JP2012525206A - 移植可能なデバイスのためのリード線のための方法および装置 - Google Patents

移植可能なデバイスのためのリード線のための方法および装置 Download PDF

Info

Publication number
JP2012525206A
JP2012525206A JP2012508448A JP2012508448A JP2012525206A JP 2012525206 A JP2012525206 A JP 2012525206A JP 2012508448 A JP2012508448 A JP 2012508448A JP 2012508448 A JP2012508448 A JP 2012508448A JP 2012525206 A JP2012525206 A JP 2012525206A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
conductor
lead
integrated circuit
charge pump
powered
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.)
Pending
Application number
JP2012508448A
Other languages
English (en)
Inventor
ズデブリック，マーク
Original Assignee
プロテウス バイオメディカル インコーポレイテッド
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by プロテウス バイオメディカル インコーポレイテッド filed Critical プロテウス バイオメディカル インコーポレイテッド
Publication of JP2012525206A publication Critical patent/JP2012525206A/ja
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/056—Transvascular endocardial electrode systems
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/0404—Electrodes for external use
    • A61N1/0472—Structure-related aspects
    • A61N1/048—Electrodes characterised by a specific connection between lead and electrode
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/0404—Electrodes for external use
    • A61N1/0472—Structure-related aspects
    • A61N1/0488—Details about the lead
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • A61N1/378—Electrical supply

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)

Abstract

１つ以上の電極のうちのいずれかを、リード線に沿って導体と選択的に接続することを許容する制御手段として、電荷ポンプは、同一の集積回路チップ内に設けられる。電荷ポンプは、１ボルトの供給から約２ボルトを導出し、数十マイクロ秒以内に安定する。電荷ポンプは、３つのダブラから成ってもよく、第１のダブラは、第２および第３のダブラに対して、タイミング信号を生成し、第２および第３のダブラは、互いに位相ずれで作動する。

