ES2801348T3 - Medición neurológica mejorada - Google Patents
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Abstract
Dispositivo implantable para la medición de una respuesta neurológica a un estímulo, comprendiendo el dispositivo: una pluralidad de electrodos que incluyen uno o más electrodos de estímulo nominales y dos o más electrodos de detección nominales; una fuente de estímulo para proporcionar un estímulo que se va a dar desde los uno o más electrodos de estímulo al tejido neurológico con el fin de provocar una respuesta neurológica; un amplificador de medición para amplificar una señal de respuesta neurológica detectada en los electrodos de detección, y una unidad de control configurada para controlar la aplicación de un estímulo al tejido neurológico y la medición de 10 una respuesta neurológica provocada, estando la unidad de control configurada para aplicar un estímulo eléctrico desde los electrodos de estímulo al tejido neurológico, estando la unidad de control configurada además para imponer un retraso durante el cual los electrodos de estímulo están en circuito abierto y estando la unidad de control configurada, además, para, durante el retraso, medir una señal de respuesta neurológica presente en los electrodos de detección con el amplificador de medición, en donde una impedancia entre los electrodos de detección es suficientemente grande como para que una tensión que surge de la superficie de contacto entre el tejido y el electrodo de detección en respuesta al estímulo se limite a un nivel que permite la evaluación de la tensión de respuesta neurológica observada en los electrodos de detección, en donde la unidad de control está configurada además para obtener una medición diferencial de la respuesta neurológica mediante el uso de dos electrodos de detección, y en donde la tensión que surge en la superficie de contacto entre el tejido y el electrodo de detección en respuesta al estímulo es la tensión diferencial que surge entre los dos electrodos de detección en respuesta al estímulo, y en donde ZIN está limitada por: **(Ver fórmula)** donde A es un escalar proporcionado para dar suficiente margen de VE sobre (VS1 - VS2) ZC es la impedancia del elemento de fase constante de cada electrodo de detección, Vs1 - Vs2 es la tensión diferencial que surge en la superficie de contacto entre el tejido y el electrodo de detección en respuesta al estímulo, y VE es la tensión de respuesta neurológica observada en el electrodo de detección.
Description
DESCRIPCIÓN
Medición neurológica mejorada
Suprimido
Sector de la técnica
La presente invención se refiere a la medición de la actividad neurológica y en particular se refiere a la medición de un potencial de acción compuesto o similar mediante el uso de uno o más electrodos implantados proximales al tejido neurológico.
Antecedentes de la invención
Hay una serie de circunstancias en las que es deseable obtener una medición eléctrica de un potencial de acción compuesto (CAP, por sus siglas en inglés) provocado en una vía neurológica por un estímulo eléctrico aplicado a la vía neurológica. Sin embargo, esto puede ser una tarea difícil, ya que una señal de CAP observada tendrá normalmente una amplitud máxima en el rango de microvoltios, mientras que un estímulo aplicado para provocar el CAP es normalmente de varios voltios. El artefacto del electrodo suele producirse por los estímulos y se manifiesta como una salida en decrecimiento de varios milivoltios durante todo el tiempo que se produce el CAP, presentando un obstáculo significativo para el aislamiento del CAP de interés. Como la respuesta neurológica puede ser contemporánea con el estímulo y/o el artefacto del estímulo, las mediciones del CAP suponen un reto difícil en el diseño de un amplificador. En la práctica, muchos aspectos mejorables de un circuito dan lugar a un artefacto y como estos generalmente tienen una característica exponencial en decrecimiento que puede ser de polaridad positiva o negativa, la identificación y eliminación de las fuentes del artefacto puede ser laboriosa.
Se han propuesto una serie de planteamientos para registrar un CAP, incluidos los de King (Patente US 5.913.882), Nygard (Patente US 5.758.651) y Daly (Solicitud de Patente US 2007/0225767).
Las respuestas provocadas son menos difíciles de detectar cuando aparecen posteriormente al artefacto o cuando la relación señal-ruido es suficientemente alta. El artefacto a menudo se limita a un tiempo de 1-2 ms después del estímulo y así, siempre que la respuesta neurológica se detecte después de esta ventana temporal, se pueden obtener los datos. Este es el caso del seguimiento quirúrgico donde hay grandes distancias entre los electrodos de estímulo y de registro, de modo que el tiempo de propagación desde el lugar de estímulo hasta los electrodos de registro excede 2 ms. Sin embargo, para caracterizar las respuestas de las columnas vertebrales, por ejemplo, se requieren altas corrientes de estimulación y proximidad inmediata entre los electrodos y, por lo tanto, el proceso de medición debe superar los artefactos contemporáneos directamente. Consideraciones similares pueden surgir en la estimulación cerebral profunda donde puede ser deseable estimular una estructura neurológica e inmediatamente medir la respuesta de esta estructura antes de que la respuesta neurológica se propague por otros lugares.
Los dispositivos de estímulo eléctrico implantados también deben proporcionar la recuperación de carga con el fin de asegurar que las corrientes transitorias suministradas mediante estímulos no conduzcan a una inyección neta de CC de carga en el tejido. Una propuesta es proporcionar condensadores en serie en cada electrodo para evitar la transferencia de CC al tejido y los organismos reguladores suelen exigir tales condensadores para que un dispositivo implantable activo obtenga la aprobación de comercialización. Otra disposición, como se muestra en la Figura 1, omite condensadores de electrodos y en su lugar proporciona interruptores para unir entre sí los electrodos de estímulo y de detección e1- e4 en cortocircuito para lograr la recuperación de carga entre los estímulos y también proporciona una red en estrella de resistencias, cada una de un valor en el intervalo de quizás cientos de kü, uniendo permanentemente todos los electrodos con el fin de equilibrar la carga antes de que el dispositivo se encienda, como se muestra en la Figura 1. Sin embargo, proporcionar condensadores de electrodos o una red en estrella de resistencias entre los electrodos y el amplificador de medición puede dar lugar a efectos considerables de artefacto que pueden interferir en los intentos de medir pequeñas señales de CAP.
Cualquier explicación de documentos, actos, materiales, dispositivos, artículos o similares incluida en la presente memoria descriptiva tiene el único propósito de proporcionar un contexto para la presente invención sin que con ello se admita que alguna o todas estas entidades formen parte de la base de la técnica anterior o constituyan conocimientos generales comunes en el sector de la técnica relevante para la invención tal como existía en cualquier lugar antes de la fecha de prioridad de esta solicitud.
A lo largo de esta memoria descriptiva, se entenderá que la palabra "comprende" o variaciones tales como "que comprende" o "comprendiendo", implican la inclusión de un elemento, un número entero o una etapa, o un grupo de
elementos, números enteros o etapas indicados pero no la exclusión de ningún otro elemento, número entero o etapa, o grupo de elementos, números enteros o etapas.
En esta especificación, una declaración de que un elemento pueda ser "al menos uno de" una lista de opciones, se entenderá como que el elemento puede ser cualquiera de las opciones enumeradas o que puede ser cualquier combinación de dos o más de las opciones enumeradas.
Descripción de la invención
La invención se define en la reivindicación 1. Otras aspectos y formas de realización preferidos se definen en las reivindicaciones adjuntas. Los aspectos, formas de realización y ejemplos de la presente memoria no incluidos en el alcance de las reivindicaciones adjuntas no forman parte de la invención y se proporcionan simplemente con fines ilustrativos. Además, los métodos presentados en la presente memoria se proporcionan solo con fines ilustrativos y no forman parte de la presente invención.
La presente invención proporciona un dispositivo implantable para medir una respuesta neurológica a un estímulo, comprendiendo el dispositivo:
una pluralidad de electrodos que incluyen uno o más electrodos de estímulo nominales y uno o más electrodos de detección nominales;
una fuente de estímulo para proporcionar un estímulo que se va a dar desde los uno o más electrodos de estímulo al tejido neurológico con el fin de provocar una respuesta neurológica;
un amplificador de medición para amplificar una señal de respuesta neurológica detectada en uno o más electrodos de detección, y
una unidad de control configurada para controlar la aplicación de un estímulo al tejido neurológico y la medición de una respuesta neurológica provocada, estando la unidad de control configurada para aplicar un estímulo eléctrico desde los electrodos de estímulo al tejido neurológico, estando la unidad de control configurada además para imponer un retraso durante el cual los electrodos de estímulo están en circuito abierto y estando la unidad de control configurada además para, durante el retraso, medir una señal de respuesta neurológica presente en los electrodos de detección con el amplificador de medición, caracterizado por que una impedancia entre los electrodos de detección es suficientemente grande para que una tensión que surja en la superficie de contacto entre el tejido y el electrodo de detección en respuesta a los estímulos se limite a un nivel que permita la evaluación de la tensión de respuesta neurológica observada en el electrodo de detección.
Cabe señalar que diferentes formas de realización pueden implicar estímulos de intensidad o duración variable, electrodos de geometría y tamaño variable y/o una separación espacial que varíe entre los electrodos de estímulo y el o los electrodos de detección. La presente invención reconoce que el conocimiento de cada uno de tales parámetros en un sistema de medición de la respuesta provocada permite determinar una tensión esperada que surgirá en el o los electrodos de detección como resultado de las características eléctricas de los estímulos suministrados. En particular, modelar la superficie de contacto entre el o los electrodos de detección y el tejido incluyendo una impedancia de elemento de fase constante que represente la capacitancia de la superficie de contacto entre el electrodo y el electrolito y la capacitancia del tejido, y determinar la impedancia del elemento de fase constante para los parámetros físicos del implante en cuestión permite establecer un límite inferior apropiado en la impedancia entre los electrodos de detección.
La impedancia entre los electrodos de detección se elige preferiblemente para que sea suficientemente grande para que la tensión que surja en la superficie de contacto entre el tejido y el electrodo de detección en respuesta a los estímulos se limite a un nivel que no sea mayor que 15 veces la tensión de respuesta neurológica observada en el electrodo de detección, más preferiblemente que no sea mayor que 5 veces la tensión de respuesta neurológica observada en el electrodo de detección, más preferiblemente que no sea mayor que 2 veces la tensión de respuesta neurológica observada en el electrodo de detección, incluso más preferiblemente, que no sea mayor o igual que la tensión de respuesta neurológica observada en el electrodo de detección y, más preferiblemente, que no sea mayor que la mitad de la tensión de respuesta neurológica observada en el electrodo de detección.
Algunas formas de realización pueden utilizar una medición diferencial de la respuesta neurológica usando dos electrodos de detección. En tales formas de realización la tensión que surge en la superficie de contacto entre el tejido y el electrodo de detección en respuesta al estímulo se entenderá como la tensión diferencial que surge entre los dos electrodos de detección en respuesta al estímulo. Los dos electrodos de detección, por ejemplo, pueden estar montados sobre una sola matriz de electrodos implantada. Las formas de realización alternativas pueden realizar una medición de un solo extremo utilizando un único electrodo de detección y un electrodo de referencia distal y, en tales formas de realización, la tensión que surge en la superficie de contacto entre el tejido y el electrodo de detección en respuesta al estímulo deberá entenderse como la tensión diferencial que surge entre el electrodo de detección y el electrodo de referencia en respuesta al estímulo.
