SK10732000A3 - Zariadenie na zvýšenie elektrickej vodivosti a kontraktility dvojfázovou stimuláciou srdca vykonávanou cez srdcovú krvnú náplň - Google Patents
Zariadenie na zvýšenie elektrickej vodivosti a kontraktility dvojfázovou stimuláciou srdca vykonávanou cez srdcovú krvnú náplň Download PDFInfo
- Publication number
- SK10732000A3 SK10732000A3 SK1073-2000A SK10732000A SK10732000A3 SK 10732000 A3 SK10732000 A3 SK 10732000A3 SK 10732000 A SK10732000 A SK 10732000A SK 10732000 A3 SK10732000 A3 SK 10732000A3
- Authority
- SK
- Slovakia
- Prior art keywords
- phase
- stimulation
- amplitude
- duration
- pacing
- Prior art date
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
- A61N1/3621—Heart stimulators for treating or preventing abnormally high heart rate
- A61N1/3622—Heart stimulators for treating or preventing abnormally high heart rate comprising two or more electrodes 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
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/362—Heart stimulators
-
- 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
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/37—Monitoring; Protecting
- A61N1/371—Capture, i.e. successful stimulation
- A61N1/3712—Auto-capture, i.e. automatic adjustment of the stimulation threshold
-
- 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
- A61N1/36514—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential controlled by a physiological quantity other than heart potential, e.g. blood pressure
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Physiology (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
Description
£výšeni<žľelektrickej vodivosti a kontraktility dvojfázovou stimuláciou srdca uskutočňovanou cez srdcovú krvnú náplň
Súvisiace patentové prihlášky
Táto prihláška je z časti pokračovaním US patentovej prihlášky nazvanej Zvýšenie elektrickej vodivosti a kontraktility dvojfázovou stimuláciou srdca, seriálové číslo 08/699,552, podanej 8. augusta 1996.
Oblasť techniky
Vynález sa týka všeobecne spôsobu stimulácie svalového tkaniva. Vynález sa týka najmä spôsobu stimulácie srdca dvojfázovými stimulačnými impulzami, ktoré sa vysielajú do srdcovej krvnej náplne.
Doterajší stav techniky
Činnosť kardiovaskulárneho systému je životne dôležitá. Cirkuláciou krvi získavajú telesné tkanivá živiny a kyslík a zbavujú sa odpadových látok.
Keď sa cirkulácia zastaví, začínajú v bunkách nevratné zmeny, ktoré vedú až k smrti.
Hnacou silou cirkulácie krvi je svalová kontrakcia srdca.
Svalové vlákna sú v srdcovom svale prepojené do rozvetvených sietí, ktoré srdcom prechádzajú vo všetkých smeroch. Pokiaľ sa jedna časť tejto siete stimuluje, rozšíri sa z miesta stimulácie do všetkých ostatných častí depolarizačná vlna a celá štruktúra sa stiahne (kontrahuje) ako celok.
Predtým, ako je možné svalové vlákna pre kontrakciu stimulovať, musí sa polarizovať ich membrána. Svalové vlákna zostávajú vo všeobecnosti polarizo2 vané až do stimulácie, ktorou môže byť nejaká zmena v ich prostredí. Membrána sa môže stimulovať elektricky, chemicky, mechanicky alebo zmenou teploty. Najmenší účinok stimulácie potrebný na vyvolanie kontrakcie je známy ako prahový podnet. Maximálna stimulačná amplitúda, akou možno pôsobiť bez vyvolania stimulácie, sa potom nazýva maximálna podprahová amplitúda.
V prípade, že sa membrána stimuluje elektricky, závisí amplitúda impulzu potrebného na vyvolanie odozvy od niekoľkých faktorov. Prvým faktorom je doba trvania prechodu prúdu. Pretože celkový odovzdaný náboj je rovný súčinu amplitúdy prúdu a doby trvania pulzu, predĺženie doby trvania podnetu je sprevádzané zmenšením prahovej amplitúdy prúdu.
Po druhé, percento aplikovaného prúdu, ktorý skutočne prejde membránou, sa mení nepriamo úmerne veľkosti elektródy. Po tretie, percento aplikovaného prúdu, ktorý skutočne prejde membránou, sa mení priamo úmerne vzdialenosti elektródy od tkaniva. A nakoniec po štvrté, amplitúda impulzu potrebného na vyvolanie odozvy závisí od načasovania stimulácie vzhľadom k cyklu vzrušivosti.
Prevažnú časť srdca tvoria zhluky a pletence špecializovaného srdcového svalového tkaniva. Toto tkanivo zahrnuje srdcový systém šírenia impulzov a slúži na inicializáciu a distribúciu depolarizačných vín po celom myokarde. Interferencia alebo blokáda vo vedení srdcových impulzov môže spôsobiť arytmiu alebo znateľnú zmenu v rýchlosti alebo rytme srdca.
Niekedy sa dá pacientovi, ktorý trpí poruchami vodivosti, pomôcť umelým kardiostimulátorom. Také zariadenie obsahuje malou batériou napájaný elektrický stimulátor.
Pri inštalácii umelého kardiostimulátora sa obvykle elektródy zavedú žilami do pravej komory, prípadne do pravej predsiene a pravej komory, a stimulátor sa uloží pod kožu na ramene alebo na bruchu. Vodiče sa umiestnia do tesného kontaktu so srdcovým tkanivom. Kardiostimulátor potom k srdcu vysiela rytmické elektrické impulzy a myokardium odpovedá rytmickými sťahmi.
Implantovateľné zariadenia na stimuláciu srdca sú odborníkom dobre známe a v humánnej medicíne sa používajú zhruba od polovice šesťdesiatych rokov.
Na stimuláciu myokardu možno použiť ako katodický, tak anodický prúd. Anodický prúd je však na klinické použitie považovaný za nevhodný. Katodický prúd tvorí elektrické pulzy zápornej polarity. Tento typ prúdu depolarizuje bunkovú membránu vybitím kondenzátora membrány a priamo znižuje potenciál membrány smerom k prahovej hodnote. Katodický prúd má pri znižovaní potenciálu pokojovej membrány k prahovej hodnote v neskorej diastole o jednu polovicu až o jednu tretinu nižší prahový prúd než je anodický. Anodický prúd tvorí elektrické pulzy kladnej polarity. Účinkom anodického prúdu je hyperpolarizácia pokojovej membrány. Pri náhlom skončení anodického pulzu sa potenciál membrány vracia k pokojovej hodnote, zotrvačnosťou prekročí prah a dôjde k šíreniu depolarizačnej vlny. Použitie anodického prúdu na stimuláciu myokardu sa všeobecne kvôli vyššiemu stimulačnému prahu, ktorý vedie k použitiu väčších prúdov, rýchlejšiemu vybíjaniu batérie implantovaného zariadenia a následne skráteniu jej životnosti, neodporúča. Navyše existuje podozrenie, že použitie anodického prúdu na stimuláciu myokardu môže, hlavne pri vyšších napätiach, prispievať k arytmogenéze.
Takmer všetky umelé kardiostimulátory pracujú so stimulačnými pulzami zápornej polarity, v prípade bipolárnych systémov je katóda bližšie myokardu než anóda. Tam, kde sa použitie anodického prúdu pripúšťa, ide obvykle o náboj zanedbateľnej veľkosti slúžiaci iba na rozptýlenie zvyškového náboja na elektróde. Taký anodický prúd samotné myokardium neovplyvňuje. Podrobnosti možno nájsť v U.S. patente č. 4,543,956, ktorého pôvodcom je Herscovici.