Description

古い移植可能なデバイスと接続した際、うまく作動し、なおかつ現代の移植可能なデバイスとともに使用した際の適合性等の、高度化された機能も提供し、まだ考案されていない移植可能なデバイスとともに作動するための柔軟性をさらに提供する、移植可能なデバイスのためのリード線を作製することは容易ではない。
移植可能なデバイスの典型的な例は、心臓ペースメーカである。他の移植可能なデバイスとしては、除細動器、薬物送達システム、神経刺激器、および骨成長刺激器が挙げられる。
リード線の設計者に直面する多くの課題のうちの１つは、設計者が、ペースメーカ等の外部機器によって、リード線に提供される動力について、非常に多くの想定を立てることが許容されていないという問題である。動力は、ことによると、１ボルト等の小さい、非常に制限された電圧である可能性がある。しかし、リード線の各衛星内のチップの主回路は、その処理を実施するために、約２ボルトを要する可能性が高い。
米国特許出願公開第２００６／００５８５８８号明細書
電圧ダブラまたは電荷ポンプは、１つ以上の電極のうちのいずれかを、リード線に沿って、導体に選択的に接続することを許容する制御手段として、同一の集積回路チップ内に提供される。電圧ダブラは、１ボルトの供給から約２ボルトを導出し、数十マイクロ秒以内に安定する。電圧ダブラは、３つのダブラから成ってもよく、第１のダブラは、第２および第３のダブラに対して、タイミング信号を生成し、第２および第３のダブラは、互いに位相ずれで作動する。
移植可能なデバイス１０１とヒトの心臓に移植されたリード線１０２を含むリード線とを示す。 衛星２０２を有する図１で採用されるタイプのリード線２００を示す。 図２に示される衛星２０２の機能ブロック図である。 当該技術分野で公知の標準的なフライングコンデンサ電圧ダブラを示す。 本発明に係る装置において採用される電圧ダブラの図式的詳細を示す。 より良好な動力生成を提供するように、互いに位相ずれで励起される、２つの電圧ダブラを示す。 本発明に係る、カスケード接続された電圧ダブラを示す。 図３の衛星の集積回路において使用される可能性がある切り替え回路を示す。 リード線に沿って配置される３つの異なるタイプの４つのチップを示す。
本発明をいくつかの図における図面に関して説明する。
可能な場合、図面間の同様の要素は、表記の便宜上、同様の参照番号とともに指定されている。
本発明の実施形態に係る、移植可能なパルス生成器を、図１に示す。図１は、本発明の実施形態に従い、多電極ペーシングリード線に組み込まれたいくつかのペーシング衛星の位置を図示する。ペーシングおよび信号検出システム１０１は、心外通信を提供し、全体的システムための要素を制御する。一部の実施形態において、ペーシングおよび信号検出システム１０１は、例えば、外部または体外位置にあるペースメーカのペーシングであってもよい。
右心室リード線１０２は、ペーシングおよび信号検出システム１０１から出て、ペーシングおよび信号検出システム１０１からの皮下位置から、患者の体内に入り（例えば、好ましくは、鎖骨下静脈アクセス）、上大静脈を通って右心房に入る。右心房から、右心室リード線１０２は、三尖弁に通され、右心室の壁に沿った位置まで通される。右心室リード線１０２の遠位部分は、好ましくは、心室内中隔に沿って配置され、固定によって、右心室心尖部で終端する。右心室リード線１０２は、位置１０３および１０４に位置付けられる衛星を含む。
心室リード線１０２の衛星の数は限定されず、図１に示される衛星の数を下回っても、上回ってもよい。
同様に、左心室リード線１０５は、ペーシングおよび信号検出システム１０１から出て、右心室リード線１０２と実質的に同一の経路を辿る（例えば、鎖骨下静脈アクセスにより、上大静脈を通って、右心房へ）。右心房において、左心室リード線１０５は、冠状静脈洞の中に流出する心臓静脈内の心臓の後壁を回って、冠状静脈洞に通される。左心室リード線１０５は、左心室の壁に沿って側方に提供され、これは、二心室ペーシングに対して有利な位置となる可能性が高い。図１は、左心室リード線１０５に沿って、位置１０６および１０７に位置付けられる衛星を示す。右心室リード線１０２には、任意選択的に、右心室に圧力センサ１０８が提供されてもよい。信号多重化配設は、リード線が、ペーシングおよび信号収集目的（例えば、右心室リード線１０２）のために、かかる能動デバイス（例えば、圧力センサ１０８）を含むことを可能にする。ペーシングおよび信号検出システム１０１は、位置１０３、１０４、１０６および１０７で、衛星の各々と通信する。衛星によって制御される電極は、心臓脱分極信号を検出するためにも使用することができる。さらに、加速度計、歪みゲージ、角度ゲージ、温度センサ等の、他のタイプのセンサを、リード線のいずれかに含めることができる。
上のシステムにおいて、デバイス構成要素を、多重システム（例えば、米国特許第７，２１４，１８９号、第２００４０１９３０２１号として公開された米国特許出願第１０／７３４，４９０号、第２００８０２５５６４７号として公開された第１１／７９３，９０４号、および第２００８０３１２７２６号として公開された第１１／７９４，０１６号に記載され、これらの開示は、参照することによって、本明細書に組み込まれる）によって、電極リード線１０５の近位端に接続することができる。電極リード線１０５の近位端は、例えば、ＩＳ−１コネクタを介して、ペースメーカ１０１に接続する。
ある実施形態の使用中、電極リード線１０５は、導入器、ガイドカテーテル、ガイドワイヤ、および／または探り針を含む、標準的な心臓リード線配置デバイスを使用して、心臓内に配置される。簡潔に述べると、導入器は、鎖骨静脈の中へ配置される。ガイドカテーテルは、導入器を通って配置され、右心房内の冠状静脈洞を位置特定するために使用される。次いで、ガイドワイヤは、左心室心臓静脈の位置を特定するために使用される。電極リード線１０５は、ガイドワイヤ上を左心室心臓静脈の中へ摺動され、ＣＲＴに最適な位置が見つかるまで試験される。一旦移植されると、多電極リード線１０５は、依然として、最適な電極位置の継続的な再調整を可能にする。電極リード線１０２は、心臓の右心室に配置される。この図では、電極リード線１０２は、１つ、または複数の電極１０３、１０４が提供される。
電極リード線１０２は、心臓右心室リード線に関する典型的な配置手順に類似した手順で、心臓に配置される。電極リード線１０２は、導入器、ガイドカテーテル、ガイドワイヤ、および／または探り針を含む、標準的な心臓リード線デバイスを使用して、心臓に配置される。電極リード線１０２は、鎖骨静脈の中へ挿入され、上大静脈を通り、右心房を通って、右心室へ下る。電極リード線１０２は、蛍光透視下で、電極リード線１０２を固定するために、臨床的に最適、かつ運搬上実践的であると臨床医が判断した位置に位置付けられる。
上の説明の態様を要約すると、本発明の移植可能なパルス生成器を使用する上で、かかる方法は、例えば、上述した移植可能なパルス生成器を、対象に移植することを含み、移植されたパルス生成器は、例えば、対象の心臓をペーシングするため、対象において、心臓再同期療法を実施するため等のものである。本明細書において、本発明の説明は、対象または患者を参照するある例において提供される。本明細書において使用する「対象」および「患者」という用語は、動物等の生きている実体を指す。ある実施形態において、動物は、「哺乳動物」または「哺乳類」であり、これらの用語は、肉食目（例えば、イヌおよびネコ）、齧歯目（例えば、マウス、モルモット、およびラット）、ウサギ目（例えば、ウサギ）、ならびに霊長目（例えば、ヒト、チンパンジー、およびサル）を含む、哺乳綱内にある生命体を説明するために、広義で使用される。ある実施形態において、対象、例えば、患者は、ヒトである。
動作中、移植可能なパルス生成器の使用は、電気エネルギーを対象に送達するように、パルス生成器の電極のうちの少なくとも１つを起動することを含むことができ、本方法が、パルス生成器の電極のどれを起動するかをまず判断し、次いで、電極を起動することを含むように、起動は選択的であってもよい。例えば、ペーシングおよびＣＲＴのために、ＩＰＧを使用する方法は、米国特許第ＵＳ７２１４１８９号、発明の名称「Ｍｅｔｈｏｄｓ ａｎｄ ａｐｐａｒａｔｕｓ ｆｏｒ ｔｉｓｓｕｅ ａｃｔｉｖａｔｉｏｎ ａｎｄ ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ：組織の活性およびモニタリングのための方法および装置」、米国公開第ＵＳ２００８−０２５５６４７号、発明の名称「Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ ａｄｄｒｅｓｓａｂｌｅ ｓｅｇｍｅｎｔｅｄ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ：移植可能な位置決め可能な分離された電極」、ＰＣＴ公開第ＷＯ ２００６／０６９３２３号、発明の名称「Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ ｈｅｒｍｅｔｉｃａｌｌｙ ｓｅａｌｅｄ ｓｔｒｕｃｔｕｒｅｓ：移植可能な密封された構造」、国際特許公開第ＷＯ２００７／０７５９７４号、発明の名称「Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ ｃｉｒｃｕｉｔ：移植可能な集積回路」、および米国特許公報第ＵＳ２００８−００７７１８６号、発明の名称「Ｈｉｇｈ ｐｈｒｅｎｉｃ， ｌｏｗ ｃａｐｔｕｒｅ ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ ｐａｃｉｎｇ ｄｅｖｉｃｅｓ ａｎｄ ｍｅｔｈｏｄｓ：高横隔膜の低捕獲閾値ペーシング装置および方法」に開示されており、これらの出願の動作の種々の方法の開示は、参照することによって、本明細書に組み込まれ、本デバイスとともに使用することに適用可能である。
図２は、本発明の多重リード線実施形態に係る、いくつかの例示的なペーシング衛星の外観図である。一実施形態によると、ペーシングリード線２００（例えば、図１の右心室リード線１０２または左心室リード線１０５）は、衛星２０２等の、いくつか（例えば、８つ）の衛星に結合される、２つのバスワイヤＳ１およびＳ２を収容する。Ｓ２は、例示的な実施形態において、陽極導体であり、Ｓ１は、陰極導体である。図２はまた、衛星２０２を拡大図とともに示す。衛星２０２は、衛星２０２の円筒状の外壁の４つの四分円に配置され、本発明の支持構造によって支持される、電極２１２、２１４、２１６、および２１８を含む。各衛星はまた、４つの電極のうちのどれが、バスワイヤＳ１またはＳ２に結合されるかを判断する、構成信号を受信するように、ペーシングおよび信号検出システムと通信する、構造の内側に制御チップを含有する。
電極によって収集される、構成信号、後続のペーシングパルス信号、およびアナログ信号はすべて、いずれの方向においても、バスワイヤＳ１およびＳ２を通して通信させることができる。対称な配設で示されているが、電極２１２、２１４、２１６および２１８は、これらの電極間の容量結合を最小化するように、リード線２００に沿ってずれていてもよい。電極の四分円配設は、好ましい方向に、例えば、神経から離して、またはペーシング電流を減衰するように構成される電極に面して、配向される電極を介して、ペーシング電流を供与することを可能にする。かかる精密なペーシングは、低動力ペーシング、およびペーシング信号によって引き起こされた組織損傷の最小化を可能にする。
リード線は、多様な異なるエフェクタ要素をさらに含むことができ、要素は、衛星、または衛星とは別個の構造を採用してもよい。エフェクタは、これらに限定されないが、圧力データ、体積データ、寸法データ、温度データ、酸素または二酸化炭素濃度データ、ヘマトクリットデータ、電気伝導データ、電位データ、ｐＨデータ、化学データ、血流速度データ、熱伝導データ、光学特性データ、断面積データ、粘度データ、放射線データ等のデータを収集することを目的とすることができる。したがって、エフェクタは、センサ、例えば、温度センサ、加速度計、超音波送信器もしくは受信器、電圧センサ、電位センサ、電流センサ等であってもよい。代替的に、エフェクタは、電流もしくは電圧を提供すること、電位を設定すること、物質もしくは領域を加熱すること、圧力変化を誘導すること、材料もしくは物質を解放または捕捉すること、光を発出すること、音響もしくは超音波エネルギーを発出すること、放射線を発出すること等を、起動または介入を目的とすることができる。
関心のエフェクタは、本出願の発明者のうちの少なくとも一部による以下の出願に説明されるそれらのエフェクタを含むが、これらに限定されない。米国特許公開第ＵＳ２００４０１９３０２１号、発明の名称「Ｍｅｔｈｏｄ Ａｎｄ Ｓｙｓｔｅｍ Ｆｏｒ Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ Ａｎｄ Ｔｒｅａｔｉｎｇ Ｈｅｍｏｄｙｎａｍｉｃ Ｐａｒａｍｅｔｅｒｓ：血液力学パラメータをモニタおよび処理するための方法および装置」、米国特許公開第ＵＳ２００６００５８５８８号、発明の名称「Ｍｅｔｈｏｄｓ Ａｎｄ Ａｐｐａｒａｔｕｓ Ｆｏｒ Ｔｉｓｓｕｅ Ａｃｔｉｖａｔｉｏｎ Ａｎｄ Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ：組織の活性およびモニタリングのための方法および装置」、国際特許公開第ＷＯ２００６／０６９３２３号、米国特許公報第ＵＳ２００６−０１６１２１１号、発明の名称「Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ａｃｃｅｌｅｒｏｍｅｔｅｒ−Ｂａｓｅｄ Ｃａｒｄｉａｃ Ｗａｌｌ Ｐｏｓｉｔｉｏｎ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ：移植可能な加速度計に基づく心臓壁位置検出器」、米国特許第７，２００，４３９号、発明の名称「Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ａｐｐａｒａｔｕｓ ｆｏｒ Ｅｎｈａｎｃｉｎｇ Ｃａｒｄｉａｃ Ｐａｃｉｎｇ：心臓ペーシングを高めるための方法および装置」、米国特許第７，２０４，７９８号、発明の名称「Ｍｅｔｈｏｄｓ ａｎｄ Ｓｙｓｔｅｍｓ ｆｏｒ Ｍｅａｓｕｒｉｎｇ Ｃａｒｄｉａｃ Ｐａｒａｍｅｔｅｒｓ：心臓パラメータを計測するための方法および装置」、米国特許第７，２６７，６４９号、発明の名称「Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ Ｒｅｍｏｔｅ Ｈｅｍｏｄｙｎａｍｉｃ Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ：遠隔血液力学モニタリングのための方法およびシステム」、米国特許公報第ＵＳ２００６−０２１７７９３号、発明の名称「Ｆｉｂｅｒｏｐｔｉｃ Ｔｉｓｓｕｅ Ｍｏｔｉｏｎ Ｓｅｎｓｏｒ：ファイバオプティック組織活動センサ」、米国特許第７，０２８，５５０号、発明の名称「Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｐｒｅｓｓｕｒｅ Ｓｅｎｓｏｒｓ：移植可能な圧力センサ」、米国特許公報第ＵＳ２００６−０１１６５８１号、発明の名称「Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｄｏｐｐｌｅｒ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ Ｓｙｓｔｅｍ：移植可能なドプラー断層写真システム」、および米国特許公報第ＵＳ２００８−０２５５６２９号、発明の名称「Ｃａｒｄｉａｃ Ｍｏｔｉｏｎ Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ ｂｙ Ｓｔｒａｉｎ Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ：圧力測定による心臓活動特性」。これらの出願は、その全体として、参照することにより、本明細書に組み込まれる。
典型的な衛星２０２（図２に図示）は、図３により詳細に示されている。導体Ｓ１、Ｓ２は、ＩＣ（集積回路）３０１と接続して示されており、これは、６端末デバイスである。他方の４つの端末は、電極２１２、２１４、２１６、および２１８（図２でも見える）への接続点である。
ＩＣ３０１は、動力抽出部３０２、データ／クロック回復部３０３、コマンド解釈部３０４、および切り替え部３０５を含む。
動力抽出部３０２は、導体Ｓ１、Ｓ２からＤＣ動力を取得し、その動力を、ＩＣ３０１の他の部分での使用に、例えば、動力線ＶHighおよび接地として、利用可能にする。
データ／クロック回復部３０３は、導体Ｓ１、Ｓ２からのクロック信号を検出し、クロック信号を使用して、導体Ｓ１、Ｓ２でデータを検出するように、導体Ｓ１、Ｓ２のサンプリングを計時する。コマンド解釈部３０４は、データ／クロック回復部３０３からデータを受信し、データからコマンドを選出する。
切り替え部３０５は、コマンド解釈部３０４からのコマンドに応答し、電極２１２、２１４、２１６、２１８を、導体Ｓ１または導体Ｓ２と選択的に接続する。
ＩＣ３０１が、メッセージを導体Ｓ１、Ｓ２に沿って、システム１０１（図１）に送信し戻すことを許容する回路もまた、提供されてもよい。
データ／クロック回復部３０３およびコマンド解釈部３０４は、参照することによって、本明細書に組み込まれる、国際特許公開第ＷＯ２００７／０７５９７４号、または前述の列記された他の特許文書に記載される、回路であってもよい。
デフォルトモード動作
一実施形態において、集積回路は、例えば、回路が、多電極リード線（ＭＥＬ）等の、リード線上の電極アセンブリに採用される、デフォルトモードにおいて、動作可能であるように構成される。かかる実施形態において、回路は、デフォルトモード機能ブロックを含み、これは、回路、およびそこへ結合されるアセンブリが、電極がまず動力供給され、構成されることなく、デフォルトモードで動作することを可能にする。したがって、これらの実施形態において、前記集積回路によって提供されるデバイス構成は、動力が前記集積回路に印加されることなく、機能的である。このデフォルトモード動作は、ペースメーカ等の、移植可能な医療デバイスが、電極構成のために余分な動力を消費することなく動作することを可能にする。さらに、デフォルトモード動作は、ＭＥＬが、従来のペーシングシステムと容易に相互動作することを可能にする。かかる実施形態において、集積回路は、例えば、前述したように、デフォルト動作を可能にする、機能ブロックを有してもよい。
ある実施形態において、回路は、前記回路が動力供給されると、１つの供給端末を、１つ以上のエフェクタに接続する、デフォルト構成を有するように構成される。したがって、これらの実施形態において、回路が動力供給されると、回路は、遠隔源からいかなる構成データも受信することなく、回路に結合される１つ以上のエフェクタに関して、デフォルト構成を採る。
この機能をさらに詳細に述べると、本発明の実施形態は、デフォルトモードで動作可能である、多電極リード線（ＭＥＬ）の衛星ユニット等の、移植可能なデバイスを提供する。かかるデバイスは、動力供給後に、構成データを受信するか否かに関わらず、動力が供給されると動作可能となるように構成される、集積回路を含む。例えば、本発明のペースメーカリード線は、ペースメーカ缶から電極構成信号を受信するか否かに関わらず、ペースメーカ缶に結合された後、デフォルトモードで動作することができる。デフォルトモードにおいて、ペースメーカリード線は、許容される範囲内にあるペーシング信号に応答して、ペーシング機能を提供することができる。ペースメーカリード線によって許容される信号の範囲は、多くの異なるモデルのペースメーカ缶によって生成されるペーシング信号を含むのに十分広範である。したがって、本発明のペースメーカリード線は、特定の製造者によって作製される１つのペースメーカ缶モデル、または１つの部類のペースメーカ缶のみとの使用に限定されない。
