JPH09206386A - 医療機器 - Google Patents
医療機器Info
- Publication number
- JPH09206386A JPH09206386A JP9016912A JP1691297A JPH09206386A JP H09206386 A JPH09206386 A JP H09206386A JP 9016912 A JP9016912 A JP 9016912A JP 1691297 A JP1691297 A JP 1691297A JP H09206386 A JPH09206386 A JP H09206386A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- electrode
- medical device
- pulse generator
- electrodes
- output circuit
- 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
Links
Classifications
-
- 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
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/37—Monitoring; Protecting
- A61N1/3706—Pacemaker parameters
-
- 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
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 電気パルスを発生するパルス発生器と組織を
刺激するための電極装置を有する医療機器において、漏
れ電流を防止する手段を提供する。 【解決手段】 パルス発生器３の出力手段４の容量は１
μＦよりも小さく、電極装置１０は１μＦよりも大きい
容量をもつコンデンサ手段１６を有している。
刺激するための電極装置を有する医療機器において、漏
れ電流を防止する手段を提供する。 【解決手段】 パルス発生器３の出力手段４の容量は１
μＦよりも小さく、電極装置１０は１μＦよりも大きい
容量をもつコンデンサ手段１６を有している。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、出力手段と接続さ
れる電気エネルギー蓄積手段を有し電気パルスを発生す
るパルス発生器と、該電気パルスを組織へ伝えるため近
端部と遠端部を有する電極装置とが設けられており、前
記パルス発生器の出力手段は前記電極装置の近端部と接
続されている医療機器に関する。
れる電気エネルギー蓄積手段を有し電気パルスを発生す
るパルス発生器と、該電気パルスを組織へ伝えるため近
端部と遠端部を有する電極装置とが設けられており、前
記パルス発生器の出力手段は前記電極装置の近端部と接
続されている医療機器に関する。
【０００２】
【従来の技術】組織に刺激を与えるため、あるいは組織
から検知装置へ信号を伝送するため、植え込み可能な医
療機器において電極が用いられる。たとえば植え込み可
能なペースメーカの場合、刺激電極は刺激回路の一部分
を成すものである。この場合、刺激回路は結合コンデン
サと接続された刺激パルス発生器を有しており、上記の
結合コンデンサは心臓内または心臓の近くに固定された
刺激電極と接続されている。ペースメーカへの回路の帰
還経路は一般に、介在する体組織を通りペースメーカケ
ーシング上の不関電極へ至っている。
から検知装置へ信号を伝送するため、植え込み可能な医
療機器において電極が用いられる。たとえば植え込み可
能なペースメーカの場合、刺激電極は刺激回路の一部分
を成すものである。この場合、刺激回路は結合コンデン
サと接続された刺激パルス発生器を有しており、上記の
結合コンデンサは心臓内または心臓の近くに固定された
刺激電極と接続されている。ペースメーカへの回路の帰
還経路は一般に、介在する体組織を通りペースメーカケ
ーシング上の不関電極へ至っている。
【０００３】植え込み形ペースメーカにおける刺激パル
ス発生器にはパルス発生器コンデンサが含まれており、
これはペースメーカバッテリにより所望の刺激電圧値ま
で充電され、刺激パルスを送るようペースメーカプログ
ラムによりコールされたとき、刺激電極を介して放電さ
れる。パルスが放電されるとただちに、パルス発生器コ
ンデンサはその放電前の電圧レベルまで再び充電され
る。
ス発生器にはパルス発生器コンデンサが含まれており、
これはペースメーカバッテリにより所望の刺激電圧値ま
で充電され、刺激パルスを送るようペースメーカプログ
ラムによりコールされたとき、刺激電極を介して放電さ
れる。パルスが放電されるとただちに、パルス発生器コ
ンデンサはその放電前の電圧レベルまで再び充電され
る。
【０００４】アメリカ合衆国特許第４３３６８１１号に
より公知の形式の刺激電極は金属チップを有しており、
これはチップの金属の化合物の非金属のコーティングと
２層の膜で被覆されている。この電極の１つの実施形態
によれば、金属は銀であり化合物は塩化銀である。使用
中、チップコーティングにおける可溶性のイオンが体組
織中へ移動する動きを回避するため、チップは２層の膜
により被覆されている。内側の膜層により、電極上にお
けるコーティングの可溶性イオンが体組織中へ動くこと
（これにより周囲の体組織に対し中毒症状を引き起こす
おそれがある）が阻止される。この場合、外側の膜層
は、体組織に対し中毒症状を引き起こさない物質により
構成されている。
より公知の形式の刺激電極は金属チップを有しており、
これはチップの金属の化合物の非金属のコーティングと
２層の膜で被覆されている。この電極の１つの実施形態
によれば、金属は銀であり化合物は塩化銀である。使用
中、チップコーティングにおける可溶性のイオンが体組
織中へ移動する動きを回避するため、チップは２層の膜
により被覆されている。内側の膜層により、電極上にお
けるコーティングの可溶性イオンが体組織中へ動くこと
（これにより周囲の体組織に対し中毒症状を引き起こす
おそれがある）が阻止される。この場合、外側の膜層
は、体組織に対し中毒症状を引き起こさない物質により
構成されている。
【０００５】ペースメーカ回路内でスイッチとして用い
られる半導体物質を介して”トンネル効果”により電子
が移動することに起因して、刺激回路において漏れ電流