Použitie trojfázovej vlny bolo opísané Whighamom a kol. v U.S. patentoch č. 4,903,700 a 4,821,724, a Calsom a kol. v U.S. patente č. 4,343,312. Tu prvá a tretia fáza nemajú nič do činenia s vlastným myokardom, ale slúžia iba na ovplyvnenie povrchu elektródy. Teda, náboj privádzaný v týchto fázach má veľmi malú amplitúdu.
Nakoniec, dvojfázovú stimuláciu opisuje Duggan v U.S. patente č. 4,402,322. Cieľom tohto patentu je zdvojenie napätia bez toho, aby bol potrebný veľký kondenzátor vo výstupnom obvode. Obe fázy dvojfázovej stimulácie majú rovnakú magnitúdu a dobu trvania.
Existuje teda potreba zlepšeného prostriedku na elektrickú stimuláciu svalového tkaniva, ktorý vyvolá lepšiu kontrakciu svalu a minimalizuje možnosť poškodenia tkaniva, s ktorým elektróda bezprostredne susedí.
Podstata vynálezu
Zlepšenie činnosti myokardu sa dosiahne dvojfázovou stimuláciou podľa predkladaného vynálezu. Kombinácia katodických a anodických pulzov buď stimulujúcej alebo stav upravujúcej povahy si zachováva zlepšenú vodivosť a kontraktilitu anodickej stimulácie a odstraňuje nevýhodu zvýšenia stimulačného prahu. Výsledkom je depolarizačná vlna so zvýšenou rýchlosťou šírenia. Zvýšenie rýchlosti šírenia depolarizačnej vlny má za následok lepšiu kontrakciu srdca, ktorá vedie ku zlepšeniu krvného obehu. Zlepšenie stimulácie na nízkych napäťových úrovniach vedie tiež ku zníženiu spotreby energie a následnému predĺženiu životnosti zdrojov kardiostimulátora. A nakoniec, zlepšená stimulácia podľa predloženého vynálezu umožňuje stimuláciu srdca bez nutnosti umiestniť elektrické vodiče do tesného kontaktu so srdcovým tkanivom. Štandardné podnety prevedené do krvnej náplne srdca na myokardium nepôsobia, pretože nie sú dostatočne silné a neprekračujú stimulačný prah. Aj keď je možné zvýšiť napätie pulzného generátora na úroveň, kedy podnety na srdce pôsobiť začnú, je táto úroveň väčšinou taká vysoká, že pôsobí i na svaly kostrové. Pulzy potom spôsobujú bolestivé mykanie hrudnej steny, i keď bola žiaduca iba stimulácia srdca. Ako bude podrobne uvedené ďalej, použitím predloženého vynálezu je možné zlepšiť srdcové funkcie stimuláciou srdcovej krvnej náplne.
Rovnako ako srdcový sval možno elektricky, chemicky, mechanicky alebo zmenou teploty stimulovať priečne pruhované svalstvo. Tam, kde sa svalové vlákno stimuluje motorickým neurónom, vyšle neurón impulz, ktorý aktivuje všetky svalové vlákna vo svojom dosahu, t.j. svalové vlákna vo svojej motorickej jednotke. Depolarizácia v jednej oblasti membrány stimuluje k depolarizácii aj oblasti priľahlé, takže od miesta stimulácie sa po membráne šíri do všetkých smerov depolarizačná vlna. Teda, keď motorický neurón vyšle impulz, sú všetky vlákna v jeho motorickej jednotke stimulované k tomu, aby sa stiahli zároveň. Najmenšia sila, ktorá vyvolá kontrakciu, sa nazýva prahový podnet. Všeobecne sa verí, že zvýšenie úrovne podnetu nad prahovú hodnotu kontrakciu nijako nezvýši. Ďalej, pretože svalové vlákna v rámci každého svalu sú organizované do motorických jednotiek a každá motorická jednotka je riadená jediným motorickým neurónom, stimulujú sa všetky svaly v motorickej jednotke zároveň.
Avšak, sval ako celok je riadený mnohými rôznymi motorickými jednotkami, ktoré reagujú na rôzne stimulačné prahy. Inými slovami, ak pôsobí na sval daný podnet, môžu niektoré motorické jednotky reagovať a iné nie.
Kombinácia katodických a anodických pulzov podľa predloženého vynálezu slúži tiež na zaistenie zlepšenej svalovej kontrakcie v prípadoch, kedy je elektrická svalová stimulácia predpísaná kvôli nervovému alebo svalovému poškodeniu. Ak dôjde k poškodeniu nervových vlákien v dôsledku zranenia alebo choroby, majú svalové vlákna v oblasti príslušnej poškodenému nervovému vláknu sklon atrofovať alebo zanikať. Sval, ktorý nemôže byť namáhaný, sa môže zmenšiť na polovicu obvyklej veľkosti za niekoľko málo mesiacov. Tam, kde nie je stimulácia, sa svalové vlákna nielen zmenšujú, ale aj rozpadajú a degenerujú a sú nahradzované spojivovým tkanivom. Pomocou elektrickej stimulácie možno udržovať tonus svalu, takže po uzdravení alebo regenerácii nervového vlákna je svalové tkanivo zachované.
Elektrickou stimuláciou možno udržovať tonus svalu napríklad v prípadoch liečenia alebo regenerácie nervového vlákna, kedy je zodpovedajúce svalové tkanivo zachované. Zlepšená svalová kontrakcia sa dosiahne dvojfázovou stimuláciou podľa predloženého vynálezu. Kombinácia katodických a anodických pulzov buď stimulujúcej alebo stav upravujúcej povahy vedie ku kontrakcii väčšieho počtu motorických jednotiek pri nižšej úrovni napätia a teda k lepšej reakcii svalu.
Cieľom vynálezu je teda zaistiť zlepšenú stimuláciu srdcového tkaniva.
Ďalším cieľom vynálezu je zvýšiť výkon srdca pomocou väčšej kontrakcie, ktorá povedie k väčšiemu objemu zdvihu.
Ďalším cieľom vynálezu je zvýšiť rýchlosť šírenia impulzu.
Ďalším cieľom vynálezu je predĺžiť životnosť batérie kardiostimulátora.
Ďalším cieľom vynálezu je zaistiť účinnú srdcovú stimuláciu pri nižších úrovniach napätia.
Ďalším cieľom vynálezu je zrušiť nutnosť umiestnenia elektrických vodičov do bezprostredného styku s tkanivom, ktoré sa má stimulovať.
Ďalším cieľom vynálezu je zaistiť zlepšenú stimuláciu svalového tkaniva.
Ďalším cieľom vynálezu je zaistiť kontrakciu väčšieho počtu svalových motorických jednotiek pri nižších úrovniach napätia.
Spôsob a zariadenie na svalovú stimuláciu podľa vynálezu zahrnuje pôsobenie dvojfázovej stimulácie na svalové tkanivo, pri ktorej sa pôsobí ako katodickými, tak anodickými pulzami. V prvom aspekte vynálezu sa touto stimuláciou pôsobí na myokardium s úmyslom zlepšiť jeho činnosť.
V ďalšom aspekte vynálezu sa touto stimuláciou pôsobí na srdcovú krvnú náplň. Tým je umožnená srdcová stimulácia aj bez bezprostredného styku elektrických vodičov so srdcovým tkanivom.
V ďalšom aspekte vynálezu sa stimuláciou pôsobí na priečne pruhované svalové tkanivo na vyvolanie svalovej reakcie.