本発明は、必要性が生じた場合、既存の缶を、多種多様の型式およびモデルからの１つと取り替える能力を提供する。これは、既存のペースメーカリード線を使用しながら、達成することができる。これは、既存のペースメーカリード線を取り替えるための追加の外科的処置を実施する上で、望ましい。移植されたペースメーカリード線が、任意の製造者によって作製された１つのペースメーカモデル、またはある部類のペースメーカモデルによって生成されるペーシング信号に応答することができれば、望ましいであろう。
ペースメーカリード線は、１つ以上の集積回路チップを含むことができる。チップの各々は、一組のスイッチ（例えば、４つのスイッチ）を含むことができる。スイッチの各々は、リード線の陽極ワイヤまたは陰極ワイヤを、電極に結合または分離する。スイッチは、典型的に、任意の簡便な回路設計技術に従って、一組のトランジスタによって移植される。
本発明のペースメーカリード線は、ペースメーカ缶に接続される。ペースメーカリード線は、デフォルトモードで動作可能である。デフォルトモードにおいて、集積回路チップ内のスイッチは、デフォルト構成の状態のままであるか、デフォルト構成に切り替わる。スイッチがデフォルト構成にある際、電極のうちの１つ以上は、陽極ワイヤおよび／または陰極ワイヤに結合される。一手法において、１つ以上のチップ内のスイッチは、対応する電極を陽極ワイヤまたは陰極ワイヤに結合するように切り替わることができる。スイッチはまた、ペースメーカが、電流をその電極に送信することができないように、陽極ワイヤおよび陰極ワイヤの双方から、対応する電極を分離することができる。このため、スイッチの各々は、分離された状態、陽極ワイヤに結合された状態、または陰極ワイヤに結合された状態の３つの状態のうちの１つに配置することができる。
図９に戻ると、端部９５２でペースメーカ缶に接続するペースメーカリード線９５１が示されている。リード線９５１の遠位端部（端部９５２から最も遠い端部）に設置されているのが、チップ９５６である。次が、チップ９５５であり、次いでチップ９５４であり、最後にペースメーカ缶に最も近いチップ９５３である。（本実施例は、４つのチップひいては４つの衛星を示すが、他の数が採用されてもよい。）
各チップは、電極に接続される。例えば、チップ９５３は、電極９５７に接続され、チップ９５４は、電極９５８に接続され、チップ９５５は、電極９５９に接続され、チップ９５６は、電極９６０に接続される。
各チップ内には、特定の電極を導体Ｓ１に、もしくは導体Ｓ２に選択的に接続することができるか、または導体Ｓ１およびＳ２に関して、電極を高インピーダンスにしておくことができる、半導体スイッチ（図９においては、明確にするために省略）がある。各電極は、２つのかかるスイッチ（一方はＳ１に結合され、他方はＳ２に結合される）を有し、このため、本実施形態において、各チップは、各チップが８つのかかるスイッチを含有するように、４つの電極を有する。このため、４つのチップを有するリード線９５１の例示的な実施形態において、３２個のかかるスイッチが存在する。
例示的な実施形態において、９５３、９５４、９５５、９５６に設置されるチップは、それらのデフォルト機能において、同一ではない。第１のタイプのチップは、デフォルトにおいて、その電極のすべてを陰極（Ｓ１）導体に接続するチップである。第２のタイプのチップは、デフォルトにおいて、その電極のすべてを陽極（Ｓ２）導体に接続する。第３のタイプのチップは、デフォルトにおいて、その電極を導体のうちのいずれにも接続しない。
図９の実施形態において、チップ９５６は、即ち、陰極（Ｓ１）導体へのデフォルト接続を伴う、第１のタイプ（ここでは「ｃ０」と称する）である。チップ９５５は、即ち、陽極（Ｓ２）導体へのデフォルト接続を伴う、第２のタイプ（ここでは「ａ１」と称する）である。チップ９５４、９５３の各々は、デフォルトにおいて、その電極をいずれの導体にも接続しない、第３のタイプ（ここでは「ｓ」と称する）である。
単一ワイヤ方法（Ｓ１導体で発出されるパルスに対する帰線として、生体組織を使用）でパルスを送信する古いペースメーカの場合、唯一の活性電極９６０は、遠位衛星にあるものである。
２ワイヤ方法（導体Ｓ１およびＳ２上）でパルスを送信する古いペースメーカの場合、活性電極は、９５９にあるもの（Ｓ２導体と結合）および９６０にあるもの（Ｓ１導体と結合）である。
一種のタイプのペースメーカ缶は、移植可能なペースメーカリード線内にある、集積回路チップ内のスイッチの状態を制御することができる、構成信号を生成することが可能である。これらのタイプのペースメーカ缶は、任意の所望のペーシング構成におけるリード線内の電極のうちのいずれかを刺激するために、スイッチの状態を変更することが可能である。
しかしながら、他のタイプのペースメーカ缶は、スイッチの状態を制御するための構成信号を生成することができない。本発明によれば、電極のうちの１つ以上は、デフォルトモードにおいて、陽極および／または陰極ワイヤに結合される。したがって、スイッチの状態を変更するための構成信号を生成することが可能ではないペースメーカ缶は、依然として、デフォルトモードにおいて、電極のうちの少なくとも１つに、電流を送信することが可能である。スイッチのデフォルト構成により、許容される範囲内のペーシング信号を生成することが可能であるいずれのペースメーカ缶も、心臓組織を刺激し、少なくとも基本的なペーシング機能を提供することが可能になる。
本発明の一種の実施形態によれば、移植可能なペースメーカリード線は、リード線がペースメーカ缶に結合される前に、すでに機能的デフォルトモードである。本発明の他の実施形態によれば、移植可能なペースメーカリード線は、リード線がペースメーカ缶に結合され、動力供給電圧が所定の閾値電圧に達するか、またはそれを超過した後に、機能的デフォルトモードに入る。図９に関連して前述したように、ペースメーカリード線上の集積回路チップは、陽極デフォルト、陰極デフォルト、およびオフデフォルトの３つのタイプのデフォルトモードチップに分類することができる。陽極デフォルトチップは、デフォルトモードで、１つ以上の電極を陽極ワイヤに結合するスイッチを含有する。陽極デフォルトチップに対するＤＣリード線インピーダンスは、例えば、約１２０Ω等の、約１１２から約２２５Ω等の約２０から約２２５Ωの範囲内とすることができる。
陰極デフォルトチップは、デフォルトモードで、１つ以上の電極を陰極ワイヤに結合するスイッチを含有する。陰極デフォルトチップに対するＤＣリード線インピーダンスは、例えば、約４０Ωを含む、約２０から約８０Ω等の、約１５から約８０Ωの範囲内とすることができる。ペーシング信号のパルス振幅が増加される場合、リード線インピーダンスは、低減される。
デフォルトによってオフ状態であるチップは、それらの電極のすべてを、陽極および陰極ワイヤから切断するスイッチを含有する。デフォルトによってオフ状態であるチップは、例えば、ペースメーカ缶を使用して動力投入されるまで、約１メガオームのインピーダンスの範囲内とすることができる。
本発明のペースメーカリード線は、対応する数の電極に結合される、任意の数のスイッチを有する集積回路チップを有することができる。例えば、一例において、電極構成は、患者に効果的な治療処置を提供するように設定することができる。別の例において、電極構成は、同一の患者に、より効果的な治療処置を提供するように再設定することができる。
動力生成
図３に戻ると、動力抽出または動力生成回路３０２が示されている。導体Ｓ１およびＳ２は、チップ３０１の外側から動力を受信する。動力抽出回路３０２には、チップ３０１内で使用するための適切な動力供給を展開する処理があり、ここでは、導体３０８および３０６は、任意に、それぞれＶｈｉｇｈおよびＶｌｏｗとして示される。
Ｓ２導体への電極切り替え
図３に戻ると、切り替え回路３０５が示されている。導体Ｓ１およびＳ２は、チップ３０１の外側から信号を受信する。切り替え回路３０５は、各電極２１２、２１４、２１６、２１８に対するトライステートドライバを提供する。「トライステートドライバ」とは、特定の電極が、導体Ｓ１もしくは導体Ｓ２に接続される可能性があるか、または導体Ｓ１およびＳ２の双方に対して、高インピーダンスである（「フローティング」）可能性があるということを意味する。ドライバは、コマンド解釈回路３０４からの制御線３０７（図３）によって制御される。
図８は、本発明に係るシステムにおける、切り替え回路３０５の一部分を詳述する。電極２１２は、線Ｏによって、ともにトライステートドライバを備える、スイッチＯ２およびＯ１と接続される。電極２１４は、線Ｐによって、ともにトライステートドライバを備える、スイッチＰ２およびＰ１と接続される。電極２１６は、線Ｌによって、ともにトライステートドライバを備える、スイッチＬ２およびＬ１と接続される。最後に、電極２１８は、線Ｆによって、ともにトライステートドライバを備える、スイッチＦ２およびＦ１と接続される。
図８において、各トライステートドライバは、制御線３０７によって制御され、この詳細は、図８においては、明確にするために省略される。任意のトライステートドライバと同様に、多くてもスイッチのうちの１つが、特定の時間に「オン」になることが重要である。異なる言い方をすれば、双方のスイッチが、同時にオンとなることは、起きてはならない。これは、例えば、スイッチＯ２およびＯ１は、同時に「オン」になってはならない。
厳しく制限された電圧への対応。リード線の設計者に直面する多くの課題のうちの１つは、前述したように、設計者が、ペースメーカ等の、外部機器によって、リード線に提供される動力について、非常に多くの想定を立てることが許容されていないという問題である。動力は、ことによると、１ボルトと小さい、非常に制限された電圧である可能性がある。しかし、リード線の各衛星内のチップの主回路は、その作業を実施するために、約２ボルトを要する可能性が高い。
図４に戻ると、当該技術分野で公知である、標準的なフライングコンデンサ電圧ダブラ４２１が見られる。電圧入力４２２は、ダブラ４２１に提供される。出力４２３が示されている。コンデンサ４２４は、多少詳細に論述される、二極双投スイッチ４２６によって接続される。ＤＰＤＴスイッチ４２６は、タイミング信号または信号４２５によって制御される。
第１の段階において、スイッチ４２６は、コンデンサの上部が入力４２２に接続され、コンデンサの底部が接地に接続された状態で、コンデンサ４２４を、入力４２２と接地との間に接続する。これにより、コンデンサ４２４を充電する。
第２の段階において、スイッチ４２６は、コンデンサの上部を出力４２３に接続し、コンデンサの底部を入力４２２に接続する。
このようにして、電圧は「加算される」。入力における電圧（約１ボルト）は、コンデンサに格納される電圧（同様に１ボルトであり、第１の段階中に充電されている）に加算される。合計２ボルトが、出力４２３に送達される。
図５は、本発明に係る装置において採用される電圧ダブラ５２１を、図式的に詳細に示す。入力５２２、ならびに出力５２３を見ることができる。コンデンサ５２４が示されている。トランジスタスイッチ５３４、５３２、５３０、および５２８が示されており、それらは、スイッチ４２６によって図４で説明される機能を提供する。トランジスタスイッチは、タイミング信号５３３、５３１、５２９、および５２７によって、動力投入および動力遮断される。
典型的な実施形態において、タイミング信号は、１メガヘルツほどで循環する。かかる周波数は、コンデンサ４２４（図４）および５２４（図５）の大きさを最小化することを可能にする。はるかに低い周波数が使用された場合、コンデンサを大きくする必要があり、これは、本明細書で論述されるような制限された大きさの集積回路で行うことは容易ではない。
図６は、より良好な動力生成を提供するように、互いに位相ずれで励起される電圧ダブラ６２２、６２３から成る、複合電圧ダブラ６２１を示す。入力６２５および出力６２４が、示されている。タイミング信号６２６、６２７は、それぞれダブラ６２２および６２３に提供される。タイミング信号は、本実施形態において、互いに１８０度位相ずれである。このように、２つのダブラ６２２および６２３は、互いの間隙を埋め、単独で用いられた、単一のダブラ６２２または６２３の倍の帯域幅を提供する。
前述された、さらに別の課題は、リード線の設計者が、リード線での動力の初期到着のほんの数十マイクロ秒以内に、完全に機能するチップを提供することが必要であるということである。単一の電圧ダブラ（およびその関連付けられるタイミング回路）は、必要とされる電圧レベルの生成に、確実には、十分に素早く「整定する」ことができないことが分かる。
図７は、本発明に係る、カスケード接続された電圧ダブラを示す。電圧入力７２２は、第１のタイミング回路７２４に、第１のダブラ７２５に、および第２のダブラ７３０に供与されることが示されている。第１のタイミング回路７２４は、タイミング信号７２８を、第１のダブラ７２５に提供する。
第１のダブラ７２５は、倍加された電圧を、第２のタイミング回路７２６に供与する。第２のタイミング回路７２６は、タイミング信号７２９を、第２のダブラ７３０に提供する。第２のダブラ７３０は、出力７２３を有する。
第１のダブラ７２５は、第１のタイミング回路７２４とともに、非常に素早く「整定する」ように設計され、これは、多くの動力を生成する必要が無いために行うことが可能である。安定した動作を第２のタイミング回路７２９に与えるように、十分な動力を生成することのみが必要である（また、チップの主な機能に動力供給するように、十分な動力を生成する必要は無い）。
第２のダブラ７３０は、第２のタイミング回路７２９とともに、チップの主な機能に動力供給するために、十分な動力を生成することが可能であるように設計される。
典型的な実施形態において、動力入力７２２は、１ボルトと小さい可能性がある。第１のタイミング回路７２４は、回路に動力供給するのがほんの１ボルトであるにもかかわらず、その作業を行うことが可能であるように設計される。
第１のダブラ７２５の出力は、公称的には２ボルトであり、これは、第２のタイミング回路７２６の信頼性のある、かつ安定した動作を可能にする。
このように、複合ダブラ７２１は、１ボルトと少ない初期供給の、全体でほんの数十マイクロ秒以内に、出力７２３で、質の高い倍加された電圧を供与することが可能である。
例示的な実施形態において、第１のダブラ７２４は、約２から３ピコファラッド、例えば、約２．７ピコファラッドのフライングコンデンサを有してもよい。例示的な実施形態において、第２のダブラ７２４は、約１３から１６ピコファラッドのフライングコンデンサを有してもよい。非常に多くの電流を生成する必要が無い他のダブラは、約２５０フェムトファラッドから約３００または５００フェムトファラッドのフライングコンデンサをそれぞれ有してもよい。
前述したように、本発明に係るリード線の設計者に直面する課題のうちの１つは、多くの場合、多様な古いもしくはより現代的な移植可能なデバイスのいずれかを収容することが必要であるということである。このため、ある移植可能なデバイスは、約１または１．１ボルトを供与する可能性がある一方で、異なる移植可能なデバイスは、３ボルト等のより高い電圧を供与する可能性があり、より高い電圧では、電圧ダブラを利用する必要が全く無い。
ダブラは、入力電圧が低い場合に必要とされるのみであると、説明される場合がある。入力電圧が十分に高い場合、過度に高い出力電圧が、集積回路の他方の内部部品を損傷することを防止するように、ダブラ（複数を含む）をバイパスする、もしくは無効化することが有利である可能性がある。ダブラ（複数を含む）をバイパスするための閾値は、リード線導体（複数を含む）で提供される、約３ボルトのＤＣであってもよい。
本発明の例示的な一実施形態において、移植可能なデバイスとともに使用するためのリード線が説明され、リード線に沿った、それぞれの別個の位置で、少なくとも２つの衛星を有し、リード線は、その長さの少なくとも一部に沿って延在する、少なくとも２つの導体を有し、導体は、少なくとも２つの衛星の各々まで延在、およびそれらに電気的に接続され、さらに、移植可能なデバイスへの電気的接続のために、リード線の端部まで延在する。各衛星は、リード線の外部に接触するために位置付けられる、少なくとも１つのそれぞれの電極を備える。各衛星は、少なくとも２つの導体と電気的に接続され、それぞれの電極と電気的に接続される、それぞれの集積回路をさらに備える。各集積回路は、少なくとも２つの導体から動力供給される、それぞれの第１のタイミング回路を備える。各集積回路は、少なくとも２つの導体から動力供給され、それぞれの第１のタイミング回路によって切り替えられる、それぞれの第１の電圧ダブラをさらに備える。各集積回路は、第１の電圧ダブラから動力供給される、それぞれの第２のタイミング回路を備える。各集積回路は、少なくとも２つの導体から動力供給され、それぞれの第２のタイミング回路によって切り替えられる、それぞれの第２の電圧ダブラをさらに備える。各集積回路は、少なくとも１つのそれぞれの電極と、少なくとも２つの導体との間の接続を制御する制御手段をさらに備え、制御手段は、それぞれの第２の電圧ダブラから動力供給される。
少なくとも２つの導体から動力供給され、第２の電圧ダブラの切り替えに関して、位相ずれで、それぞれの第２のタイミング回路によって切り替えられる、それぞれの第３の電圧ダブラが存在してもよく、制御手段は、それぞれの第２の電圧ダブラに加えて、それぞれの第３の電圧ダブラから動力供給される。
電圧ダブラによって制御手段に提供される動力は、約２ボルトとすることができ、少なくとも１．８ボルトであることを特徴とする。少なくとも２つの導体によって電圧ダブラに提供される動力は、約１ボルトとすることができ、１．１ボルト以下であることを特徴とする。電圧ダブラの出力は、約１０または１５または２０マイクロ秒以内に安定することができ、少なくとも２つの導体による電圧ダブラへの動力の提供の５０マイクロ秒以内に安定することを特徴とする。
事象の例示的な順序は、各集積回路内で、
・第１のタイミング信号が、少なくとも２つの導体からの動力に依存して、生成され、
・電圧が、少なくとも２つの導体から倍加され、この倍加は、それぞれの第１のタイミング信号によって切り替えられ、第１の倍加された電圧をもたらし、
・第２のタイミング信号が、第１の倍加された電圧からの動力に依存して、生成され、
・電圧が、少なくとも２つの導体から倍加され、この倍加は、それぞれの第２のタイミング信号によって切り替えられ、第２の倍加された電圧をもたらす。
上記の論述は、リード線が２つの導体を含有する、典型的な事例を扱う。しかしながら、本発明の教示は、リード線が１つの導体のみを有し、伝道経路の残りが、生体組織を通って、移植可能なデバイスの接続点へ通じる事例において、等しく利用可能であることを理解されよう。
上記の論述では、論述される領域の設計者が直面する課題の一部に対処するために採用される手法を説明するのに簡便な方法として、「電圧ダブラ」という用語を使用する。「電荷ポンプ」というより一般的な用語が、おそらく、課題の一部に対処するための記載される手法を説明するためのより明確な用語である。
当業者には、必要以上の実験を行うことなく、本装置および方法の無数の明らかな改善および改変を考案する困難は全く無く、これらの改善および改変のすべては、以下の特許請求の範囲内に包含されることが意図される。

