ES2247272T3 - Mecanismo de sujeccion para un sensor medico telemetrico implantable. - Google Patents
Mecanismo de sujeccion para un sensor medico telemetrico implantable.Info
- Publication number
- ES2247272T3 ES2247272T3 ES02253971T ES02253971T ES2247272T3 ES 2247272 T3 ES2247272 T3 ES 2247272T3 ES 02253971 T ES02253971 T ES 02253971T ES 02253971 T ES02253971 T ES 02253971T ES 2247272 T3 ES2247272 T3 ES 2247272T3
- Authority
- ES
- Spain
- Prior art keywords
- box
- sensor
- fasteners
- membrane
- annular element
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
- A61B5/6846—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive
- A61B5/6879—Means for maintaining contact with the body
- A61B5/6882—Anchoring means
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
- A61B1/00147—Holding or positioning arrangements
- A61B1/00148—Holding or positioning arrangements using anchoring means
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/0002—Remote monitoring of patients using telemetry, e.g. transmission of vital signals via a communication network
- A61B5/0031—Implanted circuitry
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/07—Endoradiosondes
- A61B5/076—Permanent implantations
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B2560/00—Constructional details of operational features of apparatus; Accessories for medical measuring apparatus
- A61B2560/02—Operational features
- A61B2560/0204—Operational features of power management
- A61B2560/0214—Operational features of power management of power generation or supply
- A61B2560/0219—Operational features of power management of power generation or supply of externally powered implanted units
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
- A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
- A61B2562/0233—Special features of optical sensors or probes classified in A61B5/00
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
- A61B2562/04—Arrangements of multiple sensors of the same type
- A61B2562/046—Arrangements of multiple sensors of the same type in a matrix array
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
- A61B5/0215—Measuring pressure in heart or blood vessels by means inserted into the body
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10S128/00—Surgery
- Y10S128/903—Radio telemetry
Abstract
Un sensor médico implantable (50) para detectar y medir a distancia un parámetro dentro del cuerpo del paciente, incluyendo el sensor: una caja (52) que tiene un extremo próximo y un extremo distal y que tiene un eje longitudinal (L) y una membrana deformable (56) fijada a un extremo de la caja, siendo la membrana deformablemente móvil en correspondencia directa con un cambio de un parámetro medido dentro del cuerpo del paciente; un microchip (90) colocado dentro de la caja (52) y que comunica operativamente con la membrana (56) para transmitir una señal indicativa del parámetro, donde la señal es una señal digital, incluyendo el microchip una serie (92) de células fotoeléctricas (95); un LED para transmitir luz a las células fotoeléctricas (95); un obturador (62) conectado a la membrana (56) y móvil entre las células fotoeléctricas (95) y el LED (100) en respuesta a la deformación de la membrana; un primer conjunto de elementos de fijación (64) conectados operativamente al extremo próximode la caja; y un segundo conjunto de elementos de fijación (64) conectados operativamente al extremo distal de la caja.
Description
Mecanismo de sujeción para un sensor médico
telemétrico implantable.
La presente invención se refiere, en general, a
dispositivos telemétricos médicos. Más en concreto, la presente
invención se refiere a un nuevo sistema telemétrico médico que es
capaz de varias aplicaciones médicas incluyendo la medición de un
parámetro dentro del cuerpo del paciente, en particular un órgano.
Tal aplicación de la presente invención es como un sistema de
presión endocardial telemétrico implantable, sus nuevos componentes
asociados y sus nuevos métodos de uso.
En general, es conocido el uso de sensores
médicos implantables en un paciente. Un ejemplo de un sensor
implantable se describe en la Patente de Estados Unidos 4.815.469
(Cohen y otros). La descripción se dirige a un sensor médico
implantable que determina el contenido de oxígeno de sangre. El
sensor incluye un circuito híbrido miniaturizado que incluye medios
de diodos fotoemisores, medios fototransistores, y un sustrato al
que los medios de diodos fotoemisores y los medios fototransistores
se unen en una configuración de circuito deseada. El circuito
híbrido está sellado herméticamente dentro de un cuerpo cilíndrico
hecho de un material que es sustancialmente transparente a la luz,
tal como vidrio. Terminales de alimentación proporcionan medios para
hacer una conexión eléctrica con el circuito híbrido. Los medios de
diodos fotoemisores son excitados con un impulso de corriente
escalonado. La finalidad del sensor es detectar las propiedades
reflectoras de un fluido corporal, tal como sangre, para análisis
espectrofotométrico. En una realización, el sensor está embebido
dentro de un cable de marcapasos bilumen y colocado cerca del
electrodo distal del cable de manera que el sensor resida dentro del
corazón cuando el cable esté implantado dentro de un paciente,
permitiendo por ello que el contenido detectado de oxígeno de la
sangre dentro del corazón sea un parámetro fisiológico que se puede
usar para controlar el intervalo de estimulación cardiaca de unos
marcapasos sensible a la velocidad.
La Patente de Estados Unidos 5.353.800 (Pahndorf
y otros) describe un cable sensor de presión implantable que tiene
una aguja hueca adaptada para enroscarse en el corazón de un
paciente. Al sensor de presión se le suministra corriente eléctrica
mediante conductores en el sensor.
Hay casos en los que es necesaria la colocación
permanente del sensor. Tal caso, por ejemplo, se describe en la
Patente de Estados Unidos 5.404.877 (Nolan y otros). Se describen
una alarma de arritmia cardiaca implantable sin cable que examina
continuamente la función cardiaca de un paciente para discriminar
entre funcionamiento normal y anormal del corazón y, al detectar un
estado anormal, genera una señal de aviso para el paciente. La
alarma es capaz de detectar mediciones de impedancia del corazón,
movimiento respiratorio y del paciente y, a partir de estas
mediciones, generar una señal de alarma cuando las mediciones
indican la aparición de una arritmia cardiaca. Es importante
observar que el sensor usa un sistema de antena que tiene un
inductor helicoidal para generar un campo electromagnético al
tejido para detectar cambios de impedancia que están relacionados
con un fenómeno fisiológico. Por ejemplo, el tamaño del inductor se
preselecciona de manera que coincida con las dimensiones del órgano
o estructura a medir.
También hay varios dispositivos implantables
conocidos que emplean telemetría para transmitir o recibir datos de
un dispositivo externo. Tal dispositivo es, por ejemplo, el sistema
descrito en la Patente de Estados Unidos 6.021.352 (Christopherson
y otros). El dispositivo utiliza un sensor de presión como un
transductor para detectar el esfuerzo respiratorio del paciente. La
información de forma de onda respiratoria es recibida por un
generador de impulsos implantable (IPG)/simulador de un transductor
y el IPG realiza simulación de inspiración síncrona.
Otro dispositivo telemétrico implantable se
describe en la Patente de Estados Unidos 5.999.857 (Weijand y
otros). Esta referencia describe un sistema de telemetría para uso
con dispositivos implantables tal como marcapasos cardiacos y
análogos, para telemetría bidireccional entre el dispositivo
implantado y un programador externo. El sistema emplea osciladores
con circuitos de codificación para transmisión síncrona de símbolos
de datos en los que los símbolos forman el soporte de telemetría. El
sistema proporciona circuitos para codificación de mayor densidad
de datos de sinusoidal símbolos, incluyendo combinaciones de
codificación BPSK, FSK, y ASK. También se describen realizaciones de
transmisores para el dispositivo implantado y el programador
externo, así como circuitos modulador y demodulador. Es importante
observar que el dispositivo de implante tiene su propia fuente de
alimentación en forma de una batería para alimentar toda la
circuitería y componentes del dispositivo implantado.
Otro dispositivo telemétrico implantable se
describe en EP 1050265. El dispositivo está diseñado para
implantarse en el sistema vascular de un paciente y colocarse en el
tabique ventricular para la medición de presión y temperatura en el
ventrículo izquierdo. El sensor se mantiene en posición por
expansión de un stent.
También es importante observar que, hasta la
fecha, no ha habido ningún sistema telemétrico médico que sea un
sistema altamente eficiente debido a sus componentes y su facilidad
de uso proporcionando al mismo tiempo información sumamente exacta
relativa a un parámetro medido en el cuerpo del paciente.
En WO 00/16686 se describe un sensor médico
implantable para comprobar a distancia la presión u otros parámetros
en una cámara del corazón incluyendo una caja que tiene un extremo
próximo y un extremo distal y un eje longitudinal e incluyendo un
transductor de presión. Un conjunto de elementos de fijación está
conectado operativamente al extremo distal de la caja. El conjunto
de elementos de fijación se puede mover entre una posición
aplastada por la que los elementos de fijación son sustancialmente
paralelos al eje longitudinal de la caja y una posición desplegada
por la que se expande el perfil de los elementos de fijación.
En US 5.702.421 se describe un dispositivo médico
implantable incluyendo una caja que tiene un extremo próximo y un
extremo distal y que tiene un eje longitudinal; un primer conjunto
de elementos de fijación conectados operativamente al extremo
próximo de la caja; y un segundo conjunto de elementos de fijación
conectados operativamente al extremo distal de la caja. El primer
conjunto de elementos de fijación y el segundo conjunto de
elementos de fijación se pueden mover entre una posición aplastada y
una posición desplegada. La posición aplastada se define como una
posición por la que el primer conjunto de elementos de fijación y
el segundo conjunto de elementos de fijación son sustancialmente
paralelos al eje longitudinal de la caja. La posición desplegada se
define como una posición por la que el primer conjunto de elementos
de fijación y el segundo conjunto de elementos de fijación son
sustancialmente perpendiculares al eje longitudinal de la caja.
Cada elemento de fijación del primer conjunto de elementos de
fijación y el segundo conjunto de elementos de fijación incluye un
elemento anular, teniendo cada elemento anular una superficie de
enganche de tejido.
La presente invención se refiere a un nuevo
sistema telemétrico médico para uso con varias aplicaciones médicas
tal como supervisar estados médicos o medir parámetros dentro del
cuerpo del paciente en diferentes tipos de órganos, incluyendo
tejido, así como su función.
Según la presente invención, se ha previsto un
sensor médico implantable como se expone en la reivindicación
acompañante 1.
Otros aspectos de la invención se exponen en las
reivindicaciones dependientes acompañantes 2 a 11.
La presente invención es un sensor médico
implantable para detectar y medir a distancia un parámetro dentro
del cuerpo del paciente. El sensor incluye una caja, y una membrana
deformable fijada a un extremo de la caja, donde la membrana se
puede mover deformablemente en respuesta directa al parámetro. La
caja tiene un extremo próximo y un extremo distal y un eje
longitudinal.
Un microprocesador, que tiene forma de un
microchip, está colocado dentro de la caja y comunica
operativamente con la membrana para transmitir una señal indicativa
del parámetro. El microchip incluye una serie de células
fotoeléctricas. Un diodo fotoemisor (LED) transmite luz a las
células fotoeléctricas.
El sensor incluye además un obturador conectado a
la membrana y móvil entre las células fotoeléctricas y el LED en
respuesta a la deformación de la membrana.
El sensor médico implantable también incluye un
primer conjunto de elementos de fijación conectados operativamente
al extremo próximo de la caja. Un segundo conjunto de elementos de
fijación está conectado operativamente al extremo distal de la
caja. El primer conjunto de elementos de fijación y el segundo
conjunto de elementos de fijación se pueden mover entre una
posición aplastada y una posición desplegada. La posición aplastada
se define como una posición por la que el primer conjunto de
elementos de fijación y el segundo conjunto de elementos de
fijación son sustancialmente paralelos al eje longitudinal de la
caja. La posición desplegada se define como una posición por la que
el primer conjunto de elementos de fijación y el segundo conjunto de
elementos de fijación son sustancialmente perpendiculares al eje
longitudinal de la caja. Cada elemento de fijación del primer
conjunto de elementos de fijación y el segundo conjunto de elementos
de fijación incluye un elemento anular. Cada elemento anular tiene
una superficie de enganche de tejido.
El sensor médico puede ser un dispositivo
telemétrico.
El elemento anular puede incluir un material de
memoria de forma tal como una aleación de níquel y titanio, por
ejemplo nitinol (NiTi). Un elemento elástico, tal como un muelle de
empuje, se puede conectar a la caja y el elemento anular para
empujar elásticamente el elemento anular a la caja.
Alternativamente, la caja y los elementos anulares se hacen del
material de memoria de forma, tal como nitinol, que permite a los
elementos anulares moverse entre la posición aplastada y la posición
desplegada sin un muelle de empuje.
Aunque la posición aplastada y la posición
desplegada puede ser a través de cualquier rango efectivo deseable,
la posición aplastada para el primer conjunto y el segundo conjunto
de elementos de fijación está aproximadamente en el rango de entre
0º- 30º del eje longitudinal de la caja. La posición desplegada para
el primer conjunto y el segundo conjunto de elementos de fijación
está aproximadamente en el rango de entre 40º- 90º del eje
longitudinal de la caja.
En algunas realizaciones según la presente
invención, el elemento anular incluye un bucle completo. En otras
realizaciones según la presente invención, el elemento anular
incluye un bucle incompleto. En una realización según la presente
invención, cada elemento anular del primer conjunto de elementos de
fijación y el segundo conjunto de elementos de fijación tiene un
perfil cóncavo.
La presente invención se entenderá más plenamente
por la descripción detallada siguiente de sus realizaciones
preferidas, tomadas junto con los dibujos.
La figura 1 es una ilustración esquemática de un
sensor telemétrico médico implantable.
La figura 2 es una vista desde arriba del sensor
de la figura 1.