Elektronika kardiostimulátorov potrebná na realizáciu spôsobu podľa vynálezu je odborníkom dobre známa. Elektronické obvody existujúcich kardiostimulátorov možno naprogramovať tak, aby dávali rôzne usporiadania pulzov vrátane tých, ktorá sú opísané v tejto prihláške.
Spôsob a zariadenie podľa vynálezu zahrnujú prvú a druhú stimulačnú fázu, každá stimulačná fáza má polaritu, amplitúdu, priebeh alebo tvar a dobu trvania. V prednostnom uskutočnení majú prvá a druhá fáza rôzne polarity. V prvom alternatívnom uskutočnení majú prvá a druhá fáza rôzne amplitúdy. V druhom alternatívnom uskutočnení majú prvá a druhá fáza rôzne doby trvania. V treťom alternatívnom uskutočnení sa prvá fáza skladá z niekoľkých samostatných impulzov. Vo štvrtom alternatívnom uskutočnení amplitúda prvej fázy nabieha postupne. V piatom alternatívnom uskutočnení sa prvou fázou pôsobí 200 milisekúnd po ukončení srdcového cyklu. V prednostnom alternatívnom uskutočnení je prvou fázou stimulácie anodický pulz s maximálnou podprahovou amplitúdou s dlhou dobou trvania a druhou fázou stimulácie je kratší katodický pulz s veľkou amplitúdou. Rozumie sa, že vyššie uvedené alternatívne uskutočnenia sa môžu rôznymi spôsobmi kombinovať. Rozumie sa tiež, že alternatívne uskutočnenia slúžia iba ako príklady, a vynález sa na ne v žiadnom prípade neobmedzuje.
Prehľad obrázkov na výkresoch
Na obr. 1 je schematické znázornenie dvojfázovej stimulácie s prvou fázou anodickou.
Na obr. 2 je schematické znázornenie dvojfázovej stimulácie s prvou fázou katodickou.
Na obr. 3 je schematické znázornenie prvej anodickej stimulácie nízkej úrovne a dlhej doby trvania, po ktorej nasleduje obvyklá katodická stimulácia.
Na obr. 4 je schematické znázornenie prvej anodickej stimulácie s postupne nabiehajúcou amplitúdou nízkej úrovne a s dlhou dobou trvania, po ktorej nasleduje obvyklá katodická stimulácia.
Na obr. 5 je schematické znázornenie prvej anodické stimulácie nízkej úrovne a krátkej doby trvania rozdelenej do série niekoľkých pulzov, po ktorej nasleduje obvyklá katodická stimulácia.
Na obr. 6 je graf závislosti vodivosti naprieč vláknami od doby trvania stimulačného pulzu dvojfázovej stimulácie s prvou fázou anodickou.
Na obr. 7 je graf závislosti vodivosti pozdĺž vlákien od doby trvania stimulačného pulzu dvojfázovej stimulácie s prvou fázou anodickou.
Príklady uskutočnenia vynálezu
Vynález sa týka dvojfázovej elektrickej stimulácie svalového tkaniva.
Na obr. 1 je znázornená dvojfázová elektrická stimulácia, ktorej prvou fázou je anodický podnet 102 s amplitúdou 104 a dobou trvania 106. Po prvej stimulačnej fáze bezprostredne nasleduje druhá stimulačná fáza, ktorou je katodická stimulácia 108 rovnakej intenzity a doby trvania.
Na obr. 2 je znázornená dvojfázová elektrická stimulácia, ktorej prvou fázou je katodický podnet 202 s amplitúdou 204 a dobou trvania 206.
Po prvej stimulačnej fáze bezprostredne nasleduje druhá stimulačná fáza, ktorou je anodická stimulácia 208 rovnakej intenzity a doby trvania.
Na obr. 3 je prednostné uskutočnenie vynálezu, v ktorom prvú stimulačnú fázu tvorí nízko úrovňová a dlho trvajúca anodická stimulácia 302 s amplitúdou 304 a dobou trvania 306. Na prvú stimulačnú fázu bezprostredne nadväzuje druhá stimulačná fáza s katodickou stimuláciou 308 obvyklej intenzity a doby trvania. V alternatívnom uskutočnení vynálezu má anodická stimulácia 302 maximálnu podprahovú amplitúdu. V ďalšom alternatívnom uskutočnení vynálezu má anodická stimulácia 302 amplitúdu menšiu ako 3 V. V ďalšom alternatívnom uskutočnení vynálezu trvá anodická stimulácia 302 počas doby 2 až 8 ms. V ďalšom alternatívnom uskutočnení vynálezu má katodická stimulácia 308 krátku dobu trvania. V ďalšom alternatívnom uskutočnení vynálezu trvá katodická stimulácia 308 počas doby 0,3 až 0,8 ms. V ďalšom alternatívnom uskutočnení vynálezu má katodická stimulácia 308 veľkú amplitúdu. V ďalšom alternatívnom uskutočnení vynálezu má katodická stimulácia 308 amplitúdu v približnom roz9 sahu 3 až 20 V. V ďalšom alternatívnom uskutočnení vynálezu má katodická stimulácia 308 dobu trvania menšiu ako 0,3 ms a napätie väčšie než 20 V. V ďalšom alternatívnom uskutočnení vynálezu sa anodická stimulácia 302 uskutoční viac než 200 ms po údere srdca. V spôsoboch podľa týchto uskutočnení, prípadne ich alternatív a úprav zrejmých z uvedeného opisu, sa v prvej fáze stimulácie dosiahne maximálny potenciál membrány, avšak bez jej aktivácie.
Na obr. 4 je alternatívne prednostné uskutočnenie vynálezu, v ktorom prvú stimulačnú fázu tvorí anodická stimulácia 402 s postupne sa zväčšujúcou amplitúdou 406 a dobou trvania 404. Priebeh stúpajúcej intenzity 406 môže byť lineárny alebo nelineárny, sklon sa môže meniť. Na anodickú stimuláciu bezprostredne nadväzuje druhá stimulačná fáza s katodickou stimuláciou 408 obvyklej intenzity a doby trvania. V alternatívnom uskutočnení vynálezu anodická stimulácia 402 stúpa k maximálnej podprahovej amplitúde. V ďalšom alternatívnom uskutočnení vynálezu anodická stimulácia 402 stúpa k maximálnej amplitúde, ktorá je menšia ako 3 V. V ďalšom alternatívnom uskutočnení vynálezu trvá anodická stimulácia 402 počas doby 2 až 8 ms. V ďalšom alternatívnom uskutočnení vynálezu má katodická stimulácia 408 krátku dobu trvania. V ďalšom alternatívnom uskutočnení vynálezu trvá katodická stimulácia 408 počas doby 0,3 až 0,8 ms. V ďalšom alternatívnom uskutočnení vynálezu má katodická stimulácia 408 veľkú amplitúdu. V ďalšom alternatívnom uskutočnení vynálezu má katodická stimulácia 408 amplitúdu v približnom rozsahu 3 až 20 V. V ďalšom alternatívnom uskutočnení vynálezu má katodická stimulácia 408 dobu trvania menšiu ako 0,3 ms a napätie väčšie než 20 V. V ďalšom alternatívnom uskutočnení vynálezu sa anodická stimulácia 402 uskutoční viac než 200 ms po údere srdca. V spôsoboch podľa týchto uskutočnení, prípadne ich alternatív a úprav zrejmých z uvedeného opisu, sa v prvej fáze stimulácie dosiahne maximálny potenciál membrány, avšak bez jej aktivácie.