が生じる。ペースメーカの端子においてなされた測定に
よれば、漏れ電流の値は１ｎＡ（１×１０-9Ａ）のオー
ダである。この場合、電極から周囲の組織への漏れ電流
が全くあるいはできるかぎり僅かにしか存在しないこと
が重要である。その理由は、漏れ電流によって電極周囲
における繊維組織の増殖が引き起こされる可能性があ
り、その結果、刺激閾値が増大し消費電力が大きくな
り、そのためバッテリーの寿命が短くなるからである。
漏れ電流によるさらに別の問題点は、その影響によって
ある種の電極材料は体液と接触したときに電気分解し、
その結果、電極が損傷し体組織が汚染してしまうことで
ある。
られる半導体物質を介して”トンネル効果”により電子
が移動することに起因して、刺激回路において漏れ電流
が生じる。ペースメーカの端子においてなされた測定に
よれば、漏れ電流の値は１ｎＡ（１×１０-9Ａ）のオー
ダである。この場合、電極から周囲の組織への漏れ電流
が全くあるいはできるかぎり僅かにしか存在しないこと
が重要である。その理由は、漏れ電流によって電極周囲
における繊維組織の増殖が引き起こされる可能性があ
り、その結果、刺激閾値が増大し消費電力が大きくな
り、そのためバッテリーの寿命が短くなるからである。
漏れ電流によるさらに別の問題点は、その影響によって
ある種の電極材料は体液と接触したときに電気分解し、
その結果、電極が損傷し体組織が汚染してしまうことで
ある。
【０００６】充電された刺激パルスコンデンサからの漏
れ電流を防止する目的で、一般に１〜１５μＦの範囲の
容量をもち結合コンデンサとして知られている外部のコ
ンデンサが、刺激パルスコンデンサと電極との間の回路
に配置されている。これについては、たとえばヨーロッ
パ特許出願第３２３５６号により公知のペースメーカを
参照のこと。結合コンデンサを使用することの欠点はた
とえば、結合コンデンサはペースメーカのコストに加算
される付加的なコンポーネントであり、これによって構
成がいっそう複雑になることである。
れ電流を防止する目的で、一般に１〜１５μＦの範囲の
容量をもち結合コンデンサとして知られている外部のコ
ンデンサが、刺激パルスコンデンサと電極との間の回路
に配置されている。これについては、たとえばヨーロッ
パ特許出願第３２３５６号により公知のペースメーカを
参照のこと。結合コンデンサを使用することの欠点はた
とえば、結合コンデンサはペースメーカのコストに加算
される付加的なコンポーネントであり、これによって構
成がいっそう複雑になることである。
【０００７】結合コンデンサの使用によるさらに別の欠
点は、それをオートキャプチャTM（AUTOCAPTURE）ペー
スメーカで用いた場合に引き起こされる。オートキャプ
チャTMペースメーカの場合、単一の刺激パルスに対し呼
び起こされる応答を検知できるようにすることが重要で
ある。刺激パルスを用いることで分極が引き起こされ、
これは電極チップと周囲の組織との間のイオン化のこと
であり、それはイオン化により所定の電位のままにな
る。分極電圧として知られているこの電位は刺激パルス
の送出前はゼロとなり、パルス発生中は指数関数的に上
昇し、パルスの送出が終了すると逆に指数関数的に低減
する。呼び起こされる応答信号を隠蔽してしまう電極チ
ップ周囲の組織における分極電圧の問題を避けるため、
所定のエネルギーのパルスのすぐ後に続いてそれと同じ
エネルギーであるが逆極性の第２のパルスを生じさせる
ようにした２相の刺激群が一般に用いられている。この
場合、分極電圧の正味の和はゼロであり、したがって分
極は除去される。しかしながら、結合コンデンサを使用
することで２相の刺激パルスを用いたペースメーカの設
計ならびに製造が複雑になり、分極相殺手順を実行する
ために必要とされる時間も増大されてしまう。
点は、それをオートキャプチャTM（AUTOCAPTURE）ペー
スメーカで用いた場合に引き起こされる。オートキャプ
チャTMペースメーカの場合、単一の刺激パルスに対し呼
び起こされる応答を検知できるようにすることが重要で
ある。刺激パルスを用いることで分極が引き起こされ、
これは電極チップと周囲の組織との間のイオン化のこと
であり、それはイオン化により所定の電位のままにな
る。分極電圧として知られているこの電位は刺激パルス
の送出前はゼロとなり、パルス発生中は指数関数的に上
昇し、パルスの送出が終了すると逆に指数関数的に低減
する。呼び起こされる応答信号を隠蔽してしまう電極チ
ップ周囲の組織における分極電圧の問題を避けるため、
所定のエネルギーのパルスのすぐ後に続いてそれと同じ
エネルギーであるが逆極性の第２のパルスを生じさせる
ようにした２相の刺激群が一般に用いられている。この
場合、分極電圧の正味の和はゼロであり、したがって分
極は除去される。しかしながら、結合コンデンサを使用
することで２相の刺激パルスを用いたペースメーカの設
計ならびに製造が複雑になり、分極相殺手順を実行する
ために必要とされる時間も増大されてしまう。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】したがって本発明の課
題は、組織を刺激するための医療機器における漏れ電流
を防止する新規な手段を提供することにある。
題は、組織を刺激するための医療機器における漏れ電流
を防止する新規な手段を提供することにある。
【０００９】
【課題を解決するための手段】本発明によればこの課題
は、出力手段の容量は１μＦよりも小さく、電極装置は
１μＦよりも大きい容量をもつコンデンサ手段を有して
いることにより解決される。
は、出力手段の容量は１μＦよりも小さく、電極装置は
１μＦよりも大きい容量をもつコンデンサ手段を有して
いることにより解決される。
【００１０】つまり本発明によれば、医療機器が僅かな
または無視できる程度の出力容量をもつようにし、これ
は電極リード線と結合可能であり、さらに電極リード線
は結合コンデンサとして動作し得る程度に十分大きい容
量を有している。このことにより医療機器の出力部で結
合コンデンサを使用する必要がなくなり、その結果、医
療機器の設計ならびに構造が簡単になり、そこに蓄積さ
れるエネルギーがいっそう効果的に用いられることにな
る。
または無視できる程度の出力容量をもつようにし、これ
は電極リード線と結合可能であり、さらに電極リード線
は結合コンデンサとして動作し得る程度に十分大きい容
量を有している。このことにより医療機器の出力部で結
合コンデンサを使用する必要がなくなり、その結果、医
