RU2609276C2 - Method for formation of pulsed electric field for painless endocardial cardioversion - Google Patents

Method for formation of pulsed electric field for painless endocardial cardioversion Download PDF

Info

Publication number
RU2609276C2
RU2609276C2 RU2015147844A RU2015147844A RU2609276C2 RU 2609276 C2 RU2609276 C2 RU 2609276C2 RU 2015147844 A RU2015147844 A RU 2015147844A RU 2015147844 A RU2015147844 A RU 2015147844A RU 2609276 C2 RU2609276 C2 RU 2609276C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
electrodes
pulse
electric field
cardioversion
electrode
Prior art date
Application number
RU2015147844A
Other languages
Russian (ru)
Other versions
RU2015147844A (en
Inventor
Николай Михайлович Федотов
Александр Иванович Оферкин
Original Assignee
Общество с ограниченной ответственностью "Лаборатория медицинской электроники "Биоток"
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 Общество с ограниченной ответственностью "Лаборатория медицинской электроники "Биоток" filed Critical Общество с ограниченной ответственностью "Лаборатория медицинской электроники "Биоток"
Priority to RU2015147844A priority Critical patent/RU2609276C2/en
Publication of RU2015147844A publication Critical patent/RU2015147844A/en
Application granted granted Critical
Publication of RU2609276C2 publication Critical patent/RU2609276C2/en

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • 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
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
    • A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
    • 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
    • A61N1/38—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
    • A61N1/39—Heart defibrillators

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)
  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)

Abstract

FIELD: medicine.
SUBSTANCE: catheter which has two electrodes is introduced into heart area through patient's venous system. Contacts of electrodes are switched to outlet of generator of electric pulses. Electric pulse of generator, forming electric field between electrodes, is supplied to electrodes. Pulse is synchronised with specified segment of patient's cardiogram. One electrode is positioned into the centre of chamber of the right, and the other one into the centre of chamber of the left atrium in such a way that electrodes are located at a distance from myocardium and do not have direct contact with it. Zones of high gradients of electric field, formed when discharge current of electric pulse of generator acts near electrodes, are located in blood, non-sensitive to pain.
EFFECT: reduction of pain action with application of relatively large energies in pulse due to the fact that zones of high gradients of electric field are located at maximal distance from myocardium tissues.
7 cl, 5 dwg

Description

Изобретение относится к способам эндокардиальной электроимпульсной терапии, в частности к способам формирования импульсного электрического поля в области сердца разрядом электрического тока, и предназначено для лечения фибрилляции предсердий в условиях кардиологических отделений аритмологического профиля медицинских учреждений.The invention relates to methods for endocardial electro-pulse therapy, in particular to methods for generating a pulsed electric field in the heart region by the discharge of an electric current, and is intended for the treatment of atrial fibrillation in the conditions of cardiology departments of the arrhythmological profile of medical institutions.

Электроимпульсная кардиоверсия прекращает фибрилляцию предсердий (ФП) электрическим разрядом импульсного генератора, например дефибриллятора, синхронизированным с наименее уязвимой фазой электрической систолы желудочков (как правило, через 20-30 мс после вершины зубца R электрокардиограммы). В клинической практике используется внешняя/ трансторакальная и эндокардиальная/ трансвенозная кардиоверсия. Эндокардиальная кардиоверсия также выполняется и с помощью имплантируемых генераторов. Для внешней кардиоверсии используют два электрода дефибриллятора, покрытые слоем электропроводящей пасты, которые плотно прижимают к коже под правой ключицей и в области верхушки сердца. Разряд наносят в момент максимальной анестезии, после разряда определяют ритм для принятия решения о необходимости повторной кардиоверсии. Для взрослых величина энергии разряда - от 50 до 360 Дж. У детей применяют разряды из расчета 2 Дж/кг массы тела. Во время хирургических операций электроды прикладывают непосредственно к сердцу. При этом требуется значительно меньшая величина разряда, около 12,5-25 Дж [1].Electropulse cardioversion stops atrial fibrillation (AF) by the electrical discharge of a pulsed generator, such as a defibrillator, synchronized with the least vulnerable phase of the ventricular electrical systole (usually 20-30 ms after the tip of the R wave of the electrocardiogram). In clinical practice, external / transthoracic and endocardial / transvenous cardioversion is used. Endocardial cardioversion is also performed using implantable generators. For external cardioversion, two defibrillator electrodes are used, coated with a layer of electrically conductive paste, which are tightly pressed to the skin under the right clavicle and in the region of the apex of the heart. The discharge is applied at the time of maximum anesthesia, after the discharge, the rhythm is determined to decide on the need for repeated cardioversion. For adults, the energy of the discharge is from 50 to 360 J. In children, discharges are used at the rate of 2 J / kg of body weight. During surgery, electrodes are applied directly to the heart. In this case, a significantly lower discharge value, about 12.5-25 J, is required [1].

Эффективность традиционной внешней кардиоверсии монофазными импульсами постоянного тока по данным исследований варьирует в пределах от 70 до 90%. Дефибрилляторы с бифазным импульсом используют меньше энергии, но также показывают эффективность более чем в 90% случаев. Разновидностью внешней кардиоверсии является трансвенозная внутрисердечная кардиоверсия, в которой электрическое поле формируют между электродом, который располагают в правом предсердии, и электродом на поверхности тела. Например, уже в 1988 году в работе [2] отмечается, что кардиоверсия энергией 200-300 Дж была выполнена успешно у 10 пациентов, у которых наружная кардиоверсия с энергиями 300-400 Дж и медикаментозная кардиоверсия были неэффективны. В целом, при использовании энергии 200-360 Дж эффективность такого способа кардиоверсии достигает 100%.The effectiveness of traditional external cardioversion with monophasic direct current pulses according to research data varies from 70 to 90%. Biphasic defibrillators use less energy, but also show efficacy in more than 90% of cases. A type of external cardioversion is the transvenous intracardiac cardioversion, in which an electric field is formed between the electrode, which is located in the right atrium, and the electrode on the surface of the body. For example, already in 1988, it was noted in [2] that cardioversion with an energy of 200-300 J was performed successfully in 10 patients in whom external cardioversion with energies of 300-400 J and drug cardioversion were ineffective. In general, when using energy of 200-360 J, the effectiveness of this method of cardioversion reaches 100%.

Основной проблемой кардиоверсии является необходимость в анастезии, так как энергия импульсного электрического разряда значительно превышает болевой порог. Современные исследования, связанные с повышением эффективности и снижением болевого действия во время кардиоверсии и дефибрилляции, ориентированы на создание электродных систем для формирования электрического поля, в том числе с несколькими путями разрядных токов, на снижение энергии разрядного импульса путем выбора оптимальных форм разрядных импульсов и формированием определенных последовательностей разрядных импульсов.The main problem of cardioversion is the need for anesthesia, since the energy of a pulsed electric discharge significantly exceeds the pain threshold. Modern studies related to increasing efficiency and reducing pain during cardioversion and defibrillation are focused on creating electrode systems for generating an electric field, including several ways of discharge currents, on reducing the energy of a discharge pulse by choosing the optimal shape of discharge pulses and the formation of certain sequences of discharge pulses.

Известно, что воздействие разрядов мощностью 0,01- 0,5 Дж пациенты переносят вполне удовлетворительно, а разряды мощностью свыше 2,2 Дж практически никто из пациентов не переносит. Определено, что энергия электрического разряда в целом определяет успех кардиоверсии, но напряжение в большей степени определяет боль, воспринимаемую пациентом [3]. Использование электрических импульсов, которые обеспечивают больше энергии при более низких пиковых напряжениях, характеризуется возможностью выполнения внутренней кардиоверсии с меньшим седативным эффектом и большей толерантностью пациента. Так как энергия электрического разряда в целом определяет успех кардиоверсии, то предположительно основным действующим агентом является электрический заряд, поэтому при уменьшении длительности импульса требуется пропорционально увеличивать плотность тока, а следовательно, и напряжение, которое будет усиливать боль [4]. При этом на ткани должен действовать электрический ток достаточной силы, выше порогового уровня, чтобы воздействие было эффективным. Пороговый уровень плотности тока для импульсов длительностью 10 мс на уровне 400 А/м2 будет достаточным и клинически эффективным для кардиоверсии и дефибрилляции. Значение указанной пороговой плотности тока получено расчетным путем из рекомендованных значений пороговой напряженности электрического поля в 500 В/м [5, 6] для монофазного импульса. Для бифазного импульса следует ожидать почти двухкратного снижения. Увеличение длительности импульса не приводит к повышению эффективности и уменьшению напряжения, а приводит к росту энергии и вызывает угнетающее действие на миокард. В ряде работ по исследованию воздействия разряда электрического тока на миокард была использована известная модель мембраны миоцитов в виде RC-цепи с постоянной времени около 3,2 мс [7]. Данная модель хорошо согласуется с результатами многих исследований по оценке эффективности импульсов кардиоверсии и дефибрилляции. Оптимальная длительность импульса связана с постоянной времени мембраны клетки τ. Это означает, длительность монофазного импульса не должна превышать значений 3τ. Кроме того, как показывают экспериментальные данные, бифазные несимметричные формы импульсов, обеспечивающие полный перезаряд такой условной мембраны с учетом постоянной времени, имеют наименьшую эффективную энергию. Эффективность бифазных несимметричных импульсов также доказывается клиническими и экспериментальными исследованиями. Таким образом, относительно формы импульсов из уровня техники определено, что оптимальной формой будет бифазный несимметричный импульс, суммарная длительность которого находится в диапазоне от 2 до 3τ, а соотношение между первой и второй частями импульса определяется условием перезаряда мембраны миоцита с учетом ее постоянной времени. Другие, более сложные формы импульсов также могут быть использованы для снижения общей энергии разрядного импульса, например импульс сложной формы, предложенный в патенте US 6772007 [8].It is known that patients tolerate the effects of discharges with a power of 0.01-0.5 J quite satisfactorily, and practically none of the patients transfers discharges with a power of more than 2.2 J. It was determined that the energy of the electric discharge as a whole determines the success of cardioversion, but the voltage largely determines the pain perceived by the patient [3]. The use of electrical impulses, which provide more energy at lower peak voltages, is characterized by the ability to perform internal cardioversion with less sedative effect and greater patient tolerance. Since the energy of the electric discharge as a whole determines the success of cardioversion, the main acting agent is presumably an electric charge, therefore, with a decrease in the pulse duration, it is necessary to proportionally increase the current density, and hence the voltage, which will intensify the pain [4]. At the same time, an electric current of sufficient strength above the threshold level must act on the tissue so that the effect is effective. The threshold level of current density for pulses with a duration of 10 ms at a level of 400 A / m 2 will be sufficient and clinically effective for cardioversion and defibrillation. The value of the indicated threshold current density was obtained by calculation from the recommended threshold electric field strengths of 500 V / m [5, 6] for a single-phase pulse. For a biphasic impulse, an almost twofold decrease should be expected. An increase in the pulse duration does not lead to an increase in efficiency and a decrease in voltage, but leads to an increase in energy and causes an inhibitory effect on the myocardium. In a number of studies on the effect of an electric current discharge on the myocardium, the well-known model of the myocyte membrane in the form of an RC chain with a time constant of about 3.2 ms was used [7]. This model is in good agreement with the results of many studies evaluating the effectiveness of cardioversion and defibrillation pulses. The optimal pulse duration is related to the time constant of the cell membrane τ. This means that the duration of a monophasic pulse should not exceed 3τ. In addition, as experimental data show, biphasic asymmetric pulse shapes, providing a complete recharge of such a conditional membrane taking into account the time constant, have the lowest effective energy. Efficiency of biphasic asymmetric impulses is also proved by clinical and experimental studies. Thus, with respect to the shape of the pulses from the prior art, it was determined that the biphasic asymmetric pulse is the optimal shape, the total duration of which is in the range from 2 to 3τ, and the ratio between the first and second parts of the pulse is determined by the condition of recharging the myocyte membrane taking into account its time constant. Other, more complex forms of pulses can also be used to reduce the total energy of the discharge pulse, for example, a pulse of complex shape, proposed in patent US 6772007 [8].

