JPH0647013B2 - 心臓ペ−スメ−カ−電極 - Google Patents
心臓ペ−スメ−カ−電極Info
- Publication number
- JPH0647013B2 JPH0647013B2 JP61207629A JP20762986A JPH0647013B2 JP H0647013 B2 JPH0647013 B2 JP H0647013B2 JP 61207629 A JP61207629 A JP 61207629A JP 20762986 A JP20762986 A JP 20762986A JP H0647013 B2 JPH0647013 B2 JP H0647013B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- cardiac pacemaker
- pacemaker electrode
- sensing
- electrode
- electrode according
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- 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
Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、体液に対して不活性な絶縁外被によつて囲繞
され端部に電極ヘッドが設けられている少なくとも1つ
の電気導体を備えた心臓ペースメーカー電極に関する。
され端部に電極ヘッドが設けられている少なくとも1つ
の電気導体を備えた心臓ペースメーカー電極に関する。
この種の心臓ペースメーカー電極は心筋層を刺激するた
めと心臓電位を検出するためとに使用することができ
る。必要な刺激エネルギを出来る限り小さくするため
に、電流密度は出来る限り大きくされるが、このことは
最も簡単には導電性の電極ヘッドの表面を出来る限り小
さくすることにより実現されている。この種の電極がQ
RS電位を感知するために使用される場合、かかる電極
は滑らかな電極表面を持つ際には10〜20kオーム程
度の大きさの比較的大きいソースインピーダンスを有す
る。次段の増幅器の入力インピーダンスがしばしば同じ
大きさにされるので、この心臓信号は入力段で著しく減
衰させられてしまう。電極ヘッドの導電性表面を拡大す
ることによつて、感知特性を最も簡単に改善することが
できる。電極ヘツドの大きさに関する要求は刺激に関す
る要求と感知に関する要求とでまつたく矛盾しており、
それゆえ最適な策が講ぜられなければならない。
めと心臓電位を検出するためとに使用することができ
る。必要な刺激エネルギを出来る限り小さくするため
に、電流密度は出来る限り大きくされるが、このことは
最も簡単には導電性の電極ヘッドの表面を出来る限り小
さくすることにより実現されている。この種の電極がQ
RS電位を感知するために使用される場合、かかる電極
は滑らかな電極表面を持つ際には10〜20kオーム程
度の大きさの比較的大きいソースインピーダンスを有す
る。次段の増幅器の入力インピーダンスがしばしば同じ
大きさにされるので、この心臓信号は入力段で著しく減
衰させられてしまう。電極ヘッドの導電性表面を拡大す
ることによつて、感知特性を最も簡単に改善することが
できる。電極ヘツドの大きさに関する要求は刺激に関す
る要求と感知に関する要求とでまつたく矛盾しており、
それゆえ最適な策が講ぜられなければならない。
電極ヘッドに関する矛盾した要求についての問題は、た
とえば電極ヘッドの表面を微細孔性に形成することによ
つて解決することができる。それによつて、刺激を行う
際には電流が集中し、従つて所望の大きさの電流密度が
得られ、一方電極ヘッド−電解液の境界面は心臓信号を
感知する際に低ソースインピーダンスを得るためには充
分な大きさになる。このような電極はたとえば滑らかな
炭素製の電極ヘッドを備えた心臓内膜電極に関するシー
メンス社の説明書(1984年3月発行、A91003
−M3372−L745−02−4J00)によつて公
知である。
とえば電極ヘッドの表面を微細孔性に形成することによ
つて解決することができる。それによつて、刺激を行う
際には電流が集中し、従つて所望の大きさの電流密度が
得られ、一方電極ヘッド−電解液の境界面は心臓信号を
感知する際に低ソースインピーダンスを得るためには充
分な大きさになる。このような電極はたとえば滑らかな
炭素製の電極ヘッドを備えた心臓内膜電極に関するシー
メンス社の説明書(1984年3月発行、A91003
−M3372−L745−02−4J00)によつて公
知である。
さらに、ヨーロツパ特許出願公告第0032356号公
報および米国特許第3977411号明細書によれば、
同時に刺激と感知とを行うための心臓ペースメーカー電
極が公知である。この心臓ペースメーカー電極において
は、1つの絶縁膜によつて互いに分離された異なつた大
きさの2つの独立面が設けられており、大きい方の面は
センシング面として使われ、そして刺激を行う際には実