Algunas formas de realización de la presente invención comprenden además un condensador de electrodos de detección dispuesto en serie entre el electrodo de detección y el amplificador de medición, siendo el condensador de electrodos de detección elegido para tener una capacitancia que asegure que la tensión que surge a través del condensador en respuesta al estímulo se limite a un nivel que permita la evaluación de la tensión de respuesta neurológica observada en el electrodo de detección. Tales formas de realización pueden por tanto permitir una prevención mejorada de la inyección de carga de CC al tejido, pero conservando al mismo tiempo la capacidad de medición de la respuesta neurológica. En tales formas de realización, los electrodos de estímulo pueden tener condensadores correspondientes con el fin de evitar la inyección de carga de CC y también para permitir la reconfiguración eléctrica de cada electrodo, ya sea como un electrodo de estímulo o electrodo de detección, según se requiera.
En algunas formas de realización, la impedancia de entrada al amplificador de medición (Zin) se define como:
donde
Zc es la impedancia del elemento de fase constante del o de cada electrodo de detección,
Vs i - Vs2 es la tensión diferencial que surge en la superficie de contacto entre el tejido y el electrodo de detección en respuesta al estímulo y
Ve es la tensión de respuesta neurológica observada en el electrodo de detección.
En tales formas de realización Zin puede comprender resistencia y/o capacitancia siempre que se cumpla el requisito anterior. Para dar suficiente margen de Ve sobre (Vsi - Vs2), en algunas realizaciones Zin puede estar limitado por:
A es un escalar proporcionado para dar suficiente margen de Ve sobre (Vsi - Vs2) y puede estar, por ejemplo, en un intervalo de 2-5. De forma alternativa, en formas de realización que utilizan la compensación del artefacto a modo de sustracción exponencial, A puede estar en el intervalo de 0,5 o mayor, permitiendo al mismo tiempo la evaluación de la respuesta neurológica y, por tanto, tales formas de realización están dentro del alcance de la presente invención. Además, algunas formas de realización pueden correlacionar la medición con un modelo de filtro para extraer la respuesta neurológica de la medición según las enseñanzas de WO2015/074121 del presente solicitante y, en tales formas de realización, A puede estar en el intervalo de 0,067 o mayor, permitiendo al mismo tiempo la evaluación de la respuesta neurológica, y, por tanto, tales formas de realización están dentro del alcance de la presente invención. La medición de la respuesta neurológica en algunas formas de realización puede llevarse a cabo de la manera enseñada por la Publicación de Patente Internacional WO2012155183.
Los métodos relacionados con la invención pueden comprender, además, la obtención de mediciones neurológicas de forma reiterada con el paso del tiempo y el seguimiento de cambios. En respuesta a los cambios detectados, algunas formas de realización pueden proporcionar un control de retroalimentación de un tratamiento administrado al paciente, tal como un tratamiento con estímulos eléctricos y/o medicamentos. La medicación se puede controlar automáticamente mediante una bomba para administrar medicamentos implantada o mediante la elaboración de un informe para que un médico cambie una receta, por ejemplo.
En algunas formas de realización, se puede recuperar la carga de los electrodos de estímulo uniendo los electrodos de estímulo entre sí, ya sea mediante un cortocircuito o a través de una impedancia, antes de la aplicación del estímulo y/o después de la medición de la respuesta neurológica.
En algunas formas de realización, el amplificador de medición se mantiene conectado a los electrodos de detección durante todo el estímulo y la medición. En tales formas de realización, el amplificador de medición es preferiblemente un amplificador de ancho de banda amplio con suficiente margen de modo común para evitar la saturación por el estímulo. Como alternativa, el amplificador se puede usar en un estado de retorno automático a cero, en el que se puede restablecer a cero de forma suficientemente rápida después del estímulo para realizar un seguimiento de la respuesta neurológica.
Breve descripción de las figuras
A continuación se describirá la invención haciendo referencia a los dibujos adjuntos, en los que:
La Figura 1 ilustra una propuesta de la técnica anterior para la medición de la respuesta neurológica;
la Figura 2 ilustra un sistema de medición de la respuesta neurológica según una forma de realización de la presente invención;
la Figura 3 ilustra una forma de realización de la invención que utiliza condensadores de electrodos;
la Figura 4 es otra ilustración de la forma de realización de la Figura 3 que muestra la disposición de cortocircuito del electrodo de estímulo;
la Figura 5 es un modelo simplificado de la circuitería excitadora de un dispositivo implantable y el tejido circundante; la Figura 6 es un circuito ilustrativo equivalente del elemento de fase constante en cada superficie de contacto entre el electrodo y el tejido;
la Figura 7 es un gráfico producido por una simulación del modelo de la Figura 5, que muestra el artefacto que surge después de un estímulo en presencia de diversos valores de impedancia de entrada del amplificador, tanto capacitiva como resistiva;
la Figura 8 muestra puntos de datos experimentales y las curvas de simulación del artefacto que surgen de un estímulo cuando varía la resistencia y capacitancia de entrada del amplificador;
la Figura 9 muestra la contribución del valor cuadrático medio (RMS, por sus siglas en inglés) al artefacto a partir de la resistencia y la capacitancia, respectivamente;
la Figura 10 muestra la variación del artefacto con la resistencia y la capacitancia; y
la Figura 11 muestra la variación del artefacto con la resistencia y capacitancia usando el RMS.
Descripción de las formas de realización preferidas
La Figura 2 ilustra un sistema de medición de la respuesta neurológica según una realización de la presente invención. Se utilizan dos electrodos de detección, que tienen cada uno una impedancia de elemento de fase constante (CPE, por sus siglas en inglés) de ZC para detectar una señal de respuesta neurológica Ve que surge en el tejido neurológico de un receptor del implante. Un estímulo aplicado por los electrodos de estímulo del implante (mostrado en la Figura 4) da lugar a la respuesta neurológica, pero también provoca que existan tensiones de estímulo Vsi y Vs2 en los electrodos de detección. Existe una impedancia de entrada de Zin en cada entrada del amplificador de medición diferencial.
La impedancia de entrada que se requiere en esta forma de realización de la invención se determina teniendo en cuenta que una entrada de ruido es comparable a la tensión de estimulación y que el objetivo es que el estímulo induzca una tensión (Vsi - Vs2) en el CPE de los electrodos de detección que sea menor que la respuesta provocada VE. En consecuencia, la impedancia de entrada deseada se obtiene de:
En una forma de realización, que es un estimulador de la médula espinal (SCS, por sus siglas en inglés) que tiene electrodos con una superficie de 14 mm2 , Zc = 20Q, (Vsi -Vs2) ~ 1V, Ve = 50 ^V, de modo que la ecuación anterior dicta que el valor mínimo de Z in es de 400 kQ. Para dar un margen suficiente de Ve sobre el artefacto, un valor más deseable de Zin es mayor, quizá en el intervalo de 1-2 MQ. En realizaciones alternativas, tales como un implante coclear con un área de electrodo de aproximadamente 0,1 mm2 , siendo una fracción del área de un electrodo SCS, la impedancia mínima de entrada del amplificador requerida es mucho más alta; 8 MQ o, para un margen suficiente, más preferiblemente 20 MQ, ilustrando las dificultades de los valores de resistencia elegidos en la Figura 1.
La Figura 3 muestra una forma de realización de la presente invención que utiliza un amplificador ASIC que tiene un valor muy alto de Zin. Se proporcionan condensadores de electrodos para bloquear la inserción de CC al tejido, teniendo los condensadores de electrodos un valor de Cin = 5pF. Como el amplificador ASIC de la Figura 3 se pone automáticamente a cero durante los períodos de apagado, no hay necesidad de añadir resistencia en la entrada del amplificador.
La Figura 4 es otra ilustración de la forma de realización de la Figura 2. Se proporcionan condensadores de electrodos en todos los electrodos para bloquear la CC. Los condensadores de electrodos pueden almacenar su propia carga que, a su vez, puede producir corriente incontrolada al encenderse. En consecuencia, el módulo de control cierra los interruptores para equilibrar los electrodos de estímulo antes de cada estímulo. Los interruptores se cierran sólo en ráfagas cortas para que la corriente de equilibrio no se eleve a un nivel que sea perceptible por el receptor del implante. Pueden proporcionarse formas de realización similares que tengan resistencia y/o capacitancia adicional en las entradas del amplificador de medición siempre que la impedancia de entrada obedezca a la ecuación anterior.
La importancia de incluir el modelo de elemento de fase constante de la superficie de contacto entre el electrodo y el tejido en la Figura 2, por ejemplo, surge de un modelo simplificado de circuitería excitadora y solución salina, como se muestra en la Figura 5. El circuito consta de la resistencia de propagación, que es una malla de resistencias que modela la corriente a través de la solución salina conductora; los elementos de fase constante (CPE), donde la solución salina se encuentra con el metal del electrodo; una fuente de excitación, que tiene una impedancia de salida que
incluye cierta capacitancia parásita; carga en cada electrodo y una toma de tierra. El baño de solución salina tiene un punto de conducción de tensión sBath. El baño de solución salina se utiliza para tejido mimético. En la Figura 5, se puede hacer una medición de un solo extremo entre los electrodos e1 y e2 y se puede hacer una medición diferencial entre e2 y e3.
En la Figura 6 se muestra un circuito equivalente de un CPE. Este consiste en un conjunto de redes RC serie conectadas en paralelo. Para modelar adecuadamente un baño de solución salina, el CPE podría tener 20-30 pares de RC, pero se muestra la versión simplificada de la Figura 6 para su comprensión. Los pares de RC tienen constantes de tiempo que cambian exponencialmente, en este caso por un factor de sqrt (10), sin embargo, el hecho notable es que las constantes de tiempo de cada par de RC son distintas a todos los otros pares de RC en el CPE. Después de un estímulo, la tensión de salida de un CPE cambiará con el tiempo ya que la carga se redistribuye entre los condensadores a pesar de que ninguna corriente neta fluya hacia dentro o hacia fuera. Esta propiedad se comparte por una sola red RC en paralelo, aunque un CPE no tiene valor R que se puede encontrar en la CC.
A diferencia de una red RC, que muestra una característica de respuesta del circuito, la respuesta de un CPE está dominada por las redes RC que tienen una constante de tiempo similar a la de la longitud de la estimulación. Por ejemplo, un SCS puede tener un ancho de pulso de estímulo en el rango de 100-500 ps. Este resultado es importante para definir la conductividad aparente de un condensador como se describe a continuación.
A consecuencia de un estímulo, hay tres mecanismos o fuentes de artefacto que se pueden identificar en el circuito de la Figura 5. Para cada uno de estos mecanismos, las impedancias de carga y de fuente de corriente se consideran infinitas a menos que se indique lo contrario:
• La tensión en el CPE en el electrodo 1 cambia. Esto se puede observar en una medición de un solo extremo e2-e1, o en el electrodo de estimulación e l. Esto no se observa en la medición diferencial, ya que este voltaje es el modo común entre e2 y e3.
• Si la impedancia de salida de la fuente de corriente es finita, el cambio en la tensión del CPE en el electrodo 1 hace que una corriente fluya a través de la resistencia de propagación. Esto aparece de forma diferenciada en los electrodos e2 y e3. Esto sólo ocurre debido a la naturaleza reticular de la resistencia de propagación; si se modela por una resistencia de estrella o una sola cadena de resistencias esto no se observará.
• Si la impedancia de entrada de cualquiera de los amplificadores de detección es finita, entonces durante el estímulo, la corriente fluirá en esta carga. Entonces se solucionará.
