JPH0235585B2 - - Google Patents
Info
- Publication number
- JPH0235585B2 JPH0235585B2 JP56215940A JP21594081A JPH0235585B2 JP H0235585 B2 JPH0235585 B2 JP H0235585B2 JP 56215940 A JP56215940 A JP 56215940A JP 21594081 A JP21594081 A JP 21594081A JP H0235585 B2 JPH0235585 B2 JP H0235585B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- cardiac pacemaker
- skin
- extracorporeal
- electrodes
- pulse generator
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 claims description 23
- 230000000638 stimulation Effects 0.000 claims description 17
- 239000002184 metal Substances 0.000 claims description 6
- 229910052751 metal Inorganic materials 0.000 claims description 6
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 2
- 239000012212 insulator Substances 0.000 claims 1
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 4
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 4
- 230000007383 nerve stimulation Effects 0.000 description 3
- 230000001105 regulatory effect Effects 0.000 description 3
- UIIMBOGNXHQVGW-UHFFFAOYSA-M Sodium bicarbonate Chemical compound [Na+].OC([O-])=O UIIMBOGNXHQVGW-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 2
- 229920002678 cellulose Polymers 0.000 description 2
- 239000001913 cellulose Substances 0.000 description 2
- 210000000038 chest Anatomy 0.000 description 2
- 238000002955 isolation Methods 0.000 description 2
- 210000003205 muscle Anatomy 0.000 description 2
- 229920002379 silicone rubber Polymers 0.000 description 2
- 239000004945 silicone rubber Substances 0.000 description 2
- 230000012232 skeletal muscle contraction Effects 0.000 description 2
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 description 2
- 230000001052 transient effect Effects 0.000 description 2
- 230000002861 ventricular Effects 0.000 description 2
- 238000004804 winding Methods 0.000 description 2
- XEEYBQQBJWHFJM-UHFFFAOYSA-N Iron Chemical group [Fe] XEEYBQQBJWHFJM-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000003321 amplification Effects 0.000 description 1
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 1
- 208000006218 bradycardia Diseases 0.000 description 1
- 230000036471 bradycardia Effects 0.000 description 1
- 230000008602 contraction Effects 0.000 description 1