質的に電流が流れないようにするために、比較的高い抵
抗を介して共通の導体に接続されている。刺激面および
センシング面の導電率は面に関しては同じである。
報および米国特許第3977411号明細書によれば、
同時に刺激と感知とを行うための心臓ペースメーカー電
極が公知である。この心臓ペースメーカー電極において
は、1つの絶縁膜によつて互いに分離された異なつた大
きさの2つの独立面が設けられており、大きい方の面は
センシング面として使われ、そして刺激を行う際には実
質的に電流が流れないようにするために、比較的高い抵
抗を介して共通の導体に接続されている。刺激面および
センシング面の導電率は面に関しては同じである。
本発明は、良好な刺激特性およびセンシング特性が得ら
れると共に、電極ヘツドを形成する際に大きな自由度が
得られ、かつ製作が簡単であるように、この種の電極を
形成することを目的とする。
れると共に、電極ヘツドを形成する際に大きな自由度が
得られ、かつ製作が簡単であるように、この種の電極を
形成することを目的とする。
この目的を達成するために、本発明は、刺激面とセンシ
ング面との両面は異なつたインピーダンスを有し、その
際センシング面のインピーダンスは、刺激を行う際には
電流が刺激面に集中しかつ感知を行う際には前記両面で
感知が行われるような大きさであることを特徴とする。
ング面との両面は異なつたインピーダンスを有し、その
際センシング面のインピーダンスは、刺激を行う際には
電流が刺激面に集中しかつ感知を行う際には前記両面で
感知が行われるような大きさであることを特徴とする。
米国特許第3977411号明細書によつて公知である
心臓ペースメーカー電極に比較して、本発明においては
両面の間を電気的に分離する必要がなく、しかもこれら
の面の一方と電極導体との間には補助的な抵抗を介在さ
せる必要がない。
心臓ペースメーカー電極に比較して、本発明においては
両面の間を電気的に分離する必要がなく、しかもこれら
の面の一方と電極導体との間には補助的な抵抗を介在さ
せる必要がない。
異なつたインピーダンスを持つ両面は導電率の異なつた
材料によつて簡単に形成することができる。すなわちた
とえば電極ヘツドは刺激を行うために高導電率の小表面
先端部を有する。この先端部には低導電率の大表面が続
けられる。従つて、刺激を行う際には電流は先端部に集
中する。というのは、先端部のインピーダンスは組織に
比べて低くたとえば500〜1000オームであるから
である。それに対して、感知を行う際には、電極ヘツド
の全表面で感知が行われる。というのは、感知特性に大
きく影響しないように、電極ヘツドのソースインピーダ
ンスは数kオームの大きさになり得るからである。換言
すれば、本発明は、電極ヘツド表面と電解液との間の境
界面には信号の大小に応じた大きさのインピーダンス差
が生じるという認識に基づいている。
材料によつて簡単に形成することができる。すなわちた
とえば電極ヘツドは刺激を行うために高導電率の小表面
先端部を有する。この先端部には低導電率の大表面が続
けられる。従つて、刺激を行う際には電流は先端部に集
中する。というのは、先端部のインピーダンスは組織に
比べて低くたとえば500〜1000オームであるから
である。それに対して、感知を行う際には、電極ヘツド
の全表面で感知が行われる。というのは、感知特性に大
きく影響しないように、電極ヘツドのソースインピーダ
ンスは数kオームの大きさになり得るからである。換言
すれば、本発明は、電極ヘツド表面と電解液との間の境
界面には信号の大小に応じた大きさのインピーダンス差
が生じるという認識に基づいている。
種々異なつた材料を使用する代わりに、同じ材料につい
て表面処理を行うことによつても、インピーダンスを異
ならせることができる。すなわち、高インピーダンスの
面はたとえば滑らかな表面を有し、それに対して低イン
ピーダンスの面は微細孔性の表面を有するようにすれば
よい。本発明の有利な実施態様によれば、刺激面は金属
または金属記号物から成り、センシング面は体液に対し
て不活性な導電性プラスチツクから成る。既に詳細に述
べたように、電極ヘツドの先端部は低インピーダンスの
材料から成り、刺激を行うために設けられている。しか
しながら、低インピーダンスの面すなわち刺激面を多数
の部分面に細分し、そして電極ヘツドの全表面にまたは
この表面の一部分に同じ大きさでまたは異なつた大きさ
で分割配置することは有利である。すなわち、低インピ
ーダンス部分は電極ヘツドにリング状に分割して配置す
ることができる。同様に、低インピーダンス部分が細片
状に分割して配置されるかまたはかご型を形成するよう
にすることもできる。いずれの場合においても、電極ヘ
ツドの全表面は大きくなり、この大きな表面を刺激を行
うために用いられる部分に分割することによつて、これ
らの幾つかの部分が良導電性の生体組織と確実に接触
し、全体的にスレツシユホールド値を低くすることがで
きるという利点が得られる。
て表面処理を行うことによつても、インピーダンスを異
ならせることができる。すなわち、高インピーダンスの
