3,5 В.
37. Имплантируемое устройство для кардиостимуляции по п.17, отличающееся тем, что продолжительность первой фазы (102, 202, 302, 402), по крайней мере, равна продолжительности второй фазы (108, 208, 308, 408).
38. Имплантируемое устройство для кардиостимуляции по п.17, отличающееся тем, что продолжительность первой фазы (102, 202, 302, 402) составляет примерно от 1 до 9 мс.
39. Имплантируемое устройство для кардиостимуляции по п.17, отличающееся тем, что продолжительность второй фазы (108, 208, 308, 408, 510) составляет примерно от 0,2 до 0,9 мс.
40. Имплантируемое устройство для кардиостимуляции по п.17, отличающееся тем, что амплитуда второй фазы (108, 208, 308, 408, 510) составляет примерно от 2 до 20 В.
41. Имплантируемое устройство для кардиостимуляции по п.17, отличающееся тем, что продолжительность второй фазы (108, 208, 308, 408, 510) составляет менее чем 0,3 мс и амплитуда второй фазы больше чем 20 В.
42. Имплантируемое устройство для кардиостимуляции по п.17, отличающееся тем, что первая фаза (102, 202, 302, 402, 502) стимуляции инициируется более чем через 200 мс после завершения цикла сердцебиения.
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/231,570 US6295470B1 (en) | 1996-08-19 | 1999-01-14 | Antitachycardial pacing |
| PCT/US2000/000928 WO2000041766A1 (en) | 1999-01-14 | 2000-01-14 | Antitachycardial pacing |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| EA200100762A1 EA200100762A1 (ru) | 2002-04-25 |
| EA003443B1 true EA003443B1 (ru) | 2003-04-24 |
Family
ID=22869804
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| EA200100762A EA003443B1 (ru) | 1999-01-14 | 2000-01-14 | Антитахикардиальная стимуляция |
Country Status (24)
| Country | Link |
|---|---|
| US (2) | US6295470B1 (ru) |
| EP (1) | EP1150743B1 (ru) |
| JP (1) | JP2002534233A (ru) |
| KR (1) | KR100574564B1 (ru) |
| CN (1) | CN1342094A (ru) |
| AT (1) | ATE273044T1 (ru) |
| AU (1) | AU769902B2 (ru) |
| BR (1) | BR0007538A (ru) |
| CA (1) | CA2359290C (ru) |
| CZ (1) | CZ20012555A3 (ru) |
| DE (1) | DE60012884T2 (ru) |
| DK (1) | DK1150743T3 (ru) |
| EA (1) | EA003443B1 (ru) |
| EE (1) | EE200100369A (ru) |
| ES (1) | ES2225102T3 (ru) |
| HU (1) | HUP0105223A2 (ru) |
| IL (2) | IL144290A (ru) |
| MX (1) | MXPA01007168A (ru) |
| NO (1) | NO20013504L (ru) |
| PT (1) | PT1150743E (ru) |
| SK (1) | SK10102001A3 (ru) |
| TR (1) | TR200102708T2 (ru) |
| WO (1) | WO2000041766A1 (ru) |
| ZA (1) | ZA200105919B (ru) |
Families Citing this family (116)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8321013B2 (en) | 1996-01-08 | 2012-11-27 | Impulse Dynamics, N.V. | Electrical muscle controller and pacing with hemodynamic enhancement |
| US8825152B2 (en) | 1996-01-08 | 2014-09-02 | Impulse Dynamics, N.V. | Modulation of intracellular calcium concentration using non-excitatory electrical signals applied to the tissue |
| US7167748B2 (en) | 1996-01-08 | 2007-01-23 | Impulse Dynamics Nv | Electrical muscle controller |
| US9289618B1 (en) | 1996-01-08 | 2016-03-22 | Impulse Dynamics Nv | Electrical muscle controller |
| US9713723B2 (en) | 1996-01-11 | 2017-07-25 | Impulse Dynamics Nv | Signal delivery through the right ventricular septum |
| ATE452181T1 (de) | 1999-02-04 | 2010-01-15 | Pluristem Ltd | Verfahren und vorrichtung zur haltung und expansion von hematopoietischen stammzellen und/oder vorläuferzellen |
| US8666495B2 (en) | 1999-03-05 | 2014-03-04 | Metacure Limited | Gastrointestinal methods and apparatus for use in treating disorders and controlling blood sugar |
| US8700161B2 (en) | 1999-03-05 | 2014-04-15 | Metacure Limited | Blood glucose level control |
| US9101765B2 (en) | 1999-03-05 | 2015-08-11 | Metacure Limited | Non-immediate effects of therapy |
| US8019421B2 (en) | 1999-03-05 | 2011-09-13 | Metacure Limited | Blood glucose level control |
| US8346363B2 (en) | 1999-03-05 | 2013-01-01 | Metacure Limited | Blood glucose level control |
| US6993385B1 (en) | 1999-10-25 | 2006-01-31 | Impulse Dynamics N.V. | Cardiac contractility modulation device having anti-arrhythmic capabilities and a method of operating thereof |
| AU1049901A (en) | 1999-10-25 | 2001-05-08 | Impulse Dynamics N.V. | Cardiac contractility modulation device having anti-arrhythmic capabilities and a method of operating thereof |
| US6430441B1 (en) * | 2000-01-18 | 2002-08-06 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardiac stimulation device having autocapture/autothreshold capability |
| US6952610B2 (en) | 2000-09-18 | 2005-10-04 | Cameron Health, Inc. | Current waveforms for anti-tachycardia pacing for a subcutaneous implantable cardioverter- defibrillator |
| US6754528B2 (en) | 2001-11-21 | 2004-06-22 | Cameraon Health, Inc. | Apparatus and method of arrhythmia detection in a subcutaneous implantable cardioverter/defibrillator |
| US6778860B2 (en) | 2001-11-05 | 2004-08-17 | Cameron Health, Inc. | Switched capacitor defibrillation circuit |
| US6721597B1 (en) | 2000-09-18 | 2004-04-13 | Cameron Health, Inc. | Subcutaneous only implantable cardioverter defibrillator and optional pacer |
| US20020035381A1 (en) | 2000-09-18 | 2002-03-21 | Cameron Health, Inc. | Subcutaneous electrode with improved contact shape for transthoracic conduction |
| US7076296B2 (en) | 2000-09-18 | 2006-07-11 | Cameron Health, Inc. | Method of supplying energy to subcutaneous cardioverter-defibrillator and pacer |
| US6856835B2 (en) | 2000-09-18 | 2005-02-15 | Cameron Health, Inc. | Biphasic waveform for anti-tachycardia pacing for a subcutaneous implantable cardioverter-defibrillator |
| US7069080B2 (en) | 2000-09-18 | 2006-06-27 | Cameron Health, Inc. | Active housing and subcutaneous electrode cardioversion/defibrillating system |