- 230000009429 distress Effects 0.000 description 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 1
- 230000005611 electricity Effects 0.000 description 1
- 239000003792 electrolyte Substances 0.000 description 1
- 239000011810 insulating material Substances 0.000 description 1
- WABPQHHGFIMREM-UHFFFAOYSA-N lead(0) Chemical compound [Pb] WABPQHHGFIMREM-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 239000007769 metal material Substances 0.000 description 1
- 230000004118 muscle contraction Effects 0.000 description 1
- 238000003199 nucleic acid amplification method Methods 0.000 description 1
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 1
- 230000001953 sensory effect Effects 0.000 description 1
- 210000002027 skeletal muscle Anatomy 0.000 description 1
- 229910000030 sodium bicarbonate Inorganic materials 0.000 description 1
- 235000017557 sodium bicarbonate Nutrition 0.000 description 1
- 229910001220 stainless steel Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000010935 stainless steel Substances 0.000 description 1
- 210000001562 sternum Anatomy 0.000 description 1
- 239000008399 tap water Substances 0.000 description 1
- 235000020679 tap water Nutrition 0.000 description 1
- 230000007704 transition Effects 0.000 description 1
Landscapes
- Electrotherapy Devices (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は外部からの心臓刺激に関する。
外部からの電気刺激は心室停止から患者を緊急
蘇生させる際に有効な心臓鼓動をもたらす十分確
立された非侵入的な技術である。しかし、外部か
らの電気刺激により引起される意識のある患者の
苦痛は一時的心臓刺激におけるその広範な使用を
妨げてきた。
蘇生させる際に有効な心臓鼓動をもたらす十分確
立された非侵入的な技術である。しかし、外部か
らの電気刺激により引起される意識のある患者の
苦痛は一時的心臓刺激におけるその広範な使用を
妨げてきた。
外部からの電気心臓刺激の間に局部的知覚神経
の刺激による激しい苦痛は比較的高いインピーダ
ンスを有する表面積の大きな非金属製の皮膚接触
部材を備えた電極の使用により大幅に除去できる
ことが分つた。電極近くの骨格筋の強い収縮によ
る苦痛は一定の電流出力を発生してそれにより心
臓刺激に影響を与えることなく骨格筋収縮を生じ
る高電流スパイクを除去する電気パルス発生器の
使用により減少できることも分つた。また刺激パ
ルス持続時間を2ミリ秒(ms)から5乃至40m
sに増加することにより、心臓刺激に要する電流
は骨格筋収縮をともなうことなくほぼ30乃至50%
減少されることも分つた。したがつて、本発明は
表面積が大きく、非金属製の高インピーダンス皮
膚接触部材を備えた電極による外部からの電気的
心臓刺激の発生と5ミリ秒より大きな(好適には
20乃至40ミリ秒)持続時間の一定電流パルスを電
極に供給するパルス発生器を特徴とする。好適な
実施例では、過渡電流スパイクを除去するためイ
ンダクタンスが電極の近くに設けられ、パルス時
続時間の変化を許容する手段が設けられ、パルス
の振幅を変えるためポテンシヨンメータが電極接
続部の近くに設けられ、皮膚接触部材の直径は前
部電極に対して6から10cmの間、背部電極に対し
て8から15cmの間であり、インピーダンスは1000
オームより大きく、電極は一方の側が非金属の皮
膚接触部材に取付けられ、他方の側がリード線に
接続された薄い金属円板から作られ、皮膚接触部
材は厚さが約6.35mm(1/4インチ)のセルロー