La capacidad del modelo de la Figura 5 para predecir la tensión en e4 se probó experimentalmente. Toda la estimulación usó pulsos bifásicos de 4mA y 400ps de amplitud. Estos se utilizaron para generar un artefacto lo suficientemente grande como para resolver el ruido anterior y con una tensión en los electrodos que se pudo digitalizar sin anomalías. Este nivel de estimulación suministra 1,6 pC por estímulo, que se encuentra en el extremo superior del intervalo de carga requerida para la estimulación sin molestias en un SCS. El promedio de las mediciones fue de más de 99 iteraciones. Como el artefacto puede tomar muchos perfiles diferentes de cualquiera de las polaridades, una sola medida de artefacto se definió como la integral del producto V^t de la señal después de restablecer el valor del CC a un valor de referencia.
Además de la verificación experimental, se llevó a cabo la simulación de la Figura 5. La Figura 7 muestra un resultado de simulación que muestra el artefacto sobre un intervalo seleccionado después del estímulo, en el que el eje y indica el RMS de la tensión x el tiempo, intery el eje x indica la admitancia, calculándose la admitancia de capacitancias como Y = C t^, donde t es el ancho de pulso del estímulo. La impedancia de entrada en el amplificador se seleccionó para que fuera 330 pF, 1000 pF, 3300 pF, 330 kü y 100 kü, dando lugar a las respectivas formas de onda del artefacto 702, 704, 706, 708, 710. Cabe destacar que la capacitancia y la resistencia dan lugar a artefactos de polaridad opuesta. Aunque se trata de formas de onda simples, en la práctica puede haber varias fuentes de artefacto con diferentes constantes de tiempo para que el artefacto real observado pueda ser más complejo que las curvas decrecientes monóticas simples mostradas.
La Figura 8 muestra tanto los puntos de datos experimentales como las curvas de simulación, donde la impedancia de carga y capacitancia son variadas. La conductividad de los condensadores, dividiéndose su valor por la longitud de cada fase del pulso bifásico, es una medida que tiene la misma pendiente de artefacto que para una resistencia y, por lo tanto, se prefiere utilizar toda la longitud del estímulo en las Figuras 8 a 11. La línea simulada y los grupos de puntos de datos obtenidos experimentalmente que tienen una pendiente positiva en la Figura 8 muestran el efecto de añadir resistencia, mientras que la línea simulada y los grupos de puntos de datos obtenidos experimentalmente que tienen una pendiente negativa muestran el efecto de añadir capacitancia a la impedancia de entrada del amplificador. Las pendientes de las líneas capacitivas y resistivas son muy similares para todos los electrodos y coinciden estrechamente con las de la simulación, lo que indica que el modelo de la Figura 5 es en amplia medida correcto. Los electrodos tienen diferentes ordenadas en el origen. El electrodo 1 (los puntos de datos 'r1.txt') tiene un artefacto máximo de 700 pV cuando se reduce una carga resistiva, que es un artefacto muy grande y sin duda oscurecería una señal de respuesta neurológica de alrededor de 10 pV. En ausencia de carga, el artefacto puede ser positivo o
negativo. Las desviaciones en la ordenada en el origen están fuera del control de la electrónica y deben ser controladas mediante técnicas como el filtrado.
Aunque el gráfico de la Figura 8 valida el modelo de simulación, también muestra que falta un elemento que provoque un artefacto en ausencia de carga y provoque las desviaciones de las ordenadas en el origen. Las desviaciones en la ordenada en el origen varían de un electrodo al siguiente y es quizás el resultado de la contaminación metálica en cada superficie del electrodo creando una pequeña célula galvánica y un comportamiento asimétrico para las fases del pulso bifásico.
La Figura 9 muestra la contribución del RMS al artefacto simulado a partir de la resistencia y la capacitancia, respectivamente.
La Figura 10 muestra la variación del artefacto cuando tanto la resistencia como la capacitancia cambian progresivamente.
La Figura 11 muestra la variación del artefacto con resistencia y capacitancia utilizando el método del RMS descrito anteriormente.
En las Figuras 10 y 11, la curva decrece y entonces crece conforme a la Figura 8. Como se esperaba, debido al desplazamiento de la CC, el método del r Ms oscurece la exactitud fundamental del modelo.
Partiendo del modelo de simulación, usando la definición del valor de referencia del artefacto descrita anteriormente y un ancho de pulso de 400 ^s, la sensibilidad del artefacto con respecto a la resistencia es de 4,1x10-2 V^s por ohm y la sensibilidad del artefacto con respecto a la capacitancia es -2.85x10-2 Vs por ohm. Por tanto, para una carga de R y donde el artefacto está por encima de un intervalo de un 1 ms, entonces la tensión es
Así que, por ejemplo, para una resistencia de entrada del amplificador de 100 KQ y un intervalo del artefacto de 1ms:
V(100k, lms) = 400 uV
Además, para una carga capacitiva y donde el artefacto está por encima de un intervalo de un 1 ms, entonces la tensión es:
Así que, por ejemplo, para una carga de 1000 pF, artefacto por encima de 1 ms, artefacto = 71,4 ^V.
Usando este método de cálculo del artefacto, la siguiente tabla muestra las contribuciones de los artefactos de diferentes im edancias arásitas ue odrían estar resentes en un SCS tí ico.
Como se puede observar en la tabla anterior, el ajuste y el control apropiado de tales impedancias presentes en el sistema de medición neurológica puede permitir que se reduzcan fuentes considerables de artefacto y facilitar la tarea de medición de una señal neurológica del orden de 10 ^V.
Claims (12)
1. Dispositivo implantable para la medición de una respuesta neurológica a un estímulo, comprendiendo el dispositivo: una pluralidad de electrodos que incluyen uno o más electrodos de estímulo nominales y dos o más electrodos de detección nominales;
una fuente de estímulo para proporcionar un estímulo que se va a dar desde los uno o más electrodos de estímulo al tejido neurológico con el fin de provocar una respuesta neurológica;
un amplificador de medición para amplificar una señal de respuesta neurológica detectada en los electrodos de detección, y
una unidad de control configurada para controlar la aplicación de un estímulo al tejido neurológico y la medición de una respuesta neurológica provocada, estando la unidad de control configurada para aplicar un estímulo eléctrico desde los electrodos de estímulo al tejido neurológico, estando la unidad de control configurada además para imponer un retraso durante el cual los electrodos de estímulo están en circuito abierto y estando la unidad de control configurada, además, para, durante el retraso, medir una señal de respuesta neurológica presente en los electrodos de detección con el amplificador de medición, en donde una impedancia entre los electrodos de detección es suficientemente grande como para que una tensión que surge de la superficie de contacto entre el tejido y el electrodo de detección en respuesta al estímulo se limite a un nivel que permite la evaluación de la tensión de respuesta neurológica observada en los electrodos de detección, en donde la unidad de control está configurada además para obtener una medición diferencial de la respuesta neurológica mediante el uso de dos electrodos de detección, y en donde la tensión que surge en la superficie de contacto entre el tejido y el electrodo de detección en respuesta al estímulo es la tensión diferencial que surge entre los dos electrodos de detección en respuesta al estímulo, y en donde Z in está limitada por:
Zm > A x Z c (Vsi - Vs2) / Ve
donde A es un escalar proporcionado para dar suficiente margen de Ve sobre (Vsi - Vs2)
Zc es la impedancia del elemento de fase constante de cada electrodo de detección,
Vs i - Vs2 es la tensión diferencial que surge en la superficie de contacto entre el tejido y el electrodo de detección en respuesta al estímulo, y
Ve es la tensión de respuesta neurológica observada en el electrodo de detección.
2. Dispositivo de la reivindicación 1, en donde la impedancia de entrada al amplificador de medición (Zin) tiene un valor:
3. Dispositivo de la reivindicación 1, en donde A es mayor que 0,067.
4. Dispositivo de la reivindicación 3, en donde la unidad de control está configurada para correlacionar la medición con un modelo de filtro para extraer la respuesta neurológica de la medición.
5. Dispositivo de la reivindicación 3, en donde A es mayor que 0,5.
6. Dispositivo de la reivindicación 5, en donde la unidad de control está configurada para aplicar la compensación del artefacto a modo de sustracción exponencial.
7. Dispositivo de la reivindicación 5, en donde A es mayor que 1.
8. Dispositivo de la reivindicación 7, en donde A es mayor que 2.
9. Dispositivo de cualquiera de las reivindicaciones 1 a 8, que comprende además un condensador de electrodos de detección en serie entre el o cada electrodo de detección y el amplificador de medición, teniendo el o cada condensador de electrodos de detección una capacitancia que asegura que la tensión que surge a través del condensador en respuesta al estímulo se limite a un nivel que permita la evaluación de la tensión de respuesta neurológica observada en el electrodo de detección.
10. Dispositivo de cualquiera de las reivindicaciones 1 a 9, que comprende además un condensador de electrodos de estímulo en serie entre el o cada electrodo de estímulo y la fuente de estímulo, teniendo el o cada condensador de electrodos de estímulo una capacitancia que asegura que la tensión que surge a través del condensador en respuesta al estímulo se limite a un nivel que permita la evaluación de la tensión de respuesta neurológica observada en el electrodo de detección.
11. Dispositivo de la reivindicación 9 o la reivindicación 10, en el que el dispositivo es reconfigurable para permitir la reconfiguración eléctrica de cada electrodo, ya sea como un electrodo de estímulo o electrodo de detección.
12. Dispositivo de cualquiera de las reivindicaciones 1 a 11, en donde los electrodos están montados sobre una sola matriz de electrodos implantada.