Следует отметить, что на данный момент клинических средств для выполнения безболевой электрической кардиоверсии и дефибрилляции нет, но теоретические и экспериментальные работы в этом направлении ведутся. Поэтому задачей изобретения является создание способа формирования в миокарде импульсного электрического поля для выполнения кардиоверсии с энергиями ниже болевого порога. Из ближайших аналогов предлагаемого изобретения представляют интерес способы формирования электрического поля с помощью электродных систем, располагаемых в непосредственной близости к миокарду, что преследует цель по снижению энергии и напряжения в импульсе, а также по снижению уровня дискомфорта.It should be noted that at the moment there are no clinical tools for performing painless electric cardioversion and defibrillation, but theoretical and experimental work is underway in this direction. Therefore, the object of the invention is to provide a method of forming a pulsed electric field in the myocardium to perform cardioversion with energies below the pain threshold. Of the closest analogues of the present invention, methods of forming an electric field using electrode systems located in close proximity to the myocardium are of interest, which aims to reduce energy and voltage in the pulse, as well as to reduce the level of discomfort.

Известен способ формирования электрического поля для кардиоверсии с помощью имплантируемых кардиовертеров-дефибрилляторов (ИКД). ИКД широко применяются в клинической практике. В настоящее время в мире ежегодно имплантируется сотни тысяч ИКД, что спасло жизни миллионам людей. Способ характеризуется тем, что электрическое поле с энергией импульса до 30-40 Дж формируется между электродом длиной 50-80 мм, который устанавливает в середине правого желудочка и корпусом генератора импульсов, имплантированного под кожу пациента. Энергия импульса распределяется практически поровну между электродом и корпусом ИКД. Таким образом, часть энергия импульса бесполезно рассеивается в области корпуса ИКД, увеличивая энергию импульса и болевое действие. Электрическое поле может быть сформировано также между двумя электродами, один размещают в верхней полой вене, а другой в правом желудочке. В этом случае энергия импульса немного ниже [9], за счет того, что энергия в большей степени сосредоточена в области сердца. Постоянно имплантированные устройства имеют сомнительную ценность, если используются только для лечения ФП. Поэтому имплантируемые кардиовертеры-дефибрилляторы применяют как для лечения пароксизмальной желудочковой тахикардии и рецидивирующей фибрилляции желудочков (ФЖ), так и для лечения пароксизмальной ФП. Кардиоверсию выполняют через электроды, предназначенные для дефибрилляции желудочков. Типичным представителем ИКД является, например, имплантируемая система для трансвенозной дефибрилляции производства компании Medtronic, состоящая из четырехполюсного электрода SPRINT QUATTRO SECURE MRI™ SURESCAN® с двумя контактами большой площади для дефибрилляции и двумя контактами малой площади для регистрации электрограммы и генератора импульсов Protecta XT DR (http://www.medtronic.com/).A known method of forming an electric field for cardioversion using implantable cardioverter defibrillators (ICD). ICDs are widely used in clinical practice. Currently, hundreds of thousands of ICDs are implanted annually in the world, which saved the lives of millions of people. The method is characterized in that an electric field with a pulse energy of up to 30-40 J is formed between an electrode 50-80 mm long, which is installed in the middle of the right ventricle and the body of the pulse generator implanted under the patient’s skin. The pulse energy is distributed almost equally between the electrode and the ICD housing. Thus, part of the pulse energy is uselessly dissipated in the area of the ICD housing, increasing the pulse energy and the pain effect. An electric field can also be formed between two electrodes, one placed in the superior vena cava, and the other in the right ventricle. In this case, the pulse energy is slightly lower [9], due to the fact that the energy is more concentrated in the region of the heart. Permanently implanted devices are of dubious value if used only for the treatment of AF. Therefore, implantable cardioverter defibrillators are used both for the treatment of paroxysmal ventricular tachycardia and recurrent ventricular fibrillation (VF), and for the treatment of paroxysmal AF. Cardioversion is performed through electrodes designed for ventricular defibrillation. A typical representative of an ICD is, for example, the Medtronic implantable transvenous defibrillation system, consisting of a four-pole SPRINT QUATTRO SECURE MRI ™ SURESCAN® electrode with two large-area defibrillation contacts and two small-area contacts for recording a Protecta XT DR pulse generator and pulse generator (http : //www.medtronic.com/).

Недостатки способа с постоянно имплантируемыми устройствами заключаются в том, что есть риск ложных срабатываний и наличие болевого синдрома, который неожиданно переносит пациент во время электрического разряда, что является существенной проблемой. Кроме того, имплантируемые в сердце через сосуды электроды усложняют имплантацию, но, что более важно, практически невозможно выполнить деимплантацию электродов без серьезных повреждений сердца и сосудов [9]. Типичные значения плотности электрического тока на поверхности электрода при энергии импульса 30 Дж превышают 25000 А/м2, что эквивалентно напряженности электрического поля примерно 30000 В/м. Максимально допустимая напряженность поля, не вызывающая повреждений в миокарде, - 6400 В/м, превышение этого уровня может вызывать некроз тканей [10].The disadvantages of the method with constantly implantable devices are that there is a risk of false positives and the presence of a pain syndrome that the patient unexpectedly suffers during an electric discharge, which is a significant problem. In addition, electrodes implanted in the heart through blood vessels complicate implantation, but, more importantly, it is practically impossible to perform electrodeplantation without serious damage to the heart and blood vessels [9]. Typical values of the electric current density on the electrode surface at a pulse energy of 30 J exceed 25,000 A / m 2 , which is equivalent to an electric field strength of about 30,000 V / m. The maximum permissible field strength, which does not cause damage to the myocardium, is 6400 V / m; exceeding this level can cause tissue necrosis [10].

Разновидностью способа является вариант, когда электрическое поле формируют между электродом, установленным под кожу на грудине, и корпусом имплантируемого генератора, также устанавливаемого под кожу [11]. Диапазон используемых энергий увеличивается до 70 Дж, что также значительно превышает болевой порог. Но непосредственно для сердца система безопасна, отсутствуют зоны воздействия током с высокой плотностью, способ позволяет также избежать имплантации инородных устройств внутрь сердца и сосудов.A variation of the method is the option when an electric field is formed between the electrode mounted under the skin on the sternum and the body of the implantable generator, also installed under the skin [11]. The range of energy used increases to 70 J, which also significantly exceeds the pain threshold. But directly to the heart, the system is safe, there are no zones of exposure to current with high density, the method also avoids the implantation of foreign devices into the heart and blood vessels.

Так как одним из недостатков использования ИКД для кардиоверсии является эффект неожиданности для пациента, то был предложен способ и устройство для его реализации в виде персонального наружного кардиовертера, инициируемого пациентом [12]. Данный способ формирования электрического поля для кардиоверсии характеризуется тем, что не требуется хирургического вмешательства. В отличие от стандартных наружных дефибрилляторов, применяемых для кардиоверсии предсердий, такое устройство может быть использовано непрофессионалом в комфорте собственного дома пациента. Кроме того, поскольку пациент может выбирать время для нанесения разряда, то это не будет для него неожиданностью, в сравнении с поведением автоматического имплантируемого устройства. Но задача снижения боли не решена. Кроме того, существует риск возникновения ФЖ, с которой пациент самостоятельно не справится.Since one of the disadvantages of using ICD for cardioversion is the unexpected effect for the patient, a method and device for its implementation in the form of a personal external cardioverter initiated by the patient was proposed [12]. This method of forming an electric field for cardioversion is characterized by the fact that no surgical intervention is required. Unlike standard external defibrillators used for atrial cardioversion, such a device can be used by a lay person in the comfort of a patient’s own home. In addition, since the patient can choose the time for the discharge, this will not be a surprise to him, in comparison with the behavior of an automatic implantable device. But the task of reducing pain is not solved. In addition, there is a risk of VF, which the patient cannot cope on his own.