Na obr. 5 je alternatívne prednostné uskutočnenie vynálezu, v ktorom prvú stimulačnú fázu tvoria série 502 anodických pulzov s amplitúdou 504. V jednom uskutočnení je pokojová perióda 506 rovnako dlhá ako stimulačná perióda 508 a jej amplitúda má základovú (nulovú) hodnotu. V alternatívnom uskutočnení sa dĺžka pokojovej periódy 506 líši od dĺžky stimulačnej periódy 508 a jej amplitúda má základovú hodnotu. Pokojová perióda 506 nasleduje za každou stimulačnou periódou 508 s výnimkou poslednej stimulačnej periódy, za ktorou bezprostredne nasleduje druhá stimulačná fáza s katodickou stimuláciou 510 obvyklej intenzity a doby trvania. V alternatívnom uskutočnení vynálezu má celkový náboj odovzdaný sériou 502 anodickej stimulácie maximálne podprahovú úroveň. V ďalšom alternatívnom uskutočnení vynálezu sa prvý stimulačný pulz série 502 uskutoční viac než 200 ms po údere srdca. V ďalšom alternatívnom uskutočnení vynálezu má katodická stimulácia 510 krátku dobu trvania. V ďalšom alternatívnom uskutočnení vynálezu trvá katodická stimulácia 510 počas doby 0,3 až 0,8 ms. V ďalšom alternatívnom uskutočnení vynálezu má katodická stimulácia 510 veľkú amplitúdu. V ďalšom alternatívnom uskutočnení vynálezu má katodická stimulácia 510 amplitúdu v približnom rozsahu 3 až 20 V. V ďalšom alternatívnom uskutočnení vynálezu má katodická stimulácia 510 dobu trvania menšiu ako 0,3 ms a napätie väčšie než 20 V.
Príklad .1
Stimulácia a vodivosť myokardu boli študované na oddelenom srdci s použitím pulzov rôznych polarít a fáz. Experimenty sa uskutočňovali na piatich oddelených králičích srdciach pripravených podľa Langendorffa. Vodivosť (rýchlosť šírenia vlny) na epikarde sa merala pomocou radu bipolárnych elektród. Meralo sa v rozmedzí medzi šiestimi a deviatimi milimetrami od stimulovaného miesta. Transmembránový potenciál sa zaznamenával pomocou plávajúcej vnútrobunkovej mikroelektródy. Skúmali sa nasledujúce režimy: jednofázový katodický pulz, jednofázový anodický pulz, dvojfázový pulz začínajúci katodickou fázou a dvojfázový pulz začínajúci anodickou fázou.
V tabuľke 1 sú pre každý stimulačný režim uvedené rýchlosti šírenia v smere priečnom k vláknam so stimuláciami tromi, štyrmi a piatimi voltami a dobou trvania pulzov dve milisekundy.
Tabuľka 1
Rýchlosť šírenia [cm/s] v smere priečnom k vláknam, trvanie 2 ms
3V | 4V | 5V | |
Katodický jednofázový | 18,9 ± 2,5 | 21,4 ± 2,6 | 23,3 ± 3,0 |
Anodický jednofázový | 24,0 ± 2,3 | 27,5 ± 2,1 | 31,3 ± 1,7 |
Dvojfázový, prvý katodický | 27,1 ± 1,2 | 28,2 ± 2,3 | 27,5 ± 1,8 |
Dvojfázový, prvý anodický | 26,8 ± 2,1 | 28,5 ± 0,7 | 29,7 ± 1,8 |
V tabuľke 2 sú pre každý režim uvedené rýchlosti šírenia v smere pozdĺžnom s vláknami so stimuláciami tromi, štyrmi a piatimi voltami a dobou trvania pulzov dve milisekundy.
Tabuľka 2
Rýchlosť šírenia [cm/s] v smere pozdĺžnom s vláknami, trvanie 2 ms
3V | 4V | 5V | |
Katodický jednofázový | 45,3 ± 0,9 | 47,4 ± 1,8 | 49,7 ± 1,5 |
Anodický jednofázový | 48,1 ± 1,2 | 51,8 ± 0,5 | 54,9 ± 0,7 |
Dvojfázový, prvý katodický | 50,8 ± 0,9 | 52,6 ± 1,1 | 52,8 ± 1,7 |
Dvojfázový, prvý anodický | 52,6 ± 2,5 | 55,3 ± 1,5 | 54,2 ± 2,3 |
Rozdiely v rýchlosti šírenia (vodivosti) medzi jednofázovým katodickým pulzom, jednofázovým anodickým pulzom, dvojfázovým pulzom začínajúcim katodickou fázou a dvojfázovým pulzom začínajúcim anodickou fázou sú významné (p<0,001). Pri meraní transmembránového potenciálu sa zistilo, že maximálny gradient ((dV/dt)max) akčného potenciálu dobre zodpovedá zmenám rýchlosti šírenia v pozdĺžnom smere. Pre 4 V pulz s dobou trvania 2 ms bolo (dV/dt)max pre katodické pulzy 63,5 ± 2,4 V/s a pre anodické pulzy 75,5 ± 5,6 V/s.
Príklad 2
Vplyv rôznych stimulačných režimov na srdcovú elektrofyziológiu sa skúmal na oddelených králičích srdciach pripravených Langendorffovou metódou.
Stimuláciu tvorili obdĺžnikové pulzy s konštantným napätím. Skúmali sa nasledujúce režimy: jednofázový anodický pulz, jednofázový katodický pulz, dvojfázový pulz začínajúci anodickou fázou a dvojfázový pulz začínajúci katodickou fázou. Použité napätie sa menilo v rozmedzí od jedného do piatich voltov s krokom jeden volt pre všetky stimulačné režimy. Doba trvania pulzu sa menila v rozmedzí od dvoch do desiatich milisekúnd s krokom dve milisekundy. Epikardiálne rýchlosti šírenia sa merali pozdĺž a naprieč smeru ventrikulárnych vlákien medzi vzdialenosťami tri a šesť milimetrov od voľnej steny ľavej komory. Na obr. 6 a 7 je ukázaný vplyv doby trvania stimulačného pulzu a stimulačného režimu na rýchlosti šírenia.
Na obr. 6 sú rýchlosti merané medzi tromi a šiestimi milimetrami priečne ku smeru vlákien. V tejto oblasti vykazuje v celom skúšanom rozsahu dĺžok pulzu najmenšiu rýchlosť šírenia jednofázová katodická stimulácia 602. Potom nasleduje jednofázová anodická stimulácia 604 a dvojfázová stimulácia s prvou katodickou fázou 606. Najrýchlejšie šírenie vlny (najlepšiu vodivosť) vykazuje dvojfázová stimulácia s prvou anodickou fázou 608.
Na obr. 7 sú rýchlosti šírenia merané medzi tromi a šiestimi milimetrami rovnobežne so smerom vlákien. V tejto oblasti vykazuje v celom skúšanom rozsahu dĺžok pulzu najmenšiu vodivosť jednofázová katodická stimulácia 702.
Výsledky jednofázovej anodickej stimulácie 704 a dvojfázovej stimulácie s prvou katodickou fázou 706 sú prakticky zhodné, jednofázová anodická stimulácia vykazuje nepatrne väčšiu vodivosť. Najrýchlejšie šírenie vlny vykazuje dvojfázová stimulácia s prvou anodickou fázou 708.
V jednom aspekte vynálezu sa elektrická stimulácia aplikuje na srdcový sval. Anodická zložka dvojfázovej elektrickej stimulácie zvyšuje kontraktilitu srdca hyperpolarizáciou tkaniva pred excitáciou, čo vedie k rýchlejšiemu šíreniu impulzu a k uvoľneniu väčšieho množstva vnútrobunkového vápnika a tým nakoniec k lepšej kontrakcii.