Claims (29)

  1. 移植可能なデバイスとともに使用するためのリード線であって、
    その長さに沿った、それぞれの別個の位置で、少なくとも２つの衛星を有し、
    その長さの少なくとも一部に沿って延在する、少なくとも１つの導体を有し、
    前記導体は、前記少なくとも２つの衛星の各々まで延在し、それらに電気的に接続され、前記移植可能なデバイスへの電気的接続のために、前記リード線の端部までさらに延在しており、
    各衛星は、前記リード線の外部に接触するために位置付けられる、少なくとも１つのそれぞれの電極を備え、
    各衛星は、前記少なくとも１つの導体と電気的に接続され、前記それぞれの電極と電気的に接続される、それぞれの集積回路を備え、
    各集積回路は、前記少なくとも１つの導体から動力供給される、それぞれの第１の電荷ポンプを備えること
    を特徴とするリード線。
  2. 各集積回路は、前記少なくとも１つのそれぞれの電極と、前記少なくとも１つの導体との間の接続を制御する、制御手段をさらに備えており、
    該制御手段は、前記それぞれの第１の電荷ポンプから動力供給されること
    を特徴とする請求項１に記載のリード線。
  3. 前記第１の電荷ポンプによって、前記制御手段に提供される動力が、少なくとも１．８ボルトであり、前記少なくとも１つの導体によって、前記第１の電荷ポンプに提供される動力は、１．１ボルト以下であること
    を特徴とする請求項２に記載のリード線。
  4. 前記第１の電荷ポンプの出力は、前記少なくとも１つの導体による、前記第１の電荷ポンプへの動力の提供の５０マイクロ秒以内に安定すること
    を特徴とする請求項２に記載のリード線。
  5. それぞれの第１の電荷ポンプは、前記少なくとも１つの導体によって、前記第１の電荷ポンプに提供される動力が、少なくとも３ボルトである場合に、無効化される、またはバイパスされること
    を特徴とする請求項１に記載のリード線。
  6. 各集積回路は、前記第１の電荷ポンプから動力供給される、それぞれのタイミング回路を備え、
    各集積回路は、前記少なくとも１つの導体から動力供給され、前記それぞれのタイミング回路によって切り替えられる、それぞれの第２の電荷ポンプを備えること
    を特徴とする請求項１に記載のリード線。
  7. 各集積回路は、前記少なくとも１つのそれぞれの電極と、前記少なくとも１つの導体との間の接続を制御する、制御手段をさらに備えており、
    該制御手段は、前記それぞれの第２の電荷ポンプから動力供給されること
    を特徴とする請求項６に記載のリード線。
  8. それぞれの第１の電荷ポンプ、およびそれぞれの第２の電荷ポンプは、前記少なくとも１つの導体によって、前記第１の電荷ポンプおよび前記第２の電荷ポンプに提供される動力が、少なくとも３ボルトである場合に、無効化される、またはバイパスされること
    を特徴とする請求項６に記載のリード線。
  9. 導体の数は１つであること
    を特徴とする請求項１に記載のリード線。
  10. 導体の数は２つであること
    を特徴とする請求項１に記載のリード線。
  11. それぞれの電極の数は少なくとも４つであること
    を特徴とする請求項２に記載のリード線。
  12. それぞれの電極の数は少なくとも４つであること
    を特徴とする請求項７に記載のリード線。
  13. 移植可能なデバイスとともに使用するためのリード線とともに使用するための方法であって、
    前記リード線は、その長さに沿った、それぞれの別個の位置で、少なくとも２つの衛星を有し、前記リード線は、その長さの少なくとも一部に沿って延在する、少なくとも１つの導体を有し、前記導体は、前記少なくとも２つの衛星の各々まで延在し、それらに電気的に接続され、前記移植可能なデバイスへの電気的接続のために、前記リード線の端部までさらに延在し、各衛星は、前記リード線の外部に接触するために位置付けられる、少なくとも１つのそれぞれの電極を備え、各衛星は、前記少なくとも１つの導体と電気的に接続され、前記それぞれの電極と電気的に接続される、それぞれの集積回路を備え、各集積回路は、それぞれの第１の電荷ポンプを備えており、
    前記少なくとも１つの導体から、前記それぞれの第１の電荷ポンプに、動力供給するステップを含むこと
    を特徴とする方法。
  14. 各集積回路は、前記少なくとも１つのそれぞれの電極と、前記少なくとも１つの導体との間の接続を制御する、制御手段をさらに備えており、
    前記それぞれの第１の電荷ポンプから、前記制御手段に、動力供給するステップをさらに含むこと
    を特徴とする請求項１３に記載の方法。
  15. 前記それぞれの第１の電荷ポンプから、前記制御手段に、動力供給する前記ステップは、前記制御手段に、少なくとも１．８ボルトを提供することを含んでおり、
    前記少なくとも１つの導体によって、前記第１の電荷ポンプに供給される前記動力は、１．１ボルト以下であること
    を特徴とする請求項１４に記載の方法。
  16. 前記それぞれの第１の電荷ポンプから、前記制御手段に、動力供給する前記ステップは、前記少なくとも１つの導体による、前記第１の電荷ポンプへの前記動力の提供の５０マイクロ秒以内に、前記第１の電荷ポンプの出力を安定に提供することを含むこと
    を特徴とする請求項１４に記載の方法。
  17. 移植可能なデバイスとともに使用するためのリード線とともに使用するための方法であって、
    前記リード線は、その長さに沿った、それぞれの別個の位置で、少なくとも２つの衛星を有し、前記リード線は、その長さの少なくとも一部に沿って延在する、少なくとも１つの導体を有し、前記導体は、前記少なくとも２つの衛星の各々まで延在し、それらに電気的に接続され、前記移植可能なデバイスへの電気的接続のために、前記リード線の端部までさらに延在し、各衛星は、前記リード線の外部に接触するために位置付けられる、少なくとも１つのそれぞれの電極を備え、各衛星は、前記少なくとも１つの導体と電気的に接続され、前記それぞれの電極と電気的に接続される、それぞれの集積回路を備え、各集積回路は、それぞれの第１の電荷ポンプを備えており、
    前記少なくとも１つの導体によって、前記第１の電荷ポンプに提供される前記動力が、少なくとも３ボルトである場合に、各それぞれの第１の電荷ポンプを無効化する、またはバイパスするステップを含むこと
    を特徴とする方法。
  18. 移植可能なデバイスとともに使用するためのリード線であって、
    その長さに沿った、それぞれの別個の位置で、少なくとも２つの衛星を有し、
    その長さの少なくとも一部に沿って延在する、少なくとも１つの導体を有し、
    前記導体は、前記少なくとも２つの衛星の各々まで延在、およびそれらに電気的に接続し、さらに、前記移植可能なデバイスへの電気的接続のために、前記リード線の端部まで延在しており、
    各衛星は、前記リード線の外部に接触するために位置付けられる、少なくとも１つのそれぞれの電極を備え、
    各衛星は、前記少なくとも１つの導体と電気的に接続され、前記それぞれの電極と電気的に接続される、それぞれの集積回路を備え、
    各集積回路は、前記少なくとも１つの導体から動力供給される、それぞれの第１のタイミング回路を備え、
    各集積回路は、前記少なくとも１つの導体から動力供給され、前記それぞれの第１のタイミング回路によって切り替えられる、それぞれの第１の電荷ポンプを備え、
    各集積回路は、前記第１の電荷ポンプから動力供給される、それぞれの第２のタイミング回路を備え、
    各集積回路は、前記少なくとも１つの導体から動力供給され、前記それぞれの第２のタイミング回路によって切り替えられる、それぞれの第２の電荷ポンプを備え、
    各集積回路は、前記少なくとも１つのそれぞれの電極と、前記少なくとも１つの導体との間の接続を制御する、制御手段を備えており、
    該制御手段は、前記それぞれの第２の電荷ポンプから動力供給されること
    を特徴とするリード線。
  19. 各集積回路は、前記少なくとも１つの導体から動力供給され、前記第２の電荷ポンプの前記切り替えに関して、位相ずれで、前記それぞれの第２のタイミング回路によって切り替えられる、それぞれの第３の電荷ポンプを備えており、
    前記制御手段は、前記それぞれの第２の電荷ポンプに加え、前記それぞれの第３の電荷ポンプから動力供給されること
    を特徴とする請求項１８に記載のリード線。
  20. 移植可能なデバイスとともに使用するための少なくとも１つの導体を有するリード線とともに使用する衛星であって、
    外部に接触するために位置付けられる、少なくとも１つのそれぞれの電極を備え、
    前記少なくとも１つの導体と電気的に接続され、前記それぞれの電極と電気的に接続される、それぞれの集積回路を備え、
    前記集積回路は、前記少なくとも１つの導体から動力供給される、それぞれの第１のタイミング回路を備え、
    前記集積回路は、前記少なくとも１つの導体から動力供給され、前記それぞれの第１のタイミング回路によって切り替えられる、それぞれの第１の電荷ポンプを備え、
    前記集積回路は、前記第１の電荷ポンプから動力供給される、それぞれの第２のタイミング回路を備え、
    前記集積回路は、前記少なくとも１つの導体から動力供給され、前記それぞれの第２のタイミング回路によって切り替えられる、それぞれの第２の電荷ポンプを備え、
    前記集積回路は、前記少なくとも１つのそれぞれの電極と、前記少なくとも１つの導体との間の接続を制御する、制御手段を備えており、
    該制御手段は、前記それぞれの第２の電荷ポンプから動力供給されること
    を特徴とする衛星。
  21. 前記集積回路は、前記少なくとも１つの導体から動力供給され、前記第２の電荷ポンプの前記切り替えに関して、位相ずれで、前記それぞれの第２のタイミング回路によって切り替えられる、それぞれの第３の電荷ポンプを備えており、
    前記制御手段は、前記それぞれの第２の電荷ポンプに加え、前記それぞれの第３の電荷ポンプから動力供給されること
    を特徴とする請求項２０に記載のリード線。
  22. 移植可能なデバイスとともに使用するためのリード線であって、
    その長さに沿った、それぞれの別個の位置で、少なくとも２つの衛星を有し、
    その長さの少なくとも一部に沿って延在する、少なくとも１つの導体を有し、
    前記導体は、前記少なくとも２つの衛星の各々まで延在し、それらに電気的に接続し、前記移植可能なデバイスへの電気的接続のために、前記リード線の端部までさらに延在しており、
    各衛星は、前記リード線の外部に接触するために位置付けられる、少なくとも１つのそれぞれの電極を備え、
    各衛星は、前記少なくとも１つの導体と電気的に接続され、前記それぞれの電極と電気的に接続される、それぞれの集積回路を備え、
    各集積回路は、それぞれのタイミング回路を備え、
    各集積回路は、前記少なくとも１つの導体から動力供給され、前記それぞれのタイミング回路によって切り替えられる、それぞれの第１の電荷ポンプを備え、
    各集積回路は、前記少なくとも１つのそれぞれの電極と、前記少なくとも１つの導体との間の接続を制御する、制御手段を備えており、
    該制御手段は、前記それぞれの第１の電荷ポンプから動力供給され、
    前記第１の電荷ポンプによって、前記制御手段に提供される動力が、少なくとも１．８ボルトであり、前記少なくとも１つの導体によって、前記第１の電荷ポンプに提供される動力が、１．１ボルト以下であり、前記第１の電荷ポンプの出力が、前記少なくとも１つの導体による、前記第１の電荷ポンプへの動力の提供の５０マイクロ秒以内に安定すること
    を特徴とするリード線。
  23. 各集積回路は、前記少なくとも１つの導体から動力供給され、前記第１の電荷ポンプの前記切り替えに関して、位相ずれで、前記それぞれのタイミング回路によって切り替えられる、それぞれの第２の電荷ポンプを備えており、
    前記制御手段は、前記それぞれの第１の電荷ポンプに加え、前記それぞれの第２の電荷ポンプから動力供給され、
    前記第２の電荷ポンプによって、前記制御手段に提供される動力が、少なくとも１．８ボルトであり、前記少なくとも１つの導体によって、前記第２の電荷ポンプに提供される動力は、１．１ボルト以下であり、第２の電荷ポンプの出力は、前記少なくとも１つの導体による、前記第２の電荷ポンプへの動力の提供の５０マイクロ秒以内に安定すること
    を特徴とする請求項２２に記載のリード線。
  24. 移植可能なデバイスとともに使用するための少なくとも１つの導体を有するリード線とともに使用する衛星であって、
    外部に接触するために位置付けられる、少なくとも１つのそれぞれの電極を備え、
    前記少なくとも１つの導体と電気的に接続され、前記それぞれの電極と電気的に接続される、それぞれの集積回路を備え、
    前記集積回路は、それぞれのタイミング回路を備え、
    前記集積回路は、前記少なくとも１つの導体から動力供給され、前記それぞれのタイミング回路によって切り替えられる、それぞれの電荷ポンプを備え、
    前記集積回路は、前記少なくとも１つのそれぞれの電極と、前記少なくとも１つの導体との間の接続を制御する、制御手段を備えており、
    該制御手段は、前記それぞれの電荷ポンプから動力供給され、
    前記電荷ポンプによって、前記制御手段に提供される動力が、少なくとも１．８ボルトであり、前記少なくとも１つの導体によって、前記電荷ポンプに提供される動力が、１．１ボルト以下であり、前記電荷ポンプの出力が、前記少なくとも１つの導体による、前記電荷ポンプへの動力の提供の５０マイクロ秒以内に安定すること
    を特徴とする衛星。
  25. 前記集積回路は、前記少なくとも１つの導体から動力供給され、前記第１の電荷ポンプの前記切り替えに関して、位相ずれで、前記それぞれのタイミング回路によって切り替えられる、それぞれの第２の電荷ポンプを備えており、
    前記制御手段は、前記それぞれの第１の電荷ポンプに加え、前記それぞれの第２の電荷ポンプから動力供給され、
    前記第２の電荷ポンプによって、前記制御手段に提供される動力が、少なくとも１．８ボルトであり、前記少なくとも１つの導体によって、前記第２の電荷ポンプに提供される動力が、１．１ボルト以下であり、第２の電荷ポンプの出力が、前記少なくとも１つの導体による、前記第２の電荷ポンプへの動力の提供の５０マイクロ秒以内に安定すること
    を特徴とする請求項２４に記載のリード線。
  26. 移植可能なデバイスとともに使用するためのリード線とともに使用するための方法であって、
    前記リード線は、その長さに沿った、それぞれの別個の位置で、少なくとも２つの衛星を有し、前記リード線は、その長さの少なくとも一部に沿って延在する、少なくとも１つの導体を有し、前記導体は、前記少なくとも２つの衛星の各々まで延在し、それらに電気的に接続され、前記移植可能なデバイスへの電気的接続のために、前記リード線の端部までさらに延在し、各衛星は、前記リード線の外部に接触するために位置付けられる、少なくとも１つのそれぞれの電極を備え、各衛星は、前記少なくとも１つの導体と電気的に接続され、前記それぞれの電極と電気的に接続される、それぞれの集積回路を備えており、
    各集積回路内で、前記少なくとも１つの導体からの動力に依存して、第１のタイミング信号を生成するステップと、
    各集積回路内で、前記少なくとも１つの導体からの電圧を倍加するステップであって、前記倍加は、前記それぞれの第１のタイミング信号によって切り替えられ、第１の倍加された電圧をもたらす、ステップと、
    各集積回路内で、前記第１の倍加された電圧からの動力に依存して、第２のタイミング信号を生成するステップと、
    各集積回路内で、前記少なくとも１つの導体からの電圧を倍加するステップであって、前記倍加は、前記それぞれの第２のタイミング信号によって切り替えられ、第２の倍加された電圧をもたらす、ステップと
    を含むことを特徴とする方法。
  27. 少なくとも１つの導体を有するリード線とともに使用するための衛星とともに使用するための方法であって、
    前記リード線は、移植可能なデバイスとともにしようするためのものであり、前記衛星は、そこの外部に接触するために位置付けられる、少なくとも１つのそれぞれの電極を備え、前記衛星は、前記少なくとも１つの導体と電気的に接続され、前記それぞれの電極と電気的に接続される、それぞれの集積回路を備えており、
    前記集積回路内で、前記少なくとも１つの導体からの動力に依存して、第１のタイミング信号を生成するステップと、
    前記集積回路内で、前記少なくとも１つの導体からの電圧を倍加するステップであって、前記倍加は、前記それぞれの第１のタイミング信号によって切り替えられ、第１の倍加された電圧をもたらす、ステップと、
    前記集積回路内で、前記第１の倍加された電圧からの動力に依存して、第２のタイミング信号を生成するステップと、
    前記集積回路内で、前記少なくとも１つの導体からの電圧を倍加するステップであって、前記倍加は、前記それぞれの第２のタイミング信号によって切り替えられ、第２の倍加された電圧をもたらす、ステップと
    を含むことを特徴とする方法。
  28. 移植可能なデバイスとともに使用するためのリード線とともに使用するための方法であって、
    前記リード線は、その長さに沿った、それぞれの別個の位置で、少なくとも２つの衛星を有し、前記リード線は、その長さの少なくとも一部に沿って延在する、少なくとも１つの導体を有し、前記導体は、前記少なくとも２つの衛星の各々まで延在し、それらに電気的に接続され、前記移植可能なデバイスへの電気的接続のために、前記リード線の端部までさらに延在し、各衛星は、前記リード線の外部に接触するために位置付けられる、少なくとも１つのそれぞれの電極を備え、各衛星は、前記少なくとも１つの導体と電気的に接続され、前記それぞれの電極と電気的に接続される、それぞれの集積回路を備えており、
    各集積回路内で、タイミング信号を生成するステップと、
    各集積回路内で、前記少なくとも１つの導体からの電圧を倍加するステップであって、前記倍加は、前記それぞれのタイミング信号によって切り替えられ、倍加された電圧をもたらす、ステップとを含んでおり、
    前記倍加された電圧が、少なくとも１．８ボルトであり、前記少なくとも１つの導体によって提供される動力が、１．１ボルト以下であり、前記倍加された電圧が、前記少なくとも１つの導体による動力の提供の５０マイクロ秒以内に安定すること
    を特徴とする方法。
  29. 少なくとも１つの導体を有するリード線とともに使用するための衛星とともに使用するための方法であって、
    前記リード線は、移植可能なデバイスとともにしようするためのものであり、前記衛星は、そこの外部に接触するために位置付けられる、少なくとも１つのそれぞれの電極を備え、前記衛星は、前記少なくとも１つの導体と電気的に接続され、前記それぞれの電極と電気的に接続される、それぞれの集積回路を備えており、
    前記集積回路内で、タイミング信号を生成するステップと、
    前記集積回路内で、前記少なくとも１つの導体からの電圧を倍加するステップであって、前記倍加は、前記それぞれの第２のタイミング信号によって切り替えられ、倍加された電圧をもたらす、ステップとを含んでおり、
    前記倍加された電圧が、少なくとも１．８ボルトであり、前記少なくとも１つの導体によって提供される動力が、１．１ボルト以下であり、前記倍加された電圧が、前記少なくとも１つの導体による動力の提供の５０マイクロ秒以内に安定すること
    を特徴とする方法。
JP2012508448A 2009-04-29 2009-04-29 移植可能なデバイスのためのリード線のための方法および装置 Pending JP2012525206A (ja)