ズ・スポンジの薄板であり、円板は電気接続がな
される側がシリコンゴム絶縁材料で覆われてい
る。
の刺激による激しい苦痛は比較的高いインピーダ
ンスを有する表面積の大きな非金属製の皮膚接触
部材を備えた電極の使用により大幅に除去できる
ことが分つた。電極近くの骨格筋の強い収縮によ
る苦痛は一定の電流出力を発生してそれにより心
臓刺激に影響を与えることなく骨格筋収縮を生じ
る高電流スパイクを除去する電気パルス発生器の
使用により減少できることも分つた。また刺激パ
ルス持続時間を2ミリ秒(ms)から5乃至40m
sに増加することにより、心臓刺激に要する電流
は骨格筋収縮をともなうことなくほぼ30乃至50%
減少されることも分つた。したがつて、本発明は
表面積が大きく、非金属製の高インピーダンス皮
膚接触部材を備えた電極による外部からの電気的
心臓刺激の発生と5ミリ秒より大きな(好適には
20乃至40ミリ秒)持続時間の一定電流パルスを電
極に供給するパルス発生器を特徴とする。好適な
実施例では、過渡電流スパイクを除去するためイ
ンダクタンスが電極の近くに設けられ、パルス時
続時間の変化を許容する手段が設けられ、パルス
の振幅を変えるためポテンシヨンメータが電極接
続部の近くに設けられ、皮膚接触部材の直径は前
部電極に対して6から10cmの間、背部電極に対し
て8から15cmの間であり、インピーダンスは1000
オームより大きく、電極は一方の側が非金属の皮
膚接触部材に取付けられ、他方の側がリード線に
接続された薄い金属円板から作られ、皮膚接触部
材は厚さが約6.35mm(1/4インチ)のセルロー
ズ・スポンジの薄板であり、円板は電気接続がな
される側がシリコンゴム絶縁材料で覆われてい
る。
第1図には、薄いステンレス鋼の円板14の一
方の面に取付けられた6.35mm(1/4インチ)の厚
さのセルローズ・スポンジ12から作られた直径
8cmの前部電極10が示され、円板14は絶縁さ
れた線16に電気的に接続され、その他方の面は
シリコンゴムの絶縁層18により被覆されてい
る。絶縁層はまた板14の縁部をも覆つている。
背部電極20(第1図には図示されず)は直径が
12cmである点を除いて電極10と同じである。
方の面に取付けられた6.35mm(1/4インチ)の厚
さのセルローズ・スポンジ12から作られた直径
8cmの前部電極10が示され、円板14は絶縁さ
れた線16に電気的に接続され、その他方の面は
シリコンゴムの絶縁層18により被覆されてい
る。絶縁層はまた板14の縁部をも覆つている。
背部電極20(第1図には図示されず)は直径が
12cmである点を除いて電極10と同じである。
第2図では、電極が患者の胸に取付けられ、パ
ルス発生器22に電気的に接続されている。パル
ス発生器22に対する入力は当該技術では周知の
型のタイミング回路24により供給されるトリガ
信号(約10ボルト)である。同期モードでは、標
準の心臓モニタ26からの心臓鼓動のQRS信号
がトリガ信号を制御し、非同期モードでは、トリ
ガ信号は調節可能な均一速度で供給され、スイツ
チ(図示されず)によりオペレータは信号を手動
でトリガでき、さらに所望のどのように複雑なタ
イミング・パターンででも信号または多重信号を
発生する手段が設けられている。同期モードにお
ける調節可能な速度制限制御装置は速いQRS同
期信号の急激な刺激を妨げ、また、1つおきある
いは3個以上のQRS同期信号の後でのみ刺激を
発生することを許容する。以下に詳述するよう
に、パルス発生器22は概略的にトリガ増幅器2
8、パルス幅単安定バイブレータ30、発振器3
2、増幅器34、絶縁変圧器36、整流器と減衰
器とフイルタを備えた出力回路38から成る。
ルス発生器22に電気的に接続されている。パル
ス発生器22に対する入力は当該技術では周知の
型のタイミング回路24により供給されるトリガ
信号(約10ボルト)である。同期モードでは、標
準の心臓モニタ26からの心臓鼓動のQRS信号
がトリガ信号を制御し、非同期モードでは、トリ
ガ信号は調節可能な均一速度で供給され、スイツ
チ(図示されず)によりオペレータは信号を手動
でトリガでき、さらに所望のどのように複雑なタ
イミング・パターンででも信号または多重信号を
発生する手段が設けられている。同期モードにお
ける調節可能な速度制限制御装置は速いQRS同
期信号の急激な刺激を妨げ、また、1つおきある
いは3個以上のQRS同期信号の後でのみ刺激を
発生することを許容する。以下に詳述するよう
に、パルス発生器22は概略的にトリガ増幅器2
8、パルス幅単安定バイブレータ30、発振器3
2、増幅器34、絶縁変圧器36、整流器と減衰
器とフイルタを備えた出力回路38から成る。
第3図にパルス発生器22に対する回路が示さ
れている。図の下半分は出力段を制御するのに使
用されるCMOS論理素子を表わし、図の上半分
は増幅器34、変圧器36および出力回路38と
それらの調整された電圧源から成る出力段を表わ
す。CMOS論理素子は9ボルトの電池40によ
り電力を供給され、出力段は概略的に41として
示されかつ36ボルトを得るため直列に接続された
6個のカンテラ用6ボルト電池により電力を供給
される。パルス発生器22はCMOS論理素子お