面はたとえば滑らかな表面を有し、それに対して低イン
ピーダンスの面は微細孔性の表面を有するようにすれば
よい。本発明の有利な実施態様によれば、刺激面は金属
または金属記号物から成り、センシング面は体液に対し
て不活性な導電性プラスチツクから成る。既に詳細に述
べたように、電極ヘツドの先端部は低インピーダンスの
材料から成り、刺激を行うために設けられている。しか
しながら、低インピーダンスの面すなわち刺激面を多数
の部分面に細分し、そして電極ヘツドの全表面にまたは
この表面の一部分に同じ大きさでまたは異なつた大きさ
で分割配置することは有利である。すなわち、低インピ
ーダンス部分は電極ヘツドにリング状に分割して配置す
ることができる。同様に、低インピーダンス部分が細片
状に分割して配置されるかまたはかご型を形成するよう
にすることもできる。いずれの場合においても、電極ヘ
ツドの全表面は大きくなり、この大きな表面を刺激を行
うために用いられる部分に分割することによつて、これ
らの幾つかの部分が良導電性の生体組織と確実に接触
し、全体的にスレツシユホールド値を低くすることがで
きるという利点が得られる。
特に導電性プラスチツクを使用すると、心臓活動を感知
するためのこのプラスチツクで形成された面は、同時に
電極ヘツドを肉柱機構に固定するためにも形成すること
ができるという別の利点が得られる。このようにして形
成されたこの固定具は剛毛またはひれの形に形成される
かもしくはつばとして形成され、比較的大きな表面を有
する。この比較的大きな表面によつて感知感度を大きく
高めることができる。固定具は受動的に固定が行われる
ようにも、また能動的に固定が行われるようにも形成す
ることができる。
するためのこのプラスチツクで形成された面は、同時に
電極ヘツドを肉柱機構に固定するためにも形成すること
ができるという別の利点が得られる。このようにして形
成されたこの固定具は剛毛またはひれの形に形成される
かもしくはつばとして形成され、比較的大きな表面を有
する。この比較的大きな表面によつて感知感度を大きく
高めることができる。固定具は受動的に固定が行われる
ようにも、また能動的に固定が行われるようにも形成す
ることができる。
本発明の他の実施態様によれば、固定具のインピーダン
スは電極ヘツドの先端部のインピーダンスよりも大きく
され、それにより固定具は刺激を行うために使うことが
できるようになる。
スは電極ヘツドの先端部のインピーダンスよりも大きく
され、それにより固定具は刺激を行うために使うことが
できるようになる。
次に本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明する。
図面には本発明による電極の各実施例の概略図が示され
ており、電極リードの端部は必ずしも実寸通りにはなつ
ていない。
ており、電極リードの端部は必ずしも実寸通りにはなつ
ていない。
第1図は本発明による電極の第1実施例の概略側面図で
ある。この第1図において、1は電極リードである。鎖
線は電気導体2を示し、絶縁外被3によつて囲繞されて
いる。端部では導体2が滑らかな金属,微細孔性の金
属,金属化合物または炭素から成る先端部4と結合され
ている。先端部4は低インピーダンスを有し、刺激を行
うのに特に適する。この先端部の表面は充分大きな電流
密度を得るために出来る限り小さくされ、たとえば10
mm2の大きさである。この先端部にはこの先端部4に電
気的に結合されたリング5が接続されている。リング5
はたとえば導電性エラストマまたは導電率の小さい金属
で構成することができる。また、リング5は金属化合物
またはセラミツク化合物で構成することもできる。この
リングの表面積は先端部4の表面積よりも大きい。リン
グ5の導電率が小さいことによつて、刺激を行つている
間この表面には実質的に電流が流れない。しかしなが
ら、このリング5の導電率は、心臓電位の感知を行う際
にこの電位信号を先端部4と共にピツクアツプするため
には、充分大きい。
ある。この第1図において、1は電極リードである。鎖
線は電気導体2を示し、絶縁外被3によつて囲繞されて
いる。端部では導体2が滑らかな金属,微細孔性の金
属,金属化合物または炭素から成る先端部4と結合され
ている。先端部4は低インピーダンスを有し、刺激を行
うのに特に適する。この先端部の表面は充分大きな電流
密度を得るために出来る限り小さくされ、たとえば10
mm2の大きさである。この先端部にはこの先端部4に電
気的に結合されたリング5が接続されている。リング5
はたとえば導電性エラストマまたは導電率の小さい金属
で構成することができる。また、リング5は金属化合物
またはセラミツク化合物で構成することもできる。この
リングの表面積は先端部4の表面積よりも大きい。リン
グ5の導電率が小さいことによつて、刺激を行つている
間この表面には実質的に電流が流れない。しかしなが
ら、このリング5の導電率は、心臓電位の感知を行う際
にこの電位信号を先端部4と共にピツクアツプするため
には、充分大きい。
第2図および第3図は本発明による電極の第2の実施例