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|---|---|---|---|---|
| AU2009276603B2 (en) | 2008-07-30 | 2015-11-12 | Ecole Polytechinique Federale De Lausanne (Epfl) | Apparatus and method for optimized stimulation of a neurological target |
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| AU2011267992B2 (en) | 2010-06-18 | 2013-10-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Neurostimulation system with control using evoked responses |
| WO2012155184A1 (en) | 2011-05-13 | 2012-11-22 | National Ict Australia Ltd | Method and apparatus for measurement of neural response - c |
| US10568559B2 (en) | 2011-05-13 | 2020-02-25 | Saluda Medical Pty Ltd | Method and apparatus for measurement of neural response |
| US9872990B2 (en) | 2011-05-13 | 2018-01-23 | Saluda Medical Pty Limited | Method and apparatus for application of a neural stimulus |
| US9974455B2 (en) | 2011-05-13 | 2018-05-22 | Saluda Medical Pty Ltd. | Method and apparatus for estimating neural recruitment |
| CA2835486C (en) | 2011-05-13 | 2022-07-19 | Saluda Medical Pty Limited | Method and apparatus for measurement of neural response - a |
| EP2908904B1 (en) | 2012-11-06 | 2020-09-23 | Saluda Medical Pty Limited | System for controlling electrical conditions of tissue |
| EP3068296A4 (en) | 2013-11-15 | 2017-07-19 | Saluda Medical Pty Limited | Monitoring brain neural potentials |
| JP6671021B2 (ja) | 2013-11-22 | 2020-03-25 | サルーダ・メディカル・ピーティーワイ・リミテッド | 神経測定において神経反応を検出するための方法およびデバイス |
| CA2944042C (en) | 2014-05-05 | 2023-08-29 | Saluda Medical Pty Ltd | Improved neural measurement |
| US10966620B2 (en) | 2014-05-16 | 2021-04-06 | Aleva Neurotherapeutics Sa | Device for interacting with neurological tissue and methods of making and using the same |
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| ES2873255T3 (es) | 2014-07-25 | 2021-11-03 | Saluda Medical Pty Ltd | Dosificación de estimulación neurológica |
| US9474894B2 (en) | 2014-08-27 | 2016-10-25 | Aleva Neurotherapeutics | Deep brain stimulation lead |
| US9925376B2 (en) | 2014-08-27 | 2018-03-27 | Aleva Neurotherapeutics | Treatment of autoimmune diseases with deep brain stimulation |
| AU2015349614B2 (en) | 2014-11-17 | 2020-10-22 | Saluda Medical Pty Ltd | Method and device for detecting a neural response in neural measurements |
| EP3218046B1 (en) | 2014-12-11 | 2024-04-17 | Saluda Medical Pty Ltd | Device and computer program for feedback control of neural stimulation |
| US10588698B2 (en) | 2014-12-11 | 2020-03-17 | Saluda Medical Pty Ltd | Implantable electrode positioning |
| US10918872B2 (en) | 2015-01-19 | 2021-02-16 | Saluda Medical Pty Ltd | Method and device for neural implant communication |
| EP3957356A1 (en) | 2015-04-09 | 2022-02-23 | Saluda Medical Pty Limited | Electrode to nerve distance estimation |
| WO2016191808A1 (en) | 2015-05-31 | 2016-12-08 | Saluda Medical Pty Ltd | Monitoring brain neural activity |
| JP7071257B2 (ja) | 2015-05-31 | 2022-05-18 | クローズド・ループ・メディカル・ピーティーワイ・リミテッド | 脳神経刺激装置電極の取付け |
| JP7204325B2 (ja) | 2015-06-01 | 2023-01-16 | クローズド・ループ・メディカル・ピーティーワイ・リミテッド | 運動線維ニューロモジュレーション |
| WO2017173493A1 (en) | 2016-04-05 | 2017-10-12 | Saluda Medical Pty Ltd | Improved feedback control of neuromodulation |
| US10406368B2 (en) | 2016-04-19 | 2019-09-10 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Pulse generator system for promoting desynchronized firing of recruited neural populations |
| JP7278076B2 (ja) | 2016-06-24 | 2023-05-19 | サルーダ・メディカル・ピーティーワイ・リミテッド | アーチファクトを低減するための神経刺激 |
| US11395917B2 (en) | 2016-07-15 | 2022-07-26 | Precisis Gmbh | Neurostimulation using AC and/or DC stimulation pulses |
| EP3269421B1 (en) * | 2016-07-15 | 2023-08-30 | PRECISIS GmbH | Neurostimulation using ac and/or dc stimulation pulses |
| US11612751B2 (en) | 2017-08-11 | 2023-03-28 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Stimulation configuration variation to control evoked temporal patterns |
| EP3691744B1 (en) | 2017-10-04 | 2021-07-28 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Adjustment of stimulation in a stimulator using detected evoked compound action potentials |
| US10926092B2 (en) | 2018-01-08 | 2021-02-23 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Automatic adjustment of sub-perception therapy in an implantable stimulator using detected compound action potentials |
| US10702692B2 (en) | 2018-03-02 | 2020-07-07 | Aleva Neurotherapeutics | Neurostimulation device |
| US20190275331A1 (en) | 2018-03-12 | 2019-09-12 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Neural Stimulation with Decomposition of Evoked Compound Action Potentials |
| US10974042B2 (en) | 2018-03-26 | 2021-04-13 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | System and methods for heart rate and electrocardiogram extraction from a spinal cord stimulation system |
| US11040202B2 (en) * | 2018-03-30 | 2021-06-22 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Circuitry to assist with neural sensing in an implantable stimulator device |
| US11944820B2 (en) | 2018-04-27 | 2024-04-02 | Saluda Medical Pty Ltd | Neurostimulation of mixed nerves |
| WO2019229162A1 (en) * | 2018-05-31 | 2019-12-05 | Entic Research And Training Center Bvba | Method for deriving information for fitting a cochlear implant |
| AU2019276972B2 (en) | 2018-06-01 | 2022-02-10 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Artifact reduction in a sensed neural response |
| AU2019288752A1 (en) | 2018-06-21 | 2021-02-18 | Medtronic, Inc. | ECAP based control of electrical stimulation therapy |
| WO2019246579A1 (en) | 2018-06-21 | 2019-12-26 | Medtronic, Inc. | Ecap based control of electrical stimulation therapy |
| WO2020082135A1 (en) * | 2018-10-26 | 2020-04-30 | Monash University | Systems and methods for monitoring neural activity |
| CA3128134A1 (en) | 2019-03-29 | 2020-10-08 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Neural sensing in an implantable stimulator device during the provision of active stimulation |
| CN113613709A (zh) | 2019-03-29 | 2021-11-05 | 波士顿科学神经调制公司 | 用于在存在刺激伪影情况下辅助可植入刺激器设备中的神经感测的电路 |
| US20200320449A1 (en) * | 2019-04-04 | 2020-10-08 | Rylti, LLC | Methods and Systems for Certification, Analysis, and Valuation of Music Catalogs |
| WO2020243096A1 (en) | 2019-05-30 | 2020-12-03 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Methods and systems for discrete measurement of electrical characteristics |
| CA3143141A1 (en) * | 2019-06-12 | 2020-12-17 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Posture determination and stimulation adjustment in a spinal cord stimulator system using sensed stimulation artifacts |
| WO2020257705A1 (en) | 2019-06-20 | 2020-12-24 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Methods and systems for interleaving waveforms for electrical stimulation and measurement |
| US11547855B2 (en) * | 2019-10-25 | 2023-01-10 | Medtronic, Inc. | ECAP sensing for high frequency neurostimulation |
| US11931582B2 (en) | 2019-10-25 | 2024-03-19 | Medtronic, Inc. | Managing transient overstimulation based on ECAPs |
| US11857793B2 (en) | 2020-06-10 | 2024-01-02 | Medtronic, Inc. | Managing storage of sensed information |
| US11707626B2 (en) | 2020-09-02 | 2023-07-25 | Medtronic, Inc. | Analyzing ECAP signals |
| US11896828B2 (en) | 2020-10-30 | 2024-02-13 | Medtronic, Inc. | Implantable lead location using ECAP |
| AU2022256952A1 (en) * | 2021-04-16 | 2023-10-26 | Saluda Medical Pty Ltd | Methods and apparatus for improved measurement of compound action potentials |
Family Cites Families (333)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3724467A (en) | 1971-04-23 | 1973-04-03 | Avery Labor Inc | Electrode implant for the neuro-stimulation of the spinal cord |
| US3736434A (en) | 1971-06-07 | 1973-05-29 | Westinghouse Air Brake Co | Fail-safe electronic comparator circuit |
| US3817254A (en) | 1972-05-08 | 1974-06-18 | Medtronic Inc | Transcutaneous stimulator and stimulation method |
| US3898472A (en) | 1973-10-23 | 1975-08-05 | Fairchild Camera Instr Co | Occupancy detector apparatus for automotive safety system |
| US4158196A (en) | 1977-04-11 | 1979-06-12 | Crawford George E Jr | Man-machine interface system |
| FR2419720A1 (fr) | 1978-03-14 | 1979-10-12 | Cardiofrance Co | Stimulateur cardiaque implantable a fonctions therapeutique et diagnostique |
| US4474186A (en) | 1979-07-17 | 1984-10-02 | Georgetown University | Computerized electro-oculographic (CEOG) system with feedback control of stimuli |
| US4807643A (en) | 1982-08-16 | 1989-02-28 | University Of Iowa Research Foundation | Digital electroneurometer |
| US4628934A (en) | 1984-08-07 | 1986-12-16 | Cordis Corporation | Method and means of electrode selection for pacemaker with multielectrode leads |
| CA1279101C (en) | 1985-10-10 | 1991-01-15 | Christopher Van Den Honert | Multichannel electrical stimulator with improved channel isolation |
| US4817628A (en) | 1985-10-18 | 1989-04-04 | David L. Zealear | System and method for evaluating neurological function controlling muscular movements |
| DE3831809A1 (de) | 1988-09-19 | 1990-03-22 | Funke Hermann | Zur mindestens teilweisen implantation im lebenden koerper bestimmtes geraet |
| US5143081A (en) | 1990-07-27 | 1992-09-01 | New York University | Randomized double pulse stimulus and paired event analysis |
| US5172690A (en) | 1990-10-26 | 1992-12-22 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Automatic stimulus artifact reduction for accurate analysis of the heart's stimulated response |
| US5184615A (en) | 1991-03-08 | 1993-02-09 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Apparatus and method for detecting abnormal cardiac rhythms using evoked potential measurements in an arrhythmia control system |
| US5188106A (en) | 1991-03-08 | 1993-02-23 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Method and apparatus for chronically monitoring the hemodynamic state of a patient using doppler ultrasound |
| US5156154A (en) | 1991-03-08 | 1992-10-20 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Monitoring the hemodynamic state of a patient from measurements of myocardial contractility using doppler ultrasound techniques |
| US5139020A (en) | 1991-03-08 | 1992-08-18 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Method and apparatus for controlling the hemodynamic state of a patient based on systolic time interval measurements detecting using doppler ultrasound techniques |
| US5215100A (en) | 1991-04-29 | 1993-06-01 | Occupational Preventive Diagnostic, Inc. | Nerve condition monitoring system and electrode supporting structure |
| CA2110686A1 (en) | 1991-07-15 | 1993-02-04 | Terrence R. Hudrlik | Medical stimulator with operational amplifier output circuit |