よび出力段に対してそれぞれ機械的に結合された
オン/オフ制御スイツチ42aおよびbを有す
る。
れている。図の下半分は出力段を制御するのに使
用されるCMOS論理素子を表わし、図の上半分
は増幅器34、変圧器36および出力回路38と
それらの調整された電圧源から成る出力段を表わ
す。CMOS論理素子は9ボルトの電池40によ
り電力を供給され、出力段は概略的に41として
示されかつ36ボルトを得るため直列に接続された
6個のカンテラ用6ボルト電池により電力を供給
される。パルス発生器22はCMOS論理素子お
よび出力段に対してそれぞれ機械的に結合された
オン/オフ制御スイツチ42aおよびbを有す
る。
第3図の下部に関連して、トリガ信号はノード
44に入力する。ダイオード46はトリガ入力を
保護する。トリガ増幅器28はトリガ信号に対し
て鋭い転移を与えるため使用され、正帰還ループ
に接続されたインバータI1,I2から成る。ワ
ンシヨツト・パルス幅単安定マルチバイブレータ
30はNORゲートG1、インバータI3、抵抗
48およびコンデンサから成る。その出力は均一
な固定幅パルスである。第3図に示される特定の
コンデンサおよび抵抗により、40msのパルスが
発生される。漏洩電流や装置の故障から患者を保
護するため、患者への出力は変圧器結合になつて
いる。40msのパルスを変圧器36を通過させる
ため、最初それは発振器32により2KCの方形波
に変換され、次に変圧器を通過後整流され、波
される。マルチバイブレータ30の出力はインバ
ータI4を介して発振器32に接続される。発振
器32はゲートG2,G3およびインバータI5
を備え、さらに互いに180度位相のずれた出力を
有する2つの出力ノード50,52を有する。ノ
ード52はインバータI5に接続され、ノード5
0はゲートG4を介して発振器32に接続され
る。
44に入力する。ダイオード46はトリガ入力を
保護する。トリガ増幅器28はトリガ信号に対し
て鋭い転移を与えるため使用され、正帰還ループ
に接続されたインバータI1,I2から成る。ワ
ンシヨツト・パルス幅単安定マルチバイブレータ
30はNORゲートG1、インバータI3、抵抗
48およびコンデンサから成る。その出力は均一
な固定幅パルスである。第3図に示される特定の
コンデンサおよび抵抗により、40msのパルスが
発生される。漏洩電流や装置の故障から患者を保
護するため、患者への出力は変圧器結合になつて
いる。40msのパルスを変圧器36を通過させる
ため、最初それは発振器32により2KCの方形波
に変換され、次に変圧器を通過後整流され、波
される。マルチバイブレータ30の出力はインバ
ータI4を介して発振器32に接続される。発振
器32はゲートG2,G3およびインバータI5
を備え、さらに互いに180度位相のずれた出力を
有する2つの出力ノード50,52を有する。ノ
ード52はインバータI5に接続され、ノード5
0はゲートG4を介して発振器32に接続され
る。
第3図の上部に関連して、電池41、コンデン
サ58、電圧調整器60、トランジスタT1によ
り調整された24ボルト電源がノード54と56の
間に設けられる。増幅器34はトランジスタT
2,T3,T4によりノード50,52における
位相のずれた信号に同じ増幅を施す。これらの増
幅された信号は24ボルトの調整された電源と共に
10対1逓昇/絶縁変圧器36の1次巻線に接続さ
れる。変圧器36の2次巻線は整流器59に接続
され、整流器59はポテンシヨンメータ62
(5Kオーム、5w)、コンデンサおよび誘導子66
(鉄心を備えた変圧器コイル、インダクタンス1/3
H)から成るフイルタ64を介して電極10,2
0に接続される。フイルタ64は十分に均一な振
幅の滑かな電流パルスを発生するよう作用し、そ
のインダクタンスは電極10,20の静電容量に
より生じる初期の過渡電流スパイクを除去する。
サ58、電圧調整器60、トランジスタT1によ
り調整された24ボルト電源がノード54と56の
間に設けられる。増幅器34はトランジスタT
2,T3,T4によりノード50,52における
位相のずれた信号に同じ増幅を施す。これらの増
幅された信号は24ボルトの調整された電源と共に
10対1逓昇/絶縁変圧器36の1次巻線に接続さ
れる。変圧器36の2次巻線は整流器59に接続
され、整流器59はポテンシヨンメータ62
(5Kオーム、5w)、コンデンサおよび誘導子66
(鉄心を備えた変圧器コイル、インダクタンス1/3
H)から成るフイルタ64を介して電極10,2
0に接続される。フイルタ64は十分に均一な振
幅の滑かな電流パルスを発生するよう作用し、そ
のインダクタンスは電極10,20の静電容量に
より生じる初期の過渡電流スパイクを除去する。
次の表は第3図に示す回路に用いられた回路構
成要素を含む。
成要素を含む。
構成要素表
I1,I2,I4,I5 4069
G1,G2,G3,G4 4001
T1,T3,T5 2N1724
調整器60 LM340
T2,T4 2N2108
ダイオード46 テキサス・インスツルメント59
D1,D2 1N4000
整流器59 モトローラR0804
動作において、スポンジ12(および電極20
上の対応するスポンジ)は先ずタツプ水で湿らせ