の概略側面図および概略正面図である。この第2図およ
び第3図には、電気導体12とこの導体12を囲繞する
絶縁外被13とを備えた心臓ペースメーカー電極11が
示されている。先端部14に続いて、この先端部14に
電気的に結合された3個のひれ状突出部15が設けられ
ている。これらのひれ状突出部15は先端部14よりも
導電率の小さい良導電性材料で形成されている。ひれ状
突出部15は同様に導電性エラストマで構成してもよ
く、そして、心臓電位の感知を行うために電極ヘツドを
拡大すると共に電極ヘツドを心臓に固定するのに使われ
る。
の概略側面図および概略正面図である。この第2図およ
び第3図には、電気導体12とこの導体12を囲繞する
絶縁外被13とを備えた心臓ペースメーカー電極11が
示されている。先端部14に続いて、この先端部14に
電気的に結合された3個のひれ状突出部15が設けられ
ている。これらのひれ状突出部15は先端部14よりも
導電率の小さい良導電性材料で形成されている。ひれ状
突出部15は同様に導電性エラストマで構成してもよ
く、そして、心臓電位の感知を行うために電極ヘツドを
拡大すると共に電極ヘツドを心臓に固定するのに使われ
る。
第4図は本発明による電極の第3の実施例の概略側面図
である。この第4図には、電気導体22と絶縁外被23
とを備え、端部に電極ヘツド24が設けられている心臓
ペースメーカー電極21が示されている。この電極ヘツ
ドの面は導電率の小さい部分25から主に構成されてい
る。この実施例においては、高い導電率を有して刺激を
行うために使われる2個のリング状部分26が設けられ
ている。
である。この第4図には、電気導体22と絶縁外被23
とを備え、端部に電極ヘツド24が設けられている心臓
ペースメーカー電極21が示されている。この電極ヘツ
ドの面は導電率の小さい部分25から主に構成されてい
る。この実施例においては、高い導電率を有して刺激を
行うために使われる2個のリング状部分26が設けられ
ている。
第5図および第6図は本発明による電極の第4の実施例
の概略側面図および概略正面図である。この第5図およ
び第6図には、電気導体32と絶縁外被33とを備え、
低インピーダンスの金属から成る平板先端部34が設け
られている心臓ペースメーカー電極31が示されてい
る。平板状先端部34には導電性エラストマから成るリ
ング35が接続されており、そしてこのリング35には同
様に導電性材料から成る固定具36が突出形成されてい
る。
の概略側面図および概略正面図である。この第5図およ
び第6図には、電気導体32と絶縁外被33とを備え、
低インピーダンスの金属から成る平板先端部34が設け
られている心臓ペースメーカー電極31が示されてい
る。平板状先端部34には導電性エラストマから成るリ
ング35が接続されており、そしてこのリング35には同
様に導電性材料から成る固定具36が突出形成されてい
る。
第1図は本発明による電極の第1の実施例の概略側面
図、第2図および第3図は本発明による電極の第2の実
施例の概略側面図および概略正面図、第4図は本発明に
よる電極の第3の実施例の概略側面図、第5図および第
6図は本発明による電極の第4の実施例の概略側面図お
よび概略正面図である。 1……電極リード、2,12,22,23……電気導
体、3,13,23,33……絶縁外被、4,14……
先端部、11,21,31……心臓ペースメーカー電
極、5……リング、15……ひれ状突出部、24……電
極ヘツド、25……導電率の小さい部分、26……リン
グ状部分(導電率の高い部分)、34……平板状先端
部、35……導電性エラストマから成るリング、36…
…固定具。
図、第2図および第3図は本発明による電極の第2の実
施例の概略側面図および概略正面図、第4図は本発明に
よる電極の第3の実施例の概略側面図、第5図および第
6図は本発明による電極の第4の実施例の概略側面図お
よび概略正面図である。 1……電極リード、2,12,22,23……電気導
体、3,13,23,33……絶縁外被、4,14……
先端部、11,21,31……心臓ペースメーカー電
極、5……リング、15……ひれ状突出部、24……電
極ヘツド、25……導電率の小さい部分、26……リン
グ状部分(導電率の高い部分)、34……平板状先端
部、35……導電性エラストマから成るリング、36…
…固定具。
Claims (14)
- 【請求項1】体液に対して不活性な絶縁外被(3,1
3,23,33)によつて囲繞され端部に電極ヘツドが
設けられている少なくとも1つの電気導体(2,12,
22,32)を備え、電極ヘツドは刺激面(4,14,
26,34)と独立したセンシング面(5,15,2
5,35,36)とを有し、両面が電気導体の心臓付近
の端部に直接結合されている心臓ペースメーカー電極に
おいて、前記両面は異なつたインピーダンスを有し、そ
の際センシング面(5,15,25,35,36)のイ
ンピーダンスは、刺激を行う際には電流が刺激面(4,
14,26,34)に集中しかつ感知を行う際には前記