Известен способ формирования электрического поля с использованием временного разделения последовательностей электрических импульсов и их пространственным распределением в многоэлектродных системах, позволяющий снизить плотность тока, действующего в единицу времени, и в целом снизить эффективную энергию кардиоверсии. Встречается несколько разновидностей указанного способа. Имеются публикации, подтверждающие возможность снижения энерги импульсов при эффективной кардиоверсии и дефибрилляции. Данный способ формирования поля можно реализовать и с помощью имплантированных электродных устройств. Описание способа секвенциальной кардиоверсии-дефибрилляции с оценкой его эффективности можно найти в работе [13]. Другой вариант реализации данного способа предлагается в патенте США 7085601 [14], где описывается способ кардиоверсии с предварительным импульсом с энергией ниже порога кардиоверсии, но который вызывает частичное сокращение и, следовательно, уменьшение объема предсердий. Уменьшение геометрических размеров предсердий позволяет снизить энергию основного импульса.A known method of forming an electric field using the time separation of sequences of electrical pulses and their spatial distribution in multi-electrode systems, which allows to reduce the current density acting per unit time, and in general to reduce the effective energy of cardioversion. There are several varieties of this method. There are publications confirming the possibility of reducing the energy of impulses with effective cardioversion and defibrillation. This method of field formation can also be implemented using implanted electrode devices. A description of the method of sequential cardioversion-defibrillation with an assessment of its effectiveness can be found in [13]. Another implementation of this method is proposed in US patent 7085601 [14], which describes a method of cardioversion with a preliminary pulse with energy below the threshold of cardioversion, but which causes a partial reduction and, consequently, a decrease in the volume of the atria. Reducing the geometric dimensions of the atria allows you to reduce the energy of the main pulse.

Общим недостатком способов формирования импульса с разделением во времени и по разным направлениям является то, что достигнутые значения снижения энергии импульса недостаточны для устранения болевого действия.A common disadvantage of the methods of forming a pulse with separation in time and in different directions is that the achieved values of reducing the pulse energy are insufficient to eliminate the pain effect.

Еще один способ формирования поля для кардиоверсии и дефибрилляции реализуется с помощью серий стимулирующих импульсов [15-17]. Способ характеризуется тем, что электрическое поле формируется локально, с помощью стимулирующих электродов, сериями импульсов, каждый из которых не превышает болевой порог. Максимальная энергия в импульсе 0,02 Дж (напряжение до 100 В). Предполагается, что синхронизированная с локальной активностью миокарда, электрическая стимуляция позволит постепенно синхронизировать большую часть миокарда, что прекратит ФП и фибрилляцию желудочков.Another way of forming the field for cardioversion and defibrillation is realized using a series of stimulating pulses [15-17]. The method is characterized in that the electric field is formed locally, using stimulating electrodes, by a series of pulses, each of which does not exceed the pain threshold. The maximum energy per pulse is 0.02 J (voltage up to 100 V). It is assumed that synchronized with local myocardial activity, electrical stimulation will gradually synchronize most of the myocardium, which will stop AF and ventricular fibrillation.

Эффективность способа показана в экспериментах на животных, причем получены самые низкие, известные из уровня техники, значения используемых энергий, уровни которых ниже болевого порога, но клинических результатов по успешной кардиоверсии или дефибрилляции нет. Это, скорее всего, связано со следующими соображениями. ФП поддерживается вихреподобными возбуждениями миокарда, которые обычно называют роторами [18]. Если ткани предсердий не имеют патологии, то, исходя из геометрической размерности предсердий человека, скорости проведения возбуждения и рефрактерного периода, условий для возникновения устойчивой ФП нет. Для формирования и существования ротора необходимыми условиями являются наличие области миокарда с замедлением скорости проведения возбуждения и уменьшением рефрактерного периода. Например, при скорости 0,1 м/с и рефрактерности в 0,1 с диаметр области, достаточной для существования стабильного ротора, составляет 4,3 мм [19]. Сформировавшись, ротор становится стабилен и мигрирует в пределах патологической области, если позволяют ее размеры. Возбуждение тканей миокарда, окружающих зону стабильного ротора, не оказывает на него никакого влияния, т.е. ротор как бы отгораживается от здоровой ткани, но сам ротор периодически запускает фронты возбуждения в здоровый миокард, когда тот выходит из состояния рефрактерности. Граница обеспечивается за счет существенной разницы в скоростях проведения возбуждения и рефрактерных периодов в здоровой и патологически измененной ткани. Из этого можно сделать вывод, что кардиоверсия методами электрической стимуляции (в том числе сериями электрических импульсов) в принципе не может быть эффективной. При стимуляции прямое воздействие на миокард ограничено околоэлектродной зоной, и, если эта зона не совмещена хотя бы частично с зоной, поддерживающей ротор, то никакая стимуляция не будет эффективна. Сведения по успешной кардиоверсии на сердцах животных с низкими энергиями при использовании метода серийной стимуляции объясняются следующим образом: ФП вызывается на однордном миокарде, в котором нет патологических микрообластей. А из теории автоволн известно, что если в активной однородной среде имеется несколько источников возбуждения с разной частотой, то со временем будет доминировать источник с наибольшей частотой. Чтобы заблокировать ротор надо воздействовать на всю зону ротора электрическими импульсами, обеспечивающими напряженность электрического поля выше порогового значения в 500 В/м. Ротор блокируется на такое время, пока на синусовом ритме случайным образом не возникнет определенная конфигурация фронта возбуждения при прохождении через зону с замедлением, которая снова запустит ротор. Собственно на этом эффекте и основан клинический метод электроимпульсной кардиоверсии, и, что подтверждается многочисленными клиническими наблюдениями, после успешной электроимпульсной (или медикаментозной) кардиоверсии ФП на определенное время блокируется.The effectiveness of the method is shown in experiments on animals, and the lowest energy values are used, known from the prior art, whose energy levels are below the pain threshold, but there are no clinical results on successful cardioversion or defibrillation. This is most likely due to the following considerations. AF is supported by vortex-like excitations of the myocardium, which are usually called rotors [18]. If the tissues of the atria have no pathology, then, based on the geometric dimension of the human atria, the speed of the excitation and the refractory period, there are no conditions for the occurrence of stable AF. For the formation and existence of the rotor, the necessary conditions are the presence of the myocardium region with a slowdown in the rate of excitation and a decrease in the refractory period. For example, at a speed of 0.1 m / s and refractoriness of 0.1 s, the diameter of the region sufficient for a stable rotor to exist is 4.3 mm [19]. Formed, the rotor becomes stable and migrates within the pathological region, if its size allows. Excitation of myocardial tissues surrounding the stable rotor zone does not exert any effect on it, i.e. the rotor is, as it were, fenced off from healthy tissue, but the rotor itself periodically launches excitation fronts into a healthy myocardium when it leaves the state of refractoriness. The border is provided due to a significant difference in the rates of excitation and refractory periods in healthy and pathologically altered tissue. From this we can conclude that cardioversion by electric stimulation methods (including series of electrical pulses) in principle cannot be effective. During stimulation, the direct effect on the myocardium is limited to the near-electrode zone, and if this zone is not at least partially combined with the zone supporting the rotor, then no stimulation will be effective. Information on successful cardioversion on the hearts of animals with low energies using the method of serial stimulation is explained as follows: AF is caused on a one-myocardium, in which there are no pathological microregions. And from the theory of autowaves it is known that if in an active homogeneous medium there are several sources of excitation with different frequencies, then over time the source with the highest frequency will dominate. To block the rotor, it is necessary to influence the entire rotor zone with electric pulses, providing an electric field strength above a threshold value of 500 V / m. The rotor is blocked for such a time until a certain configuration of the excitation front occurs randomly at the sinus rhythm when it passes through the deceleration zone, which starts the rotor again. Actually, the clinical method of electropulse cardioversion is based on this effect, and, as confirmed by numerous clinical observations, AF is successfully blocked after a successful electropulse (or drug) cardioversion.

Прототипом предлагаемого изобретения является способ, предназначенный для лечения артимий сердца пациента путем формирования импульсного электрического поля с помощью трансвенозного устройства с электродами [20, 21]. Способ реализуется с помощью устройства, которое содержит блок управляемого генератора, блок обработки ЭКГ для получения сигнала синхронизации и катетер с двумя группами электродов. Способ включает последовательность следующих этапов. Катетер вводится через венозную систему пациента, проводится через правое предсердие, правый желудочек, клапан легочной артерии, и дистальная часть с одной группой электродов фиксируется в легочной артерии. Проксимальная группа электродов позиционируется в верхней полой вене. Позиционирование выполнятся с помощью системы визуализации, в качестве которой может быть использовано рентгеновское устройство. Для ускорения процесса позиционирования на дистальном конце катетера надувается баллон, который увлекается естественным потоком крови и продвигается в легочную артерию. При обнаружении аритмии синхронный с ЭКГ электрический разряд подается между первой и второй группой электродов, в результате чего формируется электрическое поле, в область действия которого попадает правое и левое предсердия.The prototype of the invention is a method intended for the treatment of a patient’s cardiac artery by forming a pulsed electric field using a transvenous device with electrodes [20, 21]. The method is implemented using a device that contains a controlled generator unit, an ECG processing unit for receiving a synchronization signal, and a catheter with two groups of electrodes. The method includes a sequence of the following steps. A catheter is inserted through the patient’s venous system, inserted through the right atrium, right ventricle, pulmonary valve, and the distal part with one electrode group is fixed in the pulmonary artery. The proximal group of electrodes is positioned in the superior vena cava. Positioning is performed using a visualization system, which can be used as an x-ray device. To speed up the positioning process, a balloon is inflated at the distal end of the catheter, which is carried away by the natural flow of blood and advances into the pulmonary artery. When arrhythmia is detected, an electric discharge synchronous with the ECG is supplied between the first and second group of electrodes, as a result of which an electric field is formed, in the scope of which the right and left atria fall.