La figura 3 es una ilustración esquemática de una
realización alternativa del sensor de la figura 1 que tiene un
extremo distal ahusado con roscas helicoidales y punta perforadora
de tejido para anclaje a tejido.
La figura 4 es otra realización alternativa del
sensor de la figura 1 que tiene un extremo distal ahusado con punta
perforadora de tejido y una pluralidad de rebabas de perforación de
tejido.
La figura 5 es una vista en perspectiva parcial
del sensor de la figura 1 con algunas partes quitadas para exponer
los componentes internos del sensor.
La figura 6A es un diagrama esquemático que
ilustra un circuito microprocesador para el sensor según la
presente invención.
La figura 6B es un diagrama esquemático que
ilustra un circuito lógico para el circuito microprocesador de la
figura 6A.
La figura 7 es una ilustración esquemática que
ilustra una serie de células fotoeléctricas para el sensor según la
presente invención.
La figura 8 es una ilustración esquemática que
ilustra el sistema telemétrico incluyendo el sensor de la figura 1
y un dispositivo de carga y lectura de señal situado a distancia y
en comunicación con el sensor.
La figura 9 es un diagrama esquemático que
ilustra un circuito de lectura/carga para el dispositivo de carga y
lectura de señal de la figura 8.
La figura 10 es una ilustración esquemática del
corazón de un paciente.
La figura 11 es una ilustración esquemática que
ilustra el sensor según la presente invención completamente
desplegado dentro de una abertura de tejido.
La figura 12A es una ilustración esquemática de
un sensor médico implantable según la presente invención que tiene
elementos anulares de un primer conjunto de elementos de fijación y
un segundo conjunto de elementos de fijación en una posición
desplegada con respecto al eje longitudinal de la caja del
dispositivo.
La figura 12B ilustra el dispositivo de la figura
12A con los elementos anulares del primer conjunto de elementos de
fijación y el segundo conjunto de elementos de fijación en la
posición aplastada con respecto al eje longitudinal de la caja del
dispositivo.
La figura 13A es una ilustración esquemática de
una realización alternativa de un dispositivo médico que tiene
elementos anulares como un primer conjunto de elementos de fijación
y un segundo conjunto de elementos de fijación unido a un muelle de
empuje y en una posición desplegada con respecto a un eje
longitudinal de la caja del dispositivo según la presente
invención.
La figura 13B es una vista del dispositivo de la
figura 13A con los elementos anulares del primer conjunto y segundo
conjunto de elementos de fijación en la posición aplastada con
respecto al eje longitudinal de la caja del dispositivo según la
presente invención.
La figura 14 es una ilustración esquemática de
una realización alternativa de un dispositivo médico implantable
según la presente invención que tiene elementos anulares como
bucles incompletos empujados elásticamente a la caja por un
muelle.
La figura 15 es una ilustración esquemática de
otra realización de un dispositivo médico implantable según la
presente invención que tiene elementos anulares formados en un
bucle incompleto y que tiene un perfil cóncavo según la presente
invención.
La figura 16A es una ilustración esquemática de
un método descrito donde un catéter que tiene un dispositivo médico
implantable según la presente invención está colocado en
tejido.
La figura 16B es una ilustración esquemática del
método donde el dispositivo médico está dispuesto parcialmente
desde el extremo distal del catéter moviendo por ello el primer
conjunto de elementos de fijación a una posición desplegada.
La figura 16C es una ilustración esquemática del
método donde el primer conjunto de elementos de fijación están
retirados a un lado del tejido.
La figura 16D es una ilustración esquemática del
método donde superficies de enganche de tejido del primer conjunto
de elementos de fijación enganchan el tejido en un lado.
La figura 16E es una ilustración esquemática del
método donde el dispositivo médico está más alejado del extremo
distal del catéter de tal manera que el segundo conjunto de
elementos de fijación se mueva a la posición desplegada.
La figura 16F es una ilustración esquemática del
método donde el catéter se quita del tejido después de que el
dispositivo médico ha sido desplegado completamente del extremo
distal del catéter y superficies de enganche de tejido del segundo
conjunto de elementos de fijación enganchan el tejido en un lado
opuesto del tejido.
Y la figura 16G es una ilustración esquemática
del método donde el dispositivo médico está desplegado
completamente e implantado entre el tejido.
La presente invención se refiere a un sensor
médico implantable para uso con un nuevo sistema telemétrico médico
30, como se ilustra esquemáticamente en la figura 8.
Un aspecto del sistema 30 es detectar y medir a
distancia una característica o parámetro (o varios parámetros
incluyendo la magnitud de cualquier parámetro) dentro del cuerpo
del paciente, o dentro de un órgano o tejido del cuerpo del
paciente, mediante la utilización de un nuevo sensor telemétrico
médico implantable 50, que es completamente inalámbrico, y un nuevo
dispositivo de carga y lectura de señal 140 que comunica
operativamente con el sensor 50.
Como se ilustra esquemáticamente en la figura 1,
el sensor 50 incluye una caja 52 hecha de un material biocompatible
tal como polisilicio o titanio. La caja 52 tiene preferiblemente
una forma cilíndrica aunque es aceptable cualquier tipo de forma
para la caja 52. La caja 52 tiene una longitud aproximada del rango
de entre 4-5 mm y un diámetro aproximado del rango
de desde 2,5-3 mm de diámetro. La caja 52 también
puede ser menor, por ejemplo, de 3 mm de longitud y
1-2 mm de diámetro exterior. La caja 52 incluye
paredes cilíndricas que tienen aproximadamente 250 \mum de grosor.
Una membrana flexible 56 hecha de un material deformable está
fijada a un extremo de la caja 52. Una ranura 58 y una ranura
circunferencial 60 se han previsto en una superficie exterior de la
caja 52 para facilitar la distribución y el implante del sensor
50.
La membrana 56 se hace de un material flexible o
deformable tal como caucho de polisilicio o poliuretano. La
membrana 56 tiene un grosor aproximado de 20 \mum y tiene un
diámetro que va desde aproximadamente 1,5-2 mm. La
membrana 56 es empujada normalmente hacia fuera de la caja 52 debido
a la presión interior dentro de la caja 52. La membrana 56 se
fuerza abombándose hacia dentro a la caja 52 siempre que la presión
exterior de la caja 52 excede de la presión interna dentro de la
caja 52.
Puesto que la membrana 56 es deformable y
normalmente empujada hacia fuera de la caja 52, la membrana 56
responde directamente al entorno del tejido u órgano que es
supervisado y/o medido para una característica o parámetro
particular. En respuesta a los cambios incluso más pequeños de
estas características o parámetros, la membrana 56 se deforma
hacia dentro hacia el interior de la caja 52. Por consiguiente, hay
una relación o correspondencia directa entre todo cambio en la
característica o parámetro medido y la cantidad o grado de
deformación o movimiento de la membrana 56.
Es importante observar que la membrana 56 tiene
una zona de dimensión relativamente grande en comparación con
dispositivos de membrana de estado sólido, tal como sensores
piezoeléctricos o chips de memoria fabricados utilizando membranas.
Por consiguiente, los requisitos de la electrónica del sensor 50 son
menos exigentes. Además, la membrana 56 tiene una deflexión mucho
más grande que la de la membrana de estado sólido.
El sensor 50 también incluye una antena
helicoidal 68 que está conectada operativamente a los componentes
internos del sensor 50 por un cable de antena 70. La antena
helicoidal 68 es una bobina de inductancia que tiene una
configuración en espiral. El material utilizado para el hilo de
antena es aproximadamente 90% de contenido de plata con un
revestimiento de platino iridio de aproximadamente 10% de
contenido. La antena helicoidal 68 se hace preferiblemente de
20-25 vueltas de hilo de 30 \mum de grosor. El
diámetro externo de la antena es 1,5-2,0 cm (figura
2).
Por consiguiente, debido a estas características,
la antena helicoidal 68 posee una capacitancia parásita muy baja.
Además, la antena helicoidal 68, debido a su hilo de contenido de
plata/platino, tiene conductividad sumamente alta y es sumamente
flexible.
Aunque la antena 68 se describe como externa a la
caja 52, cae dentro del alcance de la invención incluir cualquier
tipo de antena adecuada, tal como una antena que se contenga dentro
de la caja 52.
El sensor 50 incluye además patas de fijación 64
empujadas elásticamente al exterior de la caja 52. El número de
patas de fijación 64 puede variar dependiendo del grado deseado de
fijación y la geografía de la anatomía en la que se ha de colocar el
sensor 50. Las patas de fijación 64 se hacen de alambre utilizando
material metálico de memoria de forma, tal como una aleación de
níquel y titanio (NiTinol). Las patas de fijación 64 tienen una
configuración cóncava con un radio de curvatura que se curva al
tejido u órgano en el que se va a fijar el sensor 50. También se
contempla aquí otras configuraciones apropiadas para las patas de
fijación 64.
Si es deseable, el sensor 50 se recubre con un
agente no trombótico o anticoagulante tal como Heparina antes del
implante para evitar trombosis, coagulación, etc.
La figura 3 ilustra una realización alternativa
del sensor 50 que tiene un extremo ahusado 54 en la caja 52. El
extremo ahusado 54 tiene una punta perforadora de tejido 55 y
roscas helicoidales 57 dispuestas en una superficie exterior del
extremo ahusado 54 para facilitar la fijación directa del extremo
ahusado 54 de la caja 52 mediante enroscado directo en tejido.
La figura 4 ilustra otra realización alternativa
del sensor 50 incluyendo una pluralidad de rebabas de tejido 59
fijadas al extremo ahusado 54 de la caja 52. Las rebabas 59 tienen
una punta perforadora de tejido curvado hacia fuera lejos de la
punta perforadora de tejido 55. Por consiguiente, junto con la
punta perforadora de tejido 55, las rebabas de tejido 59 agarran
firmemente el tejido para fijar firmemente la caja 52 en el
tejido.
Como se representa en la figura 5, el interior de
la caja 52 incluye un microprocesador 90, en forma de un microchip,
fijado dentro de una de las paredes interiores de la caja 52. El
cable 70 de la antena helicoidal 68 está conectado operativamente
al microprocesador 90. El microprocesador 90 incluye una serie 92
de células fotoeléctricas 95 dispuestas en una configuración
configurada, por ejemplo ocho filas escalonadas conteniendo ocho
células fotoeléctricas 95 en cada fila. Una célula fotoeléctrica de
referencia 97 está situada en un extremo de la serie 92 dando lugar
a una serie 92 que tiene un total de sesenta y cinco células
fotoeléctricas tal como se ilustra en la figura 7. La serie de
células fotoeléctricas 92 proporciona 64 grados de resolución. La
distancia de paso entre cada fotocélula 95 es aproximadamente ¼ del
tamaño de una fotocélula 95. Además, la fotocélula de referencia 97
tiene una dimensión que es aproximadamente el tamaño del paso, por
ejemplo 1/4 del tamaño de una fotocélula 95, proporcionando así una
resolución que es igual a un movimiento de ¼ de la fotocélula.
Un diodo fotoemisor (LED) 100 está conectado
operativamente al microprocesador 90 y está colocado encima y
espaciado paralelo y lejos de la serie de células fotoeléctricas
92. Un obturador 62 está conectado a la superficie interior de la
membrana 56 y se extiende longitudinalmente de la membrana 56
dentro de caja 52. El obturador 62 tiene una configuración
sustancialmente en forma de D y se extiende longitudinalmente entre
el LED 100 y la serie de células fotoeléctricas 92. El obturador 62
es de una aleación de aluminio y está colocado de tal manera que la
superficie plana del obturador 62 mire directamente a la serie de
células fotoeléctricas 92. El obturador 62 está fijado a la membrana
deformable 56 de tal manera que el obturador 62 se mueva en
asociación con la membrana 56. Por consiguiente, cuando la membrana
56 se desvía hacia dentro a la caja 52 (debido al parámetro
supervisado o medido del tejido u órgano), el obturador 62 se
extiende longitudinalmente sobre un número de células fotoeléctricas
95 en la serie 92 en relación directa al movimiento hacia dentro de
la membrana 56 cuando se está deformando. Igualmente, cuando la
membrana 56 se desvía hacia fuera de la caja 52, el obturador 62 se
mueve longitudinalmente hacia fuera del extremo de la caja 52 junto
con la membrana 56. Por consiguiente, el obturador 62 oscurece o
bloquea varias células fotoeléctricas 95 según el grado de
movimiento de la membrana 56. Así, cuando el obturador 62 está
colocado encima de un número específico de células fotoeléctricas
95, se evita que la luz procedente del LED 100 llegue a las células
fotoeléctricas 95 y afecta a la transmisión de señal de estas
células 95. Esta disposición constituye una conversión analógica a
digital (A/D) que es de potencia efectiva puesto que hay un recuento
simple del número de fotocélulas que están activadas o desactivadas
como medida del movimiento del obturador. De ahí, la conversión
analógica a digital. Por consiguiente, el microprocesador 90
comunica operativamente con la membrana 56.
La célula fotoeléctrica de referencia 97 nunca es
oscurecida o cubierta por el obturador 62 puesto que está situada
en el extremo lejano (extremo lejos de la membrana 56) de la serie
92. El obturador 62 y la membrana 56 se calibran de tal manera que
incluso en deflexión máxima hacia dentro a la caja 52, den lugar a
que la célula fotoeléctrica de referencia 97 se exponga
permanentemente al LED 100 para uso como una señal de referencia
para el sensor 50. No obstante, la disipación de potencia de la
fotocélula es muy baja.