両面で感知が行われるような大きさであることを特徴と
する心臓ペースメーカー電極。 - 【請求項2】刺激面とセンシング面とのインピーダンス
を導電率の異なつた材料を用いることにより異ならせる
ことを特徴とする特許請求の範囲第1項記載の心臓ペー
スメーカー電極。 - 【請求項3】刺激面とセンシング面とのインピーダンス
をこれらの面の表面処理を異ならせることにより異なら
せることを特徴とする特許請求の範囲第1項記載の心臓
ペースメーカー電極。 - 【請求項4】低インピーダンスの面は微細孔性の表面を
有することを特徴とする特許請求の範囲第3項記載の心
臓ペースメーカー電極。 - 【請求項5】刺激面は金属または金属化合物から成り、
センシング面は体液に対して不活性な導電性プラスチツ
クから成ることを特徴とする特許請求の範囲第2項記載
の心臓ペースメーカー電極。 - 【請求項6】電極ヘツドの先端部は低インピーダンスを
有することを特徴とする特許請求の範囲第1項ないし第
5項のいずれか1項に記載の心臓ペースメーカー電極。 - 【請求項7】刺激面(26)は電極ヘツド(24)にリ
ング状に分割配置されていることを特徴とする特許請求
の範囲第1項ないし第5項のいずれか1項に記載の心臓
ペースメーカー電極。 - 【請求項8】異なつたインピーダンスを持つ多数の面
(25,26)が電極ヘツドに分割配置されていること
を特徴とする特許請求の範囲第1項ないし第5項のいず
れか1項に記載の心臓ペースメーカー電極。 - 【請求項9】異なつたインピーダンスを持つ面(25,
26)は電極ヘツドに同じ大きさに分割配置されている
ことを特徴とする特許請求の範囲第8項記載の心臓ペー
スメーカー電極。 - 【請求項10】電極ヘツドを心臓に固定するための固定
具(15,36)が備えられ、この固定具(15,3
6)の表面が異なつたインピーダンスを持つ両面の一方
を形成していることを特徴とする特許請求の範囲第1項
ないし第5項のいずれか1項に記載の心臓ペースメーカ
ー電極。 - 【請求項11】固定具(15,36)は公知の方法で心
臓の肉柱機構に固定するために形成されていることを特
徴とする特許請求の範囲第10項記載の心臓ペースメー
カー電極。 - 【請求項12】固定具(15,36)の表面はセンシン
グ面として使われることを特徴とする特許請求の範囲第
10項または第11項記載の心臓ペースメーカー電極。 - 【請求項13】固定具(15,36)は導電性プラスチ
ツクから成ることを特徴とする特許請求の範囲第12項
記載の心臓ペースメーカー電極。 - 【請求項14】高インピーダンスを持つ面の全面積は低
インピーダンスを持つ面の全面積よりも大きいことを特
徴とする特許請求の範囲第1項ないし第13項のいずれ
か1項に記載の心臓ペースメーカー電極。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE3532084.2 | 1985-09-09 | ||
DE3532084 | 1985-09-09 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS6260569A JPS6260569A (ja) | 1987-03-17 |
JPH0647013B2 true JPH0647013B2 (ja) | 1994-06-22 |
Family
ID=6280446
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP61207629A Expired - Lifetime JPH0647013B2 (ja) | 1985-09-09 | 1986-09-03 | 心臓ペ−スメ−カ−電極 |
Country Status (4)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4760852A (ja) |
EP (1) | EP0215375B1 (ja) |
JP (1) | JPH0647013B2 (ja) |
DE (1) | DE3676140D1 (ja) |
Families Citing this family (22)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5271417A (en) * | 1990-01-23 | 1993-12-21 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Defibrillation electrode having smooth current distribution |
US5203348A (en) * | 1990-06-06 | 1993-04-20 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Subcutaneous defibrillation electrodes |