Способ нашел широкое применение в клинической практике, где был реализован с помощью коммерческого комплекса в составе внешнего генератора комплекса ALERT Companion II System (EpMedsystems, USA) и электрода ALERT PA (EpMedsystems, USA). Способ и указанное устройство, были опробованы также и в НЦ ССХ им. А.Н. Бакулева (Бокерия Л.А., 2002; Ревишвили А.Ш., 2002). Отмечается, что одноэлектродная методика с использованием единого катетера, имеющего надуваемый баллон на конце, две группы основных электродов и два кольцевых электрода для синхронизации разряда с желудочками, значительно облегчает проведение данной процедуры. Дистальные электроды располагали, предпочтительно, в легочную артерию, а проксимальные - в боковых отделах правого предсердия. Таким образом, разряд наносится между крышей левого предсердия и боковым отделом правого предсердия, на максимальном R-R интервале с внешнего генератора комплекса. Типичные значения кардиоверсии составили энергии от 7 до 15 Дж (Ревишвили А.Ш., 2002). Такие уровни энергий намного выше болевого порога, поэтому требуется наркоз. В то время как при успешной наружной кардиоверсии с энергиями импульса 200 Дж в геометрической области предсердий выделяется всего 0,2 Дж за счет формирования однородного по напряженности электрического поля с пороговой плотностью тока в 400 А/м2. Т.е. в геометрической области предсердий в данном способе с использованием электродной системы ALERT РА выделяется в десятки раз больше энергии, чем при наружной дефибрилляции. Это говорит о том, что напряженность электрического поля распределена неравномерно, есть зоны с высокой плотностью тока, оказывающие угнетающее действие на миокард, а часть энергии выделяется в тканях за пределами миокарда, вызывая дополнительно болевые ощущения.The method has found wide application in clinical practice, where it was implemented using a commercial complex as part of an external generator of the ALERT Companion II System complex (EpMedsystems, USA) and ALERT PA electrode (EpMedsystems, USA). The method and the specified device were also tested in the SC SCX them. A.N. Bakuleva (Bokeria L.A., 2002; Revishvili A.Sh., 2002). It is noted that a single-electrode technique using a single catheter having an inflatable balloon at the end, two groups of main electrodes and two ring electrodes for synchronizing the discharge with the ventricles, greatly facilitates this procedure. The distal electrodes were preferably located in the pulmonary artery, and the proximal ones in the lateral regions of the right atrium. Thus, the discharge is applied between the roof of the left atrium and the lateral part of the right atrium, at the maximum RR interval from the external generator of the complex. Typical values of cardioversion were energies from 7 to 15 J (Revishvili A.Sh., 2002). These energy levels are much higher than the pain threshold, so anesthesia is required. While with successful external cardioversion with pulse energies of 200 J, only 0.2 J is released in the geometric region of the atria due to the formation of a uniform electric field with a threshold current density of 400 A / m 2 . Those. in the geometric region of the atria in this method using the ALERT RA electrode system, tens of times more energy is released than with external defibrillation. This suggests that the electric field is distributed unevenly, there are areas with a high current density that have an inhibitory effect on the myocardium, and part of the energy is released in the tissues outside the myocardium, causing additional pain.

Общий недостаток всех систем кардиоверсии и дефибрилляции, независимо от уровня используемых энергий, заключается в том, что для формирования электрического поля в области сердца увеличивают площадь электродов, а сами электроды стремятся разместить как можно ближе к тканям сердца, чтобы сформировать там максимальные градиенты поля и снизить общую энергию электрического импульса. Для накожных электродов при выполнении трансторакальной кардиоверсии/дефибрилляции это является необходимостью, в то время как для внутрисердечных электродов это лишено смысла.A common drawback of all cardioversion and defibrillation systems, regardless of the level of energy used, is that to form an electric field in the region of the heart, the area of the electrodes is increased, and the electrodes themselves tend to be placed as close to the heart tissues as possible to form maximum field gradients there and reduce total energy of an electrical impulse. For cutaneous electrodes, when performing transthoracic cardioversion / defibrillation, this is a necessity, while for intracardiac electrodes this makes no sense.

Предлагаемое изобретение направлено на достижение технического результата, заключающегося в снижении уровня энергии, выделяемой в миокарде и в чувствительных к боли тканях во время кардиоверсии импульсным электрическим разрядом.The present invention is aimed at achieving a technical result, which consists in reducing the level of energy released in the myocardium and in pain-sensitive tissues during cardioversion with a pulsed electric discharge.

Названный технический результат достигается реализацией способа формирования импульсного электрического поля для безболевой кардиоверсии, заключающегося в том, что непосредственно в миокарде предсердий создают однородное по градиенту электрическое поле с пороговой плотностью тока порядка 400 А/м2, при этом зоны высоких градиентов поля расположены на максимальном удалении от миокарда в центрах правого и левого предсердий в крови, окружающей электроды, а количество энергии, выделяемой в чувствительных к боли тканях и в тканях миокарда, не превышает болевого порога и составляет величину примерно 0,5 Дж при энергии импульса 30 Дж.The named technical result is achieved by the implementation of the method of generating a pulsed electric field for painless cardioversion, which consists in the fact that directly in the myocardium of the atria an electric field with a threshold current density of about 400 A / m 2 , uniform in gradient, is created, while zones of high field gradients are located at a maximum distance from the myocardium in the centers of the right and left atria in the blood surrounding the electrodes, and the amount of energy released in pain-sensitive tissues and in the tissues of the myocardium, does not exceed the pain threshold and is approximately 0.5 J at a pulse energy of 30 J.

Изобретение поясняется на фиг. 1-5.The invention is illustrated in FIG. 1-5.

На фиг. 1 изображена структурная схема устройства (с помощью которого реализуется предложенный способ кардиоверсии), где: 1) - блок регистрации ЭКГ и формирования импульса синхронизации, 2) - генератор импульсов, 3) - блок локации электродов в теле пациента, 4) - тело пациента, 5) - правое предсердие, 6) - первый электрод, 7) - второй электрод, 8) - левое предсердие.In FIG. 1 shows a block diagram of a device (with which the proposed method of cardioversion is implemented), where: 1) is an ECG recording unit and generates a synchronization pulse, 2) is a pulse generator, 3) is an electrode location block in a patient’s body, 4) is a patient’s body, 5) - the right atrium, 6) - the first electrode, 7) - the second electrode, 8) - the left atrium.

На фиг. 2 представлена геометрическая модель области предсердий для определения потенциала электрического тока.In FIG. 2 presents a geometric model of the atrial region to determine the potential of electric current.

На фиг. 3 представлены результаты вычислений распределения электрического поля и плотности тока в геометрической области предсердий.In FIG. 3 presents the results of calculations of the distribution of the electric field and current density in the geometric region of the atria.

На фиг. 4 приведен вариант реализации способа с помощью ИКД.In FIG. 4 shows an embodiment of the method using ICD.

На фиг. 5 изображен вариант самопозиционирующего в центре предсердий электрода, где: 12) - электрод, 13) - расходящиеся элементы корзины, 14) - тело катетера.In FIG. 5 depicts a variant of a self-positioning electrode in the center of the atria, where: 12) is the electrode, 13) are the divergent elements of the basket, 14) is the body of the catheter.

Предлагаемый способ формирования импульсного электрического поля для кардиоверсии реализуется следующим образом. Берут эндокардиальные электроды 6 и 7 (см. фиг. 1) и через венозную систему пациента 4 вводят в камеры правого 5 и левого 8 предсердий сердца, используя средства контроля за положением электродов внутри сердца 3, устанавливают электроды 6 и 7 в центры правого 5 и левого 8 предсердий, затем электроды 6 и 7 подключают к выходу генератора 2, в котором предусмотрена возможность генерации двухфазного несимметричного электрического импульса дефибрилляции, синхронизируют работу генератора 2 с QRS комплексом ЭКГ, для чего соединяют выход блока регистрации ЭКГ 1 с входом блока генератора 2. По сигналу синхронизации, поступающего из блока ЭКГ 1, блок генератора 2 создает разрядный электрический импульс между электродами 6 и 7.The proposed method of generating a pulsed electric field for cardioversion is implemented as follows. Take the endocardial electrodes 6 and 7 (see Fig. 1) and enter through the venous system of patient 4 into the chambers of the right 5 and left 8 atria of the heart, using means of monitoring the position of the electrodes inside the heart 3, install the electrodes 6 and 7 in the centers of the right 5 and the left 8 atria, then the electrodes 6 and 7 are connected to the output of the generator 2, which provides for the possibility of generating a two-phase asymmetric electric defibrillation pulse, synchronize the operation of the generator 2 with a QRS ECG complex, for which they connect the output of the registration unit CG generator 1 to the input unit 2. By synchronizing signal supplied from the ECG unit 1, the generator unit 2 creates an electric discharge pulse between the electrodes 6 and 7.