Como se representa bien en la figura 6A, el
microprocesador 90 es un circuito donde la antena helicoidal 68 y
un condensador de resonancia 102 operan como un oscilador resonante
para el sensor 50. La antena helicoidal 68 recibe señales RF
transmitidas enviadas por el dispositivo de carga y lectura de señal
140 como se ilustra en las figuras 8 y 9. La señal RF recibida en
la antena helicoidal 68 es una señal de carga para alimentar el
microprocesador 90. Al recibir la señal de carga RF, la antena
helicoidal 68 y el condensador 102 resuenan y cargan un condensador
de carga 114 mediante el diodo 116. Al llegar a un umbral de
voltaje predeterminado de aproximadamente 1,2 V, el condensador 114
alimenta el LED 100 y un circuito lógico 91 mediante la unidad de
control 104. Al alimentar el LED 100 por el condensador cargado 114,
el LED emite a la serie de células fotoeléctricas 92 luz que se
mantiene a voltaje negativo.
Como se ilustra en la figura 6B, la serie de
células fotoeléctricas 92 se designa P_{1}, P_{2},... P_{64}
y P_{ref}, respectivamente. Cada célula fotoeléctrica 95
(P_{1}-P_{64}) está conectada en paralelo a una
pluralidad de comparadores 120 designados C_{1}, C_{2},...
C_{64}. La célula fotoeléctrica de referencia 97 está conectada
operativamente a cada comparador 120
(C_{1}-C_{64}) para obtener una señal de
referencia en cada comparador 120 en comparación con la señal
recibida de cada célula fotoeléctrica respectiva 95. El circuito
lógico 91 es alimentado y controlado por la unidad de control 104 y
un reloj 106. La unidad de control 104 está conectada a cada
comparador 120.
Un buffer 126 que tiene una pluralidad de buffer
células 129 (un total de sesenta y cuatro buffer células
correspondientes a cada comparador
C_{1}-C_{64}) está conectado operativamente a
los comparadores 120. Cada celda buffer 129 es un
flip-flop, o celda de memoria, que recibe una señal
de su comparador respectivo C_{1}-C_{64} dando
lugar a un número binario de sesenta y cuatro dígitos de largo (una
serie de unos o ceros). Todas las celdas buffer 129 se llenan en un
solo ciclo de reloj y cada buffer 129 tiene "0" o "1".
Después de llenar las sesenta y cuatro celdas buffer 129 con su
respectivo número binario, la señal digital que representa los
sesenta y cuatro bits es enviado al dispositivo de carga y lectura
de señal 140 por la unidad de control 104. Después de transmitir la
señal digital, la unidad de control 104 se reposiciona por el reloj
106 en espera de más entradas de señal del dispositivo de carga y
lectura de señal 140. El encriptado del número binario lo realiza
el dispositivo de carga y lectura de señal 140 descrito con mayor
detalle a continuación.
Después de llenar la celda buffer sesenta y
cuatro, la señal digital se transmite del buffer 126 y activa el
interruptor 112 dando lugar a una transmisión de la señal digital
de la antena helicoidal 68 a la antena helicoidal 162 del
dispositivo de carga y lectura de señal 140.
Un aspecto principal del sistema 30 es que el
sensor 50 es un transpondor inalámbrico y un dispositivo de baja
potencia capaz de rápida velocidad de actualización, a pesar de su
naturaleza pasiva, debido al mecanismo de conversión analógica a
digital (A/D) inherente empleado en el sensor 50, por ejemplo la
serie de células fotoeléctricas 92, que convierte directamente la
deflexión de la membrana 56 en una señal digital, sin consumo de
potencia como requeriría un convertidor A/D electrónico
convencional.
Como se ilustra en la figura 8, el dispositivo de
carga y lectura de señal 140 es para uso en el exterior del cuerpo
del paciente o en la superficie exterior del cuerpo del paciente.
El dispositivo de carga y lectura de señal 140 incluye una caja
145, que es una caja, que tiene una pantalla de visualización de
cristal líquido (LCD) 172 montada en un agujero en la caja 145. El
dispositivo de carga y lectura de señal, también denominado
comúnmente un dispositivo de lectura/carga, lector/cargador o
dispositivo lector/cargador, se activa por un conmutador de potencia
o basculante 146 que se extiende desde la caja 145. La antena
helicoidal 162 comunica operativamente con la antena helicoidal 68
del sensor 50 por acoplamiento de inductancia.
Como se representa en la figura 9, una vez que el
circuito lógico 91 transmite la señal digital del sensor 50
mediante la antena helicoidal de sensor 68, la constante de
acoplamiento de la antena helicoidal del lector/cargador 162 se
cambia y es detectada por un detector profundo 168 conectado
operativamente a la antena helicoidal del lector/cargador 162. El
detector profundo 168 está sensitivado para detectar un cambio en
la amplitud de la señal de sólo 0,01% de cambio de amplitud.
Una unidad de control lógico de lectura/carga 154
está conectada operativamente al detector profundo 168 para
determinar el umbral del detector profundo 168. La unidad lógica de
control 154 también incluye una fuente de alimentación 151 para
alimentar los componentes del dispositivo lector/cargador 140.
El circuito lector/cargador 150 incluye además
una unidad de procesado 170 conectada operativamente a la unidad
lógica de control 154. La unidad de procesado 170 contiene el
algoritmo para convertir la señal digital recibida del sensor 50
(figura 8) en un parámetro medido para el parámetro médico, estado o
característica detectada en el sensor implantado 50. Además, la
unidad de procesado 170 incluye código de encriptado para el
encriptado de la señal digital (señal de sesenta y cuatro bits)
usando algoritmos de encriptado tales como O exclusivo (XOR),
métodos RSA (RSA Security, Inc., etc.
Por ejemplo, donde el parámetro medido es la
presión sanguínea hemodinámica, dentro de un órgano tal como la
cámara de un corazón, una vez que la unidad de procesado 170 recibe
la señal digital, la unidad de procesado 170, mediante su
algoritmo, convierte la señal digital (número binario) en un valor
de presión, usando una tabla de comparación de consulta, o
expresión analítica que representa la relación entre la deflexión
del obturador 62 en el sensor 50 frente a la presión del sensor
exterior en la membrana 56, que se da a continuación:
P =
(KD^{3}/A^{2})X^{2}
donde P es el valor de presión, D
es el grosor de la membrana, A es el radio de la membrana, X es la
deflexión del equilibrio y K es una
constante.
La pantalla LCD 172 está conectada operativamente
a la unidad de procesado 170 para visualizar el parámetro medido
(presión sanguínea hemodinámica en el ejemplo anterior) convertido
de la señal digital en el tiempo real.
Utilizando el dispositivo de carga y lectura de
señal 140 en el exterior del cuerpo del paciente, se pueden obtener
lecturas de parámetro continuas (para determinar aspectos del
parámetro tal como magnitud) para valores medios y activos o
individuales del parámetro muestreado.
Al medir características de un fluido corporal
tal como sangre, el dispositivo de carga y lectura de señal 140
mantiene un volumen de lectura activo alrededor del sensor 50, que
oscila entre 5-25 cm, y preferiblemente, un volumen
de lectura activo en el rango de aproximadamente
10-15 cm. Además, con el sistema telemétrico médico
30, mediante el sensor 50, y el dispositivo de carga y lectura de
señal 140, es posible muestrear múltiples lecturas por segundo.
Preferiblemente, aproximadamente 10-20 lecturas por
segundo son posibles con la presente invención.
Otros atributos asociados con la presente
invención cuando se utiliza como un monitor de presión en una
cámara del corazón incluyen comprobar un rango de presión de +/- 30
mmHg; una exactitud (en 5 ms integración) de +/- 1 mmHg con una
repetibilidad (a 5 ms integración) de +/- 1 mmHg. Es importante
observar que los límites de presión se pueden cambiar fácilmente
cambiando el tamaño y las dimensiones, tal como las anchura, de la
membrana sin cambio de la electrónica. Esto es importante para
poder adaptar la presente invención a varias aplicaciones utilizando
al mismo tiempo el mismo diseño.
La unidad de control 154 también está conectada
operativamente a un excitador de onda sinusoidal 158 para generar
una señal de onda sinusoidal de aproximadamente 4 a 6 MHz. La señal
de onda sinusoidal es generada por el excitador de onda sinusoidal
158 mediante el condensador 160 a la antena helicoidal del
lector/cargador 162 para transmisión o envío a la antena helicoidal
68 del sensor 50 para alimentar o cargar el sensor 50 como se ha
descrito
anteriormente.
anteriormente.
Como se ha mencionado anteriormente, el sistema
telemétrico médico 30 es útil para casi cualquier tipo de
procedimiento de diagnóstico médico donde sea deseable implantar el
sensor 50 en una porción del cuerpo, en particular tejido u órgano
de interés. El sistema telemétrico médico 30 permite la
verificación remota y el diagnóstico de un estado del tejido u
órgano siendo capaz de mostrar rápidamente varios parámetros o
variables de cualquier estado físico dentro del cuerpo del paciente
en el lugar de interés. Puesto que el sistema telemétrico médico 30
es inalámbrico, estos tipos de procedimientos se realizan de manera
completamente no invasiva con mínimo trauma del paciente.
Un ejemplo particular para el sistema telemétrico
médico 30, sus componentes y sus método de uso, es en el campo de
fallo cardiaco congestivo (FCC). El FCC se define como un estado en
el que un corazón 400 (figura 10) no bombea sangre suficiente a los
otros órganos del cuerpo. Esto puede derivar de arterias estrechadas
que suministran sangre al músculo cardiaco (debido a enfermedad de
las arterias coronarias), ataque cardiaco, o infarto de miocardio,
con tejido cicatrizado que interfiere con el funcionamiento normal
del músculo cardiaco, presión sanguínea alta, enfermedad de las
válvulas cardiacas debido a fiebre post reumática (en válvulas tal
como la válvula semilunar, la válvula tricúspide 417 o válvula
mitral 418) u otras causas, enfermedad primaria del músculo cardiaco
propiamente dicho, llamada cardiomiopatía, defectos en el corazón
presentes en nacimiento tales como enfermedad cardiaca congénita,
infección de las válvulas cardiacas y/o músculo cardiaco
propiamente dicho (endocarditis y/o miocarditis).
El corazón enfermo 400 sigue funcionando pero no
tan eficientemente como debería. Las personas con FCC no pueden
hacer ejercicio porque se agotan y cansan. Como se ralentiza la
sangre que sale del corazón 400, la sangre que vuelve al corazón
400 por las venas retorna, produciendo congestión en los tejidos. A
menudo se produce hinchazón (edema), muy comúnmente en las piernas
y tobillos, pero posiblemente también en otras partes del cuerpo. A
veces se recoge fluido en los pulmones e interfiere con la
respiración, produciendo ahogo, especialmente cuando una persona
está tumbada. El fallo cardiaco también afecta a la capacidad de
los riñones de desechar sodio y agua. El agua retenida aumenta el
edema.
El FCC es la enfermedad cardiaca más frecuente en
los Estados Unidos y se estima que más de 5 millones de pacientes
lo tienen. Uno de los parámetros hemodinámicos más predictivos
medidos en pacientes con FCC es la presión sanguínea en la aurícula
izquierda 410, por ejemplo presión atrial izquierda (AI). Hasta la
fecha, este parámetro se mide empleando cateterización cardiaca
derecha invasiva con un catéter de globo especial tal como el
catéter de Swan-Gantz.
Por consiguiente, al moderar los efectos del FCC,
es deseable medir la presión sanguínea en una cámara particular
(aurícula derecha 415, ventrículo derecho 419, aurícula izquierda
410 o ventrículo izquierdo 420) en el corazón 400 utilizando el
sistema telemétrico médico 30.
Por consiguiente, al realizar un método preferido
descrito, la presión sanguínea puede ser supervisada directamente
en la aurícula izquierda 410 del corazón 400. Por consiguiente, es
deseable implantar el sensor 50 en la fossa ovalis 407 dentro del
tabique 405.
Con respecto a la anatomía específica del tabique
405, en aproximadamente 15% de la población normal, la fossa ovalis
407 tiene un agujero preexistente o agujero que permanece abierto o
patente y se cubre normalmente con una pequeña aleta de tejido. En
aproximadamente 85% de la población normal, la fossa ovalis 407 está
ocluida completamente, por ejemplo no hay agujero en el tabique
405.
Según el método descrito, se ha hallado que un
acercamiento transcatetérico es especialmente útil para la población
de pacientes que ya tiene el agujero preexistente en la fossa
ovalis 407. Por consiguiente, al realizar este método, en primer
lugar, se introduce una onda ultrasónica transesofágica (no
representada) en la boca del paciente y coloca en el esófago. En la
mayoría de los casos, la sonda ultrasónica transesofágica se coloca
a aproximadamente 30-35 cm de la boca, es decir en
la mayoría de los casos se coloca justamente encima del estómago
del paciente.
Bajo guía ultrasónica transesofágica, se
introduce un alambre (no representado) en la aurícula derecha 415
mediante un vaso apropiado tal como la vena cava inferior 408 donde
el alambre se guía a través de la fossa ovalis 407 alejando
suavemente la aleta de tejido del agujero patente en la fossa
ovalis 407. Una vez que el alambre se introduce a través de la
fossa ovalis 407, el alambre se guía a una de las venas pulmonares
416 para colocación del extremo distal del alambre para colocar
apropiadamente y anclar el alambre en el agujero de la vena
pulmonar 416. Por consiguiente, ha sido demostrado que la vena
pulmonar 416 es un punto de fijación muy fiable y firme para el
alambre.