| US5324311A (en) | 1992-09-04 | 1994-06-28 | Siemens Pacesetter, Inc. | Coaxial bipolar connector assembly for implantable medical device |
| US5497781A (en) | 1992-10-30 | 1996-03-12 | Chen; Yunquan | Recording biological signals using Hilbert transforms |
| JP3566289B2 (ja) * | 1992-12-22 | 2004-09-15 | コックレア プロプライアタリー リミティド | 聴覚補てつ器、および、聴覚補てつ器を用いて刺激に対する神経系の反応を感知するための方法 |
| GB9302335D0 (en) | 1993-02-05 | 1993-03-24 | Macdonald Alexander J R | Electrotherapeutic apparatus |
| US5417719A (en) | 1993-08-25 | 1995-05-23 | Medtronic, Inc. | Method of using a spinal cord stimulation lead |
| US5431693A (en) | 1993-12-10 | 1995-07-11 | Intermedics, Inc. | Method of verifying capture of the heart by a pacemaker |
| US5476486A (en) | 1994-03-04 | 1995-12-19 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Automatic atrial pacing pulse threshold determination utilizing an external programmer and a V-sense electrode |
| US5458623A (en) | 1994-03-04 | 1995-10-17 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Automatic atrial pacing threshold determination utilizing an external programmer and a surface electrogram |
| JP2596372B2 (ja) | 1994-04-21 | 1997-04-02 | 日本電気株式会社 | 誘発電位測定装置 |
| AUPM883794A0 (en) | 1994-10-17 | 1994-11-10 | University Of Melbourne, The | Multiple pulse stimulation |
| US5785651A (en) | 1995-06-07 | 1998-07-28 | Keravision, Inc. | Distance measuring confocal microscope |
| US6066163A (en) | 1996-02-02 | 2000-05-23 | John; Michael Sasha | Adaptive brain stimulation method and system |
| US6463328B1 (en) | 1996-02-02 | 2002-10-08 | Michael Sasha John | Adaptive brain stimulation method and system |
| FR2796562B1 (fr) | 1996-04-04 | 2005-06-24 | Medtronic Inc | Techniques de stimulation d'un tissu vivant et d'enregistrement avec commande locale de sites actifs |
| AU714617B2 (en) | 1996-04-04 | 2000-01-06 | Medtronic, Inc. | Living tissue stimulation and recording techniques |
| US5702429A (en) | 1996-04-04 | 1997-12-30 | Medtronic, Inc. | Neural stimulation techniques with feedback |
| US6493576B1 (en) | 1996-06-17 | 2002-12-10 | Erich Jaeger Gmbh | Method and apparatus for measuring stimulus-evoked potentials of the brain |
| US6157861A (en) | 1996-06-20 | 2000-12-05 | Advanced Bionics Corporation | Self-adjusting cochlear implant system and method for fitting same |
| US6246912B1 (en) | 1996-06-27 | 2001-06-12 | Sherwood Services Ag | Modulated high frequency tissue modification |
| US5792212A (en) | 1997-03-07 | 1998-08-11 | Medtronic, Inc. | Nerve evoked potential measurement system using chaotic sequences for noise rejection |
| US5895416A (en) | 1997-03-12 | 1999-04-20 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for controlling and steering an electric field |
| US5873898A (en) | 1997-04-29 | 1999-02-23 | Medtronic, Inc. | Microprocessor capture detection circuit and method |
| US7628761B2 (en) | 1997-07-01 | 2009-12-08 | Neurometrix, Inc. | Apparatus and method for performing nerve conduction studies with localization of evoked responses |
| US5999848A (en) | 1997-09-12 | 1999-12-07 | Alfred E. Mann Foundation | Daisy chainable sensors and stimulators for implantation in living tissue |
| US6522932B1 (en) | 1998-02-10 | 2003-02-18 | Advanced Bionics Corporation | Implantable, expandable, multicontact electrodes and tools for use therewith |
| CA2223668C (en) | 1998-02-23 | 2000-07-11 | James Stanley Podger | The strengthened quad antenna structure |
| US6421566B1 (en) | 1998-04-30 | 2002-07-16 | Medtronic, Inc. | Selective dorsal column stimulation in SCS, using conditioning pulses |
| US6027456A (en) | 1998-07-10 | 2000-02-22 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Apparatus and method for positioning spinal cord stimulation leads |
| US7277758B2 (en) | 1998-08-05 | 2007-10-02 | Neurovista Corporation | Methods and systems for predicting future symptomatology in a patient suffering from a neurological or psychiatric disorder |
| US7231254B2 (en) | 1998-08-05 | 2007-06-12 | Bioneuronics Corporation | Closed-loop feedback-driven neuromodulation |
| US6212431B1 (en) | 1998-09-08 | 2001-04-03 | Advanced Bionics Corporation | Power transfer circuit for implanted devices |
| US20060217782A1 (en) | 1998-10-26 | 2006-09-28 | Boveja Birinder R | Method and system for cortical stimulation to provide adjunct (ADD-ON) therapy for stroke, tinnitus and other medical disorders using implantable and external components |
| US6253109B1 (en) | 1998-11-05 | 2001-06-26 | Medtronic Inc. | System for optimized brain stimulation |
| US6114164A (en) | 1998-12-07 | 2000-09-05 | The Regents Of The University Of Michigan | System and method for emulating an in vivo environment of a muscle tissue specimen |
| US6898582B2 (en) | 1998-12-30 | 2005-05-24 | Algodyne, Ltd. | Method and apparatus for extracting low SNR transient signals from noise |
| US6909917B2 (en) | 1999-01-07 | 2005-06-21 | Advanced Bionics Corporation | Implantable generator having current steering means |
| WO2001006810A2 (en) | 1999-07-21 | 2001-01-25 | Med-El Elektromedizinische Geräte GmbH | Multichannel cochlear implant with neural response telemetry |
| US6516227B1 (en) | 1999-07-27 | 2003-02-04 | Advanced Bionics Corporation | Rechargeable spinal cord stimulator system |
| US6381496B1 (en) | 1999-10-01 | 2002-04-30 | Advanced Bionics Corporation | Parameter context switching for an implanted device |
| EP1244496A1 (en) | 1999-12-17 | 2002-10-02 | Advanced Bionics Corporation | Magnitude programming for implantable electrical stimulator |
| US6473649B1 (en) * | 1999-12-22 | 2002-10-29 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Rate management during automatic capture verification |
| US20020055688A1 (en) | 2000-05-18 | 2002-05-09 | Jefferson Jacob Katims | Nervous tissue stimulation device and method |
| US6782292B2 (en) | 2000-06-20 | 2004-08-24 | Advanced Bionics Corporation | System and method for treatment of mood and/or anxiety disorders by electrical brain stimulation and/or drug infusion |
| US7831305B2 (en) | 2001-10-15 | 2010-11-09 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Neural stimulation system and method responsive to collateral neural activity |
| US7305268B2 (en) | 2000-07-13 | 2007-12-04 | Northstar Neurscience, Inc. | Systems and methods for automatically optimizing stimulus parameters and electrode configurations for neuro-stimulators |
| AU2001237911A1 (en) | 2000-10-30 | 2002-05-21 | Neuropace, Inc. | System and method for determining stimulation parameters for the treatment of epileptic seizures |
| US7089059B1 (en) | 2000-11-03 | 2006-08-08 | Pless Benjamin D | Predicting susceptibility to neurological dysfunction based on measured neural electrophysiology |
| WO2002043623A1 (en) | 2000-11-29 | 2002-06-06 | Cochlear Limited | Pre-curved cochlear implant electrode array |
| US6594524B2 (en) | 2000-12-12 | 2003-07-15 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Adaptive method and apparatus for forecasting and controlling neurological disturbances under a multi-level control |
| US6600954B2 (en) | 2001-01-25 | 2003-07-29 | Biocontrol Medical Bcm Ltd. | Method and apparatus for selective control of nerve fibers |
| US8060208B2 (en) | 2001-02-20 | 2011-11-15 | Case Western Reserve University | Action potential conduction prevention |
| WO2002082982A1 (en) * | 2001-04-18 | 2002-10-24 | Cochlear Limited | Method and apparatus for measurement of evoked neural response |
| US6658293B2 (en) | 2001-04-27 | 2003-12-02 | Medtronic, Inc. | Method and system for atrial capture detection based on far-field R-wave sensing |
| US6816744B2 (en) | 2001-05-29 | 2004-11-09 | Reproductive Health Technologies, Inc. | Device and system for remote for in-clinic trans-abdominal/vaginal/cervical acquisition, and detection, analysis, and communication of maternal uterine and maternal and fetal cardiac and fetal brain activity from electrical signals |
| US6936012B2 (en) | 2001-06-18 | 2005-08-30 | Neurometrix, Inc. | Method and apparatus for identifying constituent signal components from a plurality of evoked physiological composite signals |
| AU2002329590B2 (en) | 2001-07-11 | 2006-10-19 | Mynd Analytics, Inc. | Electroencephalography based systems and methods for selecting therapies and predicting outcomes |
| US6449512B1 (en) | 2001-08-29 | 2002-09-10 | Birinder R. Boveja | Apparatus and method for treatment of urological disorders using programmerless implantable pulse generator system |
| US7778703B2 (en) | 2001-08-31 | 2010-08-17 | Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. | Selective nerve fiber stimulation for treating heart conditions |
| US8571653B2 (en) | 2001-08-31 | 2013-10-29 | Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. | Nerve stimulation techniques |
| US7778711B2 (en) | 2001-08-31 | 2010-08-17 | Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. | Reduction of heart rate variability by parasympathetic stimulation |
| IL145700A0 (en) | 2001-09-30 | 2002-06-30 | Younis Imad | Electrode system for neural applications |
| DE10151020A1 (de) | 2001-10-16 | 2003-04-30 | Infineon Technologies Ag | Schaltkreis-Anordnung, Sensor-Array und Biosensor-Array |
| US7493157B2 (en) | 2001-10-24 | 2009-02-17 | Gozani Shai N | Devices and methods for the non-invasive detection of spontaneous myoelectrical activity |
| US7286876B2 (en) | 2001-10-26 | 2007-10-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Template-based capture verification for multi-site pacing |
| US7286878B2 (en) | 2001-11-09 | 2007-10-23 | Medtronic, Inc. | Multiplexed electrode array extension |
| US20050171579A1 (en) | 2001-11-09 | 2005-08-04 | Claudia Tasche | Stimulating device |
| AUPR879201A0 (en) | 2001-11-09 | 2001-12-06 | Cochlear Limited | Subthreshold stimulation of a cochlea |
| US6993384B2 (en) | 2001-12-04 | 2006-01-31 | Advanced Bionics Corporation | Apparatus and method for determining the relative position and orientation of neurostimulation leads |
| US7881805B2 (en) | 2002-02-04 | 2011-02-01 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Method for optimizing search for spinal cord stimulation parameter settings |
| US7317948B1 (en) | 2002-02-12 | 2008-01-08 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Neural stimulation system providing auto adjustment of stimulus output as a function of sensed impedance |
| US20030153959A1 (en) | 2002-02-12 | 2003-08-14 | Thacker James R. | Neural stimulation system providing auto adjustment of stimulus output as a function of sensed coupling efficiency |
| US6931281B2 (en) | 2002-04-12 | 2005-08-16 | Pacesetter, Inc. | Method and apparatus for monitoring myocardial conduction velocity for diagnostics of therapy optimization |