Электроды 6 и 7 позиционируют так, чтобы они были удалены от миокарда и не имели с ним прямого контакта. С помощью блока локации 3 добиваются точного позиционирования электродов 6 и 7 в центры правого 5 и левого 8 предсердий. Электрод 7 проводят в левое предсердие, пунктируя межпредсердную перегородку, или через овальное окно межпредсердной перегородки. Размер электродов выбирают с диаметром 2,6-3,3 мм и длиной 8-12 мм. Расстояние между электродами находится в диапазоне от 50 до 80 мм и определяется особенностями строения предсердий конкретного пациента. Способ предусматривает также возможность использования электродов 6 и 7, расположенных независимо друг от друга на двух катетерах. Энергию двухфазного несимметричного импульса выбирают в диапазоне от 1 до 30 Дж. Способ может быть реализован с помощью имплантированного генератора.The electrodes 6 and 7 are positioned so that they are removed from the myocardium and do not have direct contact with it. Using the block location 3 achieve accurate positioning of the electrodes 6 and 7 in the centers of the right 5 and left 8 atria. The electrode 7 is carried out into the left atrium, puncturing the atrial septum, or through the oval window of the atrial septum. The size of the electrodes is chosen with a diameter of 2.6-3.3 mm and a length of 8-12 mm. The distance between the electrodes is in the range from 50 to 80 mm and is determined by the structural features of the atria of a particular patient. The method also provides the possibility of using electrodes 6 and 7 located independently on each other on two catheters. The energy of a two-phase asymmetric pulse is selected in the range from 1 to 30 J. The method can be implemented using an implanted generator.

Реализуемость способа поясняется с помощью вычислительного эксперимента. На фиг. 2 представлена модель для определения распределения потенциала электрического тока и вычисления уровня энергий. Модель представлена для осесимметричной цилиндрической системы координат. На фиг. 3 представлен пример распределения электрического поля. Слева поле визуализируется линиями равного потенциала, а справа линиями равной плотности тока. Для расчетов использованы геометрические параметры предсердий с проводимостью, равной проводимости крови и тканей миокарда. Видно, что потенциал быстро убывает при удалении от электрода и линии равного потенциала имеют фактически сферическую форму.The feasibility of the method is illustrated using a computational experiment. In FIG. Figure 2 presents a model for determining the distribution of electric current potential and calculating the energy level. The model is presented for an axisymmetric cylindrical coordinate system. In FIG. 3 shows an example of an electric field distribution. On the left, the field is visualized by lines of equal potential, and on the right by lines of equal current density. For calculations, the geometric parameters of the atria with a conductivity equal to the conductivity of the blood and myocardial tissues were used. It can be seen that the potential decreases rapidly with distance from the electrode and the lines of equal potential are actually spherical in shape.

При этом необходимо отметить следующие особенности.It should be noted the following features.

В крови нет чувствительных к боли нервных волокон.There are no pain-sensitive nerve fibers in the blood.

Электроды максимально удалены от чувствительных к боли тканей.The electrodes are as far removed as possible from pain-sensitive tissues.

Кровь в предсердиях выступает фактически в качестве сферических электродов с однородной проводимостью.Blood in the atria acts in fact as spherical electrodes with uniform conductivity.

Максимальный градиент электрического поля приходится на околоэлектродную область в крови, а в тканях миокарда плотность тока не превышает пороговых значений и энергия не превышает уровня болевого порога.The maximum gradient of the electric field falls on the near-electrode region in the blood, and in the tissues of the myocardium the current density does not exceed threshold values and the energy does not exceed the level of the pain threshold.

Малоразмерный электрод, расположенный в крови, позволяет создавать однородные градиенты поля на тех расстояниях от электрода, где расположен миокард.A small electrode located in the blood allows you to create uniform field gradients at those distances from the electrode where the myocardium is located.

Расчеты электрических полей показывают, что непосредственно в миокарде предсердий формируется достаточно однородное по напряженности электрическое поле, с необходимым пороговым градиентом.Calculations of electric fields show that a fairly uniform electric field with a necessary threshold gradient is formed directly in the myocardium of the atria.

Установка электродов в центры предсердий производится с помощью навигационных систем.The installation of electrodes in the centers of the atria is done using navigation systems.

Требуются повышенные уровни энергии импульса, по крайней мере, до 30 Дж. Так как основная часть энергии рассеивается в околоэлектродной области, то непосредственно в миокарде плотность тока может оказаться недостаточной для кардиоверсии, если использовать малые уровни.Increased pulse energy levels are required, at least up to 30 J. Since the bulk of the energy is dissipated in the near-electrode region, the current density directly in the myocardium may turn out to be insufficient for cardioversion if low levels are used.

Предлагаемый способ формирования импульсного электрического поля для кардиоверсии по сравнению с наружной кардиоверсией как бы вывернут наизнанку: теперь электроды внутри предсердий, малоразмерные, почти вся энергия выделяется также за пределами миокарда, в крови, которая не чувствительна к боли, а в самом миокарде, за счет использования малых размеров электродов, создается однородное по напряженности электрическое поле, и энергия, которая приходится на миокард и окружающие его ткани, не превышает болевого порога.The proposed method of generating a pulsed electric field for cardioversion compared with external cardioversion is turned inside out: now the electrodes inside the atria are small, almost all the energy is also released outside the myocardium, in the blood, which is not sensitive to pain, and in the myocardium itself, due to the use of small sizes of electrodes, an electric field of uniform intensity is created, and the energy that falls on the myocardium and the tissues surrounding it does not exceed the pain threshold.

Расчетный пороговый электрический ток кардиоверсии для монофазного импульса системы из двух малоразмерных электродов составляет примерно 3,2 А. Ток в 3,2 А на поверхности малоразмерного электрода диаметром 2,6 мм и длиной 8 мм создает плотность тока в 50000 А/м2. За время действия монофазного импульса длительностью 10 мс электрический ток может привести к нагреву узкой области крови, непосредственно окружающей электрод (менее 1 мм), до температуры 43°C. Эту степень нагрева можно считать безопасной. С применением бифазных импульсов с меньшими пороговыми токами нагрев крови будет значительно меньше.The calculated threshold cardioversion electric current for a single-phase pulse of a system of two small electrodes is approximately 3.2 A. A current of 3.2 A on the surface of a small electrode with a diameter of 2.6 mm and a length of 8 mm creates a current density of 50,000 A / m 2 . During the action of a single-phase pulse with a duration of 10 ms, an electric current can lead to heating of a narrow region of blood directly surrounding the electrode (less than 1 mm) to a temperature of 43 ° C. This degree of heating can be considered safe. With the use of biphasic pulses with lower threshold currents, blood heating will be much less.

Предлагаемый способ может быть реализован с помощью устройства, структурная схема которого представлена на фиг. 1. Устройство содержит блок синхронизации с ЭКГ 1, генератор электрического импульса 2, блок локации электродов 3, два электрода 6 и 7, конструктивно размещенные на одном проводнике-катетере и имеющие возможность для установки в правое 5 и левое 8 предсердия соответственно. Блок синхронизации с ЭКГ 1 имеет провода-электроды, которые имеют возможность контактировать с телом пациента 4 для регистрации сигналов ЭКГ и формирования сигналов синхронизации. Электроды 6 и 7 имеют электропроводное соединение с выходом генератора электрического импульса 2 и со входом блока локации электродов 3, с помощью которого реализуется возможность установки вышеупомянутых электродов 6 и 7 в центрах правого и левого предсердий соответственно. Выход блока синхронизации с ЭКГ 1 имеет электропроводное соединение с генератором импульсов 2 для передачи сигналов синхронизации. Блок локации электродов имеет выходы для создания электропроводного соединения с телом пациента 4 и формирования в нем импульсов локации.The proposed method can be implemented using a device whose structural diagram is shown in FIG. 1. The device contains a synchronization unit with ECG 1, an electric pulse generator 2, an electrode location block 3, two electrodes 6 and 7, structurally placed on one conductor-catheter and having the ability to be inserted into the right atrium 5 and left 8, respectively. The synchronization unit with the ECG 1 has electrodes wires that are able to contact the patient’s body 4 to record ECG signals and generate synchronization signals. The electrodes 6 and 7 are electrically conductive connected to the output of the electric pulse generator 2 and to the input of the electrode location unit 3, with the help of which it is possible to install the aforementioned electrodes 6 and 7 in the centers of the right and left atria, respectively. The output of the synchronization unit with ECG 1 has an electrically conductive connection with a pulse generator 2 for transmitting synchronization signals. The electrode location block has outputs for creating an electrically conductive connection with the patient’s body 4 and for generating location pulses in it.

Блок локации 3 позволяет добиться точного позиционирования электродов 6 и 7 в центры правого 5 и левого 8 предсердий. Размеры электродов 6 и 7: диаметр 2,6-3,3 мм; длина 8-12 мм каждого; расстояние между электродами от 50 до 80 мм. Допускается вариант конструкции электродов 6 и 7, расположенных независимо друг от друга на двух катетерах. Энергия двухфазного несимметричного импульса может задаваться в диапазоне от 1 до 30 Дж.Block location 3 allows you to achieve accurate positioning of the electrodes 6 and 7 in the centers of the right 5 and left 8 atria. Sizes of electrodes 6 and 7: diameter 2.6-3.3 mm; length 8-12 mm each; distance between electrodes is from 50 to 80 mm. A design variant of electrodes 6 and 7 located independently on each other on two catheters is allowed. The energy of a two-phase asymmetric pulse can be set in the range from 1 to 30 J.