療機器の設計ならびに構造が簡単になり、そこに蓄積さ
れるエネルギーがいっそう効果的に用いられることにな
る。
【００１１】
【発明の実施の形態】図１には本発明の１つの実施形態
の実例が示されており、この場合、医療機器はオートキ
ャプチャペースメーカである。図１に示されているオー
トキャプチャTMペースメーカ１はバッテリ２、出力回路
４と接続されたパルス発生器３、制御手段５、ならびに
ケーシング７に取り付けられた不関電極６を有してい
る。電極装置１０は、出力回路４と接続可能な近端入力
側１０′と、体組織に植え込み可能な遠端出力側１０″
とを有している。出力回路４によりパルス発生器３と電
極装置１０との接続が形成され、この出力回路４は１μ
Ｆよりも小さい無視できる程度の容量と無視できる程度
の抵抗値しかもっていない。図示の実施形態の場合、電
極装置１０は絶縁された金属導体１２，１３を含む電極
リード線１１を有している。この電極リード線１１は、
出力回路４を心臓２０とつなげ、心臓組織２１および心
臓体液２２を介して刺激パルスを心臓２０へ伝えるため
に、チップ電極１４とリング電極１５を備えた遠端出力
側１０″へ至っている。
の実例が示されており、この場合、医療機器はオートキ
ャプチャペースメーカである。図１に示されているオー
トキャプチャTMペースメーカ１はバッテリ２、出力回路
４と接続されたパルス発生器３、制御手段５、ならびに
ケーシング７に取り付けられた不関電極６を有してい
る。電極装置１０は、出力回路４と接続可能な近端入力
側１０′と、体組織に植え込み可能な遠端出力側１０″
とを有している。出力回路４によりパルス発生器３と電
極装置１０との接続が形成され、この出力回路４は１μ
Ｆよりも小さい無視できる程度の容量と無視できる程度
の抵抗値しかもっていない。図示の実施形態の場合、電
極装置１０は絶縁された金属導体１２，１３を含む電極
リード線１１を有している。この電極リード線１１は、
出力回路４を心臓２０とつなげ、心臓組織２１および心
臓体液２２を介して刺激パルスを心臓２０へ伝えるため
に、チップ電極１４とリング電極１５を備えた遠端出力
側１０″へ至っている。
【００１２】制御手段５は、刺激パルスがいつ必要であ
るかを判定し、適正な刺激エネルギーが心臓へ到達する
ようパルス回路のインピーダンスを決定するための周知
の手段を有している。このような手段は本発明の主要な
部分を成すものではないので、それについてはここでは
これ以上説明しない。刺激パルスエネルギーはパルス発
生器３内のリザーバコンデンサ手段８に蓄積され、この
コンデンサ手段８は半導体スイッチ９により出力回路４
を介して導体１２，１３と接続される。刺激パルスの放
電後、このコンデンサ手段８はバッテリ２内に蓄積され
ているエネルギーを用いることで所定の電圧まで充電さ
れる。
るかを判定し、適正な刺激エネルギーが心臓へ到達する
ようパルス回路のインピーダンスを決定するための周知
の手段を有している。このような手段は本発明の主要な
部分を成すものではないので、それについてはここでは
これ以上説明しない。刺激パルスエネルギーはパルス発
生器３内のリザーバコンデンサ手段８に蓄積され、この
コンデンサ手段８は半導体スイッチ９により出力回路４
を介して導体１２，１３と接続される。刺激パルスの放
電後、このコンデンサ手段８はバッテリ２内に蓄積され
ているエネルギーを用いることで所定の電圧まで充電さ
れる。
【００１３】この実施形態におけるチップ電極１４とリ
ング電極１５はチタンから成り、これは非金属の酸化チ
タン１６の薄層から成る接触面で覆われている。酸化チ
タンはきわめて良好な絶縁体であり、つまりこれは高い
誘電率を有し、しかも硬く安定しており、さらにきわめ
て良好な生体親和性の物質である。また、チタンと液体
との界面に生成された酸化チタン層は、反転した中位の
電圧に対し減衰されない。酸化チタン層１６は、植え込
み前に電極に設けることもできるし、あるいは実例とし
て次に述べるようにして植え込み後に電極上に生成させ
ることもできる。電極のチタン表面は、植え込まれた電
極１４，１５の周囲における心臓体液２２のような液体
中でヒドロシキイオンと反応しやすく、これにより金属
表面上に酸化チタン１６の層が生成されることになる。
このプロセスは、チタンをアノードとし、液体と金属の
界面を介して刺激パルスよりも小さい電圧で電流を流す
ことにより強められる。
ング電極１５はチタンから成り、これは非金属の酸化チ
タン１６の薄層から成る接触面で覆われている。酸化チ
タンはきわめて良好な絶縁体であり、つまりこれは高い
誘電率を有し、しかも硬く安定しており、さらにきわめ
て良好な生体親和性の物質である。また、チタンと液体
との界面に生成された酸化チタン層は、反転した中位の
電圧に対し減衰されない。酸化チタン層１６は、植え込
み前に電極に設けることもできるし、あるいは実例とし
て次に述べるようにして植え込み後に電極上に生成させ
ることもできる。電極のチタン表面は、植え込まれた電
極１４，１５の周囲における心臓体液２２のような液体
中でヒドロシキイオンと反応しやすく、これにより金属
表面上に酸化チタン１６の層が生成されることになる。
このプロセスは、チタンをアノードとし、液体と金属の
界面を介して刺激パルスよりも小さい電圧で電流を流す
ことにより強められる。
【００１４】電流を流すことで酸化チタン層１６を生成
しているときにその厚さを自動的に制限するために、酸
化チタンの絶縁作用を利用できる。酸化チタン層の厚さ
したがってその抵抗値が増大すると電流は減少すること
になり、場合によっては、酸化チタン層の抵抗値がその
両端における低い電圧で電流が流れるのを阻止するのに
十分大きいほど、酸化チタン層の厚さが厚くなれば、電
流は流れなくなる。結果として生じる酸化チタン層の厚
さは、その生成に用いられた電圧に比例する。たとえば
９Ｖの電圧によって、１μｍオーダの厚さを有する層が
生成される。低い電圧から中位の電圧であると酸化チタ
ン層は著しく薄くなり、おそらく１つの分子の厚さぐら
いになる。このような誘電材料の薄層は大きい容量を有
しており、適切な電圧を選ぶことで、結果として得られ
るコンデンサの容量をコントロールすることができる。
１〜１５μＦの容量をもつコンデンサを形成することに
よって、この層を結合コンデンサとして利用することが
でき、これによりパルス発生器内に結合コンデンサを設
計して製造する必要がなくなる。
しているときにその厚さを自動的に制限するために、酸
化チタンの絶縁作用を利用できる。酸化チタン層の厚さ