| US7149575B2 (en) | 2000-09-18 | 2006-12-12 | Cameron Health, Inc. | Subcutaneous cardiac stimulator device having an anteriorly positioned electrode |
| US7751885B2 (en) | 2000-09-18 | 2010-07-06 | Cameron Health, Inc. | Bradycardia pacing in a subcutaneous device |
| US7146212B2 (en) * | 2000-09-18 | 2006-12-05 | Cameron Health, Inc. | Anti-bradycardia pacing for a subcutaneous implantable cardioverter-defibrillator |
| US6834204B2 (en) | 2001-11-05 | 2004-12-21 | Cameron Health, Inc. | Method and apparatus for inducing defibrillation in a patient using a T-shock waveform |
| US7065407B2 (en) | 2000-09-18 | 2006-06-20 | Cameron Health, Inc. | Duckbill-shaped implantable cardioverter-defibrillator canister and method of use |
| US6560490B2 (en) * | 2000-09-26 | 2003-05-06 | Case Western Reserve University | Waveforms for selective stimulation of central nervous system neurons |
| US6622040B2 (en) | 2000-12-15 | 2003-09-16 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Automatic selection of stimulation chamber for ventricular resynchronization therapy |
| US7181285B2 (en) | 2000-12-26 | 2007-02-20 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Expert system and method |
| US7130682B2 (en) * | 2000-12-26 | 2006-10-31 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Pacing and sensing vectors |
| US6687545B1 (en) * | 2001-10-23 | 2004-02-03 | Pacesetter, Inc. | Cardiac stimulation system and method for performing automatic capture verification during bipolar stimulation |
| US7330757B2 (en) | 2001-11-21 | 2008-02-12 | Cameron Health, Inc. | Method for discriminating between ventricular and supraventricular arrhythmias |
| KR100439193B1 (ko) * | 2001-12-04 | 2004-07-07 | 주식회사 씨유메디칼시스템 | 자동 제세동기 및 제세동 방법 |
| US7043305B2 (en) | 2002-03-06 | 2006-05-09 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for establishing context among events and optimizing implanted medical device performance |
| US7983759B2 (en) | 2002-12-18 | 2011-07-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Advanced patient management for reporting multiple health-related parameters |
| US20040122294A1 (en) | 2002-12-18 | 2004-06-24 | John Hatlestad | Advanced patient management with environmental data |
| US7110815B2 (en) * | 2002-05-06 | 2006-09-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for providing temporary stimulation therapy to optimize chronic electrical performance for electrodes used in conjunction with a cardiac rhythm management system |
| SE0202042D0 (sv) * | 2002-06-28 | 2002-06-28 | St Jude Medical | Implantable cardioverter defibrillator |
| US7162301B2 (en) * | 2002-12-31 | 2007-01-09 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and system for detecting capture with cancellation of pacing artifact |
| US7191004B2 (en) * | 2002-12-31 | 2007-03-13 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Capture verification using an evoked response reference |
| US7136707B2 (en) | 2003-01-21 | 2006-11-14 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Recordable macros for pacemaker follow-up |
| EP2128580A1 (en) | 2003-02-10 | 2009-12-02 | N-Trig Ltd. | Touch detection for a digitizer |
| JP2006519663A (ja) | 2003-03-10 | 2006-08-31 | インパルス ダイナミックス エヌヴイ | 心臓組織内の遺伝子発現を調節するための電気信号を送出する装置及び方法 |
| US11439815B2 (en) | 2003-03-10 | 2022-09-13 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
| US8027721B2 (en) * | 2003-03-24 | 2011-09-27 | Physio-Control, Inc. | Balanced charge waveform for transcutaneous pacing |
| US7477932B2 (en) * | 2003-05-28 | 2009-01-13 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac waveform template creation, maintenance and use |
| JP4213522B2 (ja) * | 2003-05-30 | 2009-01-21 | テルモ株式会社 | 心臓治療装置 |
| US7831303B2 (en) * | 2003-06-17 | 2010-11-09 | Medtronic, Inc. | Cardiac pacing apparatus and method for continuous capture management |
| US8792985B2 (en) | 2003-07-21 | 2014-07-29 | Metacure Limited | Gastrointestinal methods and apparatus for use in treating disorders and controlling blood sugar |
| US20050055057A1 (en) * | 2003-09-05 | 2005-03-10 | Mirowski Famliy Ventures, L.L.C. | Method and apparatus for providing ipselateral therapy |
| US7233824B2 (en) * | 2003-10-07 | 2007-06-19 | Medtronic, Inc. | Secure and efficacious therapy delivery for an extra-systolic stimulation pacing engine |
| US7319900B2 (en) * | 2003-12-11 | 2008-01-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac response classification using multiple classification windows |
| US20060247693A1 (en) | 2005-04-28 | 2006-11-02 | Yanting Dong | Non-captured intrinsic discrimination in cardiac pacing response classification |
| US7774064B2 (en) | 2003-12-12 | 2010-08-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac response classification using retriggerable classification windows |
| US8521284B2 (en) | 2003-12-12 | 2013-08-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac response classification using multisite sensing and pacing |
| US8352031B2 (en) | 2004-03-10 | 2013-01-08 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
| WO2006119467A2 (en) | 2005-05-04 | 2006-11-09 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
| US11779768B2 (en) | 2004-03-10 | 2023-10-10 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
| US7706866B2 (en) | 2004-06-24 | 2010-04-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Automatic orientation determination for ECG measurements using multiple electrodes |
| US7509170B2 (en) | 2005-05-09 | 2009-03-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Automatic capture verification using electrocardiograms sensed from multiple implanted electrodes |