Вариант реализации с помощью ИКД показан на фиг. 4. Электрическое поле кардиоверсии формируют электродами 9 и 10, расположенными в центрах левого и правого предсердий соответственно. Синхронизация осуществляется по сигналу электрода 11 из правого желудочка. Дефибрилляцию желудочков можно выполнять при формировании поля электродом 9, расположенным в левом предсердии, и электродом 11, расположенным в правом желудочке. Миокард желудочков и предсердий не подвергается действию электрического поля с высокой напряженностью, как и ткани, окружающие сердце.An embodiment using ICD is shown in FIG. 4. The electric field of cardioversion is formed by electrodes 9 and 10 located in the centers of the left and right atria, respectively. Synchronization is carried out by the signal of the electrode 11 from the right ventricle. Ventricular defibrillation can be performed when the field is formed with an electrode 9 located in the left atrium and an electrode 11 located in the right ventricle. The myocardium of the ventricles and atria is not exposed to the electric field with high tension, as well as the tissues surrounding the heart.

Предложенное изобретение является новым и промышленно применимым.The proposed invention is new and industrially applicable.

Новизна способа заключается в том, что электрическое поле для кардиоверсии формируется с помощью малоразмерных электродов таким образом, чтобы зоны высоких градиентов поля околоэлектродных зон, образующиеся при действии разрядного тока электрического импульса генератора, были удалены на максимальное расстояние от тканей миокарда, а в самих тканях миокарда было сформировано однородное электрическое поле с напряженностью 500 В/м, соответствующее пороговому уровню кардиоверсии/дефибрилляции. Для этого электроды позиционируют в центрах правого и левого предсердий так, чтобы они были удалены от миокарда и не имели с ним прямого контакта. Таким образом, количество энергии, выделяемой в чувствительных к боли тканях и в тканях миокарда, будет минимальным, а основная часть энергии будет рассеяна в околоэлектродной зоне с высокими градиентами электрического поля в нечувствительной к боли крови, окружающей электроды. Неочевидность технического решения предлагаемого способа заключается в том, что снижение болевого действия достигается при использовании относительно больших энергий в импульсе.The novelty of the method lies in the fact that the electric field for cardioversion is formed using small electrodes so that the zones of high field gradients near the electrode zones formed by the discharge current of the generator’s electric pulse are removed to the maximum distance from the myocardial tissue, and in the myocardial tissue itself a uniform electric field with a strength of 500 V / m corresponding to a threshold level of cardioversion / defibrillation was formed. For this, the electrodes are positioned in the centers of the right and left atria so that they are removed from the myocardium and have no direct contact with it. Thus, the amount of energy released in pain-sensitive tissues and myocardial tissues will be minimal, and the bulk of the energy will be dissipated in the near-electrode zone with high gradients of the electric field in the pain-insensitive blood surrounding the electrodes. The non-obviousness of the technical solution of the proposed method lies in the fact that the reduction of pain action is achieved using relatively high energies in the pulse.

Областью применения способа формирования импульсного электрического поля для осуществления эндокардиальной кардиоверсии являются кардиологические и кардиохирургические отделения аритмологического профиля лечебных учреждений. Устройство, реализующее предложенный способ, может быть использовано для выполнения как срочной, так и плановой кардиоверсии, а также во время стандартного электрофизиологического исследования, в том числе и при проведении малоинвазивных хирургических операций на сердце методами катетерной аблации.The scope of the method for generating a pulsed electric field for the implementation of endocardial cardioversion is the cardiology and cardiosurgical departments of the arrhythmological profile of medical institutions. A device that implements the proposed method can be used to perform both urgent and planned cardioversion, as well as during standard electrophysiological examinations, including minimally invasive heart surgeries using catheter ablation methods.

Для проверки способа была собрана экспериментальная установка. В качестве бока генератора импульсов использован кардиовертер-дефибриллятор DefiGard 5000 (SCHILLER MEDICAL S.A.S). Блок синхронизации и регистрации ЭКГ входит в штатную комплектацию данного устройства. Импульс синхронизируется с R-зубцом ЭКГ с задержкой 25 мс. Использовался ряд энергий для внутренней дефибрилляции: 2-4-6-8-15-30 Дж. Общая длительность импульса генератора 8 мс, длительность первой полуволны 4,5 мс. Импульс экспоненциально усеченный бифазный формируется путем разряда конденсатора. Есть адаптация формы импульса к изменению сопротивления нагрузки - поддерживается стабильная длительность импульса и соотношение между полуволнами. В качестве блока локации использован «Комплекс трехмерной локации эндокардиальных электродов «Биоток» (www.biotok.ru). Но может быть использована другая система, например NavX, Carto ХР, Rithmia, широко используемая в клинической практике. В качестве электродов были использованы дистальные 8 мм электроды (8 mm-tip catheter Celsius, BiosenseWebster), которые обычно применяют для катетерной радиочастотной аблации. В экспериментальном исследовании на животных использовались специально изготовленные катетеры 14 с самопозиционирующими электродами 12 с площадью контактной области 65 кв. мм (см. чертеж на фиг. 5). Самопозиционирование осуществляется за счет распрямляющейся корзины 13.To verify the method, an experimental setup was assembled. The DefiGard 5000 cardioverter defibrillator (SCHILLER MEDICAL S.A.S) was used as a side of the pulse generator. An ECG synchronization and registration unit is standard on this device. The pulse is synchronized with the R-wave of the ECG with a delay of 25 ms. A number of energies were used for internal defibrillation: 2-4-6-8-15-30 J. The total pulse width of the generator was 8 ms, the duration of the first half-wave was 4.5 ms. An exponentially truncated biphasic pulse is formed by discharging a capacitor. There is an adaptation of the pulse shape to a change in the load resistance - a stable pulse duration and the ratio between half waves are maintained. As the location block, the Biotok Complex of Three-Dimensional Location of Endocardial Electrodes was used (www.biotok.ru). But another system can be used, for example NavX, Carto XP, Rithmia, which is widely used in clinical practice. Distal 8 mm electrodes (8 mm-tip catheter Celsius, BiosenseWebster), which are usually used for catheter radiofrequency ablation, were used as electrodes. In an experimental animal study, specially made catheters 14 with self-positioning electrodes 12 with a contact area of 65 square meters were used. mm (see drawing in Fig. 5). Self-positioning is carried out due to the upright basket 13.

Первичная проверка предлагаемого способа была выполнена в серии из 8 острых экспериментов на беспородных собаках. Средний вес животных составил 8,9 кг. У животных под наркозом искусственно вызывалась фибрилляция желудочков (ФЖ). Целью экспериментальной проверки была оценка принципиальной возможности осуществления ФЖ и оценки порогов дефибрилляции при использовании малоразмерных электродов, которые не имеют прямого контакта с тканями миокарда. Для упрощения процесса позиционирования в центре камер электроды были снабжены отталкивающим устройством в виде распрямляющейся корзины с ветками (см. чертеж на фиг. 5). Экспериментальные самопозиционирующие электроды располагались в центре правого желудочка и в центре левого предсердия. В ходе эксперимента с помощью частой стимуляции вызывалась ФЖ, и через 30 с приступали к дефибрилляции. Дефибрилляцию начинали с энергии 30 Дж с последующим ее уменьшением. Последний эффективный уровень энергии считался пороговым. Во всех экспериментах моделировано 58 эпизодов ФЖ, которые были успешно устранены разрядами с энергий в диапазоне 4-15 Дж.The initial verification of the proposed method was performed in a series of 8 acute experiments on outbred dogs. The average weight of the animals was 8.9 kg. In animals under anesthesia, ventricular fibrillation (VF) was artificially induced. The purpose of the experimental verification was to assess the fundamental possibility of VF and assess thresholds of defibrillation using small electrodes that do not have direct contact with myocardial tissues. To simplify the positioning process in the center of the chambers, the electrodes were equipped with a repulsive device in the form of a rectifiable basket with branches (see the drawing in Fig. 5). Experimental self-positioning electrodes were located in the center of the right ventricle and in the center of the left atrium. During the experiment, VF was induced with frequent stimulation, and after 30 s they started defibrillation. Defibrillation began with an energy of 30 J, followed by its decrease. The last effective energy level was considered threshold. In all experiments, 58 episodes of VF were simulated, which were successfully eliminated by discharges with energies in the range of 4–15 J.

Выполнена также проверка способа в клинических условиях. Способ был опробован во время проведения катетерных операций по лечению ФП в группе из трех пациентов в операционной отделения сосудистой хирургии клиник ГОУ ВПО «Сибирский государственный медицинский университет» Росздрава, г. Томск. Все пациенты в группе имели пароксизмальную форму ФП от нескольких недель до 1,5 лет. Всем пациентам стандартно, по методике Сельдингера, через бедренные и подключичные сосуды вводились два аблационных электрода с 8 мм дистальными полюсами и под контролем блока локации эндокардиальных электродов устанавливались в центры правого и левого предсердий. Для позиционирования электродов в центральные части предсердий с помощью программы блока локации выполнялось быстрое построение камер предсердий, с помощью встроенного алгоритма находился виртуальный геометрический центр и дистальный 8 мм электрод совмещался с виртуальным центром.A check of the method in clinical conditions was also performed. The method was tested during catheter operations for the treatment of AF in a group of three patients in the operating department of vascular surgery at the clinics of GOU VPO "Siberian State Medical University" of Roszdrav, Tomsk. All patients in the group had a paroxysmal form of AF from several weeks to 1.5 years. For all patients, according to the Seldinger technique, two ablation electrodes with 8 mm distal poles were inserted through the femoral and subclavian vessels and were placed in the centers of the right and left atria under the control of the endocardial electrode location block. To position the electrodes in the central parts of the atria, the atrial chambers were quickly built using the location block program, a virtual geometric center was found using the built-in algorithm, and the distal 8 mm electrode was aligned with the virtual center.