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/US2009/042147 WO2010126503A1 (en) 2009-04-29 2009-04-29 Methods and apparatus for leads for implantable devices

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JP2012525206A true JP2012525206A (ja) 2012-10-22

Family

ID=43032440

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2012508448A Pending JP2012525206A (ja) 2009-04-29 2009-04-29 移植可能なデバイスのためのリード線のための方法および装置

Country Status (4)

Country Link
US (1) US8412347B2 (ja)
EP (1) EP2424588A4 (ja)
JP (1) JP2012525206A (ja)
WO (1) WO2010126503A1 (ja)

Families Citing this family (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8788042B2 (en) 2008-07-30 2014-07-22 Ecole Polytechnique Federale De Lausanne (Epfl) Apparatus and method for optimized stimulation of a neurological target
CA2743575C (en) 2008-11-12 2017-01-31 Ecole Polytechnique Federale De Lausanne Microfabricated neurostimulation device
US8343806B2 (en) 2009-03-05 2013-01-01 Raytheon Company Hermetic packaging of integrated circuit components
JP2013512062A (ja) 2009-12-01 2013-04-11 エコーレ ポリテクニーク フェデラーレ デ ローザンヌ 微細加工表面神経刺激デバイスならびにそれを作製および使用する方法
WO2011121089A1 (en) 2010-04-01 2011-10-06 Ecole Polytechnique Federale De Lausanne (Epfl) Device for interacting with neurological tissue and methods of making and using the same
JP2012179333A (ja) * 2011-02-28 2012-09-20 Ishikawa Toshie 電極
WO2013082621A1 (en) 2011-12-03 2013-06-06 Indiana University Research And Technology Corporation Cavopulmonary viscous impeller assist device and method
EP3142745B1 (en) 2014-05-16 2018-12-26 Aleva Neurotherapeutics SA Device for interacting with neurological tissue
US11311718B2 (en) 2014-05-16 2022-04-26 Aleva Neurotherapeutics Sa Device for interacting with neurological tissue and methods of making and using the same
US9403011B2 (en) 2014-08-27 2016-08-02 Aleva Neurotherapeutics Leadless neurostimulator
US9474894B2 (en) 2014-08-27 2016-10-25 Aleva Neurotherapeutics Deep brain stimulation lead
EP3411111A1 (en) 2016-02-02 2018-12-12 Aleva Neurotherapeutics SA Treatment of autoimmune diseases with deep brain stimulation
US10702692B2 (en) 2018-03-02 2020-07-07 Aleva Neurotherapeutics Neurostimulation device