したがってその抵抗値が増大すると電流は減少すること
になり、場合によっては、酸化チタン層の抵抗値がその
両端における低い電圧で電流が流れるのを阻止するのに
十分大きいほど、酸化チタン層の厚さが厚くなれば、電
流は流れなくなる。結果として生じる酸化チタン層の厚
さは、その生成に用いられた電圧に比例する。たとえば
９Ｖの電圧によって、１μｍオーダの厚さを有する層が
生成される。低い電圧から中位の電圧であると酸化チタ
ン層は著しく薄くなり、おそらく１つの分子の厚さぐら
いになる。このような誘電材料の薄層は大きい容量を有
しており、適切な電圧を選ぶことで、結果として得られ
るコンデンサの容量をコントロールすることができる。
１〜１５μＦの容量をもつコンデンサを形成することに
よって、この層を結合コンデンサとして利用することが
でき、これによりパルス発生器内に結合コンデンサを設
計して製造する必要がなくなる。
【００１５】酸化チタン層の生成に用いられた電圧より
も低い電圧を傷のないもとのままの酸化チタン層１６の
両端に加えても、その結果として電流が流れることはな
い。しかしながら、どこかの個所で酸化チタン層１６が
損傷したり掻ききずを受けたりすると、電流を流してし
まうほどその個所の抵抗値が小さくなってしまえば、そ
こにおいて電流が流れ始めることになる。アノードとし
てのチタンによる電圧源により電流が生じれば、その電
流によって上記のように抵抗値の低くなった個所で酸化
チタン層１６が形成され（つまり厚くなり）、これによ
り絶縁層が自己回復し、酸化チタン層１６の厚さが十分
になったときに電流の流れが止まるようになる。したが
って、チタンが周囲の液体に対し常にアノードであるよ
うにすれば、酸化チタン層の損傷を修復できる。
も低い電圧を傷のないもとのままの酸化チタン層１６の
両端に加えても、その結果として電流が流れることはな
い。しかしながら、どこかの個所で酸化チタン層１６が
損傷したり掻ききずを受けたりすると、電流を流してし
まうほどその個所の抵抗値が小さくなってしまえば、そ
こにおいて電流が流れ始めることになる。アノードとし
てのチタンによる電圧源により電流が生じれば、その電
流によって上記のように抵抗値の低くなった個所で酸化
チタン層１６が形成され（つまり厚くなり）、これによ
り絶縁層が自己回復し、酸化チタン層１６の厚さが十分
になったときに電流の流れが止まるようになる。したが
って、チタンが周囲の液体に対し常にアノードであるよ
うにすれば、酸化チタン層の損傷を修復できる。
【００１６】刺激パルス電圧が酸化チタン層の生成に用
いられた電圧よりも高ければ、酸化チタン層１６を介し
て刺激パルスを伝え、心臓２０を刺激することができ
る。
いられた電圧よりも高ければ、酸化チタン層１６を介し
て刺激パルスを伝え、心臓２０を刺激することができ
る。
【００１７】第２の実施形態の場合、電極１４，１５の
ためにチタンの代わりにアルミニウムが用いられ、この
場合、電極表面上に酸化アルミニウム層が生成される。
もちろん、電流を流したときに絶縁層を生成させること
のできる他のいかなる適切な物質をアルミニウムやチタ
ンの代わりに用いてもよい。
ためにチタンの代わりにアルミニウムが用いられ、この
場合、電極表面上に酸化アルミニウム層が生成される。
もちろん、電流を流したときに絶縁層を生成させること
のできる他のいかなる適切な物質をアルミニウムやチタ
ンの代わりに用いてもよい。
【００１８】本発明の第３の実施形態によれば、図３の
回路図に示されているように、抵抗１７，１８が出力回
路４内において各電極１２，１３と正の電源との間に接
続されている。これらの抵抗１７，１８は各々、ペース
メーカの出力側から電極１４，１５、酸化チタン層１
６、心臓２０を経て不関電極６へ至る電気経路と体組織
との間の抵抗値よりも高い抵抗値を有する。３Ｖのパル
スを発生するパルス発生器を使用したペースメーカであ
れば、１０ＭΩの抵抗値をもつ抵抗により３０ｎＡ（３
０×１０-9Ａ）の電流が供給されることになる。これら
の抵抗１７，１８により半導体スイッチ９′，９″がバ
イアスされ、この場合、通常は１ｎＡ（１×１０-9Ａ）
つまりバイアス電流の３０分の１にすぎないオーダの漏
れ電流が生じたとき、チタン電極１２，１３がそれらの
周囲の液体２２に対し常に正となるよう、半導体スイッ
チ９′，９″がバイアスされる。このようにして漏れ電
流により、酸化チタン層の厚さの増大を引き起こすよう
はたらくバイアス電流が引き起こされ、この増大の結果
として抵抗値が高まり、場合によっては漏れ電流が除去
される。
回路図に示されているように、抵抗１７，１８が出力回
路４内において各電極１２，１３と正の電源との間に接
続されている。これらの抵抗１７，１８は各々、ペース
メーカの出力側から電極１４，１５、酸化チタン層１
６、心臓２０を経て不関電極６へ至る電気経路と体組織
との間の抵抗値よりも高い抵抗値を有する。３Ｖのパル
スを発生するパルス発生器を使用したペースメーカであ
れば、１０ＭΩの抵抗値をもつ抵抗により３０ｎＡ（３
０×１０-9Ａ）の電流が供給されることになる。これら
の抵抗１７，１８により半導体スイッチ９′，９″がバ
イアスされ、この場合、通常は１ｎＡ（１×１０-9Ａ）
つまりバイアス電流の３０分の１にすぎないオーダの漏
れ電流が生じたとき、チタン電極１２，１３がそれらの
周囲の液体２２に対し常に正となるよう、半導体スイッ
チ９′，９″がバイアスされる。このようにして漏れ電
流により、酸化チタン層の厚さの増大を引き起こすよう
はたらくバイアス電流が引き起こされ、この増大の結果
として抵抗値が高まり、場合によっては漏れ電流が除去
される。
【００１９】第４の実施形態によれば、制御手段５によ
り刺激回路のインピーダンスが測定される。これは酸化
層が損傷を受けて層の容量が低減し、そのため漏れ電流
に対する抵抗値が低減したか否かを判定することを目的
とする。酸化層の容量が小さすぎれば、制御手段５は電
極を介して低電圧のバイアス電流を流すようにする。こ
れにより、損傷を受けた酸化層が再び生成されて層の容
量が回復するようになる。容量が漏れ電流を低減するの
に十分に高い値に達すれば、低電圧のバイアス電流は止
められる。
り刺激回路のインピーダンスが測定される。これは酸化
層が損傷を受けて層の容量が低減し、そのため漏れ電流
に対する抵抗値が低減したか否かを判定することを目的
とする。酸化層の容量が小さすぎれば、制御手段５は電
極を介して低電圧のバイアス電流を流すようにする。こ