る。代りに、炭酸水素ナトリウムのような弱い電
解液またはゲルをスポンジに対して用いてもよ
い。湿気またはゲルは電極の抵抗を大幅に減少し
過ぎることなく広い面積に渡つて患者の皮膚と良
好な電気的接触をもたらす。電極10,20は筋
肉刺激を減少するため、患者の胸(心臓の近く、
左副胸骨の第4または第5番目のすき間に)と背
中(骨甲の下)にそれぞれ位置される。心室停止
からの緊急蘇生または徐脈が与えられるとき、タ
イミング回路24は非同期モードになり、刺激が
1分当り30乃至200の調節可能な均一速度で与え
られる。回路24の同期モードが用いられるとき
(例えば、心理テストの間)、心臓モニタ26から
のQRS同期信号に続いて均一な調節可能な遅れ
て刺激が発生される。タイミング回路24がどち
らかのモードにあるかに拘らず、パルス発生器2
2は入力される各トリガ信号に対して同じ一定パ
ルスを発生する。
上の対応するスポンジ)は先ずタツプ水で湿らせ
る。代りに、炭酸水素ナトリウムのような弱い電
解液またはゲルをスポンジに対して用いてもよ
い。湿気またはゲルは電極の抵抗を大幅に減少し
過ぎることなく広い面積に渡つて患者の皮膚と良
好な電気的接触をもたらす。電極10,20は筋
肉刺激を減少するため、患者の胸(心臓の近く、
左副胸骨の第4または第5番目のすき間に)と背
中(骨甲の下)にそれぞれ位置される。心室停止
からの緊急蘇生または徐脈が与えられるとき、タ
イミング回路24は非同期モードになり、刺激が
1分当り30乃至200の調節可能な均一速度で与え
られる。回路24の同期モードが用いられるとき
(例えば、心理テストの間)、心臓モニタ26から
のQRS同期信号に続いて均一な調節可能な遅れ
て刺激が発生される。タイミング回路24がどち
らかのモードにあるかに拘らず、パルス発生器2
2は入力される各トリガ信号に対して同じ一定パ
ルスを発生する。
ポテンシヨンメータ62は調節可能な振幅制御
装置として働き、個々の患者の種々の臨界に適応
する。患者への最大出力パルスは500オームのソ
ース・インピーダンスで、2000オームに対して
140ミリアンペアである。
装置として働き、個々の患者の種々の臨界に適応
する。患者への最大出力パルスは500オームのソ
ース・インピーダンスで、2000オームに対して
140ミリアンペアである。
20msより大きなパルス幅は心臓刺激に要する
電流をもつと安楽なレベルまで減少するために用
いられる。
電流をもつと安楽なレベルまで減少するために用
いられる。
抵抗48はバルス幅は例えば2−40msの間で
変化するためポテンシヨンメータで置換えること
ができる。例えばガーゼのような他の非金属部材
をスポンジ12の代りに用いることができる。
変化するためポテンシヨンメータで置換えること
ができる。例えばガーゼのような他の非金属部材
をスポンジ12の代りに用いることができる。
また、電極にとつて8cmおよび12cmの直径が平
均的成人に対して最適であるとはいえ、それらは
異なる患者の体格や神経刺激および筋肉収縮に対
する相対感度に適応するため、6および10cmと8
および15cmの間でそれぞれ変えることができる。
(電極直径の増大は神経刺激を減少するが収縮さ
れ得る筋肉の量を増加させ、逆もまた同様であ
る。) 最後に、心臓モニタ26に対して別々の電極を
用いる代りに、心臓鼓動信号は刺激電極10,2
0から直接得ることができる。
均的成人に対して最適であるとはいえ、それらは
異なる患者の体格や神経刺激および筋肉収縮に対
する相対感度に適応するため、6および10cmと8
および15cmの間でそれぞれ変えることができる。
(電極直径の増大は神経刺激を減少するが収縮さ
れ得る筋肉の量を増加させ、逆もまた同様であ
る。) 最後に、心臓モニタ26に対して別々の電極を
用いる代りに、心臓鼓動信号は刺激電極10,2
0から直接得ることができる。
本発明は、体外型電気式心臓ペースメーカにお
いて長年望まれ、未だに解決され得なかつた患者
の通電時の痛みを著しく軽減できると言う優れた
効果を有する。
いて長年望まれ、未だに解決され得なかつた患者
の通電時の痛みを著しく軽減できると言う優れた
効果を有する。
第1図は本発明による電極の一部破断した斜視
図、第2図は電極に接続されたパルス発生器、心
臓モニタおよびタイミング回路を示すブロツク
図、第3図はパルス発生器回路の概略図である。 10,20:電極、12:スポンジ、14:円
板、18:絶縁層、22:パルス発生器、24:
タイミング回路、26:心臓モニタ。
図、第2図は電極に接続されたパルス発生器、心
臓モニタおよびタイミング回路を示すブロツク
図、第3図はパルス発生器回路の概略図である。 10,20:電極、12:スポンジ、14:円
板、18:絶縁層、22:パルス発生器、24:
タイミング回路、26:心臓モニタ。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1 1組みの皮膚接触電極と、 前記皮膚接触電極に電気的に接続されたパルス
発生器と、 患者へ心臓刺激パルスを加えるために前記パル
ス発生器を動作させる手段と を備えた体外型電気式心臓ペースメーカであつ
て、 前記パルス発生器が、大きな電流スパイクなし