Una vez que el alambre está colocado
apropiadamente en la fossa ovalis 407 y fijado en la vena pulmonar
416, una vaina del catéter (del tipo "por alambre", no
mostrado) se guía sobre el alambre a través de la aurícula derecha
415 y la fossa ovalis 407 y coloca dentro de la aurícula izquierda
410, por ejemplo, muy cerca del agujero de la vena pulmonar
416.
Una vez que la vaina del catéter se ha colocado
adecuadamente, el alambre se saca del corazón del paciente 400 y el
sensor 50 se administra mediante la vaina del catéter por uno de
los muchos dispositivos estándar de administración a base de
catéter (no representados). Por consiguiente, el sensor 50 se puede
administrar a la fossa ovalis 407 por cualquiera de los
dispositivos típicos de suministro a base de catéter normalmente
asociados con marcapasos implantables, electrodos, dispositivos de
oclusión de defecto septal atrial (ASD), etc. Por consiguiente, el
sensor 50 se puede administrar con dispositivos de suministro
típicos tal como el Amplatzer® Delivery System, fabricado por AGA
Medical Corporation de Golden Valley, Minnesota.
Después de la colocación de la vaina del catéter,
el sensor 50 se despliega desde la vaina del catéter dentro de la
fossa ovalis 407 como se ilustra bien en la figura 11. Al
despliegue, el sensor 50 utiliza las patas de fijación 64 para
anclar el sensor 50 al tabique 405 y ocluir el agujero en la fossa
ovalis 407.
El sensor 50 se coloca en la fossa ovalis 407
para los pacientes no que tienen un agujero preexistente en la
fossa ovalis 407 mediante medios de un acercamiento anterógrado. De
nuevo, se coloca una sonda ultrasónica transesofágica en el esófago
del paciente como se ha descrito anteriormente. Bajo guía de
imágenes ultrasónicas transesofágicas, se hace un agujero en el
tabique 405 en la fossa ovalis 407 para colocar y acomodar el
sensor 50. Así, el agujero se hace con un catéter de aguja estándar
(no representado) tal como el BRK^{TM} Series Transseptal Needle
fabricado por St. Jude Medical, Inc., de St. Paul, Minnesota. Por
consiguiente, bajo guía ultrasónica transesofágica, el catéter de
aguja se coloca inicialmente en la aurícula derecha 415 y pone en la
fossa ovalis 407. Entonces, la punta de la aguja del catéter de
aguja penetra en la fossa ovalis 407 y el catéter se introduce a
través de la fossa ovalis 407 en la aurícula izquierda 410 mediante
el agujero recién creado en la fossa ovalis 407 por el catéter de
aguja. Una vez creado el agujero en la fossa ovalis 407, el sensor
50 se introduce con el dispositivo de administración, tal como el
dispositivo de administración antes descrito, y coloca en el agujero
de la fossa ovalis como se representa en la figura 11. Al desplegar
las patas de fijación 64, el agujero en la fossa ovalis 407 se
ocluye alrededor de la caja de sensor 52 y el sensor 50 se fija al
tabique 405 de forma segura.
Es importante observar que se utiliza formación
de imágenes ultrasónicas transesofágicas para el acercamiento
transcatetérico y anterógrado como se ha descrito anteriormente.
Puesto que se puede utilizar cualquier método con la guía
ultrasónica transesofágica, se pueden eliminar otras modalidades de
formación de imágenes tal como fluoroscopia. Como tales, los
métodos se pueden realizar en una clínica de pacientes no
hospitalizados o consultorio médico como un procedimiento de lecho.
Eliminando la necesidad de un fluoroscopio, el método también
elimina la necesidad de realizar el procedimiento en un laboratorio
de catéter que solamente aumento el tiempo adicional y costo del
procedimiento y tiempo adicional e inconveniente para el
paciente.
Después de que el sensor 50 ha sido implantado en
el tabique 405 del paciente, el paciente recibe tratamiento
estándar para evitar la excesiva coagulación o endotelialización.
Por ejemplo, es práctica común prescribir aspirina y/o un
anticoagulante tal como Heparina durante un período de tiempo tal
como seis
meses.
meses.
Con cualquiera de los métodos descritos
anteriormente, el sensor 50 está fijado al tabique 405 para
proporcionar supervisión en tiempo real de presión en la aurícula
izquierda 410. Puesto que el sensor 50 es un transpondor inalámbrico
y un receptor de batería de baja potencia, el sensor 50 no impide
la función natural del corazón 400 y en verdad es mínimamente
invasivo.
Utilizando el dispositivo de carga y lectura de
señal 140 en el exterior del cuerpo del paciente, se pueden obtener
lecturas de presión continua de los valores de presión medios y
pulsantes en la aurícula izquierda 410 proporcionados por el sensor
50.
Con el sistema telemétrico 30, el dispositivo de
carga y lectura de señal 140 mantiene un volumen de lectura activo
alrededor del sensor 50 que es del rango de 5-25
cm, y preferiblemente, un volumen de lectura activo que es del rango
de aproximadamente 10-15 cm. Además, con el sensor
50, y el dispositivo de carga y lectura de señal 140, es posible
muestrear múltiples lecturas por segundo. Preferiblemente,
proximadamente 10-20 lecturas por segundo son
posibles con la presente invención.
Otros atributos asociados con la presente
invención cuando se utiliza como un monitor de presión en una
cámara del corazón incluyen supervisar un rango de presión de
más/menos 30 mmHg; y exactitud (a cinco mms integración) de
más/menos 1 mmHg y una repetibilidad (a 5 ms integración) de
más/menos 1 mmHg.
El sensor 50 según la presente invención incluye
elementos anulares 65 unidos de forma móvil a la caja 52 como se
ilustra bien en las figuras 12A y 12B. Los elementos anulares 65
están dispuestos en el extremo próximo y el extremo distal de la
caja 52. Cada elemento anular 65 forma un bucle completo y tiene una
superficie de enganche de tejido 66 para contactar y enganchar
tejido 402 (figuras 16A-16G).
Los elementos anulares 65 están dispuestos en
conjuntos en el extremo próximo y el extremo distal de la caja 52
alrededor del eje longitudinal L de la caja 52. Aunque los
elementos anulares 65 se muestran como un par de elementos de
fijación en el extremo próximo y el extremo distal de la caja 52,
la presente invención contempla cualquier número deseado de
elementos anulares 65.
Los elementos anulares 65 se hacen de un material
con memoria de forma tal como una aleación de níquel y titanio
(NiTi). Además, la presente invención también contempla otros
materiales de memoria de forma adecuados tal como plástico con
memoria de forma o polímeros flexibles. Los elementos anulares 65
funcionan como elementos de fijación para anclar la caja de sensor
52 entre tejido 402.
Como se representa en las figuras 12A y 12B, los
elementos anulares 65 están unidos de forma móvil a la caja 52 y
están dispuestos en el extremo próximo y el extremo distal de la
caja 52 y centrados alrededor del eje longitudinal L de la caja 52.
Los elementos anulares 65 se pueden mover en la dirección R desde
una posición aplastada (figura 12B) a una posición desplegada
(figura 12A). El rango de movimiento de los elementos anulares 65
entre la posición aplastada y la posición desplegada incluye
cualquier rango de movimiento deseado a condición de que los
elementos anulares 65 sean capaces de movimiento a una posición
aplastada tal como sustancialmente paralelos al eje longitudinal L
de la caja 52 como se representa en la figura 12B y a condición de
que los elementos anulares 65 se puedan mover a la posición
desplegada tal como sustancialmente perpendiculares al eje
longitudinal L de la caja 52 como se representa en la figura
12A.
Preferiblemente, cuando los elementos anulares 65
están en la posición aplastada, la orientación de los elementos
anulares 65 es aproximadamente del rango de entre 0º-30º al eje
longitudinal L de la caja 52. También preferiblemente, cuando los
elementos anulares 65 se mueven a la posición desplegada, la
posición desplegada es del rango aproximado de entre 40º-90º al eje
longitudinal de la caja 52.
Las figuras 13A y 13B ilustran otra realización
del dispositivo médico implantable 50 que tiene los elementos
anulares 65 empujados elásticamente a la caja 52 mediante conexión
directa a un elemento elástico 67, tal como un muelle de empuje. El
movimiento y despliegue del elemento anular 65 entre la posición
aplastada y desplegada es parecido a la manera antes descrita con
respecto a la realización de las figuras 12A y 12B. Cada muelle 67
está conectado al elemento anular 65 y la caja 52 en el extremo
próximo y el extremo distal de la caja 52.
La figura 14 ilustra otra realización del
dispositivo implantable (sensor) 50 que tiene elementos anulares 69
que forman bucles incompletos y conectados a muelles 67 en el
extremo próximo y el extremo distal de la caja 52 para mover
elásticamente los elementos anulares 69. Los elementos anulares 69
incluyen superficies de enganche de tejido 69a para contactar y
enganchar tejido al despliegue del dispositivo 50. Como se ha
descrito anteriormente, los elementos anulares 69 se pueden mover en
direcciones R hacia el eje longitudinal L cuando los elementos
anulares 69 se mueven a la posición aplastada y alejar del eje
longitudinal L de la caja 52 cuando los elementos anulares 69 se
mueven a la posición desplegada.
La figura 15 ilustra otra realización del
dispositivo médico 50 según la presente invención, incluyendo
elementos anulares 71 en forma de un bucle incompleto y que tiene
un perfil cóncavo. Los elementos anulares 71 incluyen superficies de
enganche de tejido 73 que son superficies sustancialmente cóncavas
para contactar y enganchar tejido cuando los elementos anulares 71
se mueven a la posición desplegada como se representa en la figura
15. Cada elemento anular 71 es empujado elásticamente a la caja 52
por conexión a un muelle 67 en la caja 52. De forma parecida a los
movimientos descritos anteriormente para las realizaciones
anteriores, los elementos anulares 71 se pueden mover entre la
posición aplastada y la posición desplegada con respecto al eje
longitudinal L de la caja 52.
Según la presente invención, los elementos
anulares 65, 69 y 71 se hacen preferiblemente de cualquier material
de memoria de forma tal como nitinol. Además, en algunas
realizaciones, la caja 52 también se hace del material de memoria de
forma. Además, para las realizaciones que utilizan muelles 67, los
elementos anulares 65, 69 y 71 también se pueden hacer de
materiales de memoria de forma distintos tales como otras
aleaciones metálicas, plástico o polímeros.
El método descrito permite desplegar el
dispositivo médico implantable 50 dentro o entre varios tipos de
tejido 402, por ejemplo, el tabique 405 (figuras 10 y 11). Al
desplegar el dispositivo médico (sensor 50), el sensor 50 está
alojado y contenido dentro del cuerpo de un catéter 77 que tiene un
extremo distal 79 bien representado en las figuras
16A-16G. Cuando el sensor 50 se almacena dentro del
catéter 77, los elementos anulares 65 se almacenan en la
configuración aplastada o cerrada donde los elementos anulares 65
están sustancialmente paralelos al eje longitudinal de la caja
52.
El primer paso en el método descrito requiere
colocar el extremo distal 79 del catéter 77 en el tejido 402. El
catéter 77 se coloca en el tejido 402 de tal manera que el catéter
77 esté dispuesto entre dos lados distintos del tejido 402. En este
punto, el extremo distal del catéter 79 está colocado en un primer
lado del tejido 402 como se representa en la figura 16A. Se utiliza
un mecanismo de despliegue 81 asociado con el catéter 77 para mover
el sensor 50 desde el extremo distal 79 del catéter 77 como se
representa en la figura 16B. El sensor 50 está dispuesto al menos
parcialmente desde el extremo distal 79 del catéter 77 de tal
manera que los elementos anulares 65 en el extremo distal de la
caja 52 se muevan a la posición desplegada, por ejemplo,
sustancialmente perpendiculares al eje longitudinal L de la caja
52. El mecanismo de despliegue 81 incluye varias formas tal como un
vástago de empuje, mordazas distales operadas de forma móvil o
cualquier elemento capaz de avanzar o retirar el sensor 50 desde el
extremo distal 79 del catéter 77.
Como se ilustra bien en las figuras 16C y 16D, el
extremo distal del catéter 79 se maniobra de tal manera que los
elementos anulares 65 en el extremo distal de la caja 52 se
coloquen de tal manera que las superficies de enganche de tejido 66
de cada elemento anular 65 en el primer lado del tejido 402 se
coloquen para contactar y enganchar el primer lado del tejido 402.
En este punto, las superficies de enganche de tejido 66 de los
elementos anulares 65 fijan el extremo distal de la caja 52 al
primer lado del tejido 402.
El paso siguiente en el método descrito incluye
también avanzar o retirar el sensor 50 del extremo distal 79 del
catéter 77 de tal manera que la caja 52 se avance pasando por el
extremo distal 79 del catéter 77 por el mecanismo de despliegue 81
dando lugar a movimiento de los elementos anulares 65 situados en
el extremo próximo de la caja 52 a la posición desplegada, por
ejemplo, sustancialmente perpendiculares al eje longitudinal L de
la caja 52. En este punto, las superficies de enganche de tejido 66
de los elementos anulares 65 en el extremo próximo de la caja 52
contactan y enganchan un lado opuesto (segundo lado) del tejido
402.