US5230337A (en) * | 1990-06-06 | 1993-07-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Process for implanting subcutaneous defibrillation electrodes |
US5423882A (en) * | 1991-12-26 | 1995-06-13 | Cordis-Webster, Inc. | Catheter having electrode with annular recess and method of using same |
EP0571797B2 (en) * | 1992-05-25 | 2005-10-26 | St. Jude Medical AB | Heart stimulation apparatus |
SE9203284D0 (sv) * | 1992-11-04 | 1992-11-04 | Siemens Elema Ab | Hjaertstimulator |
US5366496A (en) * | 1993-04-01 | 1994-11-22 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Subcutaneous shunted coil electrode |
US5522874A (en) * | 1994-07-28 | 1996-06-04 | Gates; James T. | Medical lead having segmented electrode |
US5522875A (en) * | 1994-07-28 | 1996-06-04 | Medtronic, Inc. | Medical electrical lead system having a torque transfer stylet |
US5534022A (en) * | 1994-11-22 | 1996-07-09 | Ventritex, Inc. | Lead having an integrated defibrillation/sensing electrode |
SE9500618D0 (sv) * | 1995-02-20 | 1995-02-20 | Pacesetter Ab | Elektrodkontaktdon, speciellt elektrodkontakthuvud respektive elektrodanslutningsdon till elektrodkabel för hjärtstimulator, samt förfarande för framställning av ett elektrodkontaktdon |
US20040010319A1 (en) * | 1998-04-14 | 2004-01-15 | Osteoimplant Technology Inc. | Intrinsic stability in a total hip stem |
US6240320B1 (en) * | 1998-06-05 | 2001-05-29 | Intermedics Inc. | Cardiac lead with zone insulated electrodes |
US6134478A (en) * | 1998-06-05 | 2000-10-17 | Intermedics Inc. | Method for making cardiac leads with zone insulated electrodes |
AU2003218002A1 (en) * | 2002-03-06 | 2003-09-22 | Loma Linda University | Method and device for wound healing |
US9302030B2 (en) * | 2007-08-07 | 2016-04-05 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Prohealing piezoelectric coatings |
US9468754B2 (en) | 2009-05-29 | 2016-10-18 | Medtronic, Inc. | Leads for selective sensing and virtual electrodes |
US20110218604A1 (en) * | 2010-03-02 | 2011-09-08 | Sen Ji | Cardiac Lead for Epicardial, Endocardial and Trans-Coronary Sinus Placement |
US8996111B2 (en) | 2012-04-27 | 2015-03-31 | Medtronic, Inc. | Lead recognition for an implantable medical system |
US9079037B2 (en) | 2012-04-27 | 2015-07-14 | Medtronic, Inc. | Fault tolerant implantable medical system |