に5ミリ秒以上の幅を有するパルスを発生する回
路を含み、 前記電極が、非金属皮膚接触部材を備えるこ
と、 を特徴とする体外型電気式心臓ペースメーカ。 2 前記皮膚接触部材が拡張された皮膚接触エリ
ヤ全体に延在された特許請求の範囲第1項に記載
の体外型電気式心臓ペースメーカ。 3 前記電極は更に、前記皮膚接触部材の皮膚接
触表面から一定距離隔たされた金属層を備え、こ
の金属層は前記部材と電気的に接触し、前記パル
ス発生器は前記金属層に電気的に接続されたこと
を特徴とする特許請求の範囲第2項に記載の体外
型電気式心臓ペースメーカ。 4 前記皮膚接触部材はゲルを含むことを特徴と
する特許請求の範囲第2項または第3項に記載の
体外型電気式心臓ペースメーカ。 5 前記皮膚接触部材が前記ゲルを浸み込ませた
スポンジを備えたことを特徴とする特許請求の範
囲第4項に記載の体外型電気式心臓ペースメー
カ。 6 前記各電極が更に、前記金属層の露出した表
面及び縁を覆う絶縁物を備え、前記ペースメーカ
は更に、各々が前記金属層の1つに接続され、前
記パルス発生器からの前記パルスを転送する1組
みの電気的ワイヤを備えとことを特徴とする特許
請求の範囲第3項に記載の体外型電気式心臓ペー
スメーカ。 7 前記電極の前記皮膚接触部材の皮膚接触表面
が25平方センチメータ以上である特許請求の範囲
第1項乃至第6項いずれかに記載の体外型電気式
心臓ペースメーカ。 8 前記電極の1つが胸の前部に取り付けられ、
他の1つが胸の後部に取り付けられる特許請求の
範囲第1項乃至第7項いずれかに記載の体外型電
気式心臓ペースメーカ。 9 前記前部に取り付けられる電極は25平方セン
チメータ以上の皮膚接触表面エリアを有し、前記
後部に取り付けられる電極は50平方センチメータ
以上の皮膚接触表面エリアを有することを特徴と
する特許請求の範囲第8項に記載の体外型電気式
心臓ペースメーカ。 10 前記前部に取り付けられる電極は25から80
平方センチメータの皮膚接触表面エリアを有し、
前記後部に取り付けられる電極は50から175平方
センチメータの皮膚接触表面エリアを有する特許
請求の範囲第9項に記載の体外型電気式心臓ペー
スメーカ。 11 前記パルス持続時間が20から40ミリ秒であ
る特許請求の範囲第1項乃至第10項のいずれか
に記載の体外型電気式心臓ペースメーカ。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP56215940A JPS58136357A (ja) | 1981-12-28 | 1981-12-28 | 電気的心臓刺激を発生する装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP56215940A JPS58136357A (ja) | 1981-12-28 | 1981-12-28 | 電気的心臓刺激を発生する装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS58136357A JPS58136357A (ja) | 1983-08-13 |
JPH0235585B2 true JPH0235585B2 (ja) | 1990-08-10 |
Family
ID=16680775
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP56215940A Granted JPS58136357A (ja) | 1981-12-28 | 1981-12-28 | 電気的心臓刺激を発生する装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPS58136357A (ja) |
Citations (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS49108885A (ja) * | 1972-02-03 | 1974-10-16 | ||
JPS5434584A (en) * | 1977-06-23 | 1979-03-14 | Anderson John | Device for coupling fine movement remover with electrocardiograph |
JPS5477489A (en) * | 1977-11-07 | 1979-06-20 | Hymes Alan C | Medical electrode |
-
1981
- 1981-12-28 JP JP56215940A patent/JPS58136357A/ja active Granted
Patent Citations (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS49108885A (ja) * | 1972-02-03 | 1974-10-16 | ||
JPS5434584A (en) * | 1977-06-23 | 1979-03-14 | Anderson John | Device for coupling fine movement remover with electrocardiograph |