| AU2003231354A1 (en) | 2002-06-05 | 2003-12-22 | Nervetrack Ltd. | Method and apparatus for measuring nerve signals in nerve fibers |
| US7203548B2 (en) | 2002-06-20 | 2007-04-10 | Advanced Bionics Corporation | Cavernous nerve stimulation via unidirectional propagation of action potentials |
| EP1523368A1 (en) | 2002-07-17 | 2005-04-20 | Remedi (UK) Limited | Apparatus for the application of electrical pulses to the human body |
| AU2002951218A0 (en) | 2002-09-04 | 2002-09-19 | Cochlear Limited | Method and apparatus for measurement of evoked neural response |
| US7328068B2 (en) | 2003-03-31 | 2008-02-05 | Medtronic, Inc. | Method, system and device for treating disorders of the pelvic floor by means of electrical stimulation of the pudendal and associated nerves, and the optional delivery of drugs in association therewith |
| US7415307B2 (en) | 2002-10-31 | 2008-08-19 | Medtronic, Inc. | Ischemia detection based on cardiac conduction time |
| CA2508235A1 (en) | 2002-11-01 | 2004-05-21 | George Mason Intellectual Properties, Inc. | Methods and devices for determining brain state |
| US7206640B1 (en) | 2002-11-08 | 2007-04-17 | Advanced Bionics Corporation | Method and system for generating a cochlear implant program using multi-electrode stimulation to elicit the electrically-evoked compound action potential |
| US20040122482A1 (en) | 2002-12-20 | 2004-06-24 | James Tung | Nerve proximity method and device |
| US7171261B1 (en) | 2002-12-20 | 2007-01-30 | Advanced Bionics Corporation | Forward masking method for estimating neural response |
| US7636602B2 (en) | 2003-04-02 | 2009-12-22 | Neurostream Technologies General Partnership | Fully implantable nerve signal sensing and stimulation device and method for treating foot drop and other neurological disorders |
| DE10318071A1 (de) | 2003-04-17 | 2004-11-25 | Forschungszentrum Jülich GmbH | Vorrichtung zur Desynchronisation von neuronaler Hirnaktivität |
| US20040254494A1 (en) | 2003-06-11 | 2004-12-16 | Spokoyny Eleonora S. | Method and appartaus for use in nerve conduction studies |
| US7582062B2 (en) | 2003-09-12 | 2009-09-01 | Medical Research Council | Methods of neural centre location and electrode placement in the central nervous system |
| US7930037B2 (en) | 2003-09-30 | 2011-04-19 | Medtronic, Inc. | Field steerable electrical stimulation paddle, lead system, and medical device incorporating the same |
| US8489196B2 (en) | 2003-10-03 | 2013-07-16 | Medtronic, Inc. | System, apparatus and method for interacting with a targeted tissue of a patient |
| US7236834B2 (en) | 2003-12-19 | 2007-06-26 | Medtronic, Inc. | Electrical lead body including an in-line hermetic electronic package and implantable medical device using the same |
| US7412287B2 (en) | 2003-12-22 | 2008-08-12 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Automatic sensing vector selection for morphology-based capture verification |
| US7295881B2 (en) | 2003-12-29 | 2007-11-13 | Biocontrol Medical Ltd. | Nerve-branch-specific action-potential activation, inhibition, and monitoring |
| US20060020291A1 (en) | 2004-03-09 | 2006-01-26 | Gozani Shai N | Apparatus and method for performing nerve conduction studies with multiple neuromuscular electrodes |
| US20050203600A1 (en) | 2004-03-12 | 2005-09-15 | Scimed Life Systems, Inc. | Collapsible/expandable tubular electrode leads |
| US8224459B1 (en) | 2004-04-30 | 2012-07-17 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Insertion tool for paddle-style electrode |
| GB0409806D0 (en) | 2004-04-30 | 2004-06-09 | Univ Brunel | Nerve blocking method and system |
| US7369900B2 (en) | 2004-05-08 | 2008-05-06 | Bojan Zdravkovic | Neural bridge devices and methods for restoring and modulating neural activity |
| US8078284B2 (en) | 2004-05-25 | 2011-12-13 | Second Sight Medical Products, Inc. | Retinal prosthesis with a new configuration |
| US7993906B2 (en) | 2004-05-28 | 2011-08-09 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Closed-loop electrical stimulation system for cell cultures |
| US8965520B2 (en) | 2004-06-15 | 2015-02-24 | Cochlear Limited | Automatic determination of the threshold of an evoked neural response |
| US8249698B2 (en) | 2004-08-31 | 2012-08-21 | The University Of Akron | General diagnostic and real-time applications of discrete hermite functions to digital data |
| WO2006047265A1 (en) | 2004-10-21 | 2006-05-04 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Stimulation of the amygdalophippocampal complex to treat neurological conditions |
| US8332047B2 (en) | 2004-11-18 | 2012-12-11 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for closed-loop neural stimulation |
| US8103352B2 (en) | 2004-12-03 | 2012-01-24 | Second Sight Medical Products, Inc. | Mimicking neural coding in retinal ganglion cells with short pulse electrical stimulation |
| US10537741B2 (en) | 2004-12-03 | 2020-01-21 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | System and method for choosing electrodes in an implanted stimulator device |
| US20110307030A1 (en) | 2005-03-24 | 2011-12-15 | Michael Sasha John | Methods for Evaluating and Selecting Electrode Sites of a Brain Network to Treat Brain Disorders |
| US7706992B2 (en) | 2005-02-23 | 2010-04-27 | Digital Intelligence, L.L.C. | System and method for signal decomposition, analysis and reconstruction |
| US20070185409A1 (en) | 2005-04-20 | 2007-08-09 | Jianping Wu | Method and system for determining an operable stimulus intensity for nerve conduction testing |
| US20060264752A1 (en) | 2005-04-27 | 2006-11-23 | The Regents Of The University Of California | Electroporation controlled with real time imaging |
| US7818052B2 (en) | 2005-06-01 | 2010-10-19 | Advanced Bionics, Llc | Methods and systems for automatically identifying whether a neural recording signal includes a neural response signal |
| US7450992B1 (en) | 2005-08-18 | 2008-11-11 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Method for controlling or regulating therapeutic nerve stimulation using electrical feedback |
| US8639329B2 (en) | 2005-08-30 | 2014-01-28 | Georgia Tech Research Corporation | Circuits and methods for artifact elimination |
| US20070073354A1 (en) | 2005-09-26 | 2007-03-29 | Knudson Mark B | Neural blocking therapy |
| US9168383B2 (en) | 2005-10-14 | 2015-10-27 | Pacesetter, Inc. | Leadless cardiac pacemaker with conducted communication |
| US7616990B2 (en) | 2005-10-24 | 2009-11-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable and rechargeable neural stimulator |
| US7957796B2 (en) | 2005-10-28 | 2011-06-07 | Cyberonics, Inc. | Using physiological sensor data with an implantable medical device |
| US7853322B2 (en) | 2005-12-02 | 2010-12-14 | Medtronic, Inc. | Closed-loop therapy adjustment |
| US20070287931A1 (en) | 2006-02-14 | 2007-12-13 | Dilorenzo Daniel J | Methods and systems for administering an appropriate pharmacological treatment to a patient for managing epilepsy and other neurological disorders |
| US7894905B2 (en) | 2006-03-13 | 2011-02-22 | Neuropace, Inc. | Implantable system enabling responsive therapy for pain |
| US7689289B2 (en) | 2006-03-22 | 2010-03-30 | Medtronic, Inc. | Technique for adjusting the locus of excitation of electrically excitable tissue with paired pulses |
| US8190251B2 (en) | 2006-03-24 | 2012-05-29 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for the treatment of movement disorders |
| US7835804B2 (en) | 2006-04-18 | 2010-11-16 | Advanced Bionics, Llc | Removing artifact in evoked compound action potential recordings in neural stimulators |
| DE102006018851A1 (de) | 2006-04-22 | 2007-10-25 | Biotronik Crm Patent Ag | Aktives medizinisches Geräteimplantat mit mindestens zwei diagnostischen und/oder therapeutischen Funktionen |
| US7792584B2 (en) | 2006-04-25 | 2010-09-07 | Medtronic, Inc. | System and method for characterization of atrial wall using digital signal processing |
| US7515968B2 (en) | 2006-04-28 | 2009-04-07 | Medtronic, Inc. | Assembly method for spinal cord stimulation lead |
| US9084901B2 (en) | 2006-04-28 | 2015-07-21 | Medtronic, Inc. | Cranial implant |
| US8099172B2 (en) | 2006-04-28 | 2012-01-17 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Spinal cord stimulation paddle lead and method of making the same |
| US20080051647A1 (en) | 2006-05-11 | 2008-02-28 | Changwang Wu | Non-invasive acquisition of large nerve action potentials (NAPs) with closely spaced surface electrodes and reduced stimulus artifacts |
| US20070282217A1 (en) | 2006-06-01 | 2007-12-06 | Mcginnis William J | Methods & systems for intraoperatively monitoring nerve & muscle frequency latency and amplitude |
| WO2008004204A1 (en) | 2006-07-06 | 2008-01-10 | University Of Limerick | An electrical stimulation device for nerves or muscles |
| US8532741B2 (en) | 2006-09-08 | 2013-09-10 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus to optimize electrode placement for neurological stimulation |
| US9162051B2 (en) | 2006-09-21 | 2015-10-20 | Neuropace, Inc. | Treatment of language, behavior and social disorders |
| CA2661118A1 (en) | 2006-10-06 | 2008-05-02 | Victhom Human Bionics Inc. | Implantable pulse generator |
| US7881803B2 (en) | 2006-10-18 | 2011-02-01 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Multi-electrode implantable stimulator device with a single current path decoupling capacitor |
| US8280514B2 (en) | 2006-10-31 | 2012-10-02 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Identifying areas of the brain by examining the neuronal signals |
| EP1935449B1 (en) | 2006-12-19 | 2011-10-19 | Greatbatch Ltd. | Braided electrical lead |
| US8057390B2 (en) | 2007-01-26 | 2011-11-15 | The Regents Of The University Of Michigan | High-resolution mapping of bio-electric fields |
| US8224453B2 (en) | 2007-03-15 | 2012-07-17 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Spinal cord stimulation to treat pain |
| US8406877B2 (en) | 2007-03-19 | 2013-03-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Selective nerve stimulation with optionally closed-loop capabilities |
| US8083685B2 (en) | 2007-05-08 | 2011-12-27 | Propep, Llc | System and method for laparoscopic nerve detection |
| US9042978B2 (en) | 2007-05-11 | 2015-05-26 | Neurometrix, Inc. | Method and apparatus for quantitative nerve localization |
| US7742810B2 (en) | 2007-05-23 | 2010-06-22 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Short duration pre-pulsing to reduce stimulation-evoked side-effects |
| US7634315B2 (en) | 2007-05-31 | 2009-12-15 | Pacesetter, Inc. | Techniques to monitor and trend nerve damage and recovery |
| KR100897528B1 (ko) | 2007-06-22 | 2009-05-15 | 주식회사 사이버메드 | 디비에스 전극의 위치 판단 방법 |