Al disponer completamente el sensor 50 del
extremo distal del catéter 79, el catéter 77 se retira del tejido
402 como se representa en la figura 16F. Como se representa en las
figuras 16E, 16F y 16G, las superficies de enganche de tejido 66 de
los elementos anulares 65 en el extremo próximo de la caja 52
contactan, enganchan y fijan el segundo lado del tejido 402
terminando por ello la colocación y fijación del sensor 50 y la
caja 52 entre el tejido 402. Por consiguiente, el dispositivo según
la presente invención y el método descrito se utiliza en cualquier
situación en la que un dispositivo médico tiene que ser implantado
en o entre dos lados o capas de tejido 402 distintos. Para
procedimientos médicos que implican el corazón y supervisar
parámetros dentro de las cámaras del corazón, la presente invención
se despliega entre el tabique 405 (figuras 10 y 11) para llevar a
cabo procedimientos diagnósticos y/o terapéuticos como se ha
mencionado anteriormente.
Aunque se han descrito anteriormente
realizaciones preferidas con referencia a un sistema médico,
dispositivos, componentes y métodos de uso, se entenderá que los
principios de la presente invención se puede usar también en otros
tipos de objetos. Las realizaciones preferidas se indican a modo de
ejemplo, y el pleno alcance de la invención se limita solamente por
las reivindicaciones.
Claims (11)
1. Un sensor médico implantable (50) para
detectar y medir a distancia un parámetro dentro del cuerpo del
paciente, incluyendo el sensor:
una caja (52) que tiene un extremo próximo y un
extremo distal y que tiene un eje longitudinal (L) y una membrana
deformable (56) fijada a un extremo de la caja, siendo la membrana
deformablemente móvil en correspondencia directa con un cambio de un
parámetro medido dentro del cuerpo del paciente;
un microchip (90) colocado dentro de la caja (52)
y que comunica operativamente con la membrana (56) para transmitir
una señal indicativa del parámetro, donde la señal es una señal
digital, incluyendo el microchip una serie (92) de células
fotoeléctricas (95);
un LED para transmitir luz a las células
fotoeléctricas (95);
un obturador (62) conectado a la membrana (56) y
móvil entre las células fotoeléctricas (95) y el LED (100) en
respuesta a la deformación de la membrana;
un primer conjunto de elementos de fijación (64)
conectados operativamente al extremo próximo de la caja; y
un segundo conjunto de elementos de fijación (64)
conectados operativamente al extremo distal de la caja;
pudiendo moverse el primer conjunto de elementos
de fijación (64) y el segundo conjunto de elementos de fijación
(64) entre una posición aplastada y una posición desplegada,
definiéndose la posición aplastada como una posición por la que el
primer conjunto de elementos de fijación y el segundo conjunto de
elementos de fijación son sustancialmente paralelos al eje
longitudinal (L) de la caja (52) y definiéndose la posición
desplegada como una posición por la que el primer conjunto de
elementos de fijación y el segundo conjunto de elementos de
fijación son sustancialmente perpendiculares al eje longitudinal
(L) de la caja (52), y donde cada elemento de fijación (64) del
primer conjunto de elementos de fijación y el segundo conjunto de
elementos de fijación incluye un elemento anular (65; 69; 71),
teniendo cada elemento anular una superficie de enganche de tejido
(66; 69a; 73).
2. El dispositivo según la reivindicación 1,
donde el sensor médico (50) es un dispositivo telemétrico.
3. El dispositivo según la reivindicación 1 o la
reivindicación 2, donde la posición aplastada aproximadamente está
en el rango de entre 0º-30º del eje longitudinal (L) de la caja
(52).
4. El dispositivo según la reivindicación 3,
donde la posición desplegada está aproximadamente en el rango de
entre 40º-90º del eje longitudinal (L) de la caja (52).
5. El dispositivo según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 4, donde el elemento anular (65; 69; 71)
incluye un bucle completo.
6. El dispositivo según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 4, donde el elemento anular (65; 69; 71)
incluye un bucle incompleto.
7. El dispositivo según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 6, donde el elemento anular (65; 69; 71)
incluye material de memoria de forma.
8. El dispositivo según la reivindicación 7,
donde el material incluye Nitinol (NiTi).
9. El dispositivo según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 8, incluyendo además un elemento elástico (67)
conectado al elemento anular (65; 69; 71) y la caja (52).
10. El dispositivo según la reivindicación 9,
donde el elemento elástico (67) incluye un muelle para empujar
elásticamente el elemento anular (65; 69; 71) a la caja (52).
11. El dispositivo según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 10, donde el elemento anular (65; 69; 71)
tiene un perfil cóncavo.
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US877673 | 2001-06-08 | ||
| US09/877,673 US6783499B2 (en) | 2000-12-18 | 2001-06-08 | Anchoring mechanism for implantable telemetric medical sensor |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| ES2247272T3 true ES2247272T3 (es) | 2006-03-01 |
Family
ID=25370475
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| ES02253971T Expired - Lifetime ES2247272T3 (es) | 2001-06-08 | 2002-06-07 | Mecanismo de sujeccion para un sensor medico telemetrico implantable. |
Country Status (12)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6783499B2 (es) |
| EP (1) | EP1264572B1 (es) |
| JP (1) | JP2003061917A (es) |
| KR (1) | KR100862173B1 (es) |
| AT (1) | ATE301964T1 (es) |
| AU (1) | AU784804C (es) |
| CA (1) | CA2389061A1 (es) |
| DE (1) | DE60205535T2 (es) |
| DK (1) | DK1264572T3 (es) |
| ES (1) | ES2247272T3 (es) |
| IL (1) | IL149642A (es) |
| PT (1) | PT1264572E (es) |
Families Citing this family (199)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US20030036746A1 (en) | 2001-08-16 | 2003-02-20 | Avi Penner | Devices for intrabody delivery of molecules and systems and methods utilizing same |
| US6872187B1 (en) | 1998-09-01 | 2005-03-29 | Izex Technologies, Inc. | Orthoses for joint rehabilitation |
| US7416537B1 (en) | 1999-06-23 | 2008-08-26 | Izex Technologies, Inc. | Rehabilitative orthoses |
| US7198603B2 (en) * | 2003-04-14 | 2007-04-03 | Remon Medical Technologies, Inc. | Apparatus and methods using acoustic telemetry for intrabody communications |
| US6746404B2 (en) * | 2000-12-18 | 2004-06-08 | Biosense, Inc. | Method for anchoring a medical device between tissue |
| US7727169B1 (en) * | 2001-06-11 | 2010-06-01 | Given Imaging, Ltd. | Device for in vivo sensing |
| US20060052821A1 (en) | 2001-09-06 | 2006-03-09 | Ovalis, Inc. | Systems and methods for treating septal defects |
| US6702835B2 (en) | 2001-09-07 | 2004-03-09 | Core Medical, Inc. | Needle apparatus for closing septal defects and methods for using such apparatus |
| US6776784B2 (en) | 2001-09-06 | 2004-08-17 | Core Medical, Inc. | Clip apparatus for closing septal defects and methods of use |
| US6855115B2 (en) * | 2002-01-22 | 2005-02-15 | Cardiomems, Inc. | Implantable wireless sensor for pressure measurement within the heart |
| US7699059B2 (en) * | 2002-01-22 | 2010-04-20 | Cardiomems, Inc. | Implantable wireless sensor |
| US6958034B2 (en) * | 2002-02-11 | 2005-10-25 | Given Imaging Ltd. | Self propelled device |
| US8301248B1 (en) | 2002-03-06 | 2012-10-30 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Sequenced and simultaneous stimulation for treating congestive heart failure |
| US20030216622A1 (en) * | 2002-04-25 | 2003-11-20 | Gavriel Meron | Device and method for orienting a device in vivo |
| CA2494989A1 (en) * | 2002-08-07 | 2004-02-19 | Cardiomems, Inc. | Implantable wireless sensor for blood pressure measurement within an artery |
| US8303511B2 (en) * | 2002-09-26 | 2012-11-06 | Pacesetter, Inc. | Implantable pressure transducer system optimized for reduced thrombosis effect |
| WO2004028348A2 (en) * | 2002-09-26 | 2004-04-08 | Savacor, Inc. | Cardiovascular anchoring device and method of deploying same |
| US7615010B1 (en) * | 2002-10-03 | 2009-11-10 | Integrated Sensing Systems, Inc. | System for monitoring the physiologic parameters of patients with congestive heart failure |
| US7946979B2 (en) | 2002-12-26 | 2011-05-24 | Given Imaging, Ltd. | Immobilizable in vivo sensing device |
| US20040233971A1 (en) * | 2003-02-27 | 2004-11-25 | Meads Roger W. | Temperature recording system |
| US7082336B2 (en) * | 2003-06-04 | 2006-07-25 | Synecor, Llc | Implantable intravascular device for defibrillation and/or pacing |
| US8239045B2 (en) | 2003-06-04 | 2012-08-07 | Synecor Llc | Device and method for retaining a medical device within a vessel |
| WO2005000398A2 (en) * | 2003-06-04 | 2005-01-06 | Synecor | Intravascular electrophysiological system and methods |
| US7617007B2 (en) | 2003-06-04 | 2009-11-10 | Synecor Llc | Method and apparatus for retaining medical implants within body vessels |
| US8353857B2 (en) * | 2003-06-23 | 2013-01-15 | Codman & Shurtleff, Inc. | Implantable medical device having pressure sensors for diagnosing the performance of an implanted medical device |
| US7056286B2 (en) | 2003-11-12 | 2006-06-06 | Adrian Ravenscroft | Medical device anchor and delivery system |
| WO2005058415A2 (en) | 2003-12-12 | 2005-06-30 | Synecor, Llc | Implantable medical device having pre-implant exoskeleton |
| CA2551531C (en) * | 2003-12-26 | 2015-02-24 | Terumo Kabushiki Kaisha | Tissue closure and tissue closing device |
| US8702597B2 (en) * | 2003-12-31 | 2014-04-22 | Given Imaging Ltd. | Immobilizable in-vivo imager with moveable focusing mechanism |
| US7572228B2 (en) * | 2004-01-13 | 2009-08-11 | Remon Medical Technologies Ltd | Devices for fixing a sensor in a lumen |
| EP1758531A1 (en) * | 2004-04-09 | 2007-03-07 | Roger F. Steinert | Laser system for vision correction |
| US20050245794A1 (en) * | 2004-04-29 | 2005-11-03 | Medtronic, Inc. | Communication with implantable monitoring probe |
| JP4874970B2 (ja) * | 2004-06-07 | 2012-02-15 | ジンテス ゲゼルシャフト ミット ベシュレンクテル ハフツング | センサ付き整形外科用インプラント |
| US20060064133A1 (en) | 2004-09-17 | 2006-03-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for deriving relative physiologic measurements using an external computing device |
| US7650186B2 (en) | 2004-10-20 | 2010-01-19 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Leadless cardiac stimulation systems |
| US7532933B2 (en) | 2004-10-20 | 2009-05-12 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Leadless cardiac stimulation systems |
| EP1812104B1 (en) | 2004-10-20 | 2012-11-21 | Boston Scientific Limited | Leadless cardiac stimulation systems |
| US8489189B2 (en) * | 2004-10-29 | 2013-07-16 | Medtronic, Inc. | Expandable fixation mechanism |
| AU2005304912A1 (en) | 2004-11-04 | 2006-05-18 | Smith & Nephew, Inc. | Cycle and load measurement device |
| US8308794B2 (en) | 2004-11-15 | 2012-11-13 | IZEK Technologies, Inc. | Instrumented implantable stents, vascular grafts and other medical devices |
| WO2006055547A2 (en) * | 2004-11-15 | 2006-05-26 | Izex Technologies, Inc. | Instrumented orthopedic and other medical implants |
| US7813808B1 (en) | 2004-11-24 | 2010-10-12 | Remon Medical Technologies Ltd | Implanted sensor system with optimized operational and sensing parameters |
| JP4366306B2 (ja) * | 2004-12-17 | 2009-11-18 | テルモ株式会社 | 生体内組織閉鎖具および生体内組織閉鎖装置 |
| US10390714B2 (en) | 2005-01-12 | 2019-08-27 | Remon Medical Technologies, Ltd. | Devices for fixing a sensor in a lumen |
| US8021307B2 (en) * | 2005-03-03 | 2011-09-20 | Cardiomems, Inc. | Apparatus and method for sensor deployment and fixation |
| AU2013205766B2 (en) * | 2005-03-03 | 2016-01-28 | Cardiomems, Inc. | Apparatus and method for sensor deployment and fixation |
| US8118749B2 (en) * | 2005-03-03 | 2012-02-21 | Cardiomems, Inc. | Apparatus and method for sensor deployment and fixation |
| CA2613241A1 (en) | 2005-06-21 | 2007-01-04 | Cardiomems, Inc. | Method of manufacturing implantable wireless sensor for in vivo pressure measurement |
| US8579936B2 (en) | 2005-07-05 | 2013-11-12 | ProMed, Inc. | Centering of delivery devices with respect to a septal defect |