| US7917196B2 (en) | 2005-05-09 | 2011-03-29 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Arrhythmia discrimination using electrocardiograms sensed from multiple implanted electrodes |
| US7797036B2 (en) | 2004-11-30 | 2010-09-14 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac activation sequence monitoring for ischemia detection |
| US7890159B2 (en) | 2004-09-30 | 2011-02-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac activation sequence monitoring and tracking |
| US7457664B2 (en) | 2005-05-09 | 2008-11-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Closed loop cardiac resynchronization therapy using cardiac activation sequence information |
| US7805185B2 (en) | 2005-05-09 | 2010-09-28 | Cardiac Pacemakers, In. | Posture monitoring using cardiac activation sequences |
| US7376458B2 (en) | 2004-11-29 | 2008-05-20 | Cameron Health, Inc. | Method for defining signal templates in implantable cardiac devices |
| US7655014B2 (en) | 2004-12-06 | 2010-02-02 | Cameron Health, Inc. | Apparatus and method for subcutaneous electrode insertion |
| CA2594673A1 (en) | 2004-12-09 | 2006-07-13 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
| US7761162B2 (en) * | 2004-12-13 | 2010-07-20 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Capture verification with intrinsic response discrimination |
| US8229563B2 (en) | 2005-01-25 | 2012-07-24 | Cameron Health, Inc. | Devices for adapting charge initiation for an implantable cardioverter-defibrillator |
| US8160697B2 (en) | 2005-01-25 | 2012-04-17 | Cameron Health, Inc. | Method for adapting charge initiation for an implantable cardioverter-defibrillator |
| US9821158B2 (en) | 2005-02-17 | 2017-11-21 | Metacure Limited | Non-immediate effects of therapy |
| WO2006097934A2 (en) | 2005-03-18 | 2006-09-21 | Metacure Limited | Pancreas lead |
| US7392086B2 (en) | 2005-04-26 | 2008-06-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable cardiac device and method for reduced phrenic nerve stimulation |
| US7574260B2 (en) * | 2005-04-28 | 2009-08-11 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Adaptive windowing for cardiac waveform discrimination |
| US7499751B2 (en) * | 2005-04-28 | 2009-03-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac signal template generation using waveform clustering |
| US7392088B2 (en) * | 2005-04-28 | 2008-06-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Capture detection for multi-chamber pacing |
| US7765004B2 (en) | 2005-04-28 | 2010-07-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Methods and systems for managing fusion and noise in cardiac pacing response classification |
| US7529578B2 (en) * | 2005-07-12 | 2009-05-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Multi channel approach to capture verification |
| US20070106337A1 (en) * | 2005-11-10 | 2007-05-10 | Electrocore, Inc. | Methods And Apparatus For Treating Disorders Through Neurological And/Or Muscular Intervention |
| CN1981890B (zh) * | 2005-12-12 | 2010-09-08 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 除颤双相波的波形产生装置 |
| WO2007109076A1 (en) * | 2006-03-15 | 2007-09-27 | Cherik Bulkes | Composite waveform based method and apparatus for animal tissue stimulation |
| US8788023B2 (en) | 2006-05-26 | 2014-07-22 | Cameron Health, Inc. | Systems and methods for sensing vector selection in an implantable medical device |
| US8200341B2 (en) | 2007-02-07 | 2012-06-12 | Cameron Health, Inc. | Sensing vector selection in a cardiac stimulus device with postural assessment |
| US8527048B2 (en) | 2006-06-29 | 2013-09-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Local and non-local sensing for cardiac pacing |
| US8718793B2 (en) | 2006-08-01 | 2014-05-06 | Cameron Health, Inc. | Electrode insertion tools, lead assemblies, kits and methods for placement of cardiac device electrodes |
| US8209013B2 (en) | 2006-09-14 | 2012-06-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Therapeutic electrical stimulation that avoids undesirable activation |
| US7877139B2 (en) | 2006-09-22 | 2011-01-25 | Cameron Health, Inc. | Method and device for implantable cardiac stimulus device lead impedance measurement |
| US8014851B2 (en) | 2006-09-26 | 2011-09-06 | Cameron Health, Inc. | Signal analysis in implantable cardiac treatment devices |
| US20080167696A1 (en) * | 2006-12-28 | 2008-07-10 | Cvrx, Inc. | Stimulus waveforms for baroreflex activation |
| US20080228093A1 (en) * | 2007-03-13 | 2008-09-18 | Yanting Dong | Systems and methods for enhancing cardiac signal features used in morphology discrimination |
| US8265736B2 (en) | 2007-08-07 | 2012-09-11 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus to perform electrode combination selection |
| US9037239B2 (en) | 2007-08-07 | 2015-05-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus to perform electrode combination selection |
| US9415226B1 (en) | 2007-12-20 | 2016-08-16 | Pacesetter, Inc. | Method and apparatus with anodal capture monitoring |
| AU2009214920B2 (en) | 2008-02-14 | 2012-02-09 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for phrenic stimulation detection |
| WO2010042364A2 (en) | 2008-10-06 | 2010-04-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Dynamic cardiac resynchronization therapy by tracking intrinsic conduction |
| US8489186B2 (en) | 2008-11-07 | 2013-07-16 | Musc Foundation For Research Development | Devices and methods for treatment of myocardial conditions |
| US20100121396A1 (en) * | 2008-11-10 | 2010-05-13 | Pacesetter, Inc. | Enhanced hemodynamics through energy-efficient anodal pacing |
| US8126546B2 (en) * | 2009-06-30 | 2012-02-28 | Pacesetter, Inc. | Anodal excitation of tissue |