れにより、損傷を受けた酸化層が再び生成されて層の容
量が回復するようになる。容量が漏れ電流を低減するの
に十分に高い値に達すれば、低電圧のバイアス電流は止
められる。
【００２０】本発明による第５の実施形態によれば、半
透性材料たとえばナフィオン（naphion）、テルメオン
（termeon）またはカルボン酸樹脂から成る保護膜によ
り酸化層が保護される。
透性材料たとえばナフィオン（naphion）、テルメオン
（termeon）またはカルボン酸樹脂から成る保護膜によ
り酸化層が保護される。
【図１】本発明にしたがって構成されたペースメーカお
よび電極に関する１つの実施形態を示す図である。
よび電極に関する１つの実施形態を示す図である。
【図２】本発明にしたがって構成された図１による電極
の断面図である。
の断面図である。
【図３】本発明の第３の実施形態を示す回路図である。
１ ペースメーカ ２ バッテリ ３ パルス発生器 ４ 電流回路 ５ 制御手段 ６ 不関電極 １０ 電極装置 １１ 電極リード線 １２，１３ 金属導体 １４ チップ電極 １５ リング電極 １６ 酸化層 ２０ 心臓
Claims (8)
- 【請求項１】 出力手段（４）と接続される電気エネル
ギー蓄積手段（８）を有し電気パルスを発生するパルス
発生器（３）と、該電気パルスを組織（２１）へ伝える
ため近端部（１０′）と遠端部（１０″）を有する電極
装置（１０）とが設けられており、前記パルス発生器
（３）の出力手段（４）は前記電極装置（１０）の近端
部（１０′）と接続されている医療機器において、 前記出力手段（４）の容量は１μＦよりも小さく、前記
電極装置（１０）は１μＦよりも大きい容量をもつコン
デンサ手段（１６）を有していることを特徴とする医療
機器。 - 【請求項２】 前記電極装置（１０）は少なくとも１つ
の導体（１２，１３）を有し、前記遠端部（１０″）に
おいて金属から成る電極（１４，１５）を有しており、
前記コンデンサ手段（１６）は、前記電極（１４，１
５）上に形成された前記金属の絶縁性化合物から成る層
により構成されている、請求項１記載の医療機器。 - 【請求項３】 前記金属はチタンである、請求項１また
は２記載の医療機器。 - 【請求項４】 前記金属はアルミニウムである、請求項
１または２記載の医療機器。 - 【請求項５】 前記化合物は前記金属の酸化物である、
請求項２〜４のいずれか１項記載の医療機器。 - 【請求項６】 前記パルス発生器（３）からの漏れ電流
が生じたとき、前記電極（１４，１５）が前記組織（２
１）に対し電気的に正となるよう、高い抵抗値のバイア
ス抵抗（１７，１８ ）が設けられている、請求項２〜
５のいずれか１項記載の医療機器。 - 【請求項７】 前記層（１６）は半透性膜により覆われ
ている、請求項２〜６のいずれか１項記載の医療機器。 - 【請求項８】 当該医療機器はペースメーカである、請
求項１〜７のいずれか１項記載の医療機器。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| SE9600389A SE9600389D0 (sv) | 1996-02-02 | 1996-02-02 | Medical device used to stimulate tissue |
| SE9600389-2 | 1996-02-02 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09206386A true JPH09206386A (ja) | 1997-08-12 |
Family
ID=20401248
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP9016912A Pending JPH09206386A (ja) | 1996-02-02 | 1997-01-30 | 医療機器 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5824016A (ja) |
| EP (1) | EP0787507B1 (ja) |
| JP (1) | JPH09206386A (ja) |
| DE (1) | DE69724844T2 (ja) |
| SE (1) | SE9600389D0 (ja) |
Families Citing this family (47)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8825152B2 (en) | 1996-01-08 | 2014-09-02 | Impulse Dynamics, N.V. | Modulation of intracellular calcium concentration using non-excitatory electrical signals applied to the tissue |
| US7167748B2 (en) | 1996-01-08 | 2007-01-23 | Impulse Dynamics Nv | Electrical muscle controller |
| US9289618B1 (en) | 1996-01-08 | 2016-03-22 | Impulse Dynamics Nv | Electrical muscle controller |
| IL126905A0 (en) * | 1998-11-05 | 1999-09-22 | Impulse Dynamics Ltd | Multi-electrode catheter |
| US9101765B2 (en) | 1999-03-05 | 2015-08-11 | Metacure Limited | Non-immediate effects of therapy |
| US8666495B2 (en) | 1999-03-05 | 2014-03-04 | Metacure Limited | Gastrointestinal methods and apparatus for use in treating disorders and controlling blood sugar |
| US8700161B2 (en) | 1999-03-05 | 2014-04-15 | Metacure Limited | Blood glucose level control |