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0973326A (ja) * 1995-09-05 1997-03-18 Hitachi Ltd 電源回路装置及びこの電源回路装置を内蔵したマイクロプロセッサ
JPH10199281A (ja) * 1997-01-09 1998-07-31 Toshiba Corp 昇圧回路及びこれを備えたｉｃカード
JP2002044935A (ja) * 2000-07-24 2002-02-08 Fuji Electric Co Ltd チヤージポンプ回路
US20060058588A1 (en) * 2004-09-02 2006-03-16 Proteus Biomedical, Inc. Methods and apparatus for tissue activation and monitoring
WO2007075974A2 (en) * 2005-12-22 2007-07-05 Proteus Biomedical, Inc. Implantable integrated circuit
WO2009029894A1 (en) * 2007-08-31 2009-03-05 Proteus Biomedical, Inc. Self-referencing communication in implantable devices
WO2009042063A1 (en) * 2007-09-27 2009-04-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable lead with an electrostimulation capacitor

Family Cites Families (235)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US2956586A (en) 1959-09-03 1960-10-18 Gen Motors Corp Hose arrangement
FR2097337A6 (ja) 1970-03-24 1972-03-03 Zacouto Fred
US3888260A (en) * 1972-06-28 1975-06-10 Univ Johns Hopkins Rechargeable demand inhibited cardiac pacer and tissue stimulator
US3985123A (en) 1975-07-17 1976-10-12 Avco Everett Research Laboratory, Inc. Method and means for monitoring cardiac output
GB1598791A (en) * 1977-03-10 1981-09-23 Needle Industries Ltd Plug and socket connectors
US4164946A (en) 1977-05-27 1979-08-21 Mieczyslaw Mirowski Fault detection circuit for permanently implanted cardioverter
DE3107128C2 (de) 1981-02-26 1984-07-05 Heinze, Roland, Dipl.-Ing., 8000 München Regelschaltung zur Anpassung der Stimulationsfrequenz eines Herzschrittmachers an die Belastung eines Patienten
US4750494A (en) 1981-05-12 1988-06-14 Medtronic, Inc. Automatic implantable fibrillation preventer
US4397314A (en) 1981-08-03 1983-08-09 Clini-Therm Corporation Method and apparatus for controlling and optimizing the heating pattern for a hyperthermia system
US4902273A (en) 1984-02-21 1990-02-20 Choy Daniel S J Heart assist device
US4600454A (en) 1984-03-08 1986-07-15 Plummer Walter A Method of making and using a shielded re-enterable jacket with dielectric spacer
US4603705A (en) 1984-05-04 1986-08-05 Mieczyslaw Mirowski Intravascular multiple electrode unitary catheter
US4628934A (en) 1984-08-07 1986-12-16 Cordis Corporation Method and means of electrode selection for pacemaker with multielectrode leads
US4628935A (en) 1985-01-08 1986-12-16 Physio-Control Corporation Defibrillator adapted for use with accessory cassettes
US4776334A (en) 1985-03-22 1988-10-11 Stanford University Catheter for treatment of tumors
US5004275A (en) 1986-03-14 1991-04-02 International Clamp Company Clamp
DE3786712D1 (de) 1986-06-16 1993-09-02 Siemens Ag Sensoranordnung zur regelung implantierbarer koerperersatzteile.
US5005613A (en) 1986-09-26 1991-04-09 The Goodyear Tire & Rubber Company Light weight flexible coaxial vapor recovery hose
US4815472A (en) 1987-06-01 1989-03-28 The Regents Of The University Of Michigan Multipoint pressure-sensing catheter system
US4881410A (en) 1987-06-01 1989-11-21 The Regents Of The University Of Michigan Ultraminiature pressure sensor and method of making same
US5113868A (en) 1987-06-01 1992-05-19 The Regents Of The University Of Michigan Ultraminiature pressure sensor with addressable read-out circuit
NL8701536A (nl) 1987-06-30 1989-01-16 Joannes Hendricus Aloys Heuvel Werkwijze voor het uitvoeren van haemodynamische metingen bij een patient en daarbij toegepaste strominggeleide balloncatheter.
US4878898A (en) 1987-08-17 1989-11-07 Nova Medical Specialties Thermodilution and pressure transducer balloon catheter
CA1327838C (fr) 1988-06-13 1994-03-15 Fred Zacouto Dispositif implantable de protection contre les affections liees a la coagulation sanguine
US5072737A (en) 1989-04-12 1991-12-17 Puritan-Bennett Corporation Method and apparatus for metabolic monitoring
US5176619A (en) 1989-05-05 1993-01-05 Jacob Segalowitz Heart-assist balloon pump with segmented ventricular balloon
US5111816A (en) * 1989-05-23 1992-05-12 Ventritex System configuration for combined defibrillator/pacemaker
US5209238A (en) * 1989-08-17 1993-05-11 Sundhar Shaam P Electronic ovulation monitor
JP2935519B2 (ja) 1989-08-28 1999-08-16 シーキンス，ケイ・マイケル 超音波および／またはペルフルオロカーボン液での対流を介する肺癌高熱治療
DE3942762C1 (ja) 1989-12-23 1990-12-20 Deutsche Automobilgesellschaft Mbh, 3000 Hannover, De
JP3055032B2 (ja) 1990-10-13 2000-06-19 ニスカ株式会社 画像処理装置
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
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
IT1245814B (it) 1991-05-21 1994-10-18 Sorin Biomedica Spa Dispositivo cardiostimolatore del tipo rate responsive
US5267564A (en) 1991-06-14 1993-12-07 Siemens Pacesetter, Inc. Pacemaker lead for sensing a physiologic parameter of the body
US5213098A (en) 1991-07-26 1993-05-25 Medtronic, Inc. Post-extrasystolic potentiation stimulation with physiologic sensor feedback
DE69213657T2 (de) 1991-11-04 1997-01-23 Cardiac Pacemakers Implantierbares Gerät zur Überwachung und Stimulation des Herzens für Diagnose und Therapie
US5509411A (en) 1993-01-29 1996-04-23 Cardima, Inc. Intravascular sensing device
US5313020A (en) 1992-05-29 1994-05-17 Western Atlas International, Inc. Electrical cable
US5243981A (en) 1992-07-13 1993-09-14 Medtronic, Inc. Myocardial conduction velocity rate responsive pacemaker
US5285744A (en) 1992-09-04 1994-02-15 Vapor Systems Technologies, Inc. Coaxial hose assembly
US5662587A (en) 1992-09-16 1997-09-02 Cedars Sinai Medical Center Robotic endoscopy
US5662108A (en) 1992-09-23 1997-09-02 Endocardial Solutions, Inc. Electrophysiology mapping system
US5309910A (en) * 1992-09-25 1994-05-10 Ep Technologies, Inc. Cardiac mapping and ablation systems
US5593460A (en) 1992-09-30 1997-01-14 Lessard; Wilfred E. Arm extender tool
US5318591A (en) * 1992-11-23 1994-06-07 Siemens Pacesetter, Inc. Implantable cardioverter-defibrillator having early charging capability
US5419757A (en) 1992-12-28 1995-05-30 Daneshvar; Yousef Support containing shaped balloons
US5579764A (en) 1993-01-08 1996-12-03 Goldreyer; Bruce N. Method and apparatus for spatially specific electrophysiological sensing in a catheter with an enlarged ablating electrode
US5433198A (en) 1993-03-11 1995-07-18 Desai; Jawahar M. Apparatus and method for cardiac ablation
NL9300670A (nl) 1993-04-20 1994-11-16 Cordis Europ Catheter met elektrisch goed geleidende draadversterking.
US5879374A (en) * 1993-05-18 1999-03-09 Heartstream, Inc. External defibrillator with automatic self-testing prior to use
US5411532A (en) 1993-06-04 1995-05-02 Pacesetter, Inc. Cardiac pacemaker having integrated pacing lead and oxygen sensor
DE69432148T2 (de) * 1993-07-01 2003-10-16 Boston Scient Ltd Katheter zur bilddarstellung, zur anzeige elektrischer signale und zur ablation
US5628777A (en) 1993-07-14 1997-05-13 Pacesetter, Inc. Implantable leads incorporating cardiac wall acceleration sensors and method of fabrication
US5391199A (en) 1993-07-20 1995-02-21 Biosense, Inc. Apparatus and method for treating cardiac arrhythmias
US5423323A (en) 1993-08-30 1995-06-13 Rocky Mountain Research, Inc. System for calculating compliance and cardiac hemodynamic parameters
US5476485A (en) 1993-09-21 1995-12-19 Pacesetter, Inc. Automatic implantable pulse generator
US5797903A (en) * 1996-04-12 1998-08-25 Ep Technologies, Inc. Tissue heating and ablation systems and methods using porous electrode structures with electrically conductive surfaces
US5411537A (en) 1993-10-29 1995-05-02 Intermedics, Inc. Rechargeable biomedical battery powered devices with recharging and control system therefor
US6009349A (en) * 1993-11-16 1999-12-28 Pacesetter, Inc. System and method for deriving hemodynamic signals from a cardiac wall motion sensor
JP3400835B2 (ja) 1993-12-20 2003-04-28 テルモ株式会社 副伝導路検出装置
US5579234A (en) 1994-03-11 1996-11-26 Physio-Control Corporation System for automatically testing an electronic device during quiescent periods
US5549650A (en) 1994-06-13 1996-08-27 Pacesetter, Inc. System and method for providing hemodynamically optimal pacing therapy
US5810802A (en) * 1994-08-08 1998-09-22 E.P. Technologies, Inc. Systems and methods for controlling tissue ablation using multiple temperature sensing elements
US6015429A (en) 1994-09-08 2000-01-18 Gore Enterprise Holdings, Inc. Procedures for introducing stents and stent-grafts
BR9509372A (pt) 1994-10-19 1998-11-03 Avery Dennison Corp Sistema de fixação de fralda descartável usando abas do tipo de ramificação soldada
US5487752A (en) * 1994-11-15 1996-01-30 Cardiac Pacemakers, Inc. Automated programmable stimulating device to optimize pacing parameters and method
US5544656A (en) 1994-12-02 1996-08-13 The Regents Of The University Of California Method and apparatus for myocardial wall measurement
US6002963A (en) * 1995-02-17 1999-12-14 Pacesetter, Inc. Multi-axial accelerometer-based sensor for an implantable medical device and method of measuring motion measurements therefor
EP0814699B1 (en) * 1995-02-27 2001-09-05 Medtronic, Inc. External patient reference sensor
US5535752A (en) 1995-02-27 1996-07-16 Medtronic, Inc. Implantable capacitive absolute pressure and temperature monitor system
US5674258A (en) 1995-03-08 1997-10-07 Medtronic, Inc. Packaged integrated accelerometer
US5725562A (en) * 1995-03-30 1998-03-10 Medtronic Inc Rate responsive cardiac pacemaker and method for discriminating stair climbing from other activities
WO1997011637A1 (en) * 1995-09-28 1997-04-03 Data Sciences International, Inc. Respiration monitoring system based on sensed blood pressure
US5743267A (en) * 1995-10-19 1998-04-28 Telecom Medical, Inc. System and method to monitor the heart of a patient
JP2825074B2 (ja) * 1995-10-25 1998-11-18 日本電気株式会社 半導体装置の製造方法
US5713937A (en) * 1995-11-07 1998-02-03 Pacesetter, Inc. Pacemaker programmer menu with selectable real or simulated implant data graphics
US5836987A (en) * 1995-11-15 1998-11-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Apparatus and method for optimizing cardiac performance by determining the optimal timing interval from an accelerometer signal
US6363279B1 (en) 1996-01-08 2002-03-26 Impulse Dynamics N.V. Electrical muscle controller
US5605159A (en) 1996-02-16 1997-02-25 Smith; Joseph M. System and method for determining spatial organization of atrial activation
US6051017A (en) * 1996-02-20 2000-04-18 Advanced Bionics Corporation Implantable microstimulator and systems employing the same
JP4060887B2 (ja) * 1996-03-05 2008-03-12 ヴィナス メディカル テクノロジーズ インコーポレイテッド 組織を加熱するための脈管カテーテル利用システム
US5755759A (en) * 1996-03-14 1998-05-26 Eic Laboratories, Inc. Biomedical device with a protective overlayer
CA2249602A1 (en) * 1996-04-04 1997-10-16 Medtronic, Inc. Living tissue stimulation and recording techniques
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
US5683429A (en) * 1996-04-30 1997-11-04 Medtronic, Inc. Method and apparatus for cardiac pacing to prevent atrial fibrillation
US5720768A (en) * 1996-05-22 1998-02-24 Sulzer Intermedics Inc. Dual chamber pacing with interchamber delay
US5800465A (en) * 1996-06-18 1998-09-01 Medtronic, Inc. System and method for multisite steering of cardiac stimuli
US5924997A (en) * 1996-07-29 1999-07-20 Campbell; Thomas Henderson Catheter and method for the thermal mapping of hot spots in vascular lesions of the human body
SE9603573D0 (sv) * 1996-09-30 1996-09-30 Pacesetter Ab Implantable medecal device
US6311692B1 (en) 1996-10-22 2001-11-06 Epicor, Inc. Apparatus and method for diagnosis and therapy of electrophysiological disease
US5902248A (en) * 1996-11-06 1999-05-11 Millar Instruments, Inc. Reduced size catheter tip measurement device
US5814089A (en) * 1996-12-18 1998-09-29 Medtronic, Inc. Leadless multisite implantable stimulus and diagnostic system
US5788647A (en) * 1997-01-24 1998-08-04 Eggers; Philip E. Method, system and apparatus for evaluating hemodynamic parameters
SE9700427D0 (sv) * 1997-02-07 1997-02-07 Pacesetter Ab Ischemia detector
JPH10280983A (ja) * 1997-04-02 1998-10-20 Sanshin Ind Co Ltd ４サイクルエンジン付船外機の制御機構
US5902234A (en) * 1997-04-10 1999-05-11 Webb; Nicholas J. Medical communication system for ambulatory home-care patients
US6785576B2 (en) * 1997-04-21 2004-08-31 Medtronic, Inc. Medical electrical lead
US6120442A (en) * 1997-06-12 2000-09-19 The Research Foundation Of State University Of New York Method and apparatus for noninvasive determination of cardiac performance parameters
US5913814A (en) * 1997-08-26 1999-06-22 Belmont Instrument Corporation Method and apparatus for deflation of an intra-aortic balloon
US5999849A (en) * 1997-09-12 1999-12-07 Alfred E. Mann Foundation Low power rectifier circuit for implantable medical device
US5941904A (en) * 1997-09-12 1999-08-24 Sulzer Intermedics Inc. Electromagnetic acceleration transducer for implantable medical device
US5999848A (en) * 1997-09-12 1999-12-07 Alfred E. Mann Foundation Daisy chainable sensors and stimulators for implantation in living tissue
US5935084A (en) * 1997-09-30 1999-08-10 Johnson & Johnson Professional, Inc. Inflatable pressure indicator
US6078830A (en) * 1997-10-01 2000-06-20 Ep Technologies, Inc. Molded catheter distal end assembly and process for the manufacture thereof
US5991661A (en) * 1997-10-17 1999-11-23 Pacesetter, Inc. System and method for measuring cardiac activity
US6119028A (en) 1997-10-20 2000-09-12 Alfred E. Mann Foundation Implantable enzyme-based monitoring systems having improved longevity due to improved exterior surfaces
US6115626A (en) * 1998-03-26 2000-09-05 Scimed Life Systems, Inc. Systems and methods using annotated images for controlling the use of diagnostic or therapeutic instruments in instruments in interior body regions
SE9801238D0 (sv) * 1998-04-08 1998-04-08 Siemens Elema Ab Apparatus and method for locating electrically active sites within an animal
WO1999052588A1 (en) * 1998-04-14 1999-10-21 Koninklijke Philips Electronics N.V. Electro-stimulation apparatus
US6122545A (en) * 1998-04-28 2000-09-19 Medtronic, Inc. Multiple channel sequential cardiac pacing method
US6223080B1 (en) * 1998-04-29 2001-04-24 Medtronic, Inc. Power consumption reduction in medical devices employing multiple digital signal processors and different supply voltages
US6024704A (en) * 1998-04-30 2000-02-15 Medtronic, Inc Implantable medical device for sensing absolute blood pressure and barometric pressure
US6042580A (en) * 1998-05-05 2000-03-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Electrode having composition-matched, common-lead thermocouple wire for providing multiple temperature-sensitive junctions