Katodická zložka stimulácie eliminuje nedostatky anodickej stimulácie. Výsledkom je účinná srdcová stimulácia pri napätí nižšom, než by bolo potrebné len s anodickou stimuláciou. Tým sa d'alej jednak šetria batérie kardiostimulátora a tiež zmenšuje poškodenie tkaniva.
V druhom aspekte vynálezu sa dvojfázová elektrická stimulácia prevádza do srdcovej krvnej náplne, t.j. krvi, ktorá vstupuje do srdca a obklopuje ho. Tým je umožnená stimulácia srdca bez priameho styku elektród so srdcovým tkanivom, čím sa minimalizuje riziko poškodenia takého tkaniva. Stimulačný prah dvojfázovej stimulácie podávanej cez krvnú náplň leží v rovnakom rozsahu ako štandardné podnety uskutočňované priamo do srdcového svalu. Využitím dvojfázovej elektrickej stimulácie podávanej do srdcovej krvnej náplne je teda možné dosiahnuť zlepšené kontrakcie srdca bez sťahov kostrových svalov, poškodenia srdcového svalu, i nepriaznivých vplyvov na krvnú náplň.
V treťom aspekte vynálezu sa dvojfázová elektrická stimulácia aplikuje na priečne pruhované svalstvo. Kombinácia anodickej a katodickej stimulácie vedie ku kontrakcii väčšieho počtu svalových motorických jednotiek pri menšom napätí, t.j. lepšej svalovej odozve.
Z vyššie opísaného základného konceptu vynálezu je iste odborníkom zrejmé, že uvedený opis uskutočnení vynálezu je iba príkladný, nie však obmedzujúci. Odborníkom sú iste zrejmé mnohé možné zmeny, zlepšenia či úpravy, ktoré v tejto patentovej prihláške opísané nie sú. Všetky také zmeny, zlepšenia či úpravy by preto mali byť posúdené v duchu a rozsahu pripojených patentových nárokov. Ďalej, stimulačné pulzy podľa vynálezu sú v možnostiach správne naprogramovanej existujúcej elektroniky kardiostimulátorov. Preto je vynález obmedzený len nasledujúcimi nárokmi a ich ekvivalentami.
Claims (23)
- PATENTOVÉ NÁROKY1. Zariadenie na elektrickú stimuláciu srdca, vyznačujúce sa tým, že zahr. nuje:vodiče na aplikovanie elektrickej stimulácie do srdcovej krvnej náplne; a stimulačný generátor pripojený k vodičom, na vytváranie dvojfázového elektrického signálu, na stimuláciu krvnej náplne srdca pomocou vodičov, aby sa dosiahla stimulácia srdca, pričom elektrický signál sa skladá z:prvej stimulačnej fázy s polaritou prvej fázy, amplitúdou prvej fázy, tvarom prvej fázy a dobou trvania prvej fázy; a druhej stimulačnej fázy s polaritou druhej fázy, amplitúdou druhej fázy, tvarom druhej fázy a dobou trvania druhej fázy, kde polarita prvej fázy je kladná.
- 2. _ Zariadenie-na elektrickú stimuláciu srdca podľa nároku- 1, vyznačujúce sa tým, že prvá stimulačná fáza a druhá stimulačná fáza sa do srdcovej krvnej náplne aplikujú bezprostredne za sebou
- 3 Zariadenie na elektrickú stimuláciu srdca podľa nároku 1, vyznačujúce sa tým, že amplitúda prvej fázy je maximálna podprahová amplitúda.
- 4. Zariadenie na elektrickú- stimuláciu srdca podľa nároku 3, vyznačujúce sa tým, že maximálna podprahová amplitúda je asi 0.5 až 3.5 voltu.
- 5. Zariadenie na elektrickú stimuláciu srdca podľa nároku 1, vyznačujúce sa tým, že doba_trvania jsrvej fázy je najmenej tak dlhá, ako doba trvania druhej fázy. _ _ — _
- 6. Zariadenie na elektrickú stimuláciu srdca podľa nároku 1, vyznačujúce sa tým, že doba trvania prvej fázy je asi jedna až deväť milisekúnd.
- 7. Zariadenie na elektrickú stimuláciu srdca podľa nároku 1, vyznačujúce sa tým, že doba trvania druhej fázy je asi 0,2 až 0,9 milisekundy.
- 8. Zariadenie na elektrickú stimuláciu srdca podľa nároku 1, vyznačujúce sa tým, že amplitúda druhej fázy je asi dva až dvadsať voltov
- 9. Zariadenie na elektrickú stimuláciu srdca podľa nároku 1, vyznačujúce sa tým, že prvá stimulačná fáza sa zaháji viac než 200 milisekúnd po don končení cyklu úderu srdca.
- 10. Zariadenie na elektrickú stimuláciu srdca, vyznačujúce sa tým, že zahrnuje vodiče na aplikovanie elektrickej stimulácie do srdcovej krvnej náplne; a stimulačný generátor pripojený k vodičom, na vytváranie dvojfázového elektrického signálu, na stimuláciu krvnej náplne srdca cez vodiče, aby sa dosiahla stimulácia srdca, pričom elektrický signál sa skladá z;prvej stimulačnej fázy s p'olaritau prvej fázy, amplitúdou prvej fázy, tvarom prvej fázy a dobou trvania prvej fázy; a druhej stimulačnej fázy s polaritou druhej fázy, amplitúdou druhej fázy, tvarom druhej fázy a dobou trvania druhejfázy; kde amplitúda prvej fázy je menšia než amplitúda druhej fázy. _ “
- 11. Zariadenie na elektrickú stimuláciu srdca, vyznačujúce sa tým, že zahrnuje:vodiče na aplikovanie elektrickej stimulácie do srdcovej krvnej náplne; a stimulačný generátor pripojený k vodičom, na vytvorenie dvojfázového elektrického signálu, na stimuláciu krvnej náplne srdca pomocou vodičov, aby sa dosiahla stimulácia srdca, pričom elektrický signál sa skladá z:prvej stimulačnej fázy s polaritou prvej fázy, amplitúdou prvej fázy, tvarom prvej fázy a dobou trvania prvej fázy; a druhej stimulačnej fázy s polaritou druhej fázy, amplitúdou druhej fázy, tvarom druhej fázy ä dobou trvania druhej fázy;kde amplitúda prvej fázy sa zväčšuje postupne od základnej hodnoty na druhú hodnotu.
- 12. Zariadenie na elektrickú stimuláciu srdca podľa nároku 11, vyznačujúce sa tým, že druhá hodnota je rovná amplitúde druhej fázy.
- 13. Zariadenie na elektrickú stimuláciu srdca podľa nároku 11, vyznačujúce sa_ tým, že druhá hodnota je maximálna podprahová amplitúda.
- 14 Zariadenie na elektrickú stimuláciu srdca podľa nároku 13, vyznačujúce sa tým, že maximálna podprahová amplitúda je asi 0 5 až 3.5 voltu.
- 15. Zariadenie na elektrickú stimuláciu srdca podľa nároku 11, vyznačujúce sa tým, že doba trvania prvej fázy je najmenej tak dlhá, ako doba trvania druhej fázy. _
- 16. Zariadenie na elektrickú stimuláciu srdca podľa nároku 11, vyznačujúce sa tým, že doba trvania prvej fázy je asi jedna až deväť milisekúnd.i
- 17. Zariadenie na elektrickú stimuláciu srdca podľa nároku 11, vyznačujúce sa tým, že doba trvania druhej fázy je asi 0.2 až 0.9 milisekundy
- 18. Zariadenie na elektrickú stimuláciu srdca podľa nároku 11, vyznačujúce sa tým, že amplitúda druhej fázy je asi dva až dvadsať voltov.