| CN101217908B (zh) * | 2005-07-08 | 2012-10-24 | 奥林巴斯医疗株式会社 | 胶囊留置型医疗装置、及胶囊内窥镜用生物体内留置装置 |
| US7927282B2 (en) * | 2005-07-19 | 2011-04-19 | Medtronic, Inc. | System and method of determining cardiac pressure |
| US7785264B2 (en) * | 2005-07-19 | 2010-08-31 | Medtronic, Inc. | System and method of determining cardiac pressure |
| US8021384B2 (en) * | 2005-07-26 | 2011-09-20 | Ram Weiss | Extending intrabody capsule |
| US7983765B1 (en) | 2005-08-19 | 2011-07-19 | Pacesetter, Inc. | Left chamber pressure sensor lead delivery system |
| CA2620247C (en) | 2005-08-23 | 2014-04-29 | Smith & Nephew, Inc. | Telemetric orthopaedic implant |
| DE102005041208A1 (de) * | 2005-08-31 | 2007-03-01 | Osypka, Peter, Dr.-Ing. | Implantierbare Vorrichtung zur Messung biometrischer Parameter des Blutes |
| US7846179B2 (en) | 2005-09-01 | 2010-12-07 | Ovalis, Inc. | Suture-based systems and methods for treating septal defects |
| US7742815B2 (en) | 2005-09-09 | 2010-06-22 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Using implanted sensors for feedback control of implanted medical devices |
| US9168383B2 (en) | 2005-10-14 | 2015-10-27 | Pacesetter, Inc. | Leadless cardiac pacemaker with conducted communication |
| US8457742B2 (en) | 2005-10-14 | 2013-06-04 | Nanostim, Inc. | Leadless cardiac pacemaker system for usage in combination with an implantable cardioverter-defibrillator |
| AU2013224644B2 (en) * | 2005-11-23 | 2016-09-01 | Endotronix, Inc. | Implantable device for telemetric measurement of blood pressure/temperature within the heart |
| US7686768B2 (en) * | 2005-11-23 | 2010-03-30 | Vital Sensors Holding Company, Inc. | Implantable pressure monitor |
| US7682313B2 (en) * | 2005-11-23 | 2010-03-23 | Vital Sensors Holding Company, Inc. | Implantable pressure monitor |
| US20070123923A1 (en) * | 2005-11-30 | 2007-05-31 | Lindstrom Curtis C | Implantable medical device minimizing rotation and dislocation |
| WO2007067231A1 (en) * | 2005-12-09 | 2007-06-14 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Cardiac stimulation system |
| US8050774B2 (en) | 2005-12-22 | 2011-11-01 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Electrode apparatus, systems and methods |
| US8060214B2 (en) | 2006-01-05 | 2011-11-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device with inductive coil configurable for mechanical fixation |
| US8095198B2 (en) * | 2006-01-31 | 2012-01-10 | Warsaw Orthopedic. Inc. | Methods for detecting osteolytic conditions in the body |
| US20070270934A1 (en) * | 2006-03-14 | 2007-11-22 | David Stern | Sensor, delivery system, and method of fixation |
| US7937161B2 (en) | 2006-03-31 | 2011-05-03 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Cardiac stimulation electrodes, delivery devices, and implantation configurations |
| US7918796B2 (en) | 2006-04-11 | 2011-04-05 | Warsaw Orthopedic, Inc. | Volumetric measurement and visual feedback of tissues |
| US20070270651A1 (en) * | 2006-05-19 | 2007-11-22 | Zvika Gilad | Device and method for illuminating an in vivo site |
| US7908334B2 (en) * | 2006-07-21 | 2011-03-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for addressing implantable devices |
| US7955268B2 (en) | 2006-07-21 | 2011-06-07 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Multiple sensor deployment |
| US8290600B2 (en) | 2006-07-21 | 2012-10-16 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Electrical stimulation of body tissue using interconnected electrode assemblies |
| US7840281B2 (en) | 2006-07-21 | 2010-11-23 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Delivery of cardiac stimulation devices |
| US20080039897A1 (en) * | 2006-08-10 | 2008-02-14 | Kluge Stanley E | Trans-Septal Left Ventricular Pressure Measurement |
| US7643879B2 (en) * | 2006-08-24 | 2010-01-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Integrated cardiac rhythm management system with heart valve |
| US8644934B2 (en) | 2006-09-13 | 2014-02-04 | Boston Scientific Scimed Inc. | Cardiac stimulation using leadless electrode assemblies |
| US20080071248A1 (en) * | 2006-09-15 | 2008-03-20 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Delivery stystem for an implantable physiologic sensor |
| US8676349B2 (en) | 2006-09-15 | 2014-03-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Mechanism for releasably engaging an implantable medical device for implantation |
| EP2061373B1 (en) | 2006-09-15 | 2011-07-20 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Anchor for an implantable medical device |
| US8894582B2 (en) | 2007-01-26 | 2014-11-25 | Endotronix, Inc. | Cardiac pressure monitoring device |
| WO2008094691A2 (en) * | 2007-02-01 | 2008-08-07 | Cook Incorporated | Closure device and method for occluding a bodily passageway |
| US8617205B2 (en) * | 2007-02-01 | 2013-12-31 | Cook Medical Technologies Llc | Closure device |
| US9445720B2 (en) | 2007-02-23 | 2016-09-20 | Smith & Nephew, Inc. | Processing sensed accelerometer data for determination of bone healing |
| US20080281212A1 (en) * | 2007-03-15 | 2008-11-13 | Nunez Anthony I | Transseptal monitoring device |
| US8570186B2 (en) | 2011-04-25 | 2013-10-29 | Endotronix, Inc. | Wireless sensor reader |
| US8154389B2 (en) | 2007-03-15 | 2012-04-10 | Endotronix, Inc. | Wireless sensor reader |
| US8493187B2 (en) * | 2007-03-15 | 2013-07-23 | Endotronix, Inc. | Wireless sensor reader |
| US10003862B2 (en) | 2007-03-15 | 2018-06-19 | Endotronix, Inc. | Wireless sensor reader |
| US8204599B2 (en) | 2007-05-02 | 2012-06-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System for anchoring an implantable sensor in a vessel |
| JP2010528814A (ja) | 2007-06-14 | 2010-08-26 | カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド | 多素子音響再充電システム |
| US10561336B2 (en) | 2007-09-05 | 2020-02-18 | Sensible Medical Innovations Ltd. | Method and system for monitoring thoracic tissue fluid |
| ES2611597T3 (es) | 2007-09-06 | 2017-05-09 | Smith & Nephew, Inc. | Sistema y método para comunicar con un implante telemétrico |
| US8041431B2 (en) * | 2008-01-07 | 2011-10-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for in situ trimming of oscillators in a pair of implantable medical devices |
| WO2009097485A1 (en) * | 2008-02-01 | 2009-08-06 | Smith & Nephew, Inc. | System and method for communicating with an implant |
| US8301262B2 (en) * | 2008-02-06 | 2012-10-30 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Direct inductive/acoustic converter for implantable medical device |
| JP5153892B2 (ja) | 2008-02-07 | 2013-02-27 | カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド | 無線組織電気刺激 |
| US8725260B2 (en) | 2008-02-11 | 2014-05-13 | Cardiac Pacemakers, Inc | Methods of monitoring hemodynamic status for rhythm discrimination within the heart |
| WO2009102640A1 (en) | 2008-02-12 | 2009-08-20 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems and methods for controlling wireless signal transfers between ultrasound-enabled medical devices |
| EP2296536A1 (en) | 2008-07-15 | 2011-03-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implant assist apparatus for acoustically enabled implantable medical device |
| US8126566B2 (en) | 2008-08-14 | 2012-02-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Performance assessment and adaptation of an acoustic communication link |
| US10667715B2 (en) * | 2008-08-20 | 2020-06-02 | Sensible Medical Innovations Ltd. | Methods and devices of cardiac tissue monitoring and analysis |
| US20100069763A1 (en) * | 2008-09-16 | 2010-03-18 | Assaf Govari | Intravascular pressure sensor |
| JP5465252B2 (ja) | 2008-10-10 | 2014-04-09 | カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド | 肺動脈圧力測定値を使用して心拍出量を確定するシステムおよび方法 |
| WO2010059291A1 (en) | 2008-11-19 | 2010-05-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Assessment of pulmonary vascular resistance via pulmonary artery pressure |
| US8704124B2 (en) | 2009-01-29 | 2014-04-22 | Smith & Nephew, Inc. | Low temperature encapsulate welding |
| US8527068B2 (en) | 2009-02-02 | 2013-09-03 | Nanostim, Inc. | Leadless cardiac pacemaker with secondary fixation capability |
| WO2010093489A2 (en) | 2009-02-13 | 2010-08-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Deployable sensor platform on the lead system of an implantable device |
| ES2637021T3 (es) | 2009-03-04 | 2017-10-10 | Sensible Medical Innovations Ltd. | Sistema para monitorizar tejidos intracorporales |
| US8907682B2 (en) * | 2009-07-30 | 2014-12-09 | Sensible Medical Innovations Ltd. | System and method for calibration of measurements of interacted EM signals in real time |
| US9649211B2 (en) | 2009-11-04 | 2017-05-16 | Confluent Medical Technologies, Inc. | Alternating circumferential bridge stent design and methods for use thereof |
| US10092427B2 (en) | 2009-11-04 | 2018-10-09 | Confluent Medical Technologies, Inc. | Alternating circumferential bridge stent design and methods for use thereof |
| US20120022562A1 (en) * | 2010-07-23 | 2012-01-26 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Device to detect internal bleeding |
| US9060692B2 (en) | 2010-10-12 | 2015-06-23 | Pacesetter, Inc. | Temperature sensor for a leadless cardiac pacemaker |
| CN103249452A (zh) | 2010-10-12 | 2013-08-14 | 内诺斯蒂姆股份有限公司 | 用于无引线心脏起博器的温度传感器 |
| US9020611B2 (en) | 2010-10-13 | 2015-04-28 | Pacesetter, Inc. | Leadless cardiac pacemaker with anti-unscrewing feature |
| EP2627265B8 (en) | 2010-10-15 | 2019-02-20 | Cook Medical Technologies LLC | Occlusion device for blocking fluid flow through bodily passages |
| US8475372B2 (en) | 2010-10-29 | 2013-07-02 | Medtronic Vascular, Inc. | Implantable medical sensor and fixation system |
| US8864676B2 (en) | 2010-10-29 | 2014-10-21 | Medtronic Vascular, Inc. | Implantable medical sensor and fixation system |
| US9126032B2 (en) | 2010-12-13 | 2015-09-08 | Pacesetter, Inc. | Pacemaker retrieval systems and methods |
| US8615310B2 (en) | 2010-12-13 | 2013-12-24 | Pacesetter, Inc. | Delivery catheter systems and methods |
| EP2654889B1 (en) | 2010-12-20 | 2017-03-01 | Pacesetter, Inc. | Leadless pacemaker with radial fixation mechanism |
| US10112045B2 (en) * | 2010-12-29 | 2018-10-30 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device fixation |
| US9775982B2 (en) | 2010-12-29 | 2017-10-03 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device fixation |
| EP2667771A2 (en) * | 2010-12-30 | 2013-12-04 | Vectorious Medical Technologies Ltd. | Method and systems for delivering and deploying a sensory implant in situ |
| US8321018B2 (en) | 2011-02-14 | 2012-11-27 | Pacesetter, Inc. | Systems and methods for reducing occurrences of atrial arrhythmias |
| JP2012205676A (ja) * | 2011-03-29 | 2012-10-25 | Terumo Corp | センサ |
| US8727996B2 (en) | 2011-04-20 | 2014-05-20 | Medtronic Vascular, Inc. | Delivery system for implantable medical device |
| US8401643B2 (en) | 2011-05-17 | 2013-03-19 | Medtronic Vascular, Inc. | Implantable medical sensor and anchoring system |
| EP2717765A4 (en) | 2011-06-08 | 2015-05-06 | Nader Najafi | IMPLANTABLE WIRELESS SENSOR SYSTEMS |
| WO2014070316A1 (en) | 2012-09-14 | 2014-05-08 | Endotronix, Inc. | Pressure sensor, anchor, delivery system and method |
| US9381112B1 (en) | 2011-10-06 | 2016-07-05 | William Eric Sponsell | Bleb drainage device, ophthalmological product and methods |
| US9511236B2 (en) | 2011-11-04 | 2016-12-06 | Pacesetter, Inc. | Leadless cardiac pacemaker with integral battery and redundant welds |
| US8632489B1 (en) | 2011-12-22 | 2014-01-21 | A. Mateen Ahmed | Implantable medical assembly and methods |
| EP2811939B8 (en) | 2012-02-10 | 2017-11-15 | CVDevices, LLC | Products made of biological tissues for stents and methods of manufacturing |
| US10485435B2 (en) | 2012-03-26 | 2019-11-26 | Medtronic, Inc. | Pass-through implantable medical device delivery catheter with removeable distal tip |
| EP2662113B1 (en) * | 2012-05-08 | 2016-08-31 | BIOTRONIK SE & Co. KG | Leadless heart stimulation and/or monitoring device |
| RU2616131C2 (ru) * | 2012-07-05 | 2017-04-12 | Микротек Медикал Текнолоджис Лтд. | Система и способ прямого введения устройства для контроля физиологических условий |