| WO2011092710A2 (en) | 2010-02-01 | 2011-08-04 | Metacure Limited | Gastrointestinal electrical therapy |
| JP2012034843A (ja) * | 2010-08-06 | 2012-02-23 | Olympus Corp | 除細動システム |
| US8718770B2 (en) * | 2010-10-21 | 2014-05-06 | Medtronic, Inc. | Capture threshold measurement for selection of pacing vector |
| US11097107B2 (en) | 2012-05-31 | 2021-08-24 | Zoll Medical Corporation | External pacing device with discomfort management |
| IN2014DN09885A (ru) | 2012-05-31 | 2015-08-07 | Zoll Medical Corp | |
| US8781584B2 (en) * | 2012-11-15 | 2014-07-15 | Medtronic, Inc. | Capture threshold measurement for selection of pacing vector |
| CN105208928B (zh) | 2013-03-11 | 2018-10-19 | 卡梅伦保健公司 | 实施心律失常检测双重标准的设备 |
| US9579065B2 (en) | 2013-03-12 | 2017-02-28 | Cameron Health Inc. | Cardiac signal vector selection with monophasic and biphasic shape consideration |
| US9186516B2 (en) * | 2013-05-22 | 2015-11-17 | Mr3 Medical, Llc | System for stimulating the heart via storage of multi-waveforms in a cardiac stimulation device |
| JP2016002207A (ja) * | 2014-06-16 | 2016-01-12 | オリンパス株式会社 | 除細動システム |
| US10940318B2 (en) | 2014-06-17 | 2021-03-09 | Morton M. Mower | Method and apparatus for electrical current therapy of biological tissue |
| US10369372B2 (en) * | 2014-10-21 | 2019-08-06 | Medtronic, Inc. | Recovery of cardiac event sensing and rhythm detection following electrical stimulation pulse delivery |
| WO2016118693A1 (en) * | 2015-01-23 | 2016-07-28 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for beat acquisition during template generation in a medical device having dual sensing vectors |
| EP3383489B1 (en) * | 2015-12-03 | 2022-07-27 | Medtronic, Inc. | Extra-cardiovascular pacing by an implantable cardioverter defibrillator |
| WO2017184679A1 (en) * | 2016-04-19 | 2017-10-26 | Rutgers, The State University Of New Jersey | System and method for characterizing arrhythmias |
| CN113301947A (zh) | 2018-11-20 | 2021-08-24 | 纽恩基公司 | 用于施加具有反比关系的频率和峰值电压的电刺激装置 |
Citations (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5083564A (en) * | 1990-06-01 | 1992-01-28 | Board Of Regents Of The University Of Oklahoma | Method for alleviating and diagnosing symptoms of heart block |
| US5105810A (en) * | 1990-07-24 | 1992-04-21 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Implantable automatic and haemodynamically responsive cardioverting/defibrillating pacemaker with means for minimizing bradycardia support pacing voltages |
| US5233985A (en) * | 1990-08-10 | 1993-08-10 | Medtronic, Inc. | Cardiac pacemaker with operational amplifier output circuit |
| US5718720A (en) * | 1996-12-13 | 1998-02-17 | Sulzer Intermedics Inc. | Implantable cardiac stimulator with capture detection and impedance based autotuning of capture detection |
| EP0870516A2 (en) * | 1997-03-12 | 1998-10-14 | Vitatron Medical B.V. | Pacemaker system with improved evoked response and repolarization signal detection |
| US5871506A (en) * | 1996-08-19 | 1999-02-16 | Mower; Morton M. | Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing |
| WO1999036124A1 (en) * | 1998-01-16 | 1999-07-22 | Mower Morton M | Augmentation of electrical conduction and contractibility by biphasic cardiac pacing administered via the cardiac blood pool |
| WO1999061101A1 (en) * | 1998-05-26 | 1999-12-02 | Mower Morton M | Method allowing cyclic pacing with average rate just above the intrinsic rate |
| WO2000001443A1 (en) * | 1998-07-02 | 2000-01-13 | Mower Morton M | Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing |
Family Cites Families (122)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6141587A (en) * | 1996-08-19 | 2000-10-31 | Mower Family Chf Treatment Irrevocable Trust | Augmentation of muscle contractility by biphasic stimulation |
| GB1459397A (en) | 1973-03-22 | 1976-12-22 | Biopulse Co Ltd | Apparatus for treating organisms by applying an electrical signal thereto |
| US3924641A (en) | 1974-08-19 | 1975-12-09 | Axotronics Inc | Bi-phasic current stimulation system |
| US4055190A (en) | 1974-12-19 | 1977-10-25 | Michio Tany | Electrical therapeutic apparatus |
| US4019519A (en) | 1975-07-08 | 1977-04-26 | Neuvex, Inc. | Nerve stimulating device |
| US4010758A (en) | 1975-09-03 | 1977-03-08 | Medtronic, Inc. | Bipolar body tissue electrode |
| US4233986A (en) | 1978-07-18 | 1980-11-18 | Agar Ginosar Electronics And Metal Products | Apparatus and method for controlling pain by transcutaneous electrical stimulation (TES) |
| US4222386A (en) | 1979-03-26 | 1980-09-16 | Smolnikov Leonid E | Method for stimulating cardiac action by means of implanted _electrocardiostimulator and implantable electrocardiostimulator for effecting same |
| US4343312A (en) | 1979-04-16 | 1982-08-10 | Vitafin N.V. | Pacemaker output circuit |
| US4298007A (en) | 1980-07-21 | 1981-11-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Atrial rate sensitive cardiac pacer circuit |
| US4327322A (en) | 1980-10-06 | 1982-04-27 | Spatial Dynamics, Ltd. | Bidirectional current supply circuit |
| USRE32091E (en) | 1981-03-13 | 1986-03-11 | Medtronic, Inc. | Neuromuscular stimulator |
| US4392496A (en) | 1981-03-13 | 1983-07-12 | Medtronic, Inc. | Neuromuscular stimulator |
| US4402322A (en) | 1981-03-25 | 1983-09-06 | Medtronic, Inc. | Pacer output circuit |
| US4612934A (en) | 1981-06-30 | 1986-09-23 | Borkan William N | Non-invasive multiprogrammable tissue stimulator |
| US4444195A (en) | 1981-11-02 | 1984-04-24 | Cordis Corporation | Cardiac lead having multiple ring electrodes |
| US4481953A (en) | 1981-11-12 | 1984-11-13 | Cordis Corporation | Endocardial lead having helically wound ribbon electrode |