| US8346363B2 (en) * | 1999-03-05 | 2013-01-01 | Metacure Limited | Blood glucose level control |
| US8019421B2 (en) | 1999-03-05 | 2011-09-13 | Metacure Limited | Blood glucose level control |
| US6263250B1 (en) | 1999-07-13 | 2001-07-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Ring electrode with porous member |
| US6702828B2 (en) * | 1999-09-01 | 2004-03-09 | Converge Medical, Inc. | Anastomosis system |
| US6868289B2 (en) * | 2002-10-02 | 2005-03-15 | Standen Ltd. | Apparatus for treating a tumor or the like and articles incorporating the apparatus for treatment of the tumor |
| US6430447B1 (en) | 2000-11-07 | 2002-08-06 | Pacesetter, Inc. | Stimulating electrode having low polarization and method of making same |
| US6430448B1 (en) | 2000-11-07 | 2002-08-06 | Pacesetter, Inc. | Stimulating electrode having low polarization and method of making same |
| US6871091B2 (en) * | 2001-10-31 | 2005-03-22 | Medtronic, Inc. | Apparatus and method for shunting induced currents in an electrical lead |
| US6990376B2 (en) * | 2002-12-06 | 2006-01-24 | The Regents Of The University Of California | Methods and systems for selective control of bladder function |
| US9931503B2 (en) | 2003-03-10 | 2018-04-03 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
| WO2004080533A1 (en) | 2003-03-10 | 2004-09-23 | Impulse Dynamics Nv | Apparatus and method for delivering electrical signals to modify gene expression in cardiac tissue |
| US8792985B2 (en) | 2003-07-21 | 2014-07-29 | Metacure Limited | Gastrointestinal methods and apparatus for use in treating disorders and controlling blood sugar |
| US8017178B2 (en) * | 2003-12-16 | 2011-09-13 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Coatings for implantable electrodes |
| US8352031B2 (en) | 2004-03-10 | 2013-01-08 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
| US9821158B2 (en) | 2005-02-17 | 2017-11-21 | Metacure Limited | Non-immediate effects of therapy |
| US8244371B2 (en) | 2005-03-18 | 2012-08-14 | Metacure Limited | Pancreas lead |
| EP1898991B1 (en) | 2005-05-04 | 2016-06-29 | Impulse Dynamics NV | Protein activity modification |
| US20070040195A1 (en) * | 2005-08-19 | 2007-02-22 | The University Of Chicago | Monolithic integrated passive and active electronic devices with biocompatible coatings |
| US9168383B2 (en) | 2005-10-14 | 2015-10-27 | Pacesetter, Inc. | Leadless cardiac pacemaker with conducted communication |
| EP2471451A1 (en) | 2005-10-14 | 2012-07-04 | Nanostim, Inc. | Leadless cardiac pacemaker and system |
| US8753334B2 (en) | 2006-05-10 | 2014-06-17 | Covidien Ag | System and method for reducing leakage current in an electrosurgical generator |
| US7930028B2 (en) * | 2006-10-20 | 2011-04-19 | Biotronik Crm Patent Ag | Implantable cardiac device with a shock lead |
| US8412351B2 (en) * | 2008-03-21 | 2013-04-02 | Medtronic, Inc. | System and method for shunting induced currents in an electrical lead |