| EP2879758B1 (en) | 2012-08-01 | 2018-04-18 | Pacesetter, Inc. | Biostimulator circuit with flying cell |
| US9351648B2 (en) | 2012-08-24 | 2016-05-31 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device electrode assembly |
| WO2014076620A2 (en) | 2012-11-14 | 2014-05-22 | Vectorious Medical Technologies Ltd. | Drift compensation for implanted capacitance-based pressure transducer |
| US10098551B2 (en) * | 2013-01-31 | 2018-10-16 | Pacesetter, Inc. | Wireless MEMS left atrial pressure sensor |
| EP2953580A2 (en) | 2013-02-11 | 2015-12-16 | Cook Medical Technologies LLC | Expandable support frame and medical device |
| WO2014140684A1 (en) * | 2013-03-15 | 2014-09-18 | Microtech Medical Technologies Ltd. | Implantable anchor |
| WO2014170771A1 (en) | 2013-04-18 | 2014-10-23 | Vectorious Medical Technologies Ltd. | Remotely powered sensory implant |
| US10205488B2 (en) | 2013-04-18 | 2019-02-12 | Vectorious Medical Technologies Ltd. | Low-power high-accuracy clock harvesting in inductive coupling systems |
| WO2017115112A1 (en) | 2015-12-30 | 2017-07-06 | Vectorious Medical Technologies Ltd. | Power-efficient pressure-sensor implant |
| US10071243B2 (en) | 2013-07-31 | 2018-09-11 | Medtronic, Inc. | Fixation for implantable medical devices |
| US10722723B2 (en) | 2013-08-16 | 2020-07-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Delivery devices and methods for leadless cardiac devices |
| CN105744987B (zh) | 2013-08-16 | 2019-01-15 | 心脏起搏器股份公司 | 无引线心脏起搏器与取回设备 |
| US9393427B2 (en) | 2013-08-16 | 2016-07-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Leadless cardiac pacemaker with delivery and/or retrieval features |
| US10842993B2 (en) | 2013-08-16 | 2020-11-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Leadless cardiac pacing devices |
| WO2015023486A1 (en) | 2013-08-16 | 2015-02-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Delivery devices and methods for leadless cardiac devices |
| US9480850B2 (en) | 2013-08-16 | 2016-11-01 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Leadless cardiac pacemaker and retrieval device |
| US9492674B2 (en) | 2013-08-16 | 2016-11-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Leadless cardiac pacemaker with delivery and/or retrieval features |
| EP3033141B1 (en) | 2013-08-16 | 2017-10-11 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Leadless cardiac pacing devices |
| WO2015168155A1 (en) | 2014-04-29 | 2015-11-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Leadless cardiac pacemaker with retrieval features |
| WO2015168153A1 (en) | 2014-04-29 | 2015-11-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Leadless cardiac pacing devices including tissue engagement verification |
| US10478620B2 (en) | 2014-08-26 | 2019-11-19 | Medtronic, Inc. | Interventional medical systems, devices, and methods of use |
| US20180110468A1 (en) | 2015-05-07 | 2018-04-26 | Vectorious Medical Technologies Ltd. | Heart implant with septum gripper |
| US9757574B2 (en) | 2015-05-11 | 2017-09-12 | Rainbow Medical Ltd. | Dual chamber transvenous pacemaker |
| US9996712B2 (en) | 2015-09-02 | 2018-06-12 | Endotronix, Inc. | Self test device and method for wireless sensor reader |
| US10434283B2 (en) * | 2015-10-29 | 2019-10-08 | Medtronic, Inc. | Interventional medical systems, associated assemblies and methods |
| US10099050B2 (en) | 2016-01-21 | 2018-10-16 | Medtronic, Inc. | Interventional medical devices, device systems, and fixation components thereof |
| US10463853B2 (en) | 2016-01-21 | 2019-11-05 | Medtronic, Inc. | Interventional medical systems |
| US10583301B2 (en) | 2016-11-08 | 2020-03-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device for atrial deployment |
| EP3326691A1 (de) * | 2016-11-23 | 2018-05-30 | BIOTRONIK SE & Co. KG | Medizinisches implantat und systeme zur intravaskulären implantation |
| US11615257B2 (en) | 2017-02-24 | 2023-03-28 | Endotronix, Inc. | Method for communicating with implant devices |
| WO2018156930A1 (en) | 2017-02-24 | 2018-08-30 | Endotronix, Inc. | Wireless sensor reader assembly |
| WO2018195430A1 (en) * | 2017-04-20 | 2018-10-25 | Endotronix, Inc. | Anchoring system for a catheter delivered device |
| CA3069230A1 (en) | 2017-07-19 | 2019-01-24 | Endotronix, Inc. | Physiological monitoring system |
| CA3074512A1 (en) | 2017-09-02 | 2019-03-07 | Precision Drone Services Intellectual Property, Llc | Seed distribution assembly for an aerial vehicle |
| US11426578B2 (en) | 2017-09-15 | 2022-08-30 | Medtronic, Inc. | Electrodes for intra-cardiac pacemaker |
| US10695109B2 (en) | 2017-12-13 | 2020-06-30 | DePuy Synthes Products, Inc. | Intramedullary nail with cannulation access hole |
| EP3727578B1 (en) | 2017-12-22 | 2022-02-16 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device for vascular deployment |
| WO2019126281A1 (en) | 2017-12-22 | 2019-06-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device for vascular deployment |
| EP3758791B1 (en) | 2018-03-02 | 2024-04-24 | Medtronic, Inc. | Implantable medical electrode assemblies and devices |
| DE102018204949A1 (de) * | 2018-03-30 | 2019-10-02 | Bernhard Clasbrummel | Implantat und Verfahren zur Diagnose und/oder Behandlung entzündlicher Gewebezustände |
| WO2020132678A1 (en) * | 2018-12-21 | 2020-06-25 | Shifamed Holdings, Llc | Heart failure monitor |
| WO2020132671A1 (en) | 2018-12-21 | 2020-06-25 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Implantable medical device with adjustable blood flow |
| WO2020163112A1 (en) * | 2019-02-08 | 2020-08-13 | Edwards Lifesciences Corporation | Direct cardiac pressure monitoring |
| US11759632B2 (en) | 2019-03-28 | 2023-09-19 | Medtronic, Inc. | Fixation components for implantable medical devices |
| US11446510B2 (en) | 2019-03-29 | 2022-09-20 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems and methods for treating cardiac arrhythmias |
| CN113660977A (zh) | 2019-03-29 | 2021-11-16 | 心脏起搏器股份公司 | 用于治疗心律失常的系统和方法 |
| US11541232B2 (en) | 2019-06-18 | 2023-01-03 | Medtronic, Inc. | Electrode configuration for a medical device |
| US11524139B2 (en) | 2019-07-15 | 2022-12-13 | Medtronic, Inc. | Catheter with active return curve |
| US11524143B2 (en) | 2019-07-15 | 2022-12-13 | Medtronic, Inc. | Catheter with distal and proximal fixation members |
| US11684776B2 (en) | 2019-08-13 | 2023-06-27 | Medtronic, Inc. | Fixation component for multi-electrode implantable medical device |
| US11504003B2 (en) | 2019-08-29 | 2022-11-22 | Uim Pressure Implant Inc. | Anchors and anchoring methods for implantable devices |
| US20210085935A1 (en) | 2019-09-09 | 2021-03-25 | Shifamed Holdings, Llc | Adjustable shunts and associated systems and methods |
| WO2021050685A1 (en) | 2019-09-11 | 2021-03-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Tools and systems for implanting and/or retrieving a leadless cardiac pacing device with helix fixation |
| WO2021050679A1 (en) | 2019-09-11 | 2021-03-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Tools and systems for implanting and/or retrieving a leadless cardiac pacing device with helix fixation |
| JP2023504548A (ja) | 2019-12-05 | 2023-02-03 | シファメド・ホールディングス・エルエルシー | 植込み式シャントシステム及び方法 |
| WO2021217055A1 (en) | 2020-04-23 | 2021-10-28 | Shifamed Holdings, Llc | Intracardiac sensors with switchable configurations and associated systems and methods |
| JP2023540220A (ja) | 2020-08-25 | 2023-09-22 | シファメド・ホールディングス・エルエルシー | 調整式心房間分流器と関連のシステム及び方法 |
| US11857197B2 (en) | 2020-11-12 | 2024-01-02 | Shifamed Holdings, Llc | Adjustable implantable devices and associated methods |
| US11400299B1 (en) * | 2021-09-14 | 2022-08-02 | Rainbow Medical Ltd. | Flexible antenna for stimulator |
Family Cites Families (113)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US30366A (en) * | 1860-10-09 | Filter | ||
| US3672352A (en) | 1969-04-09 | 1972-06-27 | George D Summers | Implantable bio-data monitoring method and apparatus |
| USRE30366E (en) | 1970-09-21 | 1980-08-12 | Rasor Associates, Inc. | Organ stimulator |
| US4262632A (en) | 1974-01-03 | 1981-04-21 | Hanton John P | Electronic livestock identification system |
| US4114151A (en) | 1976-09-14 | 1978-09-12 | Alfa-Laval Company Limited | Passive transponder apparatus for use in an interrogator-responder system |
| US4198987A (en) | 1978-01-09 | 1980-04-22 | Cain Clarence P | Measuring system including elements implantable beneath the skin |
| ES492946A0 (es) | 1979-07-02 | 1980-12-16 | Western Electric Co | Perfeccionamientos en transductores de desplazamiento |
| DE3011671A1 (de) | 1980-03-26 | 1981-10-01 | Robert Bosch Gmbh, 7000 Stuttgart | Druckgeber |
| US4361153A (en) | 1980-05-27 | 1982-11-30 | Cordis Corporation | Implant telemetry system |
| US4407296A (en) | 1980-09-12 | 1983-10-04 | Medtronic, Inc. | Integral hermetic impantable pressure transducer |
| IL64421A0 (en) | 1980-12-05 | 1982-03-31 | Cousin Bernard M | Device for picking off and evaluating a pressure,in particular a pressure of a fluid |
| US4485813A (en) | 1981-11-19 | 1984-12-04 | Medtronic, Inc. | Implantable dynamic pressure transducer system |
| GR77132B (es) | 1982-03-25 | 1984-09-07 | Coats Ltd J & P | |
| DE3219558C2 (de) | 1982-05-25 | 1986-10-23 | Norbert H.L. Dr.-Ing. 5173 Aldenhoven Koster | Vorrichtung zur Bestimmung der lokalen Temperatur in lebendem Gewebe |
| US4650547A (en) | 1983-05-19 | 1987-03-17 | The Regents Of The University Of California | Method and membrane applicable to implantable sensor |
| DE3332642A1 (de) | 1983-09-09 | 1985-04-04 | Ortopedia Gmbh, 2300 Kiel | Vorrichtung zum auffinden von querbohrungen intramedullaerer implantate |
| JPS6070324A (ja) | 1983-09-27 | 1985-04-22 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 圧力センサ |
| US4532932A (en) | 1984-01-03 | 1985-08-06 | Cordis Corporation | Implant communication system with frequency shift means |
| US4610256A (en) | 1984-09-25 | 1986-09-09 | Utah Medical Products, Inc. | Pressure transducer |
| NL8601021A (nl) | 1986-04-22 | 1987-11-16 | Nedap Nv | Programmeerbare responder. |
| US5330520A (en) | 1986-05-15 | 1994-07-19 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Implantable electrode and sensor lead apparatus |
| US4796643A (en) | 1986-09-30 | 1989-01-10 | Telectronics N.V. | Medical electrode leads |
| US4815469A (en) | 1987-10-08 | 1989-03-28 | Siemens-Pacesetter, Inc. | Implantable blood oxygen sensor and method of use |
| US4846191A (en) | 1988-05-27 | 1989-07-11 | Data Sciences, Inc. | Device for chronic measurement of internal body pressure |
| US4967755A (en) | 1989-02-28 | 1990-11-06 | Medtronic, Inc. | Electromedical lead with pressure sensor |
| DE3932428A1 (de) | 1989-09-28 | 1991-04-11 | Argumens Gmbh | Vorrichtung zur drahtlosen messung einer lokalen physikalischen groesse |
| US5105829A (en) | 1989-11-16 | 1992-04-21 | Fabian Carl E | Surgical implement detector utilizing capacitive coupling |
| US5067491A (en) | 1989-12-08 | 1991-11-26 | Becton, Dickinson And Company | Barrier coating on blood contacting devices |
| US5028918A (en) | 1989-12-18 | 1991-07-02 | Dairy Equipment Company | Identification transponder circuit |
| US5578071A (en) | 1990-06-11 | 1996-11-26 | Parodi; Juan C. | Aortic graft |
| US5252962A (en) | 1990-08-03 | 1993-10-12 | Bio Medic Data Systems | System monitoring programmable implantable transponder |
| US5127913A (en) | 1991-04-22 | 1992-07-07 | Thomas Jr Charles B | Apparatus and method for implanting an intramedullary rod |
| US5279309A (en) | 1991-06-13 | 1994-01-18 | International Business Machines Corporation | Signaling device and method for monitoring positions in a surgical operation |
| CA2073266A1 (en) | 1991-07-09 | 1993-01-10 | Mehmet Rona | Distal targeting system |
| GB9116872D0 (en) | 1991-08-05 | 1991-09-18 | Radiodetection Ltd | Position detection |
| US5322063A (en) | 1991-10-04 | 1994-06-21 | Eli Lilly And Company | Hydrophilic polyurethane membranes for electrochemical glucose sensors |
| US5325873A (en) | 1992-07-23 | 1994-07-05 | Abbott Laboratories | Tube placement verifier system |