Пациенты не подвергались наркозу. Кардиоверсию начинали с энергии 2 Дж, в случае неуспеха, не ранее чем через тридцать секунд выполняли очередное воздействие с повышением энергии. Кардиоверсия во всех случаях была успешной. Среднее сопротивление в нагрузке составило 72,1±3,4 Ом. Отмечено отсутствие большого разброса значений сопротивления в нагрузке (кровь - стабильный электролит), по сравнению с наружной кардиоверсией. Эффективная энергия кардиоверсии была равной 6 Дж у двух пациентов и 8 Дж у одного пациента. Пациенты отчетливо ощущали момент нанесения электрического разряда, но не отмечали заметного уровня дискомфорта.Patients were not anesthetized. Cardioversion began with an energy of 2 J, in case of failure, not earlier than thirty seconds later, the next exposure was performed with increasing energy. Cardioversion was successful in all cases. The average resistance in the load was 72.1 ± 3.4 ohms. There was a lack of a large variation in resistance values in the load (blood is a stable electrolyte), compared with external cardioversion. The effective cardioversion energy was 6 J in two patients and 8 J in one patient. Patients clearly felt the moment of application of the electric discharge, but did not notice a noticeable level of discomfort.

Клиническая апробация показала эффективность и перспективность использования предлагаемого способа формирования импульсного электрического поля для выполнения безболевой кардиоверсии несмотря на относительно высокие значения энергии разрядного импульса.Clinical testing has shown the effectiveness and prospects of using the proposed method of forming a pulsed electric field to perform painless cardioversion despite the relatively high values of the energy of the discharge pulse.

Использованные источникиUsed sources

1. Кардиоверсия электрическая [Электронный ресурс]. - Режим доступа: http://www.mma.ru/articles/69354/?sphrase_id=1644652 свободный (дата обращения: 11.10.2015).1. Cardioversion electric [Electronic resource]. - Access mode: http://www.mma.ru/articles/69354/?sphrase_id=1644652 free (accessed: 10/11/2015).

2. S. Levy, P. Lacombe, R. Cointe, P. Bru High Energy Transcatheter Cardioversion of Chronic Atrial Fibrillation// J. Am. Coll. Cardiol. - 1988. - Vol. 12 - No. 2. - P. 514-518.2. S. Levy, P. Lacombe, R. Cointe, P. Bru High Energy Transcatheter Cardioversion of Chronic Atrial Fibrillation // J. Am. Coll. Cardiol. - 1988. - Vol. 12 - No. 2. - P. 514-518.

3. Pain Threshold for Low Energy Intracardiac Cardioversion of Atrial Fibrillation with Low or No Sedation / R. Animer, E. Alt, G. Ayers, at al. // Pacing and Clinical Electrophysiology. - 1997. - Vol. 20. - Issue 1. - P. 230-236.3. Pain Threshold for Low Energy Intracardiac Cardioversion of Atrial Fibrillation with Low or No Sedation / R. Animer, E. Alt, G. Ayers, at al. // Pacing and Clinical Electrophysiology. - 1997. - Vol. 20. - Issue 1. - P. 230-236.

4. W. Irnich Optimal Truncation of Defibrillation Pulses // Pacing and Clinical Electrophysiology. - 1995. - Vol. 18. - Issue 4. - P. 673-688.4. W. Irnich Optimal Truncation of Defibrillation Pulses // Pacing and Clinical Electrophysiology. - 1995. - Vol. 18. - Issue 4. - P. 673-688.

5. Dosdall D.J., Ideker R.E. Intracardiac atrial defibrillation // Heart Rhythm. - 2007. - Vol. 4 (3 Suppl). - P. 51-56.5. Dosdall D.J., Ideker R.E. Intracardiac atrial defibrillation // Heart Rhythm. - 2007. - Vol. 4 (3 Suppl). - P. 51-56.

6. Low-energy control of electrical turbulence in the heart / Luther S.I., Fenton F.H., Kornreich B.G., at al. // Nature. - 2011. - Vol. 475. - No. 7355. - P. 235-9.6. Low-energy control of electrical turbulence in the heart / Luther S.I., Fenton F.H., Kornreich B.G., at al. // Nature. - 2011 .-- Vol. 475. - No. 7355. - P. 235-9.

7. Mark W. Kroll, Charles D. Swerdlow Optimizing defibrillation waveforms for ICDs // Journal of Interventional Cardiac Electrophysiology. - 2007. - Vol. 18. - Issue 3. - P. 247-263.7. Mark W. Kroll, Charles D. Swerdlow Optimizing defibrillation waveforms for ICDs // Journal of Interventional Cardiac Electrophysiology. - 2007. - Vol. 18. - Issue 3. - P. 247-263.

8. Патент США US 6772007 (B1) System and method of generating a low-pain multi-step defibrillation waveform for use in an implantable cardioverter/defibrillator (ICD) / Kroll Mark W. (CA). - No.: 09/967,652; заявл. 28.09.2001; опубл. 3.08.2004. - 41 с.8. US Patent US 6772007 (B1) System and method of generating a low-pain multi-step defibrillation waveform for use in an implantable cardioverter / defibrillator (ICD) / Kroll Mark W. (CA). - No .: 09 / 967,652; declared 09/28/2001; publ. 08/03/2004. - 41 p.

9. J. Neuzner, J. Carlsson Dual - versus single-coil implantable defibrillator leads: review of the literature // Clinical Research in Cardiology. - 2012. - Vol. 101, - Issue 4. - P. 239-245.9. J. Neuzner, J. Carlsson Dual - versus single-coil implantable defibrillator leads: review of the literature // Clinical Research in Cardiology. - 2012. - Vol. 101, - Issue 4. - P. 239-245.

10. Mechanisms of defibrillation for monophasic and biphasic waveforms / Walcott G.P., Walcott K.T., Knisley S.B., Zhou X., Ideker R.E. // PACE. - 1994. - Vol. 17. - P. 478-498.10. Mechanisms of defibrillation for monophasic and biphasic waveforms / Walcott G.P., Walcott K.T., Knisley S.B., Zhou X., Ideker R.E. // PACE. - 1994. - Vol. 17. - P. 478-498.

11. EMBLEM™ S-ICD System Subcutaneous Implantable Defibrillator http://www.bostonscientific.com/en-US/products/defibrillators/emblem-s-icd-system.html11. EMBLEM ™ S-ICD System Subcutaneous Implantable Defibrillator http://www.bostonscientific.com/en-US/products/defibrillators/emblem-s-icd-system.html

12. Патент США US 7085601 (B1), ΜΠΚ A61N 1/39. External atrial defibrillator and method for personal termination of atrial fibrillation / Bardy Gust H. (WA), Klein George (CA). -№09/441,936; заявл. 17.11.1999; опубл. 1.08.2006. - 15 с.12. US patent US 7085601 (B1), ΜΠΚ A61N 1/39. External atrial defibrillator and method for personal termination of atrial fibrillation / Bardy Gust H. (WA), Klein George (CA). -09 / 441,936; declared 11/17/1999; publ. 01/08/2006. - 15 p.

13. R.A. Cooper, W.M. Smith, R.E. Ideker Internal Cardioversion of Atrial Fibrillation Marked Reduction in Defibrillation Threshold With Dual Current Pathways // - Circulation. - 1997. - Vol. 96. - P. 2693-2700.13. R.A. Cooper, W.M. Smith, R.E. Ideker Internal Cardioversion of Atrial Fibrillation Marked Reduction in Defibrillation Threshold With Dual Current Pathways // - Circulation. - 1997. - Vol. 96. - P. 2693-2700.

14. Патент США US 7522958 (B2), ΜΠΚ A61N 1/39. Methods and systems for reducing discomfort from cardiac defibrillation shocks / Ideker Raymond E. (AL), Walcott Gregory P. (AL). - №10/388,211; заявл. 13.03.2003; опубл. 21.04.2009. - 20 с.14. US patent US 7522958 (B2), ΜΠΚ A61N 1/39. Methods and systems for reducing discomfort from cardiac defibrillation shocks / Ideker Raymond E. (AL), Walcott Gregory P. (AL). - No. 10 / 388,211; declared 03/13/2003; publ. 04/21/2009. - 20 s.

15. Патент США US 6772007 (В1). System and method of generating a low-pain multi-step defibrillation waveform for use in an implantable cardioverter/defibrillator (ICD)/ Kroll Mark W. (CA). - No.: 09/967,652; заявл. 28.09.2001; - опубл. 3.08.2004. - 41 с.15. US patent US 6772007 (B1). System and method of generating a low-pain multi-step defibrillation waveform for use in an implantable cardioverter / defibrillator (ICD) / Kroll Mark W. (CA). - No .: 09 / 967,652; declared 09/28/2001; - publ. 08/03/2004. - 41 p.

16. Патент США US 8706216 (В2), МПК A61N. Method and device for three-stage atrial cardioversion therapy / Igor Efimov (US), Wenwen Li (US), Ajit Janardhan (US). - №13/349,517; заявл. 12.01.2012; опубл. 22.04.2014. – 49 c.16. US patent US 8706216 (B2), IPC A61N. Method and device for three-stage atrial cardioversion therapy / Igor Efimov (US), Wenwen Li (US), Ajit Janardhan (US). - No. 13/349,517; declared 01/12/2012; publ. 04/22/2014. - 49 c.

17. Low-energy multistage atrial defibrillation therapy terminates atrial fibrillation with less energy than a single shock / Li W., Janardhan, A.H., Fedorov V.V., Sha Q., Schuessler R.B., Efimov I.R. // Circ Arrhythm Electrophysiol. - 2011. - Vol. 4 (6). - P. 917-925.17. Low-energy multistage atrial defibrillation therapy terminates atrial fibrillation with less energy than a single shock / Li W., Janardhan, A.H., Fedorov V.V., Sha Q., Schuessler R.B., Efimov I.R. // Circ Arrhythm Electrophysiol. - 2011 .-- Vol. 4 (6). - P. 917-925.