| US4456012A (en) | 1982-02-22 | 1984-06-26 | Medtronic, Inc. | Iontophoretic and electrical tissue stimulation device |
| DE3207006A1 (de) | 1982-02-26 | 1983-09-08 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Av-sequenzieller herzschrittmacher |
| US4429697A (en) | 1982-04-12 | 1984-02-07 | Telectronics Pty. Ltd. | Dual chamber heart pacer with improved ventricular rate control |
| US4498478A (en) | 1982-09-13 | 1985-02-12 | Medtronic, Inc. | Apparatus for reducing polarization potentials in a pacemaker |
| DE3246266A1 (de) | 1982-12-14 | 1984-06-14 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Verfahren/einrichtung zur desinfektion von wasserwegen in medizinischen, insbesondere zahnmedizinischen, geraeten |
| US4539991A (en) | 1983-02-11 | 1985-09-10 | Vitafin N.V. | Dual chamber pacemaker |
| IL75048A0 (en) | 1984-05-04 | 1985-08-30 | Dervieux Dominique | Bipolar electrodes and apparatus comprising them for the relief of pains |
| US4543956A (en) | 1984-05-24 | 1985-10-01 | Cordis Corporation | Biphasic cardiac pacer |
| US4723552A (en) | 1984-06-04 | 1988-02-09 | James Heaney | Transcutaneous electrical nerve stimulation device |
| US4646744A (en) | 1984-06-29 | 1987-03-03 | Zion Foundation | Method and treatment with transcranially applied electrical signals |
| US4569350A (en) | 1984-12-05 | 1986-02-11 | Cordis Corporation | System for detecting pacer mediated tachycardia |
| US4729376A (en) | 1985-05-28 | 1988-03-08 | Cordis Corporation | Cardiac pacer and method providing means for periodically determining capture threshold and adjusting pulse output level accordingly |
| US4637397A (en) | 1985-05-30 | 1987-01-20 | Case Western Reserve University | Triphasic wave defibrillation |
| US5111811A (en) | 1985-06-20 | 1992-05-12 | Medtronic, Inc. | Cardioversion and defibrillation lead system with electrode extension into the coronary sinus and great vein |
| US4754759A (en) | 1985-07-03 | 1988-07-05 | Andromeda Research, Inc. | Neural conduction accelerator and method of application |
| US4662377A (en) | 1985-11-07 | 1987-05-05 | Mieczyslaw Mirowski | Cardioverting method and apparatus utilizing catheter and patch electrodes |
| US4830006B1 (en) * | 1986-06-17 | 1997-10-28 | Intermedics Inc | Implantable cardiac stimulator for detection and treatment of ventricular arrhythmias |
| US4903700A (en) | 1986-08-01 | 1990-02-27 | Telectronics N.V. | Pacing pulse compensation |
| US4821724A (en) | 1986-08-01 | 1989-04-18 | Telectronics N.V. | Pacing pulse compensation |
| US4875484A (en) | 1986-10-04 | 1989-10-24 | Total Human Medical Laboratory Co., Ltd. | Method for generating a low frequency electric stimulus signal and low frequency electric stimulus signal generating apparatus |
| US5117826A (en) | 1987-02-02 | 1992-06-02 | Staodyn, Inc. | Combined nerve fiber and body tissue stimulation apparatus and method |
| US5163429A (en) | 1987-10-06 | 1992-11-17 | Leonard Bloom | Hemodynamically responsive system for treating a malfunctioning heart |
| US5018522A (en) | 1987-10-26 | 1991-05-28 | Medtronic, Inc. | Ramped waveform non-invasive pacemaker |
| US5027815A (en) | 1987-11-25 | 1991-07-02 | Medtronic, Inc. | Dual chamber pacemaker with adaptive atrial escape interval |
| US4940054A (en) | 1988-04-29 | 1990-07-10 | Telectronics N.V. | Apparatus and method for controlling multiple sensitivities in arrhythmia control system including post therapy packing delay |
| US5178161A (en) | 1988-09-02 | 1993-01-12 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Microelectronic interface |
| US4919140A (en) | 1988-10-14 | 1990-04-24 | Purdue Research Foundation | Method and apparatus for regenerating nerves |
| US4924880A (en) | 1988-11-16 | 1990-05-15 | Sion Technology, Inc. | Dental anesthesia apparatus |
| US4989605A (en) | 1989-03-31 | 1991-02-05 | Joel Rossen | Transcutaneous electrical nerve stimulation (TENS) device |
| US4976264A (en) | 1989-05-10 | 1990-12-11 | Therapeutic Technologies Inc. | Power muscle stimulator |
| US4996987A (en) | 1989-05-10 | 1991-03-05 | Therapeutic Technologies Inc. | Power muscle stimulator |
| US4944298A (en) | 1989-05-23 | 1990-07-31 | Siemens-Pacesetter, Inc. | Atrial rate based programmable pacemaker with automatic mode switching means |
| US5065083A (en) | 1989-08-25 | 1991-11-12 | Staodyn, Inc. | Microprocessor controlled electronic stimulating device having a battery management system and method therefor |
| US5069211A (en) | 1989-08-25 | 1991-12-03 | Staodyn, Inc. | Microprocessor controlled electronic stimulating device having biphasic pulse output |
| US5063929A (en) | 1989-08-25 | 1991-11-12 | Staodyn, Inc. | Electronic stimulating device having timed treatment of varying intensity and method therefor |
| US5036850A (en) | 1989-08-25 | 1991-08-06 | Staodyn, Inc. | Biphasic pulse output stage for electronic stimulating device |
| US5097833A (en) | 1989-09-19 | 1992-03-24 | Campos James M | Transcutaneous electrical nerve and/or muscle stimulator |
| GB8924559D0 (en) | 1989-11-01 | 1989-12-20 | Capel Ifor D | Method for transcranial electrotherapy |
| US5048522A (en) | 1990-04-13 | 1991-09-17 | Therapeutic Technologies, Inc. | Power muscle stimulator |
| US5058584A (en) | 1990-08-30 | 1991-10-22 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for epidural burst stimulation for angina pectoris |
| US5052391A (en) | 1990-10-22 | 1991-10-01 | R.F.P., Inc. | High frequency high intensity transcutaneous electrical nerve stimulator and method of treatment |
| DK0491649T3 (da) | 1990-12-18 | 1996-12-30 | Ventritex Inc | Apparat til frembringelse af konfigurerbare bifasede defibrilleringsbølgeformer |