| CA2142338C (en) | 1992-08-14 | 1999-11-30 | John Stuart Bladen | Position location system |
| JPH0670324A (ja) | 1992-08-19 | 1994-03-11 | Mitsubishi Motors Corp | 画像取込み用検出ヘッド |
| US5300120A (en) | 1992-08-24 | 1994-04-05 | Lipomatrix Incorporated | Implant with electrical transponder marker |
| US5725578A (en) | 1992-08-24 | 1998-03-10 | Lipomatrix Incoporated | Temporary implant with transponder and methods for locating and indentifying |
| US5855609A (en) | 1992-08-24 | 1999-01-05 | Lipomatrix, Incorporated (Bvi) | Medical information transponder implant and tracking system |
| US5716407A (en) | 1992-08-24 | 1998-02-10 | Lipomatrix, Incorporated | Method of rendering identifiable a living tissue implant using an electrical transponder marker |
| US5353800A (en) | 1992-12-11 | 1994-10-11 | Medtronic, Inc. | Implantable pressure sensor lead |
| US5566676A (en) | 1992-12-11 | 1996-10-22 | Siemens Medical Systems, Inc. | Pressure data acquisition device for a patient monitoring system |
| US5404877A (en) | 1993-06-04 | 1995-04-11 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Leadless implantable sensor assembly and a cardiac emergency warning alarm |
| US5411503A (en) | 1993-06-18 | 1995-05-02 | Hollstien; Steven B. | Instrumentation for distal targeting of locking screws in intramedullary nails |
| US5435310A (en) | 1993-06-23 | 1995-07-25 | University Of Washington | Determining cardiac wall thickness and motion by imaging and three-dimensional modeling |
| US5423883A (en) * | 1993-07-14 | 1995-06-13 | Pacesetter, Inc. | Implantable myocardial stimulation lead with sensors thereon |
| US5398691A (en) | 1993-09-03 | 1995-03-21 | University Of Washington | Method and apparatus for three-dimensional translumenal ultrasonic imaging |
| US5417688A (en) | 1993-12-22 | 1995-05-23 | Elstrom; John A. | Optical distal targeting system for an intramedullary nail |
| US5725552A (en) * | 1994-07-08 | 1998-03-10 | Aga Medical Corporation | Percutaneous catheter directed intravascular occlusion devices |
| DE4427377A1 (de) | 1994-08-03 | 1996-02-08 | Hoechst Ag | Orientierte Folie aus thermoplastischem Polymer mit partikelförmigen Hohlkörpern, Verfahren zu ihrer Herstellung und ihre Verwendung |
| US5513636A (en) | 1994-08-12 | 1996-05-07 | Cb-Carmel Biotechnology Ltd. | Implantable sensor chip |
| EP0776176B1 (en) | 1994-08-19 | 1999-12-29 | Biosense, Inc. | Medical diagnosis, treatment and imaging systems |
| JP3619845B2 (ja) | 1994-09-02 | 2005-02-16 | ヴォルケーノ・セラピューテックス・インコーポレイテッド | 超小型圧力センサを用いるガイドワイヤ |
| US6053918A (en) | 1994-10-25 | 2000-04-25 | General Orthopedics | Apparatus and method for fastening an intramedullary nail to a bone |
| US5879366A (en) | 1996-12-20 | 1999-03-09 | W.L. Gore & Associates, Inc. | Self-expanding defect closure device and method of making and using |
| US5702421A (en) | 1995-01-11 | 1997-12-30 | Schneidt; Bernhard | Closure device for closing a vascular opening, such as patent ductus arteriosus |
| US5551427A (en) * | 1995-02-13 | 1996-09-03 | Altman; Peter A. | Implantable device for the effective elimination of cardiac arrhythmogenic sites |
| US5556421A (en) * | 1995-02-22 | 1996-09-17 | Intermedics, Inc. | Implantable medical device with enclosed physiological parameter sensors or telemetry link |
| US5564434A (en) | 1995-02-27 | 1996-10-15 | Medtronic, Inc. | Implantable capacitive absolute pressure and temperature sensor |
| EP0845959A4 (en) | 1995-07-16 | 1998-09-30 | Ultra Guide Ltd | HAND-FREE DRAWING A NEEDLE GUIDE |
| ITBO950144U1 (it) | 1995-10-13 | 1997-04-14 | Lucio Catamo | Sonda elettromagnetica di individuazione di mezzi metallici e di disciminazione dei relativi fori per la attuazione di particolari |
| US5743267A (en) | 1995-10-19 | 1998-04-28 | Telecom Medical, Inc. | System and method to monitor the heart of a patient |
| US5704352A (en) | 1995-11-22 | 1998-01-06 | Tremblay; Gerald F. | Implantable passive bio-sensor |
| WO1997032519A1 (en) | 1996-03-05 | 1997-09-12 | Lifesensors, Inc. | Telemetric intracranial pressure monitoring system |
| US5833603A (en) * | 1996-03-13 | 1998-11-10 | Lipomatrix, Inc. | Implantable biosensing transponder |
| US6117086A (en) | 1996-04-18 | 2000-09-12 | Sunscope International, Inc. | Pressure transducer apparatus with disposable dome |
| US5993395A (en) | 1996-04-18 | 1999-11-30 | Sunscope International Inc. | Pressure transducer apparatus with disposable dome |
| US6021352A (en) | 1996-06-26 | 2000-02-01 | Medtronic, Inc, | Diagnostic testing methods and apparatus for implantable therapy devices |
| US5963132A (en) | 1996-10-11 | 1999-10-05 | Avid Indentification Systems, Inc. | Encapsulated implantable transponder |
| US5999857A (en) | 1996-12-18 | 1999-12-07 | Medtronic, Inc. | Implantable device telemetry system and method |
| ES2208963T3 (es) | 1997-01-03 | 2004-06-16 | Biosense, Inc. | Endoprotesis vascular sensible a la presion. |
| JP2002513305A (ja) | 1997-01-28 | 2002-05-08 | クラウス，ウイリアム，アール． | 複数のデバイスを相対的に位置決めするための目標設定装置 |
| US6034296A (en) | 1997-03-11 | 2000-03-07 | Elvin; Niell | Implantable bone strain telemetry sensing system and method |
| NL1005565C2 (nl) | 1997-03-18 | 1998-09-24 | Franciscus Pieter Bernoski | Inrichting en werkwijze voor het meten van de positie van een met tenminste één bot in een lichaam verbonden implantaat. |
| US6174322B1 (en) | 1997-08-08 | 2001-01-16 | Cardia, Inc. | Occlusion device for the closure of a physical anomaly such as a vascular aperture or an aperture in a septum |
| EP0897690B1 (en) * | 1997-08-15 | 2013-04-24 | Academisch Ziekenhuis Leiden h.o.d.n. LUMC | Pressure sensor for use in an aneurysmal sac |
| US6259937B1 (en) | 1997-09-12 | 2001-07-10 | Alfred E. Mann Foundation | Implantable substrate sensor |
| WO1999017095A1 (en) | 1997-09-30 | 1999-04-08 | M-Biotech, Inc. | Biosensor |
| US6409674B1 (en) | 1998-09-24 | 2002-06-25 | Data Sciences International, Inc. | Implantable sensor with wireless communication |
| US6237398B1 (en) | 1997-12-30 | 2001-05-29 | Remon Medical Technologies, Ltd. | System and method for monitoring pressure, flow and constriction parameters of plumbing and blood vessels |
| US6239724B1 (en) | 1997-12-30 | 2001-05-29 | Remon Medical Technologies, Ltd. | System and method for telemetrically providing intrabody spatial position |
| US6140740A (en) | 1997-12-30 | 2000-10-31 | Remon Medical Technologies, Ltd. | Piezoelectric transducer |
| SG71881A1 (en) | 1998-01-08 | 2000-04-18 | Microsense Cardiovascular Sys | Method and device for fixation of a sensor in a bodily lumen |
| US5957966A (en) * | 1998-02-18 | 1999-09-28 | Intermedics Inc. | Implantable cardiac lead with multiple shape memory polymer structures |
| US5902331A (en) * | 1998-03-10 | 1999-05-11 | Medtronic, Inc. | Arrangement for implanting an endocardial cardiac lead |
| GB9805896D0 (en) | 1998-03-20 | 1998-05-13 | Eglise David | Remote analysis system |
| US6024704A (en) | 1998-04-30 | 2000-02-15 | Medtronic, Inc | Implantable medical device for sensing absolute blood pressure and barometric pressure |
| US6240322B1 (en) | 1998-11-04 | 2001-05-29 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and apparatus having low profile collapsible tines |
| WO2000032092A1 (en) | 1998-11-25 | 2000-06-08 | Ball Semiconductor, Inc. | Intraluminal monitoring system |
| IT1303790B1 (it) | 1998-11-26 | 2001-02-23 | Valerio Cigaina | "apparecchiatura impiantabile di rilevazione elettromiograficainterno-esterno, in particolare per lo studio in vivo dell'attivita' |
| US6115636A (en) * | 1998-12-22 | 2000-09-05 | Medtronic, Inc. | Telemetry for implantable devices using the body as an antenna |
| WO2000037917A2 (en) | 1998-12-23 | 2000-06-29 | Medispectra, Inc. | Systems and methods for optical examination of samples |
| WO2000038571A1 (en) | 1998-12-31 | 2000-07-06 | Ball Semiconductor, Inc. | Position sensing system |
| EP1040846B1 (en) | 1999-04-02 | 2004-10-27 | SORIN BIOMEDICA CRM S.r.l. | An anchoring structure for implantable electrodes |
| US6309350B1 (en) | 1999-05-03 | 2001-10-30 | Tricardia, L.L.C. | Pressure/temperature/monitor device for heart implantation |
| DE29909923U1 (de) | 1999-06-08 | 1999-09-02 | Schmitz Rode Thomas | Intravasal impantierbare Kapsel mit Halteapparat für ein miniaturisiertes Meßsystem zur telemetrischen Erfassung medizinischer Kenngrößen |
| US6405091B1 (en) | 1999-07-20 | 2002-06-11 | Pacesetter, Inc. | Lead assembly with masked microdisk tip electrode and monolithic controlled release device |
| US6162228A (en) | 1999-07-20 | 2000-12-19 | Durham; Alfred A. | Device for magnetically targeting locking holes in orthopedic hardware |
| US6312465B1 (en) | 1999-07-23 | 2001-11-06 | Sulzer Carbomedics Inc. | Heart valve prosthesis with a resiliently deformable retaining member |
| US6231561B1 (en) * | 1999-09-20 | 2001-05-15 | Appriva Medical, Inc. | Method and apparatus for closing a body lumen |
| US6277078B1 (en) | 1999-11-19 | 2001-08-21 | Remon Medical Technologies, Ltd. | System and method for monitoring a parameter associated with the performance of a heart |
| US6328699B1 (en) * | 2000-01-11 | 2001-12-11 | Cedars-Sinai Medical Center | Permanently implantable system and method for detecting, diagnosing and treating congestive heart failure |
| US6214029B1 (en) | 2000-04-26 | 2001-04-10 | Microvena Corporation | Septal defect occluder |
| US6442413B1 (en) * | 2000-05-15 | 2002-08-27 | James H. Silver | Implantable sensor |
| DE20015775U1 (de) | 2000-09-12 | 2002-01-31 | Stryker Trauma Gmbh | Knochennagel |
| DE10055519A1 (de) | 2000-11-09 | 2002-06-06 | Wittenstein Gmbh & Co Kg | Distraktionsvorrichtung |
| US6638231B2 (en) * | 2000-12-18 | 2003-10-28 | Biosense, Inc. | Implantable telemetric medical sensor and method |
| US6652464B2 (en) | 2000-12-18 | 2003-11-25 | Biosense, Inc. | Intracardiac pressure monitoring method |
| US6658300B2 (en) * | 2000-12-18 | 2003-12-02 | Biosense, Inc. | Telemetric reader/charger device for medical sensor |
| US6746404B2 (en) * | 2000-12-18 | 2004-06-08 | Biosense, Inc. | Method for anchoring a medical device between tissue |
-
2001
- 2001-06-08 US US09/877,673 patent/US6783499B2/en not_active Expired - Lifetime
-
2002
- 2002-05-14 IL IL149642A patent/IL149642A/en not_active IP Right Cessation
- 2002-05-15 AU AU40657/02A patent/AU784804C/en not_active Ceased
- 2002-06-05 CA CA002389061A patent/CA2389061A1/en not_active Abandoned
- 2002-06-07 PT PT02253971T patent/PT1264572E/pt unknown
- 2002-06-07 ES ES02253971T patent/ES2247272T3/es not_active Expired - Lifetime
- 2002-06-07 KR KR1020020031820A patent/KR100862173B1/ko not_active IP Right Cessation
- 2002-06-07 AT AT02253971T patent/ATE301964T1/de not_active IP Right Cessation
- 2002-06-07 DK DK02253971T patent/DK1264572T3/da active
- 2002-06-07 EP EP02253971A patent/EP1264572B1/en not_active Expired - Lifetime
- 2002-06-07 DE DE60205535T patent/DE60205535T2/de not_active Expired - Fee Related
- 2002-06-07 JP JP2002167675A patent/JP2003061917A/ja active Pending
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| ATE301964T1 (de) | 2005-09-15 |
| JP2003061917A (ja) | 2003-03-04 |
| US6783499B2 (en) | 2004-08-31 |
| IL149642A (en) | 2007-07-04 |
| AU4065702A (en) | 2002-12-12 |
| IL149642A0 (en) | 2002-11-10 |
| DE60205535T2 (de) | 2006-06-08 |
| AU784804C (en) | 2007-01-18 |
| KR100862173B1 (ko) | 2008-10-09 |
| PT1264572E (pt) | 2005-10-31 |
| CA2389061A1 (en) | 2002-12-08 |
| KR20020093608A (ko) | 2002-12-16 |
| DK1264572T3 (da) | 2005-10-17 |
| DE60205535D1 (de) | 2005-09-22 |
| US20020077556A1 (en) | 2002-06-20 |
| EP1264572B1 (en) | 2005-08-17 |
| AU784804B2 (en) | 2006-06-22 |
| EP1264572A1 (en) | 2002-12-11 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| ES2247272T3 (es) | Mecanismo de sujeccion para un sensor medico telemetrico implantable. | |
| ES2253334T3 (es) | Dispositivo telemetrico de lectura/carga para sensor medico. | |
| ES2258515T3 (es) | Dispositivo de medicion de la presion intracardiaca. | |
| ES2238396T3 (es) | Sensor medico telemetrico implantable. | |
| ES2252394T3 (es) | Dispositivo medico implantable con elementos destinados para la fijacion. | |
| ES2287086T3 (es) | Sistema medico de telemetria. |