- 19. Zariadenie na elektrickú stimuláciu srdca podľa nároku 11, vyznačujúce sa tým, že doba trvania druhej fázy je kratšia než 0.3 milisekundy a amplitúda druhej fázy je väčšia než 20 voltov.
- 20 Zariadenie na elektrickú stimuláciu srdca, vyznačujúce sa tým, že zahrnuje:vodiče na aplikovanie elektrickej stimulácie do srdcovej krvnej náplne; a stimulačný generátor pripojený k vodičom, na vytvorenie dvojfázového elektrického signálu, na stimuláciu krvnej náplne srdca pomocou vodičov, aby sa dosiahla stimulácia srdca, pričom elektrický signál sa skladá z:prvej stimulačnej fázy s polaritou prvej fázy, amplitúdou prvej fázy, tvarom prvej fázya dobou trvania prvej fázy; a . _ druhej stimulačnej fázy s polaritou druhej fázy, amplitúdou druhej fázy, tvarom druhejjazy a dobou trvania druhej fázy;kde doba trvania druhej fázy je kratšia než 0.3 milisekundy a amplitúda druhej fázy je väčšia než 20 voltov.
- 21. Zariadenie na elektrickú stimuláciu srdca, vyznačujúce sa tým, že zahrnuje vodiče na aplikovanie elektrickej stimulácie do srdcovej krvnej náplne; a stimulačný generátor pripojený k vodičom, na vytvorenie dvojfázového elektrického- signálu, na stimuláciu krvnej náplne srdca pomocou vodičov, aby sa dosiahla stimulácia srdca, pričom elektrický signál sa skladá z:prvej stimulačnej fázy “š polaritou prvej fázy, amplitúdou prvej fázy,“tvarom prvej fázy a dobou trvania prvej fázy; a druhej stimulačnej fázy s polaritou druhej fázy, amplitúdou druhej fázy, tvarom druhej fázy a dobou trvania druhej fázy, kde prvá stimulačná fáza ďalej zahrnuje sériu stimulačných pulzov s vopred určenou amplitúdou, polaritou a dobou trvania; a kde prvá stimulačná fáza ďalej zahrnuje sériu kľudových periód.
- 22. Zariadenie na elektrickú stimuláciu srdca podľa nároku 21, vyznačujúce sa tým, že aplikácia prvej stimulačnej fázy ďalej zahrnuje aplikáciu kľudovej periódy so základnou amplitúdou po najmenej jednom stimulačnom pulze.
- 23. Zariadenie na elektrickú stimuláciu srdca podľa nároku 22, vyznačujúce sa týniŕ že kľudová perióda má rovnakú dobu trvania^ako je doba trvania stimulačného pulzu.
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US09/008,636 US6136019A (en) | 1996-08-19 | 1998-01-16 | Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing administered via the cardiac blood pool |
PCT/US1999/000879 WO1999036124A1 (en) | 1998-01-16 | 1999-01-13 | Augmentation of electrical conduction and contractibility by biphasic cardiac pacing administered via the cardiac blood pool |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
SK10732000A3 true SK10732000A3 (sk) | 2001-01-18 |
SK286698B6 SK286698B6 (sk) | 2009-03-05 |
Family
ID=21732757
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
SK1073-2000A SK286698B6 (sk) | 1998-01-16 | 1999-01-13 | Zariadenie na elektrickú stimuláciu srdca dvojfázovými stimulačnými impulzmi |
Country Status (19)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US6136019A (sk) |
EP (1) | EP1064048B1 (sk) |
AP (1) | AP2002002486A0 (sk) |
AT (1) | ATE279958T1 (sk) |
AU (1) | AU2321199A (sk) |
CA (1) | CA2318101C (sk) |
CZ (1) | CZ299883B6 (sk) |
DE (1) | DE69921309T2 (sk) |
DK (1) | DK1064048T3 (sk) |
EA (1) | EA003163B1 (sk) |
ES (1) | ES2229670T3 (sk) |
GE (1) | GEP20022789B (sk) |
HU (1) | HUP0102503A2 (sk) |
ID (1) | ID26205A (sk) |
IL (1) | IL137321A (sk) |
NO (1) | NO20003732L (sk) |
NZ (1) | NZ505749A (sk) |
SK (1) | SK286698B6 (sk) |
WO (1) | WO1999036124A1 (sk) |
Families Citing this family (44)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6343232B1 (en) | 1966-08-19 | 2002-01-29 | Mower Chf Treatment Irrevocable Trust | Augmentation of muscle contractility by biphasic stimulation |
US8321013B2 (en) | 1996-01-08 | 2012-11-27 | Impulse Dynamics, N.V. | Electrical muscle controller and pacing with hemodynamic enhancement |
US9289618B1 (en) | 1996-01-08 | 2016-03-22 | Impulse Dynamics Nv | Electrical muscle controller |
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 |
WO2001024871A2 (en) * | 1999-10-04 | 2001-04-12 | Impulse Dynamics N.V. | Modulation of intracellular calcium concentration using non-excitatory electrical signals applied to the tissue |
US6415178B1 (en) * | 1996-09-16 | 2002-07-02 | Impulse Dynamics N.V. | Fencing of cardiac muscles |
US9713723B2 (en) | 1996-01-11 | 2017-07-25 | Impulse Dynamics Nv | Signal delivery through the right ventricular septum |
US6341235B1 (en) | 1996-08-19 | 2002-01-22 | Mower Chf Treatment Irrevocable Trust | Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing administered via the cardiac blood pool |
US7840264B1 (en) | 1996-08-19 | 2010-11-23 | Mr3 Medical, Llc | System and method for breaking reentry circuits by cooling cardiac tissue |
US7908003B1 (en) | 1996-08-19 | 2011-03-15 | Mr3 Medical Llc | System and method for treating ischemia by improving cardiac efficiency |
US8447399B2 (en) | 1996-08-19 | 2013-05-21 | Mr3 Medical, Llc | System and method for managing detrimental cardiac remodeling |
US6411847B1 (en) | 1996-08-19 | 2002-06-25 | Morton M. Mower | Apparatus for applying cyclic pacing at an average rate just above the intrinsic heart rate |
US6337995B1 (en) | 1996-08-19 | 2002-01-08 | Mower Chf Treatment Irrevocable Trust | Atrial sensing and multiple site stimulation as intervention for atrial fibrillation |
US6295470B1 (en) * | 1996-08-19 | 2001-09-25 | The Mower Family Chf Treatment Irrevocable Trust | Antitachycardial pacing |
CN100402642C (zh) | 1999-02-04 | 2008-07-16 | 技术研究及发展基金有限公司 | 维持和扩增造血干细胞和/或祖细胞的方法和仪器 |
US6411845B1 (en) | 1999-03-04 | 2002-06-25 | Mower Chf Treatment Irrevocable Trust | System for multiple site biphasic stimulation to revert ventricular arrhythmias |
US9101765B2 (en) | 1999-03-05 | 2015-08-11 | Metacure Limited | Non-immediate effects of therapy |
US8346363B2 (en) | 1999-03-05 | 2013-01-01 | Metacure Limited | Blood glucose level control |
US8700161B2 (en) | 1999-03-05 | 2014-04-15 | Metacure Limited | Blood glucose level control |
US8019421B2 (en) | 1999-03-05 | 2011-09-13 | Metacure Limited | Blood glucose level control |
US8666495B2 (en) | 1999-03-05 | 2014-03-04 | Metacure Limited | Gastrointestinal methods and apparatus for use in treating disorders and controlling blood sugar |
US6993385B1 (en) | 1999-10-25 | 2006-01-31 | Impulse Dynamics N.V. | Cardiac contractility modulation device having anti-arrhythmic capabilities and a method of operating thereof |