| US8527068B2 (en) | 2009-02-02 | 2013-09-03 | Nanostim, Inc. | Leadless cardiac pacemaker with secondary fixation capability |
| US20100274319A1 (en) * | 2009-04-28 | 2010-10-28 | Cochlear Limited | Current leakage detection for a medical implant |
| US8934975B2 (en) | 2010-02-01 | 2015-01-13 | Metacure Limited | Gastrointestinal electrical therapy |
| US9060692B2 (en) | 2010-10-12 | 2015-06-23 | Pacesetter, Inc. | Temperature sensor for a leadless cardiac pacemaker |
| CN103249452A (zh) | 2010-10-12 | 2013-08-14 | 内诺斯蒂姆股份有限公司 | 用于无引线心脏起博器的温度传感器 |
| US9020611B2 (en) | 2010-10-13 | 2015-04-28 | Pacesetter, Inc. | Leadless cardiac pacemaker with anti-unscrewing feature |
| JP6023720B2 (ja) | 2010-12-13 | 2016-11-09 | ナノスティム・インコーポレイテッドＮａｎｏｓｔｉｍ， Ｉｎｃ． | ペースメーカーの取出システム及び取出方法 |
| CN103429296A (zh) | 2010-12-13 | 2013-12-04 | 内诺斯蒂姆股份有限公司 | 递送导管系统和方法 |
| EP2654889B1 (en) | 2010-12-20 | 2017-03-01 | Pacesetter, Inc. | Leadless pacemaker with radial fixation mechanism |
| US8588911B2 (en) | 2011-09-21 | 2013-11-19 | Cochlear Limited | Medical implant with current leakage circuitry |
| WO2013067496A2 (en) | 2011-11-04 | 2013-05-10 | Nanostim, Inc. | Leadless cardiac pacemaker with integral battery and redundant welds |
| US9295850B2 (en) * | 2012-04-24 | 2016-03-29 | Medtronic, Inc. | Charge-balancing during electrical stimulation |
| EP2879758B1 (en) | 2012-08-01 | 2018-04-18 | Pacesetter, Inc. | Biostimulator circuit with flying cell |
| WO2014149690A2 (en) * | 2013-03-15 | 2014-09-25 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical devices and methods for treatment of hypertension that utilize impedance compensation |
| EP2842598B1 (de) | 2013-08-26 | 2017-05-03 | BIOTRONIK SE & Co. KG | Elektrodenleitung oder Elektrodenabschnitt einer Elektrodenleitung |
| US9775992B2 (en) | 2015-02-13 | 2017-10-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable electrode |
| EP3067090A1 (en) * | 2015-03-10 | 2016-09-14 | BIOTRONIK SE & Co. KG | Electrode device for electrodiagnosis and/or electrotherapy and implant comprising an electrode device |
Family Cites Families (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE2056493A1 (en) * | 1970-11-06 | 1972-05-10 | Schaldach M | Pacemaker electrode assembly - using capacitative stimulus pulse coupling via dielectric film coated metal electrode head |
| GB2043453A (en) * | 1979-02-22 | 1980-10-08 | Electrochem Tech Corp | Improvements in or relating to an electrode |
| DE2952818A1 (de) * | 1979-12-28 | 1981-07-02 | Biotronik Meß- und Therapiegeräte GmbH & Co Ingenieurbüro Berlin, 1000 Berlin | Elektrode fuer einen implantierbaren herzschrittmacher |
| US5074313A (en) * | 1989-03-20 | 1991-12-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Porous electrode with enhanced reactive surface |