| US5209229A (en) * | 1991-05-20 | 1993-05-11 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Apparatus and method employing plural electrode configurations for cardioversion of atrial fibrillation in an arrhythmia control system |
| US5109847A (en) | 1991-05-21 | 1992-05-05 | E.P. Inc. | Non-intrusive analgesic neuroaugmentive apparatus and management system |
| US5507781A (en) | 1991-05-23 | 1996-04-16 | Angeion Corporation | Implantable defibrillator system with capacitor switching circuitry |
| EP0594620A4 (en) | 1991-07-15 | 1994-11-02 | Zmd Corp | METHOD AND APPARATUS FOR TRANSCUTANEOUS CARDIAC STIMULATION. |
| US5213098A (en) | 1991-07-26 | 1993-05-25 | Medtronic, Inc. | Post-extrasystolic potentiation stimulation with physiologic sensor feedback |
| US5193535A (en) | 1991-08-27 | 1993-03-16 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for discrimination of ventricular tachycardia from ventricular fibrillation and for treatment thereof |
| US5215083A (en) | 1991-10-07 | 1993-06-01 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Apparatus and method for arrhythmia induction in arrhythmia control system |
| US5181511A (en) | 1991-10-21 | 1993-01-26 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Apparatus and method for antitachycardia pacing using a virtual electrode |
| US5224475A (en) | 1991-11-20 | 1993-07-06 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for termination of ventricular tachycardia and ventricular fibrillation |
| US5411525A (en) | 1992-01-30 | 1995-05-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Dual capacitor biphasic defibrillator waveform generator employing selective connection of capacitors for each phase |
| US5534015A (en) | 1992-02-18 | 1996-07-09 | Angeion Corporation | Method and apparatus for generating biphasic waveforms in an implantable defibrillator |
| US5224476A (en) | 1992-02-24 | 1993-07-06 | Duke University | Method and apparatus for controlling fibrillation or tachycardia |
| US5300096A (en) | 1992-06-03 | 1994-04-05 | Hall H Eugene | Electromyographic treatment device |
| SE9202630D0 (sv) | 1992-09-14 | 1992-09-14 | Hans Schueller | Pacemaker |
| US5314423A (en) | 1992-11-03 | 1994-05-24 | Seney John S | Cold electrode pain alleviating tissue treatment assembly |
| US5340361A (en) | 1992-11-13 | 1994-08-23 | Siemens Pacesetter, Inc. | Implantable pacemaker having adaptive AV interval adoptively shortened to assure ventricular pacing |
| US5334220A (en) | 1992-11-13 | 1994-08-02 | Siemens Pacesetter, Inc. | Dual-chamber implantable pacemaker having an adaptive AV interval that prevents ventricular fusion beats and method of operating same |
| US5350410A (en) | 1992-11-23 | 1994-09-27 | Siemens Pacesetter, Inc. | Autocapture system for implantable pulse generator |
| US5318591A (en) | 1992-11-23 | 1994-06-07 | Siemens Pacesetter, Inc. | Implantable cardioverter-defibrillator having early charging capability |
| US5391185A (en) | 1993-02-22 | 1995-02-21 | Angeion Corporation | Atrial cardioverter with ventricular protection |
| US5697953A (en) | 1993-03-13 | 1997-12-16 | Angeion Corporation | Implantable cardioverter defibrillator having a smaller displacement volume |
| US5350401A (en) * | 1993-03-26 | 1994-09-27 | Siemens Pacesetter, Inc. | Implantable cardioverter/defibrillator device having means for determining and treating low amplitude ventricular fibrillation and method thereof |
| US5487759A (en) | 1993-06-14 | 1996-01-30 | Bastyr; Charles A. | Nerve stimulating device and associated support device |
| US5468254A (en) | 1993-07-26 | 1995-11-21 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for defibrillation using a multiphasic truncated exponential waveform |
| US5593427A (en) | 1993-08-06 | 1997-01-14 | Heartstream, Inc. | Electrotherapy method |
| US5411547A (en) | 1993-08-09 | 1995-05-02 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardioversion-defibrillation patch electrodes having means for passive multiplexing of discharge pulses |
| US5421830A (en) | 1993-08-27 | 1995-06-06 | Pacesetter, Inc. | Programming system having means for recording and analyzing a patient's cardiac signal |
| US5741303A (en) | 1993-09-13 | 1998-04-21 | Angeion Corp | Electrode back-charging pre-treatment system for an implantable cardioverter defibrillator |
| US5549652A (en) | 1993-11-15 | 1996-08-27 | Pacesetter, Inc. | Cardiac wall motion-based automatic capture verification system and method |
| US5458619A (en) | 1993-11-29 | 1995-10-17 | Medtronic, Inc. | Apparatus and method for treating a tachyarrhythmia |
| US5527346A (en) | 1993-12-13 | 1996-06-18 | Angeion Corporation | Implantable cardioverter defibrillator employing polymer thin film capacitors |
| FR2718036B1 (fr) | 1994-04-05 | 1996-08-30 | Ela Medical Sa | Procédé de commande d'un stimulateur cardiaque auriculaire double du type triple chambre. |
| US5423868A (en) | 1994-04-12 | 1995-06-13 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Dual chamber pacemaker which detects, confirms and terminates pacemaker mediated tachycardia |
| US5562708A (en) | 1994-04-21 | 1996-10-08 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for treatment of atrial fibrillation |
| US5458625A (en) | 1994-05-04 | 1995-10-17 | Kendall; Donald E. | Transcutaneous nerve stimulation device and method for using same |
| US5735876A (en) | 1994-05-31 | 1998-04-07 | Galvani Ltd. | Electrical cardiac output forcing method and apparatus for an atrial defibrillator |
| US5422525A (en) | 1994-06-30 | 1995-06-06 | Sundstrand Corporation | Switched reluctance machine having unbalance forces compensation coils |
| US5601615A (en) | 1994-08-16 | 1997-02-11 | Medtronic, Inc. | Atrial and ventricular capture detection and threshold-seeking pacemaker |