US10765858B2 (en) | 2014-11-05 | 2020-09-08 | Medtronic, Inc. | Extravascular lead designs for optimized pacing and sensing having segmented, partially electrically insulated defibrillation coils |
US9533163B2 (en) | 2015-02-27 | 2017-01-03 | Pacesetter, Inc. | Systems and methods for implantable medical device communication |
Family Cites Families (11)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE2319054C3 (de) * | 1973-04-14 | 1980-03-06 | Hans Dr.Med. Stockholm Lagergren | Elektrodenanordnung |
US4011861A (en) * | 1974-04-03 | 1977-03-15 | Case Western Reserve University | Implantable electric terminal for organic tissue |
US3964469A (en) * | 1975-04-21 | 1976-06-22 | Eastprint, Inc. | Disposable electrode |
US3977411A (en) * | 1975-06-12 | 1976-08-31 | Research Corporation | Cardiac pacer system and method |
DE2952818A1 (de) * | 1979-12-28 | 1981-07-02 | Biotronik Meß- und Therapiegeräte GmbH & Co Ingenieurbüro Berlin, 1000 Berlin | Elektrode fuer einen implantierbaren herzschrittmacher |
US4630611A (en) * | 1981-02-02 | 1986-12-23 | Medtronic, Inc. | Orthogonally-sensing lead |
US4407302A (en) * | 1981-04-06 | 1983-10-04 | Telectronics Pty., Ltd. | Cardiac pacemaker electrode tip structure |
DE3300668A1 (de) * | 1983-01-11 | 1984-07-12 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Elektrode fuer medizinische anwendungen |
US4534366A (en) * | 1983-08-03 | 1985-08-13 | Soukup Thomas M | Carbon fiber pacing electrode |
DE3340337A1 (de) * | 1983-11-08 | 1985-05-15 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Hochfrequenz-einrichtung einer kernspinresonanz-apparatur |
US4643193A (en) * | 1985-06-04 | 1987-02-17 | C. R. Bard, Inc. | ECG electrode with sensing element having a conductive coating in a pattern thereon |
-
1986
- 1986-09-03 EP EP86112173A patent/EP0215375B1/de not_active Expired - Lifetime
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Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPS6260569A (ja) | 1987-03-17 |
EP0215375B1 (de) | 1990-12-12 |
DE3676140D1 (de) | 1991-01-24 |
US4760852A (en) | 1988-08-02 |
EP0215375A1 (de) | 1987-03-25 |
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