JPS5477489A (en) * | 1977-11-07 | 1979-06-20 | Hymes Alan C | Medical electrode |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPS58136357A (ja) | 1983-08-13 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
US4349030A (en) | External noninvasive electric cardiac stimulation | |
US4014347A (en) | Transcutaneous nerve stimulator device and method | |
US4211222A (en) | Iontophoretic burn-protection method | |
US4164226A (en) | Iontophoretic burn-protection electrode structure | |
US4055190A (en) | Electrical therapeutic apparatus | |
AU686180B2 (en) | Nerve stimulating device and associated support device | |
Vodovnik et al. | Control of a skeletal joint by electrical stimulation of antagonists | |
US4846178A (en) | Electric field therapeutic apparatus | |
US5540736A (en) | Transcranial electrostimulation apparatus having two electrode pairs and independent current generators | |
US6546290B1 (en) | Method and apparatus for electromedical therapy | |
US6584358B2 (en) | Electro therapy method and apparatus | |
US3241556A (en) | Cardiac stimulators | |
CA1050617A (en) | Apparatus for electrical pulse stimulation | |
US3941137A (en) | Ambulatory stimulator | |
US4509521A (en) | Headache relief method | |
EP0776678A1 (en) | System for administering transcutaneous cardiac pacing with transcutaneous electrical nerve stimuli | |
US20090326611A1 (en) | Method of Powering Implanted Devices by Direct Transfer of Electrical Energy | |
US20020193844A1 (en) | Combination electrode-battery assembly for a miniature wireless transcutaneous electrical neuro or muscular-stimulation unit | |
US20050187591A1 (en) | Electro therapy method and apparatus | |
WO1991019535A1 (en) | Method and apparatus for transcutaneous cardiac pacing | |
GB1593867A (en) | Electromedical apparatus for electrical stimulation therapy | |
Linzer et al. | Transcutaneous neural stimulation for relief of pain | |
EP0801957A1 (en) | Transcranial electrostimulation apparatus having two electrode pairs and independent current generators | |
NL7806850A (en) | Heart pacemaker and QRS wave function monitor - stimulates ventricle and atrium in time related sequence when required | |
GB2030453A (en) | Applying undirectional electric current to the skin of a living body |