AU1049901A (en) | 1999-10-25 | 2001-05-08 | Impulse Dynamics N.V. | Cardiac contractility modulation device having anti-arrhythmic capabilities and a method of operating thereof |
US7389145B2 (en) * | 2001-02-20 | 2008-06-17 | Case Western Reserve University | Systems and methods for reversibly blocking nerve activity |
USRE45718E1 (en) * | 2001-02-20 | 2015-10-06 | Boston Scientific Corporation | Systems and methods for reversibly blocking nerve activity |
US7860570B2 (en) | 2002-06-20 | 2010-12-28 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Implantable microstimulators and methods for unidirectional propagation of action potentials |
ATE471501T1 (de) | 2003-02-10 | 2010-07-15 | N trig ltd | Berührungsdetektion für einen digitalisierer |
JP2006519663A (ja) | 2003-03-10 | 2006-08-31 | インパルス ダイナミックス エヌヴイ | 心臓組織内の遺伝子発現を調節するための電気信号を送出する装置及び方法 |
US11439815B2 (en) | 2003-03-10 | 2022-09-13 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
US8027721B2 (en) | 2003-03-24 | 2011-09-27 | Physio-Control, Inc. | Balanced charge waveform for transcutaneous pacing |
US8792985B2 (en) | 2003-07-21 | 2014-07-29 | Metacure Limited | Gastrointestinal methods and apparatus for use in treating disorders and controlling blood sugar |
US20050055057A1 (en) * | 2003-09-05 | 2005-03-10 | Mirowski Famliy Ventures, L.L.C. | Method and apparatus for providing ipselateral therapy |
US11779768B2 (en) | 2004-03-10 | 2023-10-10 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
US8352031B2 (en) | 2004-03-10 | 2013-01-08 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
EP1827571B1 (en) | 2004-12-09 | 2016-09-07 | Impulse Dynamics NV | Protein activity modification |
US9821158B2 (en) | 2005-02-17 | 2017-11-21 | Metacure Limited | Non-immediate effects of therapy |
WO2006097934A2 (en) | 2005-03-18 | 2006-09-21 | Metacure Limited | Pancreas lead |
EP1898991B1 (en) | 2005-05-04 | 2016-06-29 | Impulse Dynamics NV | Protein activity modification |
US7877136B1 (en) * | 2007-09-28 | 2011-01-25 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Enhancement of neural signal transmission through damaged neural tissue via hyperpolarizing electrical stimulation current |
WO2011092710A2 (en) | 2010-02-01 | 2011-08-04 | Metacure Limited | Gastrointestinal electrical therapy |
US10940318B2 (en) | 2014-06-17 | 2021-03-09 | Morton M. Mower | Method and apparatus for electrical current therapy of biological tissue |
GB2553089B (en) * | 2016-08-15 | 2018-11-21 | Ipulse Medical Ltd | Device for providing pain relief |
HRP20230412T1 (hr) | 2018-11-20 | 2023-07-07 | Nuenerchi, Inc. | Uređaj za električnu stimulaciju za primjenu frekvencije i vršnog napona koji imaju obrnuti odnos |
Family Cites Families (70)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US32091A (en) * | 1861-04-16 | Improvement in corn-planters | ||
GB1459397A (en) * | 1973-03-22 | 1976-12-22 | Biopulse Co Ltd | Apparatus for treating organisms by applying an electrical signal thereto |
US3924641A (en) * | 1974-08-19 | 1975-12-09 | Axotronics Inc | Bi-phasic current stimulation system |
US4055190A (en) * | 1974-12-19 | 1977-10-25 | Michio Tany | Electrical therapeutic apparatus |
US4019519A (en) * | 1975-07-08 | 1977-04-26 | Neuvex, Inc. | Nerve stimulating device |
US4233986A (en) * | 1978-07-18 | 1980-11-18 | Agar Ginosar Electronics And Metal Products | Apparatus and method for controlling pain by transcutaneous electrical stimulation (TES) |
US4222386A (en) * | 1979-03-26 | 1980-09-16 | Smolnikov Leonid E | Method for stimulating cardiac action by means of implanted _electrocardiostimulator and implantable electrocardiostimulator for effecting same |
US4343312A (en) * | 1979-04-16 | 1982-08-10 | Vitafin N.V. | Pacemaker output circuit |
US4327322A (en) * | 1980-10-06 | 1982-04-27 | Spatial Dynamics, Ltd. | Bidirectional current supply circuit |
US4392496A (en) * | 1981-03-13 | 1983-07-12 | Medtronic, Inc. | Neuromuscular stimulator |
USRE32091E (en) | 1981-03-13 | 1986-03-11 | Medtronic, Inc. | Neuromuscular stimulator |
US4402322A (en) * | 1981-03-25 | 1983-09-06 | Medtronic, Inc. | Pacer output circuit |
US4612934A (en) * | 1981-06-30 | 1986-09-23 | Borkan William N | Non-invasive multiprogrammable tissue stimulator |
US4456012A (en) * | 1982-02-22 | 1984-06-26 | Medtronic, Inc. | Iontophoretic and electrical tissue stimulation device |
US4498478A (en) * | 1982-09-13 | 1985-02-12 | Medtronic, Inc. | Apparatus for reducing polarization potentials in a pacemaker |
IL75048A0 (en) * | 1984-05-04 | 1985-08-30 | Dervieux Dominique | Bipolar electrodes and apparatus comprising them for the relief of pains |
US4543956A (en) * | 1984-05-24 | 1985-10-01 | Cordis Corporation | Biphasic cardiac pacer |
US4723552A (en) * | 1984-06-04 | 1988-02-09 | James Heaney | Transcutaneous electrical nerve stimulation device |
US4646744A (en) * | 1984-06-29 | 1987-03-03 | Zion Foundation | Method and treatment with transcranially applied electrical signals |
US4637397A (en) * | 1985-05-30 | 1987-01-20 | Case Western Reserve University | Triphasic wave defibrillation |
US5111811A (en) * | 1985-06-20 | 1992-05-12 | Medtronic, Inc. | Cardioversion and defibrillation lead system with electrode extension into the coronary sinus and great vein |
US4754759A (en) * | 1985-07-03 | 1988-07-05 | Andromeda Research, Inc. | Neural conduction accelerator and method of application |
US4903700A (en) * | 1986-08-01 | 1990-02-27 | Telectronics N.V. | Pacing pulse compensation |
US4821724A (en) * | 1986-08-01 | 1989-04-18 | Telectronics N.V. | Pacing pulse compensation |
US4875484A (en) * | 1986-10-04 | 1989-10-24 | Total Human Medical Laboratory Co., Ltd. | Method for generating a low frequency electric stimulus signal and low frequency electric stimulus signal generating apparatus |
US5117826A (en) * | 1987-02-02 | 1992-06-02 | Staodyn, Inc. | Combined nerve fiber and body tissue stimulation apparatus and method |
US5018522A (en) * | 1987-10-26 | 1991-05-28 | Medtronic, Inc. | Ramped waveform non-invasive pacemaker |
US5178161A (en) * | 1988-09-02 | 1993-01-12 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Microelectronic interface |
US4919140A (en) * | 1988-10-14 | 1990-04-24 | Purdue Research Foundation | Method and apparatus for regenerating nerves |
US4924880A (en) * | 1988-11-16 | 1990-05-15 | Sion Technology, Inc. | Dental anesthesia apparatus |