| US5522858A (en) | 1994-10-26 | 1996-06-04 | Vitatron Medical, B.V. | Pacemaker with improved reaction to stable first degree atrio-ventricular block |
| US5534018A (en) | 1994-11-30 | 1996-07-09 | Medtronic, Inc. | Automatic lead recognition for implantable medical device |
| US5480413A (en) | 1994-11-30 | 1996-01-02 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Apparatus and method for stabilizing the ventricular rate of a heart during atrial fibrillation |
| US5601608A (en) | 1995-02-02 | 1997-02-11 | Pacesetter, Inc. | Methods and apparatus for applying charge-balanced antiarrhythmia shocks |
| SE9500620D0 (sv) | 1995-02-20 | 1995-02-20 | Pacesetter Ab | Anordning för hjärtstimulering |
| US5626620A (en) | 1995-02-21 | 1997-05-06 | Medtronic, Inc. | Dual chamber pacing system and method with continual adjustment of the AV escape interval so as to maintain optimized ventricular pacing for treating cardiomyopathy |
| US5527347A (en) | 1995-02-21 | 1996-06-18 | Medtronic, Inc. | Dual chamber pacing system and method with automatic adjustment of the AV escape interval for treating cardiomyopathy |
| US5514163A (en) | 1995-02-21 | 1996-05-07 | Medtronic, Inc. | Dual chamber pacing system and method with optimized adjustment of the AV escape interval for treating cardiomyopathy |
| US5545186A (en) | 1995-03-30 | 1996-08-13 | Medtronic, Inc. | Prioritized rule based method and apparatus for diagnosis and treatment of arrhythmias |
| US5620471A (en) | 1995-06-16 | 1997-04-15 | Pacesetter, Inc. | System and method for discriminating between atrial and ventricular arrhythmias and for applying cardiac therapy therefor |
| US5713924A (en) | 1995-06-27 | 1998-02-03 | Medtronic, Inc. | Defibrillation threshold reduction system |
| DE19533682A1 (de) * | 1995-09-12 | 1997-03-13 | Biotronik Mess & Therapieg | Verfahren zum Anlagern und Immobilisieren von Heparin auf anorganischen Substratoberflächen von kardiovaskulären Implantanten |
| US5662698A (en) | 1995-12-06 | 1997-09-02 | Ventritex, Inc. | Nonshunting endocardial defibrillation lead |
| CN1168511C (zh) | 1996-01-08 | 2004-09-29 | 伊帕斯动力公司 | 肌肉的电控制器 |
| US5683431A (en) | 1996-03-27 | 1997-11-04 | Medtronic, Inc. | Verification of capture by sensing evoked response across cardioversion electrodes |
| US5713929A (en) | 1996-05-03 | 1998-02-03 | Medtronic, Inc. | Arrhythmia and fibrillation prevention pacemaker using ratchet up and decay modes of operation |
| US5968081A (en) * | 1996-05-15 | 1999-10-19 | Pacesetter, Inc. | System and method for providing improved fallback response in a dual-chamber cardiac pacemaker |
| US5800465A (en) | 1996-06-18 | 1998-09-01 | Medtronic, Inc. | System and method for multisite steering of cardiac stimuli |
| US6178351B1 (en) * | 1996-08-19 | 2001-01-23 | The Mower Family Chf Treatment Irrevocable Trust | Atrial sensing and multiple site stimulation as intervention means for atrial fibrillation |
| US5674253A (en) | 1996-09-06 | 1997-10-07 | Incontrol, Inc. | Cardioversion system with cardioverting energy attenuator |
| US5814079A (en) | 1996-10-04 | 1998-09-29 | Medtronic, Inc. | Cardiac arrhythmia management by application of adnodal stimulation for hyperpolarization of myocardial cells |
| US5855592A (en) | 1997-04-24 | 1999-01-05 | Ep Technologies, Inc. | Systems and methods for multi-site cardiac defibrillation using multiple electrode structures |
| FR2763247B1 (fr) | 1997-05-16 | 2000-02-18 | Ela Medical Sa | Dispositif medical implantable actif, notamment stimulateur cardiaque, defibrillateur et/ou cardioverteur a reduction des episodes d'arythmie, notamment d'arythmie auriculaire |
| US5855594A (en) | 1997-08-08 | 1999-01-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Self-calibration system for capture verification in pacing devices |
| US6067470A (en) * | 1998-03-05 | 2000-05-23 | Mower Family Chf Treatment Irrevocable Trust | System and method for multiple site biphasic stimulation to revert ventricular arrhythmias |
-
1999
- 1999-01-14 US US09/231,570 patent/US6295470B1/en not_active Expired - Lifetime
-
2000
- 2000-01-14 EP EP00909906A patent/EP1150743B1/en not_active Expired - Lifetime
- 2000-01-14 TR TR2001/02708T patent/TR200102708T2/xx unknown
- 2000-01-14 ES ES00909906T patent/ES2225102T3/es not_active Expired - Lifetime
- 2000-01-14 AT AT00909906T patent/ATE273044T1/de not_active IP Right Cessation
- 2000-01-14 WO PCT/US2000/000928 patent/WO2000041766A1/en active IP Right Grant
- 2000-01-14 MX MXPA01007168A patent/MXPA01007168A/es not_active IP Right Cessation
- 2000-01-14 KR KR1020017008908A patent/KR100574564B1/ko not_active IP Right Cessation
- 2000-01-14 EA EA200100762A patent/EA003443B1/ru not_active IP Right Cessation
- 2000-01-14 AU AU32089/00A patent/AU769902B2/en not_active Ceased
- 2000-01-14 PT PT00909906T patent/PT1150743E/pt unknown
- 2000-01-14 IL IL144290A patent/IL144290A/en not_active IP Right Cessation
- 2000-01-14 IL IL14429000A patent/IL144290A0/xx active IP Right Grant
- 2000-01-14 CA CA002359290A patent/CA2359290C/en not_active Expired - Fee Related
- 2000-01-14 SK SK1010-2001A patent/SK10102001A3/sk unknown
- 2000-01-14 CN CN00804477A patent/CN1342094A/zh active Pending
- 2000-01-14 BR BR0007538-8A patent/BR0007538A/pt not_active Application Discontinuation
- 2000-01-14 DE DE60012884T patent/DE60012884T2/de not_active Expired - Lifetime
- 2000-01-14 EE EEP200100369A patent/EE200100369A/xx unknown
- 2000-01-14 DK DK00909906T patent/DK1150743T3/da active
- 2000-01-14 HU HU0105223A patent/HUP0105223A2/hu unknown
- 2000-01-14 CZ CZ20012555A patent/CZ20012555A3/cs unknown