US6015386A (en) * 1998-05-07 2000-01-18 Bpm Devices, Inc. System including an implantable device and methods of use for determining blood pressure and other blood parameters of a living being
JPH11333000A (ja) 1998-05-27 1999-12-07 Cardio Pacing Research Laboratory:Kk 生体植設用電極リード
US6406677B1 (en) 1998-07-22 2002-06-18 Eltron Research, Inc. Methods for low and ambient temperature preparation of precursors of compounds of group III metals and group V elements
US6141588A (en) 1998-07-24 2000-10-31 Intermedics Inc. Cardiac simulation system having multiple stimulators for anti-arrhythmia therapy
KR100300527B1 (ko) * 1998-09-03 2001-10-27 윤덕용 밀봉형무선압력측정소자및그제조방법
US6044297A (en) * 1998-09-25 2000-03-28 Medtronic, Inc. Posture and device orientation and calibration for implantable medical devices
US6044298A (en) * 1998-10-13 2000-03-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Optimization of pacing parameters based on measurement of integrated acoustic noise
US6026324A (en) 1998-10-13 2000-02-15 Cardiac Pacemakers, Inc. Extraction of hemodynamic pulse pressure from fluid and myocardial accelerations
US6370431B1 (en) 1998-10-26 2002-04-09 Medtronic, Inc. Pacemaker system for preventing ventricular tachycardia
JP4217313B2 (ja) 1998-11-04 2009-01-28 オリンパス株式会社 電子内視鏡装置
US6141593A (en) * 1998-11-10 2000-10-31 Intermedics Inc. Cardiac lead with ETEE coated DBS coil
US6115636A (en) * 1998-12-22 2000-09-05 Medtronic, Inc. Telemetry for implantable devices using the body as an antenna
US6466820B1 (en) 1998-12-29 2002-10-15 Medtronic, Inc. Multi-site cardiac pacing system having trigger pace window
US6496730B1 (en) 1998-12-29 2002-12-17 Medtronic, Inc. Multi-site cardiac pacing system having conditional refractory period
US6155267A (en) * 1998-12-31 2000-12-05 Medtronic, Inc. Implantable medical device monitoring method and system regarding same
US6083216A (en) * 1999-01-05 2000-07-04 Intermedics Inc. Bent cardiac lead with shape memory torque coil
US6206835B1 (en) * 1999-03-24 2001-03-27 The B. F. Goodrich Company Remotely interrogated diagnostic implant device with electrically passive sensor
US6171252B1 (en) * 1999-04-29 2001-01-09 Medtronic, Inc. Pressure sensor with increased sensitivity for use with an implantable medical device
US6309350B1 (en) 1999-05-03 2001-10-30 Tricardia, L.L.C. Pressure/temperature/monitor device for heart implantation
DE19930271A1 (de) 1999-06-25 2000-12-28 Biotronik Mess & Therapieg Elektrodenanordnung
DE19930265A1 (de) 1999-06-25 2000-12-28 Biotronik Mess & Therapieg Elektrodenanordnung
US6692834B1 (en) 1999-06-28 2004-02-17 Medtronic, Inc. Method for coating implantable devices
US6165135A (en) * 1999-07-14 2000-12-26 Neff; Samuel R. System and method of interrogating implanted passive resonant-circuit devices
US6360123B1 (en) 1999-08-24 2002-03-19 Impulse Dynamics N.V. Apparatus and method for determining a mechanical property of an organ or body cavity by impedance determination
US6442433B1 (en) 1999-10-26 2002-08-27 Medtronic, Inc. Apparatus and method for remote troubleshooting, maintenance and upgrade of implantable device systems
US6197677B1 (en) * 1999-11-01 2001-03-06 United Microelectronics Corp. Method of depositing a silicon oxide layer on a semiconductor wafer
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
JP2001160801A (ja) 1999-12-02 2001-06-12 Sony Corp 二重方式デジタルデータ伝送方法および装置
US6473638B2 (en) 1999-12-24 2002-10-29 Medtronic, Inc. Medical device GUI for cardiac electrophysiology display and data communication
US6256237B1 (en) * 1999-12-28 2001-07-03 United Microelectronics Corp. Semiconductor device and method for repairing failed memory cell by directly programming fuse memory cell
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
US6579243B2 (en) 2000-03-02 2003-06-17 Scimed Life Systems, Inc. Catheter with thermal sensor for detection of vulnerable plaque
EP1136033B1 (en) 2000-03-21 2004-11-10 Radi Medical Systems Ab Passive biotelemetry
US6712771B2 (en) 2000-06-16 2004-03-30 Accumed Systems, Inc. Temperature sensing catheter
US6584362B1 (en) * 2000-08-30 2003-06-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Leads for pacing and/or sensing the heart from within the coronary veins
US7024248B2 (en) 2000-10-16 2006-04-04 Remon Medical Technologies Ltd Systems and methods for communicating with implantable devices
US6764446B2 (en) 2000-10-16 2004-07-20 Remon Medical Technologies Ltd Implantable pressure sensors and methods for making and using them
US6628989B1 (en) 2000-10-16 2003-09-30 Remon Medical Technologies, Ltd. Acoustic switch and apparatus and methods for using acoustic switches within a body
US6501992B1 (en) * 2000-10-17 2002-12-31 Medtronic, Inc. Radiopaque marking of lead electrode zone in a continuous conductor construction
US20020077568A1 (en) 2000-11-22 2002-06-20 Haddock Thomas F. Biological vessel volume measurement method and apparatus utilizing micro accelerometer
US6746404B2 (en) 2000-12-18 2004-06-08 Biosense, Inc. Method for anchoring a medical device between tissue
US6484057B2 (en) 2000-12-21 2002-11-19 Uab Research Foundation Pacing methods and devices for treating cardiac arrhythmias and fibrillation
US6438408B1 (en) 2000-12-28 2002-08-20 Medtronic, Inc. Implantable medical device for monitoring congestive heart failure
US6666821B2 (en) 2001-01-08 2003-12-23 Medtronic, Inc. Sensor system
US6926670B2 (en) 2001-01-22 2005-08-09 Integrated Sensing Systems, Inc. Wireless MEMS capacitive sensor for physiologic parameter measurement
WO2002064205A2 (en) 2001-02-13 2002-08-22 Quetzal Biomedical, Inc. Multi-electrode apparatus and method for treatment of congestive heart failure
US6514214B2 (en) 2001-02-13 2003-02-04 Scimed Life Systems, Inc. Intravascular temperature sensor
US6666862B2 (en) 2001-03-01 2003-12-23 Cardiac Pacemakers, Inc. Radio frequency ablation system and method linking energy delivery with fluid flow
JP3660887B2 (ja) 2001-03-19 2005-06-15 株式会社日立製作所 手術支援装置
US6766189B2 (en) 2001-03-30 2004-07-20 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for predicting acute response to cardiac resynchronization therapy
US6477417B1 (en) 2001-04-12 2002-11-05 Pacesetter, Inc. System and method for automatically selecting electrode polarity during sensing and stimulation
US6580946B2 (en) 2001-04-26 2003-06-17 Medtronic, Inc. Pressure-modulated rate-responsive cardiac pacing
US6611714B1 (en) 2001-06-13 2003-08-26 Pacesetter, Inc. Multi-site cardiac stimulation device and method for detecting retrograde conduction
ATE343347T1 (de) 2001-07-26 2006-11-15 Medrad Inc Elektromagnetische sensoren für anwendungen am biologischen gewebe
US7481759B2 (en) * 2001-08-03 2009-01-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods for treatment of coronary artery disease
US6625493B2 (en) 2001-08-24 2003-09-23 Pacesetter, Inc. Orientation of patient's position sensor using external field
US6907297B2 (en) 2001-09-28 2005-06-14 Ethicon, Inc. Expandable intracardiac return electrode and method of use
US6934583B2 (en) 2001-10-22 2005-08-23 Pacesetter, Inc. Implantable lead and method for stimulating the vagus nerve
US7177680B2 (en) 2001-12-03 2007-02-13 Medtronic, Inc. Field stimulation about a discontinuity of the myocardium to capture the heart at reduced pacing thresholds
US7127289B2 (en) 2001-12-05 2006-10-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac resynchronization system employing mechanical measurement of cardiac walls
US6666826B2 (en) 2002-01-04 2003-12-23 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for measuring left ventricular pressure
US7050856B2 (en) 2002-01-11 2006-05-23 Medtronic, Inc. Variation of neural-stimulation parameters
US6915160B2 (en) 2002-02-08 2005-07-05 Cardiac Pacemakers, Inc. Dynamically optimized multisite cardiac resynchronization device
US6957107B2 (en) 2002-03-13 2005-10-18 Cardionet, Inc. Method and apparatus for monitoring and communicating with an implanted medical device
US7270669B1 (en) 2002-03-14 2007-09-18 Medtronic, Inc. Epicardial lead placement for bi-ventricular pacing using thoracoscopic approach
US6934584B1 (en) * 2002-03-27 2005-08-23 Pacesetter, Inc. Enhanced power efficiency in implantable cardiac stimulation devices
US20030216800A1 (en) 2002-04-11 2003-11-20 Medtronic, Inc. Implantable medical device conductor insulation and process for forming
US7177704B2 (en) 2002-04-29 2007-02-13 Medtronic, Inc. Pacing method and apparatus
NZ519153A (en) 2002-05-23 2004-09-24 David Stanley Hoyle Agricultural spreader having an inclinometer means and a microprocessor for controlling the supply rate of the fertiliser
US6978184B1 (en) 2002-07-29 2005-12-20 Marcus Frank I Optimization method for cardiac resynchronization therapy
EP1534173A2 (en) 2002-09-05 2005-06-01 Paracor Medical, Inc. Cardiac harness
US7130700B2 (en) * 2002-11-19 2006-10-31 Medtronic, Inc. Multilumen body for an implantable medical device
US20040106951A1 (en) 2002-11-22 2004-06-03 Edman Carl Frederick Use of electric fields to minimize rejection of implanted devices and materials
JP2006509547A (ja) 2002-12-11 2006-03-23 プロテウス バイオメディカル インコーポレイテッド 血液動態パラメータをモニタリングおよび治療する方法およびシステム
WO2005091403A1 (en) 2003-01-15 2005-09-29 Quallion Llc Battery
US7200439B2 (en) 2003-01-24 2007-04-03 Proteus Biomedical, Inc. Method and apparatus for enhancing cardiac pacing
US7204798B2 (en) 2003-01-24 2007-04-17 Proteus Biomedical, Inc. Methods and systems for measuring cardiac parameters
EP1585442A4 (en) 2003-01-24 2006-04-26 Proteus Biomedical Inc METHOD AND SYSTEM FOR REMOTE HEMODYNAMIC MONITORING
WO2004066825A2 (en) 2003-01-31 2004-08-12 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Detection of apex motion for monitoring cardiac dysfunction
US6812796B2 (en) 2003-02-18 2004-11-02 02Micro International Limited Inter-stage coupling in multistage amplifiers
US6885889B2 (en) 2003-02-28 2005-04-26 Medtronic, Inc. Method and apparatus for optimizing cardiac resynchronization therapy based on left ventricular acceleration
US20060264775A1 (en) 2003-03-14 2006-11-23 Mills Gary N Methods of and apparatus for determining fluid volume presence in mammalian tissue
US8383158B2 (en) * 2003-04-15 2013-02-26 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Methods and compositions to treat myocardial conditions
US6994676B2 (en) 2003-04-30 2006-02-07 Medtronic, Inc Method and apparatus for assessing ventricular contractile status
JP2007528749A (ja) 2003-07-10 2007-10-18 パラコー メディカル インコーポレイテッド 自己固定心臓ハーネス
US7092759B2 (en) 2003-07-30 2006-08-15 Medtronic, Inc. Method of optimizing cardiac resynchronization therapy using sensor signals of septal wall motion
US7925335B2 (en) 2003-09-09 2011-04-12 Board Of Regents, The University Of Texas System Method and apparatus for determining cardiac performance in a patient with a conductance catheter
US8489196B2 (en) 2003-10-03 2013-07-16 Medtronic, Inc. System, apparatus and method for interacting with a targeted tissue of a patient
US7184833B2 (en) * 2003-10-07 2007-02-27 Medtronic, Inc. Multiple pacing output channels
US7155295B2 (en) 2003-11-07 2006-12-26 Paracor Medical, Inc. Cardiac harness for treating congestive heart failure and for defibrillating and/or pacing/sensing
US7877149B2 (en) * 2004-09-02 2011-01-25 Proteus Biomedical Inc. Electrical angle gauge
WO2006069322A2 (en) 2004-12-22 2006-06-29 Proteus Biomedical, Inc. Implantable addressable segmented electrodes
US20080058656A1 (en) * 2004-10-08 2008-03-06 Costello Benedict J Electric tomography
EP1799113A4 (en) 2004-10-08 2010-07-07 Proteus Biomedical Inc CONTINUOUS FIELD TOMOGRAPHY
US7200437B1 (en) * 2004-10-13 2007-04-03 Pacesetter, Inc. Tissue contact for satellite cardiac pacemaker
EP1827583B1 (en) 2004-12-22 2013-01-23 Proteus Digital Health, Inc. Implantable hermetically sealed structures
US20060161211A1 (en) 2004-12-31 2006-07-20 Todd Thompson Implantable accelerometer-based cardiac wall position detector
EP2243512A3 (en) * 2005-01-31 2016-01-20 Advanced Neuromodulation Systems, Inc. Pulse generator having an efficient fractional voltage converter and method of use
JP5027797B2 (ja) 2005-03-31 2012-09-19 プロテウス バイオメディカル インコーポレイテッド 心臓再同期化のための多重電極ペーシングの自動最適化
EP1898999A4 (en) 2005-07-01 2011-10-19 Proteus Biomedical Inc INSERTABLE EPICARDIAL ELECTRODE AND SENSOR ARRANGEMENT
US7983751B2 (en) 2005-08-12 2011-07-19 Proteus Biomedical, Inc. Measuring conduction velocity using one or more satellite devices
US20070203517A1 (en) * 2005-09-27 2007-08-30 Williams Michael S Transgastric surgical devices and procedures
US8204586B2 (en) 2005-11-22 2012-06-19 Proteus Biomedical, Inc. External continuous field tomography
US20070142872A1 (en) * 2005-12-21 2007-06-21 Mickle Marlin H Deep brain stimulation apparatus, and associated methods
US8630710B2 (en) 2006-03-01 2014-01-14 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Implanted cardiac device for defibrillation
WO2007120884A2 (en) 2006-04-12 2007-10-25 Proteus Biomedical, Inc. Void-free implantable hermetically sealed structures
US7460929B2 (en) 2006-05-01 2008-12-02 Agere Systems Inc. Integrated current fault controller
EP2032735A4 (en) 2006-06-21 2011-12-21 Proteus Biomedical Inc IMPLANTABLE MEDICAL DEVICES COMPRISING STRUCTURES PRODUCED BY A CATHODIC ARC
TWI330354B (en) 2006-07-07 2010-09-11 Chimei Innolux Corp Pulse light-adjusting circuit
US20080097566A1 (en) 2006-07-13 2008-04-24 Olivier Colliou Focused segmented electrode
US20080039916A1 (en) * 2006-08-08 2008-02-14 Olivier Colliou Distally distributed multi-electrode lead
US20080114230A1 (en) 2006-11-14 2008-05-15 Bruce Addis Electrode support
US20080147168A1 (en) * 2006-12-04 2008-06-19 Terrance Ransbury Intravascular implantable device having detachable tether arrangement
US8311633B2 (en) * 2006-12-04 2012-11-13 Synecor Llc Intravascular implantable device having superior anchoring arrangement
US7892675B1 (en) 2006-12-06 2011-02-22 Quallion Llc Electrochemical device having ultrasonic weld attaching weld material to electrode tab
EP2102772A2 (en) 2006-12-06 2009-09-23 Medtronic, Inc. Medical device programming safety
EP2101641A2 (en) 2006-12-07 2009-09-23 Philometron, Inc. Platform for detection of tissue content and/or structural changes with closed-loop control in mammalian organisms
US8326418B2 (en) * 2007-08-20 2012-12-04 Medtronic, Inc. Evaluating therapeutic stimulation electrode configurations based on physiological responses
US20090054947A1 (en) * 2007-08-20 2009-02-26 Medtronic, Inc. Electrode configurations for directional leads
US8032218B2 (en) 2008-07-31 2011-10-04 Pacesetter, Inc. Implantable cardiac device with satellite refresh
WO2011103477A2 (en) 2010-02-19 2011-08-25 Philometron, Inc. Vascular patency management using electric fields