| US8649858B2 (en) | 2007-06-25 | 2014-02-11 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Architectures for an implantable medical device system |
| US8417342B1 (en) | 2007-07-03 | 2013-04-09 | University Of Mississippi Medical Center | Gastrointestinal electrical stimulation device and method for treating gastrointestinal disorders |
| US8391993B2 (en) | 2007-07-13 | 2013-03-05 | Cochlear Limited | Using interaction to measure neural excitation |
| US8063770B2 (en) | 2007-08-01 | 2011-11-22 | Peter Costantino | System and method for facial nerve monitoring |
| US9173585B2 (en) | 2007-08-29 | 2015-11-03 | Cochlear Limited | Method and device for intracochlea impedance measurement |
| US20090063193A1 (en) | 2007-08-31 | 2009-03-05 | Mike Barton | Dashboard diagnostics for wireless patient communicator |
| EP2200692B1 (en) | 2007-09-26 | 2016-11-09 | Medtronic, Inc. | Frequency selective monitoring of physiological signals |
| US9248274B2 (en) | 2007-10-10 | 2016-02-02 | Sorin Crm Sas | Neurostimulator and method for regulating same |
| DE102007051847B4 (de) | 2007-10-30 | 2014-07-17 | Forschungszentrum Jülich GmbH | Vorrichtung zur Stimulation von Neuronen mit einer krankhaft synchronen und oszillatorischen neuronalen Aktivität |
| AU2008320991B2 (en) | 2007-11-14 | 2012-01-19 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Cochlear implant stimulation artifacts |
| US8195287B2 (en) | 2007-12-05 | 2012-06-05 | The Invention Science Fund I, Llc | Method for electrical modulation of neural conduction |
| US20090157155A1 (en) | 2007-12-18 | 2009-06-18 | Advanced Bionics Corporation | Graphical display of environmental measurements for implantable therapies |
| GB0800797D0 (en) | 2008-01-16 | 2008-02-27 | Cambridge Entpr Ltd | Neural interface |
| WO2009119236A1 (ja) | 2008-03-26 | 2009-10-01 | テルモ株式会社 | 治療装置 |
| US8401213B2 (en) | 2008-03-31 | 2013-03-19 | Cochlear Limited | Snap-lock coupling system for a prosthetic device |
| GR1006568B (el) | 2008-04-22 | 2009-10-13 | Αλεξανδρος Μπερης | Μεθοδος και συστημα για την καταγραφη και υποβοηθηση της αναγεννησης περιφερικου νευρου |
| US9492655B2 (en) | 2008-04-25 | 2016-11-15 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Stimulation system with percutaneously deliverable paddle lead and methods of making and using |
| EP2282813B1 (en) | 2008-04-29 | 2017-03-15 | Medtronic, Inc. | Therapy program modification |
| US8315703B2 (en) | 2008-04-30 | 2012-11-20 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Methods for targeting deep brain sites to treat mood and/or anxiety disorders |
| US7890182B2 (en) | 2008-05-15 | 2011-02-15 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Current steering for an implantable stimulator device involving fractionalized stimulation pulses |
| US20090287277A1 (en) | 2008-05-19 | 2009-11-19 | Otologics, Llc | Implantable neurostimulation electrode interface |
| WO2009146427A1 (en) | 2008-05-29 | 2009-12-03 | Neurometrix, Inc. | Method and apparatus for quantitative nerve localization |
| US8346368B2 (en) | 2008-05-30 | 2013-01-01 | Cochlear Limited | Sound processing method and system |
| US20090306491A1 (en) | 2008-05-30 | 2009-12-10 | Marcus Haggers | Implantable neural prosthetic device and methods of use |
| US9956412B2 (en) | 2008-07-11 | 2018-05-01 | Medtronic, Inc. | Linking posture states for posture responsive therapy |
| US8315710B2 (en) | 2008-07-11 | 2012-11-20 | Medtronic, Inc. | Associating therapy adjustments with patient posture states |
| WO2010013170A1 (en) | 2008-07-29 | 2010-02-04 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | System and method for communicating information between implantable devices |
| US7941713B2 (en) | 2008-08-27 | 2011-05-10 | Taiwan Semiconductor Manufacturing Company, Ltd. | Programmable self-test for random access memories |
| EP2348977B1 (en) | 2008-09-17 | 2018-03-28 | Med-El Elektromedizinische Geräte GmbH | Stimulus artifact removal for neuronal recordings |
| US8923984B2 (en) | 2008-09-17 | 2014-12-30 | Saluda Medical Pty Limited | Knitted electrode assembly for an active implantable medical device |
| US8428733B2 (en) | 2008-10-16 | 2013-04-23 | Medtronic, Inc. | Stimulation electrode selection |
| US20110204811A1 (en) | 2008-10-27 | 2011-08-25 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Method of driving a short-arc discharge lamp |
| US9987493B2 (en) | 2008-10-28 | 2018-06-05 | Medtronic, Inc. | Medical devices and methods for delivery of current-based electrical stimulation therapy |
| US8560060B2 (en) | 2008-10-31 | 2013-10-15 | Medtronic, Inc. | Isolation of sensing and stimulation circuitry |
| US20100114237A1 (en) | 2008-10-31 | 2010-05-06 | Medtronic, Inc. | Mood circuit monitoring to control therapy delivery |
| US8301263B2 (en) | 2008-10-31 | 2012-10-30 | Medtronic, Inc. | Therapy module crosstalk mitigation |
| US8688210B2 (en) | 2008-10-31 | 2014-04-01 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device crosstalk evaluation and mitigation |
| US8255057B2 (en) | 2009-01-29 | 2012-08-28 | Nevro Corporation | Systems and methods for producing asynchronous neural responses to treat pain and/or other patient conditions |
| US7974705B2 (en) | 2008-11-13 | 2011-07-05 | Proteus Biomedical, Inc. | Multiplexed multi-electrode neurostimulation devices |
| US9463321B2 (en) | 2008-11-14 | 2016-10-11 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | System and method for adjusting automatic pulse parameters to selectively activate nerve fibers |
| US8504160B2 (en) | 2008-11-14 | 2013-08-06 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | System and method for modulating action potential propagation during spinal cord stimulation |
| CA3153124A1 (en) | 2008-12-05 | 2010-06-10 | Joseph W. Ii Boggs | Systems and methods to place one or more leads in tissue to electrically stimulate nerves of passage to treat pain |
| US9084551B2 (en) | 2008-12-08 | 2015-07-21 | Medtronic Xomed, Inc. | Method and system for monitoring a nerve |
| US20100179626A1 (en) | 2009-01-09 | 2010-07-15 | Medtronic, Inc. | System and method for implanting a paddle lead |
| US20100222858A1 (en) | 2009-02-27 | 2010-09-02 | Meloy T Stuart | Method and system for neurally augmenting sexual function during sexual activity |
| WO2010105261A2 (en) | 2009-03-13 | 2010-09-16 | Baxano, Inc. | Flexible neural localization devices and methods |
| US10286212B2 (en) | 2009-03-20 | 2019-05-14 | Electrocore, Inc. | Nerve stimulation methods for averting imminent onset or episode of a disease |
| US10252074B2 (en) | 2009-03-20 | 2019-04-09 | ElectroCore, LLC | Nerve stimulation methods for averting imminent onset or episode of a disease |
| US8504154B2 (en) | 2009-03-30 | 2013-08-06 | Medtronic, Inc. | Physiological signal amplifier with voltage protection and fast signal recovery |
| AU2009344196A1 (en) | 2009-04-08 | 2011-12-01 | Saluda Medical Pty Limited | Electronics package for an active implantable medical device |
| EP2416840B1 (en) | 2009-04-08 | 2015-09-16 | Saluda Medical Pty Limited | Stitched components of an active implantable medical device |
| US20100258342A1 (en) | 2009-04-08 | 2010-10-14 | National Ict Australia Limited (Nicta) | Bonded hermetic feed through for an active implantable medical device |
| EP2586488B1 (en) | 2009-04-22 | 2017-03-15 | Nevro Corporation | Selective high frequency spinal cord modulation for inhibiting pain with reduced side effects, and associated systems |
| US8744588B2 (en) | 2009-05-07 | 2014-06-03 | Hani Midani | Method and system for connecting an impaired nervous system to a muscle or a group of muscles based on template matching and intelligent end points |
| WO2010138915A1 (en) | 2009-05-29 | 2010-12-02 | University Of Washington | Vestibular implant |
| US20100331926A1 (en) | 2009-06-24 | 2010-12-30 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Reversing recruitment order by anode intensification |
| WO2011011327A1 (en) | 2009-07-20 | 2011-01-27 | National Ict Australia Limited | Neuro-stimulation |
| US8498710B2 (en) | 2009-07-28 | 2013-07-30 | Nevro Corporation | Linked area parameter adjustment for spinal cord stimulation and associated systems and methods |
| US20110028859A1 (en) | 2009-07-31 | 2011-02-03 | Neuropace, Inc. | Methods, Systems and Devices for Monitoring a Target in a Neural System and Facilitating or Controlling a Cell Therapy |
| KR102452915B1 (ko) | 2009-08-14 | 2022-10-11 | 데이비드 버톤 | 대상자의 의식 상태를 모니터링 또는 분석하기 위한 장치 및 방법 |
| US20110093042A1 (en) | 2009-10-21 | 2011-04-21 | Medtronic, Inc. | Stimulation with utilization of case electrode |
| US11045221B2 (en) | 2009-10-30 | 2021-06-29 | Medtronic, Inc. | Steerable percutaneous paddle stimulation lead |
| US9072910B2 (en) | 2009-11-26 | 2015-07-07 | Saluda Medical Pty Limited | Methods for forming feedthroughs for hermetically sealed housings using powder injection molding |
| US8886323B2 (en) | 2010-02-05 | 2014-11-11 | Medtronic, Inc. | Electrical brain stimulation in gamma band |
| WO2011112773A2 (en) | 2010-03-11 | 2011-09-15 | Mainstay Medical, Inc. | Modular stimulator for treatment of back pain, implantable rf ablation system and methods of use |
| WO2011112843A1 (en) | 2010-03-12 | 2011-09-15 | Inspire Medical Systems, Inc. | Method and system for identifying a location for nerve stimulation |
| KR101866252B1 (ko) | 2010-03-22 | 2018-06-11 | 리서치 파운데이션 오브 더 시티 유니버시티 오브 뉴욕 | 차지 강화된 신경의 전기적 자극 시스템 |
| US9814885B2 (en) | 2010-04-27 | 2017-11-14 | Medtronic, Inc. | Stimulation electrode selection |
| US8406868B2 (en) | 2010-04-29 | 2013-03-26 | Medtronic, Inc. | Therapy using perturbation and effect of physiological systems |
| JP5464072B2 (ja) | 2010-06-16 | 2014-04-09 | ソニー株式会社 | 筋活動診断装置および方法、並びにプログラム |
| AU2011267992B2 (en) | 2010-06-18 | 2013-10-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Neurostimulation system with control using evoked responses |
| AU2013277009B2 (en) | 2010-06-18 | 2016-01-07 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Neurostimulation system with control using evoked responses |
| CN103096850B (zh) | 2010-07-29 | 2016-08-03 | Med-El电气医疗器械有限公司 | 通过植入假体的电诱发脑干反应测量 |
| AU2011293575A1 (en) | 2010-08-23 | 2013-04-11 | Rafael Development Corporation Ltd. | Synchronizing defibrillation pulse delivery with the breathing cycle |
| EP2611494A4 (en) | 2010-08-31 | 2014-01-15 | Saluda Medical Pty Ltd | DISTRIBUTED IMPLANT SYSTEMS |
| EP2443995A3 (en) | 2010-10-21 | 2013-02-27 | Syncrophi Systems Ltd. | An ECG apparatus with lead-off detection |
| US9420960B2 (en) | 2010-10-21 | 2016-08-23 | Medtronic, Inc. | Stereo data representation of biomedical signals along a lead |
| US8805697B2 (en) | 2010-10-25 | 2014-08-12 | Qualcomm Incorporated | Decomposition of music signals using basis functions with time-evolution information |