| US5282844A (en) * | 1990-06-15 | 1994-02-01 | Medtronic, Inc. | High impedance, low polarization, low threshold miniature steriod eluting pacing lead electrodes |
| EP0475027A1 (de) * | 1990-08-02 | 1992-03-18 | Siemens Aktiengesellschaft | Elektroden für implantierbare Defibrillatoren |
| DE4207368A1 (de) * | 1991-08-06 | 1993-02-11 | Biotronik Mess & Therapieg | Stimmulationselektrode |
-
1996
- 1996-02-02 SE SE9600389A patent/SE9600389D0/xx unknown
-
1997
- 1997-01-24 EP EP97850009A patent/EP0787507B1/en not_active Revoked
- 1997-01-24 DE DE69724844T patent/DE69724844T2/de not_active Revoked
- 1997-01-30 US US08/791,114 patent/US5824016A/en not_active Expired - Lifetime
- 1997-01-30 JP JP9016912A patent/JPH09206386A/ja active Pending
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| SE9600389D0 (sv) | 1996-02-02 |
| DE69724844D1 (de) | 2003-10-23 |
| EP0787507B1 (en) | 2003-09-17 |
| DE69724844T2 (de) | 2004-07-08 |
| US5824016A (en) | 1998-10-20 |
| EP0787507A1 (en) | 1997-08-06 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JPH09206386A (ja) | 医療機器 | |
| US6889092B2 (en) | High impedance electrode assembly | |
| US5545183A (en) | Method and apparatus for delivering defibrillation therapy through a sensing electrode | |
| US4603705A (en) | Intravascular multiple electrode unitary catheter | |
| US5620477A (en) | Pulse generator with case that can be active or inactive | |
| JP4597133B2 (ja) | 薬物溶離電極を備えた装置及びその装置の製造方法 | |
| US7877139B2 (en) | Method and device for implantable cardiac stimulus device lead impedance measurement | |
| US4506680A (en) | Drug dispensing body implantable lead | |
| AU669670B2 (en) | Defibrillator and demand pacer catheter and method | |
| JP2838480B2 (ja) | 人体刺激／感知リード、同電極及びこの電極の製造方法 | |
| US5871529A (en) | Electrode for high impedance heart stimulation | |
| US8412347B2 (en) | Methods and apparatus for leads for implantable devices | |
| US4010755A (en) | Unipolar pacing catheter with plural distal electrodes | |
| US20110137383A1 (en) | Implantable leads permitting functional status monitoring | |
| US20090149909A1 (en) | Selectively connecting the tip electrode during therapy for mri shielding | |
| US8099173B2 (en) | Implantable medical lead circuitry and methods for reducing heating and/or induced current | |
| JPS62270172A (ja) | 心臓整調導線アセンブリおよび心臓整調方法 | |
| US3981309A (en) | Patient stimulating pacer electrode | |
| CN109803720B (zh) | 具有容纳其内部部件并充当电池壳和内部电池的端子的壳体的无引线刺激设备 | |
| US5314449A (en) | Rate-adaptive cardiac pacemaker | |
| Stokes et al. | A new efficient nanotip lead | |
| US7277751B2 (en) | ECG/pacing electrodes | |
| AU642039B2 (en) | Field density sensor for detecting cardiac depolarizations | |
| SINNAEVE et al. | Pacing and sensing: how can one electrode fulfill both requirements? | |
| Wittkampf | The Electrical Electrode-Myocard Interface |