- 2000-01-14 JP JP2000593374A patent/JP2002534233A/ja active Pending
-
2001
- 2001-07-13 NO NO20013504A patent/NO20013504L/no not_active Application Discontinuation
- 2001-07-18 ZA ZA200105919A patent/ZA200105919B/en unknown
- 2001-08-14 US US09/929,478 patent/US6895274B2/en not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5083564A (en) * | 1990-06-01 | 1992-01-28 | Board Of Regents Of The University Of Oklahoma | Method for alleviating and diagnosing symptoms of heart block |
| US5105810A (en) * | 1990-07-24 | 1992-04-21 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Implantable automatic and haemodynamically responsive cardioverting/defibrillating pacemaker with means for minimizing bradycardia support pacing voltages |
| US5233985A (en) * | 1990-08-10 | 1993-08-10 | Medtronic, Inc. | Cardiac pacemaker with operational amplifier output circuit |
| US5871506A (en) * | 1996-08-19 | 1999-02-16 | Mower; Morton M. | Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing |
| US5718720A (en) * | 1996-12-13 | 1998-02-17 | Sulzer Intermedics Inc. | Implantable cardiac stimulator with capture detection and impedance based autotuning of capture detection |
| EP0870516A2 (en) * | 1997-03-12 | 1998-10-14 | Vitatron Medical B.V. | Pacemaker system with improved evoked response and repolarization signal detection |
| WO1999036124A1 (en) * | 1998-01-16 | 1999-07-22 | Mower Morton M | Augmentation of electrical conduction and contractibility by biphasic cardiac pacing administered via the cardiac blood pool |
| WO1999061101A1 (en) * | 1998-05-26 | 1999-12-02 | Mower Morton M | Method allowing cyclic pacing with average rate just above the intrinsic rate |
| WO2000001443A1 (en) * | 1998-07-02 | 2000-01-13 | Mower Morton M | Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| TR200102708T2 (tr) | 2002-03-21 |
| IL144290A0 (en) | 2002-05-23 |
| CA2359290A1 (en) | 2000-07-20 |
| ATE273044T1 (de) | 2004-08-15 |
| BR0007538A (pt) | 2001-10-16 |
| CA2359290C (en) | 2008-10-28 |
| AU769902B2 (en) | 2004-02-05 |
| DE60012884D1 (de) | 2004-09-16 |
| EA200100762A1 (ru) | 2002-04-25 |
| EP1150743A1 (en) | 2001-11-07 |
| KR20010089640A (ko) | 2001-10-08 |
| CN1342094A (zh) | 2002-03-27 |
| WO2000041766A1 (en) | 2000-07-20 |
| JP2002534233A (ja) | 2002-10-15 |
| ZA200105919B (en) | 2002-01-25 |
| EE200100369A (et) | 2002-10-15 |
| CZ20012555A3 (cs) | 2002-02-13 |
| PT1150743E (pt) | 2004-12-31 |
| ES2225102T3 (es) | 2005-03-16 |
| NO20013504L (no) | 2001-09-14 |
| US6295470B1 (en) | 2001-09-25 |
| US6895274B2 (en) | 2005-05-17 |
| SK10102001A3 (sk) | 2001-12-03 |
| DE60012884T2 (de) | 2005-09-01 |
| MXPA01007168A (es) | 2002-03-27 |
| DK1150743T3 (da) | 2004-12-06 |
| NO20013504D0 (no) | 2001-07-13 |
| US20020095188A1 (en) | 2002-07-18 |
| HUP0105223A2 (hu) | 2002-04-29 |
| IL144290A (en) | 2007-06-03 |
| KR100574564B1 (ko) | 2006-04-27 |
| EP1150743B1 (en) | 2004-08-11 |
| AU3208900A (en) | 2000-08-01 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| EA003443B1 (ru) | Антитахикардиальная стимуляция | |
| US6292693B1 (en) | Contractility enhancement using excitable tissue control and multi-site pacing | |
| US8121680B2 (en) | Subcutaneous cardiac stimulation device providing anti-tachycardia pacing therapy and method | |
| US5578061A (en) | Method and apparatus for cardiac therapy by stimulation of a physiological representative of the parasympathetic nervous system | |
| US5658318A (en) | Method and apparatus for detecting a state of imminent cardiac arrhythmia in response to a nerve signal from the autonomic nerve system to the heart, and for administrating anti-arrhythmia therapy in response thereto | |
| US7277755B1 (en) | Subcutaneous cardiac stimulation device providing anti-tachycardia pacing therapy and method | |
| US4384585A (en) | Synchronous intracardiac cardioverter | |
| US6298269B1 (en) | Cardiac rhythm management system with ultrasound for autocapture or other applications | |
| US6178351B1 (en) | Atrial sensing and multiple site stimulation as intervention means for atrial fibrillation | |
| US7761157B2 (en) | Cardiac stimulation and sensing with endolymphatically implanted lead | |
| JP3631437B2 (ja) | 心室不整脈を元に戻す多重部位二相刺激のための装置及び方法 | |
| US8204594B2 (en) | Cardiac rhythm management system and method | |
| US7054686B2 (en) | Pulsewidth electrical stimulation | |
| US9713723B2 (en) | Signal delivery through the right ventricular septum | |
| EP0688577A1 (en) | Device for treating atrial tachyarrhythmia | |
| ES2376516T3 (es) | Sistema generador de impulsos. | |
| US8126546B2 (en) | Anodal excitation of tissue | |
| US7158826B1 (en) | System and method for generating pain inhibition pulses using an implantable cardiac stimulation device | |
| US7260433B1 (en) | Subcutaneous cardiac stimulation device providing anti-tachycardia pacing therapy and method | |
| US8135464B1 (en) | Painless ventricular rate control during supraventricular tachycardia | |
| WO2001076691A1 (en) | Contractility enhancement using excitable tissue control and multi-site pacing | |
| US7299094B1 (en) | System and method for implementing autocapture within biventricular implantable cardiac stimulation systems | |
| US10065040B2 (en) | Method to stabilize ventricular rate during episodes of atrial fibrillation | |
| JP2001190695A (ja) | ２相電気式心臓整調装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | Lapse of a eurasian patent due to non-payment of renewal fees within the time limit in the following designated state(s) |
Designated state(s): AM AZ BY KZ KG MD TJ TM |
|
| MM4A | Lapse of a eurasian patent due to non-payment of renewal fees within the time limit in the following designated state(s) |
Designated state(s): RU |