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0973326A (ja) * 1995-09-05 1997-03-18 Hitachi Ltd 電源回路装置及びこの電源回路装置を内蔵したマイクロプロセッサ
JPH10199281A (ja) * 1997-01-09 1998-07-31 Toshiba Corp 昇圧回路及びこれを備えたｉｃカード
JP2002044935A (ja) * 2000-07-24 2002-02-08 Fuji Electric Co Ltd チヤージポンプ回路
US20060058588A1 (en) * 2004-09-02 2006-03-16 Proteus Biomedical, Inc. Methods and apparatus for tissue activation and monitoring
WO2007075974A2 (en) * 2005-12-22 2007-07-05 Proteus Biomedical, Inc. Implantable integrated circuit
WO2009029894A1 (en) * 2007-08-31 2009-03-05 Proteus Biomedical, Inc. Self-referencing communication in implantable devices
WO2009042063A1 (en) * 2007-09-27 2009-04-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable lead with an electrostimulation capacitor

Also Published As

Publication number Publication date
US20100318163A1 (en) 2010-12-16
WO2010126503A1 (en) 2010-11-04
EP2424588A4 (en) 2013-05-22
US8412347B2 (en) 2013-04-02
EP2424588A1 (en) 2012-03-07

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US8412347B2 (en) Methods and apparatus for leads for implantable devices
JP5224579B2 (ja) 能動埋め込み型医用装置用多重化電極の可制御切り替え回路
US7225025B2 (en) Multiplexed medical device lead with standard header
US8554335B2 (en) Method and apparatus for disconnecting the tip electrode during MRI
US8473069B2 (en) Integrated circuit implementation and fault control system, device, and method
US20100204766A1 (en) Implantable integrated circuit
US8406898B2 (en) Implantable lead with an electrostimulation capacitor
US20130324825A1 (en) Leadless Pacemaker with Multiple Electrodes
EP1904166A2 (en) Modular antitachyarrhythmia therapy system
US8209005B1 (en) System and method for reducing pain in a high-voltage lead impedance check procedure using DC voltage or current in an implantable medical device
US9662500B2 (en) Electrical energy delivery tissue site validation
US20220379128A1 (en) Self-sufficient cardiac pacemaker
US8700171B2 (en) Controlled switching module for a multielectrode lead for an active implantable medical device
US9616240B2 (en) Systems and methods for fast discharge in pacing circuits during RF interference
WO2007089977A1 (en) Implantable medical device with lead-carried proximal electrode
EP2379163B1 (en) Implantable electrode lead with switching unit adapted for switching electrode lead between normal pacing mode and local pacing mode during mri
EP4368239A1 (en) Implantable medical stimulation device and method for operating an implantable medical stimulation device for performing a cardiac pacing
WO2023030891A1 (en) Implantable cardioverter-defibrillator
EP4395876A1 (en) Implantable cardioverter-defibrillator
EP2424616A2 (en) Implantable device, system, and method for measuring physiologic parameters

Legal Events

Date Code Title Description
A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20130705

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20130716

A02 Decision of refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02

Effective date: 20131224