18. Temporal Stability of Rotors and Atrial Activation Patterns in Persistent Human Atrial Fibrillation / T.E. Walters, G. Lee, G. Morris, at al. // JACC: Clinical Electrophysiology. - 2015. - Vol. 1. - No. 1. - P. 14-24.18. Temporal Stability of Rotors and Atrial Activation Patterns in Persistent Human Atrial Fibrillation / T.E. Walters, G. Lee, G. Morris, at al. // JACC: Clinical Electrophysiology. - 2015. - Vol. 1. - No. 1. - P. 14-24.

19. Федотов H.M., Оферкин A.M., Жарый С.В. Моделирование источников фибрилляции предсердий на триангулированной сфере // Медицинская техника. - 2015. - №2. - С. 37-40.19. Fedotov H.M., Oferkin A.M., Zhary S.V. Modeling of sources of atrial fibrillation in the triangulated sphere // Medical Technology. - 2015. - No. 2. - S. 37-40.

20. Патент США US6,181,967 (В2), МПК A61N. Atrial defibrillator apparatus and method of use / Alt Eckhard (DE). - №09/361,406; заявл. 27.07.1999; опубл. 30.01.2001. – 8 c.20. US patent US6,181,967 (B2), IPC A61N. Atrial defibrillator apparatus and method of use / Alt Eckhard (DE). - No. 09 / 361,406; declared 07/27/1999; publ. 01/30/2001. - 8 c.

21. Alert (Atrial Low Energy Reversion Therapy) Catheter. Instructions for Use [Электронный ресурс]. - Режим доступа: http://www.accessdata.fda.gov/cdrh_docs/pdf/P990069c.pdf свободный (дата обращения: 11.10.2015).21. Alert (Atrial Low Energy Reversion Therapy) Catheter. Instructions for Use [Electronic resource]. - Access mode: http://www.accessdata.fda.gov/cdrh_docs/pdf/P990069c.pdf free (accessed: 10/11/2015).

Claims (7)

1. Способ формирования импульсного электрического поля для безболевой эндокардиальной кардиоверсии, для чего берут катетер, имеющий два электрода, и через венозную систему пациента вводят в область сердца, подключают контакты электродов к выходу генератора электрических импульсов и подают на электроды электрический импульс генератора, формирующий электрическое поле между электродами и который синхронизируют с заданным сегментом электрокардиограммы пациента, отличающийся тем, что один электрод позиционируют в центр камеры правого, а другой в центр камеры левого предсердий, чтобы электроды были удалены от миокарда и не имели с ним прямого контакта и зоны высоких градиентов электрического поля, образующиеся действием разрядного тока электрического импульса генератора вблизи электродов, были расположены в нечувствительной к боли крови.1. A method of generating a pulsed electric field for painless endocardial cardioversion, for which a catheter with two electrodes is taken and introduced into the region of the heart through the patient’s venous system, the electrode contacts are connected to the output of the electric pulse generator, and an electric pulse generating the electric field is supplied to the electrodes between the electrodes and which is synchronized with a given segment of the patient’s electrocardiogram, characterized in that one electrode is positioned in the center of the chamber of the right, and the other in the center of the left atrium chamber so that the electrodes are removed from the myocardium and do not have direct contact with it and the zones of high electric field gradients formed by the discharge current of the generator’s electric pulse near the electrodes are located in a blood-insensitive blood. 2. Способ по п. 1, отличающийся тем, что точное позиционирование электродов выполняют под контролем системы локации.2. The method according to p. 1, characterized in that the precise positioning of the electrodes is performed under the control of the location system. 3. Способ по п. 1, отличающийся тем, что заданным сегментом электрокардиограммы выбирают сигнал R зубца электрокардиограммы.3. The method according to p. 1, characterized in that the predetermined segment of the electrocardiogram selects the signal R of the tooth of the electrocardiogram. 4. Способ по п. 1, отличающийся тем, что электрод в левое предсердие проводят через межпредсердную перегородку.4. The method according to p. 1, characterized in that the electrode in the left atrium is conducted through the interatrial septum. 5. Способ по п. 1, отличающийся тем, что размер электродов выбирают диаметром 2,6-3,3 мм и длиной 8-12 мм.5. The method according to p. 1, characterized in that the size of the electrodes is chosen with a diameter of 2.6-3.3 mm and a length of 8-12 mm. 6. Способ по п. 1, отличающийся тем, что выбирают генератор, позволяющий создавать двухфазный несимметричный импульс.6. The method according to p. 1, characterized in that they choose a generator that allows you to create a two-phase asymmetric pulse. 7. Способ по п. 1, отличающийся тем, что выбирают энергию импульса в диапазоне от 1 до 30 Дж.7. The method according to p. 1, characterized in that the pulse energy is selected in the range from 1 to 30 J.
RU2015147844A 2015-11-06 2015-11-06 Method for formation of pulsed electric field for painless endocardial cardioversion RU2609276C2 (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
RU2015147844A RU2609276C2 (en) 2015-11-06 2015-11-06 Method for formation of pulsed electric field for painless endocardial cardioversion

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
RU2015147844A RU2609276C2 (en) 2015-11-06 2015-11-06 Method for formation of pulsed electric field for painless endocardial cardioversion

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2015147844A RU2015147844A (en) 2016-05-10
RU2609276C2 true RU2609276C2 (en) 2017-02-01

Family

ID=55959682

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2015147844A RU2609276C2 (en) 2015-11-06 2015-11-06 Method for formation of pulsed electric field for painless endocardial cardioversion

Country Status (1)

Country Link
RU (1) RU2609276C2 (en)

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6181967B1 (en) * 1994-04-04 2001-01-30 Eckhard Alt Atrial defibrillator apparatus and method of use
RU2167682C2 (en) * 1999-06-16 2001-05-27 Пермская государственная медицинская академия Method for applying biatrial cardiac electrostimulation
EA005662B1 (en) * 1999-01-11 2005-04-28 Дзе Моуэр Фэмили Си Эйч Ф Тритмент Ирревокэбл Траст Atrial sensing and multiple site stimulation as intervention for atrial fibrillation

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6181967B1 (en) * 1994-04-04 2001-01-30 Eckhard Alt Atrial defibrillator apparatus and method of use
EA005662B1 (en) * 1999-01-11 2005-04-28 Дзе Моуэр Фэмили Си Эйч Ф Тритмент Ирревокэбл Траст Atrial sensing and multiple site stimulation as intervention for atrial fibrillation
RU2167682C2 (en) * 1999-06-16 2001-05-27 Пермская государственная медицинская академия Method for applying biatrial cardiac electrostimulation

Non-Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
Cooper R.A. et al. Internal Cardioversion of Atrial Fibrillation Marked Reduction in Defibrillation Threshold With Dual Current Pathways. Circulation.1997 Vol 96 P. 2693-2700 abstract. *
ФЕДОТОВ Н.М. и др. Разработка электроимпульсного генеретора для низкоэнергетической кардиоверсии. Электронные средства и системы управления. 2013 N1 с.152-156. *
ФЕДОТОВ Н.М. и др. Разработка электроимпульсного генеретора для низкоэнергетической кардиоверсии. Электронные средства и системы управления. 2013 N1 с.152-156. Cooper R.A. et al. Internal Cardioversion of Atrial Fibrillation Marked Reduction in Defibrillation Threshold With Dual Current Pathways. Circulation.1997 Vol 96 P. 2693-2700 abstract. *

Also Published As

Publication number Publication date
RU2015147844A (en) 2016-05-10

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US20210290967A1 (en) Method and device for treating cardiac arrhythmias
US4384585A (en) Synchronous intracardiac cardioverter
JP4430744B2 (en) Implantable system for patients in need of such treatment with cardiac cardioversion
US5978704A (en) Method and apparatus for treating cardiac arrhythmia
US7020518B2 (en) Inter-atrial septum or superior vena cava electrodes for atrial defibrillation
US20020123771A1 (en) Pacing methods and devices for treating cardiac arrhythmias and fibrillation
JP2011505989A (en) Method and apparatus for low energy arrest of atrial tachyarrhythmia
JP2002531230A (en) Method and apparatus for detecting and treating a medical condition of the heart
van Loon et al. Catheter-based electrical interventions to study, diagnose and treat arrhythmias in horses: from refractory period to electro-anatomical mapping
US20120215269A1 (en) Method and Device for Treating Cardiac Arrhythmias
US6070590A (en) Method of using electrical energy to produce temporary conduction block for defibrillation and cardioversion
Thompson et al. The development of the extravascular defibrillator with substernal lead placement: A new Frontier for device‐based treatment of sudden cardiac arrest
US8214033B2 (en) Interferential cardiac preconditioning and depolarization
Zuckerman et al. Clinical experiences with a new implantable demand pacemaker
RU2609276C2 (en) Method for formation of pulsed electric field for painless endocardial cardioversion
Hirahara et al. Antitachycardia pacing at the His bundle is safer than conventional right ventricular antitachycardia pacing in a canine myocardial ischemic injury model
JP2010523202A (en) Cardiac sympathetic nerve suppressor
EP4049715A2 (en) Treatment of cardiac dysfunction
US8116885B2 (en) Bachmann's bundle electrode for atrial defibrillation
US7079892B2 (en) System and method of cardiac stimulation at oblique vein
Hazday et al. Acute evaluation of a preformed single-pass VDD/DDD pacing lead
Handa et al. Multistage Defibrillation Therapy
US20180318594A1 (en) Implantable cardiac devices and methods for delivering low energy, pain-free defibrillation signals for ventricular arrhythmias
Lüderitz Dictionary of Electrophysiology and Pacing

Legal Events

Date Code Title Description
MM4A The patent is invalid due to non-payment of fees

Effective date: 20201107