| WO2012056882A1 (ja) * | 2010-10-27 | 2012-05-03 | 株式会社村田製作所 | 検出回路 |
| US9155503B2 (en) | 2010-10-27 | 2015-10-13 | Cadwell Labs | Apparatus, system, and method for mapping the location of a nerve |
| US8788047B2 (en) | 2010-11-11 | 2014-07-22 | Spr Therapeutics, Llc | Systems and methods for the treatment of pain through neural fiber stimulation |
| KR101198515B1 (ko) | 2010-12-15 | 2012-11-06 | 에스케이하이닉스 주식회사 | 반도체 메모리 소자의 동작 방법 |
| US9326698B2 (en) | 2011-02-18 | 2016-05-03 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Method for automatic, unsupervised classification of high-frequency oscillations in physiological recordings |
| KR101241943B1 (ko) | 2011-03-29 | 2013-03-11 | 한국과학기술연구원 | 손상된 신경의 기능을 복구하기 위한 인공신경 네트워킹 시스템 및 방법 |
| US9155879B2 (en) | 2011-04-08 | 2015-10-13 | University Of Utah Research Foundation | Virtual electrodes for high-density electrode arrays |
| US10448889B2 (en) | 2011-04-29 | 2019-10-22 | Medtronic, Inc. | Determining nerve location relative to electrodes |
| US8515545B2 (en) | 2011-04-29 | 2013-08-20 | Greatbatch Ltd. | Current steering neurostimulator device with unidirectional current sources |
| US9789307B2 (en) | 2011-04-29 | 2017-10-17 | Medtronic, Inc. | Dual prophylactic and abortive electrical stimulation |
| ES2898062T3 (es) | 2011-05-13 | 2022-03-03 | Saluda Medical Pty Ltd | Aparato para controlar un estímulo neuronal |
| US10568559B2 (en) | 2011-05-13 | 2020-02-25 | Saluda Medical Pty Ltd | Method and apparatus for measurement of neural response |
| US9155892B2 (en) | 2011-05-13 | 2015-10-13 | Saluda Medical Pty Limited | Method and apparatus for application of a neural stimulus |
| US9872990B2 (en) | 2011-05-13 | 2018-01-23 | Saluda Medical Pty Limited | Method and apparatus for application of a neural stimulus |
| WO2012155184A1 (en) * | 2011-05-13 | 2012-11-22 | National Ict Australia Ltd | Method and apparatus for measurement of neural response - c |
| CA2835486C (en) | 2011-05-13 | 2022-07-19 | Saluda Medical Pty Limited | Method and apparatus for measurement of neural response - a |
| US9974455B2 (en) | 2011-05-13 | 2018-05-22 | Saluda Medical Pty Ltd. | Method and apparatus for estimating neural recruitment |
| CN103636234B (zh) | 2011-05-24 | 2016-08-24 | Med-El电气医疗器械有限公司 | 用于耳蜗植入物的渐进参数扫描 |
| US20130172774A1 (en) | 2011-07-01 | 2013-07-04 | Neuropace, Inc. | Systems and Methods for Assessing the Effectiveness of a Therapy Including a Drug Regimen Using an Implantable Medical Device |
| WO2013018088A1 (en) | 2011-08-04 | 2013-02-07 | Ramot At Tel-Aviv University Ltd | Il-1 receptor antagonist-coated electrode and uses thereof |
| US9888861B2 (en) | 2011-08-25 | 2018-02-13 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for detecting a biomarker in the presence of electrical stimulation |
| US8483836B2 (en) | 2011-09-07 | 2013-07-09 | Greatbatch Ltd. | Automated search to identify a location for electrical stimulation to treat a patient |
| US10335547B2 (en) | 2011-10-24 | 2019-07-02 | Purdue Research Foundation | Method and apparatus for closed-loop control of nerve activation |
| US20140288577A1 (en) | 2011-11-24 | 2014-09-25 | Saluda Medical Pty Limited | Electrode Assembly for an Active Implantable Medical Device |
| WO2013116161A1 (en) | 2012-01-30 | 2013-08-08 | The Regents Of The University Of California | System and methods for closed-loop cochlear implant |
| FR2988996B1 (fr) | 2012-04-06 | 2015-01-23 | Uromems | Methode et dispositif de controle d'un dispositif implantable |
| US9008790B2 (en) | 2012-04-27 | 2015-04-14 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Timing channel circuitry for creating pulses in an implantable stimulator device |
| US10124160B2 (en) | 2012-05-16 | 2018-11-13 | University Of Utah Research Foundation | Charge steering high density electrode array |
| EP2861297B1 (en) | 2012-06-15 | 2017-04-12 | Case Western Reserve University | Implantable cuff for functional electrical stimulation and monitoring |
| EP2863990B1 (en) | 2012-06-21 | 2017-08-09 | Neuronano AB | Medical microelectrode |
| TWI498101B (zh) | 2012-08-30 | 2015-09-01 | Univ Nat Chiao Tung | 神經纖維分佈之分析方法及標準化誘發復合動作電位之量測方法 |
| DE102012218057A1 (de) | 2012-10-02 | 2014-04-03 | Forschungszentrum Jülich GmbH | Vorrichtung und verfahren zur untersuchung einer krankhaften interaktion zwischen verschiedenen hirnarealen |
| EP2908904B1 (en) | 2012-11-06 | 2020-09-23 | Saluda Medical Pty Limited | System for controlling electrical conditions of tissue |
| AU2013344312B2 (en) | 2012-11-06 | 2018-03-08 | Saluda Medical Pty Ltd | Method and system for controlling electrical conditions of tissue II |
| US9533148B2 (en) | 2013-02-22 | 2017-01-03 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Neurostimulation system and method for automatically adjusting stimulation and reducing energy requirements using evoked action potential |
| US20140276925A1 (en) | 2013-03-12 | 2014-09-18 | Spinal Modulation, Inc. | Methods and systems for use in guiding implantation of a neuromodulation lead |
| US10105091B2 (en) | 2013-03-12 | 2018-10-23 | The Cleveland Clinic Foundation | Methods of using nerve evoked potentials to monitor a surgical procedure |
| US9446235B2 (en) | 2013-03-14 | 2016-09-20 | Medtronic, Inc. | Low frequency electrical stimulation therapy for pelvic floor disorders |
| US9610444B2 (en) | 2013-03-15 | 2017-04-04 | Pacesetter, Inc. | Erythropoeitin production by electrical stimulation |
| CN105120946B (zh) | 2013-03-15 | 2017-05-17 | 波士顿科学神经调制公司 | 用于神经刺激系统中的电流引导方向编程的技术 |
| CN107551402B (zh) | 2013-03-15 | 2021-06-18 | 波士顿科学神经调制公司 | 用于递送亚阈值治疗到患者的系统和方法 |
| US9427581B2 (en) | 2013-04-28 | 2016-08-30 | ElectroCore, LLC | Devices and methods for treating medical disorders with evoked potentials and vagus nerve stimulation |
| EP2999514A4 (en) | 2013-05-21 | 2017-03-15 | Duke University | Devices, systems and methods for deep brain stimulation parameters |
| US11083402B2 (en) | 2013-06-04 | 2021-08-10 | Medtronic, Inc. | Patient state determination based on one or more spectral characteristics of a bioelectrical brain signal |
| US9545516B2 (en) | 2013-07-19 | 2017-01-17 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Triphasic pulses to reduce undesirable side-effects in cochlear implants |
| PL3777963T3 (pl) | 2013-07-19 | 2024-02-19 | Med-El Elektromedizinische Geräte GmbH | Trójfazowe impulsy do zmniejszania niepożądanych skutków ubocznych w implantach ślimakowych |
| KR20160078481A (ko) | 2013-11-01 | 2016-07-04 | 메드트로닉 좀드 인코퍼레이티드 | 고리 전극들을 구비한 폴리 카데터 |
| EP3068296A4 (en) | 2013-11-15 | 2017-07-19 | Saluda Medical Pty Limited | Monitoring brain neural potentials |
| JP6671021B2 (ja) | 2013-11-22 | 2020-03-25 | サルーダ・メディカル・ピーティーワイ・リミテッド | 神経測定において神経反応を検出するための方法およびデバイス |
| WO2015109239A1 (en) | 2014-01-17 | 2015-07-23 | Medtronic, Inc. | Movement disorder symptom control |
| EP3122247A4 (en) | 2014-03-28 | 2017-11-08 | Saluda Medical Pty Ltd | Assessing neural state from action potentials |
| CA2944042C (en) | 2014-05-05 | 2023-08-29 | Saluda Medical Pty Ltd | Improved neural measurement |
| US9302112B2 (en) | 2014-06-13 | 2016-04-05 | Pacesetter, Inc. | Method and system for non-linear feedback control of spinal cord stimulation |
| ES2873255T3 (es) | 2014-07-25 | 2021-11-03 | Saluda Medical Pty Ltd | Dosificación de estimulación neurológica |
| EP3197543B1 (en) | 2014-09-23 | 2019-03-13 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Systems for receiving user-provided selection of electrode lists |
| JP6437638B2 (ja) | 2014-09-23 | 2018-12-12 | ボストン サイエンティフィック ニューロモデュレイション コーポレイション | 後角刺激を較正するためのシステム |
| EP3197540A1 (en) | 2014-09-23 | 2017-08-02 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Short pulse width stimulation |
| EP3206745A1 (en) | 2014-10-13 | 2017-08-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems and methods for delivering vagal therapy |
| US10471268B2 (en) | 2014-10-16 | 2019-11-12 | Mainstay Medical Limited | Systems and methods for monitoring muscle rehabilitation |
| US9597507B2 (en) | 2014-10-31 | 2017-03-21 | Medtronic, Inc. | Paired stimulation pulses based on sensed compound action potential |
| US9610448B2 (en) | 2014-11-12 | 2017-04-04 | Pacesetter, Inc. | System and method to control a non-paresthesia stimulation based on sensory action potentials |
| AU2015349614B2 (en) | 2014-11-17 | 2020-10-22 | Saluda Medical Pty Ltd | Method and device for detecting a neural response in neural measurements |
| US10603484B2 (en) | 2014-11-25 | 2020-03-31 | Medtronic Bakken Research Center B.V. | System and method for neurostimulation and/or neurorecording |
| EP3218046B1 (en) | 2014-12-11 | 2024-04-17 | Saluda Medical Pty Ltd | Device and computer program for feedback control of neural stimulation |
| US10588698B2 (en) | 2014-12-11 | 2020-03-17 | Saluda Medical Pty Ltd | Implantable electrode positioning |
| US20160166164A1 (en) | 2014-12-11 | 2016-06-16 | Saluda Medical Pty Limited | Method and Apparatus for Detecting Neural Injury |
| US9387325B1 (en) | 2014-12-19 | 2016-07-12 | Pacesetter, Inc. | System and method to control dorsal root stimulation parameters based on frequency decomposition |
| US10918872B2 (en) | 2015-01-19 | 2021-02-16 | Saluda Medical Pty Ltd | Method and device for neural implant communication |
| EP3957356A1 (en) | 2015-04-09 | 2022-02-23 | Saluda Medical Pty Limited | Electrode to nerve distance estimation |
| EP3283166A4 (en) | 2015-04-17 | 2019-01-16 | Micron Devices LLC | FLEXIBLE CIRCUIT FOR AN IMPLANTABLE DEVICE |
| JP7071257B2 (ja) | 2015-05-31 | 2022-05-18 | クローズド・ループ・メディカル・ピーティーワイ・リミテッド | 脳神経刺激装置電極の取付け |
| WO2016191808A1 (en) | 2015-05-31 | 2016-12-08 | Saluda Medical Pty Ltd | Monitoring brain neural activity |
| JP7204325B2 (ja) | 2015-06-01 | 2023-01-16 | クローズド・ループ・メディカル・ピーティーワイ・リミテッド | 運動線維ニューロモジュレーション |
| CN108367149B (zh) | 2015-09-22 | 2021-10-22 | 心脏起搏器股份公司 | 用于监视自主健康的系统和方法 |
| US9925379B2 (en) | 2015-12-22 | 2018-03-27 | Pacesetter, Inc. | System and method for managing stimulation of select A-beta fiber components |
| WO2017173493A1 (en) | 2016-04-05 | 2017-10-12 | Saluda Medical Pty Ltd | Improved feedback control of neuromodulation |
| US10980487B2 (en) | 2016-05-31 | 2021-04-20 | The Regents Of The University Of California | Systems and methods for reducing noise caused by stimulation artifacts in neural signals received by neuro-modulation devices |
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| US10576265B2 (en) | 2016-09-10 | 2020-03-03 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Pulse definition circuitry for creating stimulation waveforms in an implantable pulse generator |
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