US4989605A (en) * | 1989-03-31 | 1991-02-05 | Joel Rossen | Transcutaneous electrical nerve stimulation (TENS) device |
US4996987A (en) * | 1989-05-10 | 1991-03-05 | Therapeutic Technologies Inc. | Power muscle stimulator |
US4976264A (en) * | 1989-05-10 | 1990-12-11 | Therapeutic Technologies Inc. | Power muscle stimulator |
US5036850A (en) * | 1989-08-25 | 1991-08-06 | Staodyn, Inc. | Biphasic pulse output stage for electronic stimulating device |
US5063929A (en) * | 1989-08-25 | 1991-11-12 | Staodyn, Inc. | Electronic stimulating device having timed treatment of varying intensity and method therefor |
US5069211A (en) * | 1989-08-25 | 1991-12-03 | Staodyn, Inc. | Microprocessor controlled electronic stimulating device having biphasic pulse output |
US5065083A (en) * | 1989-08-25 | 1991-11-12 | Staodyn, Inc. | Microprocessor controlled electronic stimulating device having a battery management system and method therefor |
US5097833A (en) * | 1989-09-19 | 1992-03-24 | Campos James M | Transcutaneous electrical nerve and/or muscle stimulator |
GB8924559D0 (en) * | 1989-11-01 | 1989-12-20 | Capel Ifor D | Method for transcranial electrotherapy |
US5048522A (en) * | 1990-04-13 | 1991-09-17 | Therapeutic Technologies, Inc. | Power muscle stimulator |
US5058584A (en) * | 1990-08-30 | 1991-10-22 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for epidural burst stimulation for angina pectoris |
US5052391A (en) * | 1990-10-22 | 1991-10-01 | R.F.P., Inc. | High frequency high intensity transcutaneous electrical nerve stimulator and method of treatment |
EP0491649B1 (en) * | 1990-12-18 | 1996-09-25 | Ventritex | Apparatus for producing configurable biphasic defibrillation waveforms |
US5109847A (en) * | 1991-05-21 | 1992-05-05 | E.P. Inc. | Non-intrusive analgesic neuroaugmentive apparatus and management system |
US5507781A (en) * | 1991-05-23 | 1996-04-16 | Angeion Corporation | Implantable defibrillator system with capacitor switching circuitry |
EP0594620A4 (en) * | 1991-07-15 | 1994-11-02 | Zmd Corp | METHOD AND APPARATUS FOR TRANSCUTANEOUS CARDIAC STIMULATION. |
US5215083A (en) * | 1991-10-07 | 1993-06-01 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Apparatus and method for arrhythmia induction in arrhythmia control system |
US5411525A (en) * | 1992-01-30 | 1995-05-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Dual capacitor biphasic defibrillator waveform generator employing selective connection of capacitors for each phase |
US5534015A (en) * | 1992-02-18 | 1996-07-09 | Angeion Corporation | Method and apparatus for generating biphasic waveforms in an implantable defibrillator |
US5224476A (en) * | 1992-02-24 | 1993-07-06 | Duke University | Method and apparatus for controlling fibrillation or tachycardia |
US5300096A (en) * | 1992-06-03 | 1994-04-05 | Hall H Eugene | Electromyographic treatment device |
US5314423A (en) * | 1992-11-03 | 1994-05-24 | Seney John S | Cold electrode pain alleviating tissue treatment assembly |
US5334220A (en) * | 1992-11-13 | 1994-08-02 | Siemens Pacesetter, Inc. | Dual-chamber implantable pacemaker having an adaptive AV interval that prevents ventricular fusion beats and method of operating same |
US5487759A (en) * | 1993-06-14 | 1996-01-30 | Bastyr; Charles A. | Nerve stimulating device and associated support device |
IL116699A (en) * | 1996-01-08 | 2001-09-13 | Biosense Ltd | Method of building a heart map |
US5411547A (en) * | 1993-08-09 | 1995-05-02 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardioversion-defibrillation patch electrodes having means for passive multiplexing of discharge pulses |
US5458625A (en) * | 1994-05-04 | 1995-10-17 | Kendall; Donald E. | Transcutaneous nerve stimulation device and method for using same |
AT402825B (de) * | 1994-06-23 | 1997-09-25 | Voest Alpine Ind Anlagen | Verfahren zur direktreduktion von eisenoxidhältigem material |
US5422525A (en) * | 1994-06-30 | 1995-06-06 | Sundstrand Corporation | Switched reluctance machine having unbalance forces compensation coils |
US5534018A (en) * | 1994-11-30 | 1996-07-09 | Medtronic, Inc. | Automatic lead recognition for implantable medical device |
US5480413A (en) * | 1994-11-30 | 1996-01-02 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Apparatus and method for stabilizing the ventricular rate of a heart during atrial fibrillation |
US5601608A (en) * | 1995-02-02 | 1997-02-11 | Pacesetter, Inc. | Methods and apparatus for applying charge-balanced antiarrhythmia shocks |
SE9500620D0 (sv) * | 1995-02-20 | 1995-02-20 | Pacesetter Ab | Anordning för hjärtstimulering |
US5662698A (en) * | 1995-12-06 | 1997-09-02 | Ventritex, Inc. | Nonshunting endocardial defibrillation lead |
ATE290905T1 (de) * | 1996-01-08 | 2005-04-15 | Impulse Dynamics Nv | Vorrichtung zur steuerung der herzaktivität unter verwendung von nicht-erregender vorstimulation |
US5713929A (en) * | 1996-05-03 | 1998-02-03 | Medtronic, Inc. | Arrhythmia and fibrillation prevention pacemaker using ratchet up and decay modes of operation |
US5800465A (en) * | 1996-06-18 | 1998-09-01 | Medtronic, Inc. | System and method for multisite steering of cardiac stimuli |
US5871506A (en) * | 1996-08-19 | 1999-02-16 | Mower; Morton M. | Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing |
US5814079A (en) * | 1996-10-04 | 1998-09-29 | Medtronic, Inc. | Cardiac arrhythmia management by application of adnodal stimulation for hyperpolarization of myocardial cells |
FR2763247B1 (fr) * | 1997-05-16 | 2000-02-18 | Ela Medical Sa | Dispositif medical implantable actif, notamment stimulateur cardiaque, defibrillateur et/ou cardioverteur a reduction des episodes d'arythmie, notamment d'arythmie auriculaire |
-
1998
- 1998-01-16 US US09/008,636 patent/US6136019A/en not_active Expired - Lifetime
-
1999
- 1999-01-13 EA EA200000764A patent/EA003163B1/ru not_active IP Right Cessation
- 1999-01-13 ID IDW20001374A patent/ID26205A/id unknown
- 1999-01-13 NZ NZ505749A patent/NZ505749A/en not_active Application Discontinuation
- 1999-01-13 AU AU23211/99A patent/AU2321199A/en not_active Abandoned
- 1999-01-13 GE GEAP19995504A patent/GEP20022789B/en unknown
- 1999-01-13 CA CA002318101A patent/CA2318101C/en not_active Expired - Fee Related
- 1999-01-13 AP APAP/P/2002/002486A patent/AP2002002486A0/en unknown
- 1999-01-13 CZ CZ20002634A patent/CZ299883B6/cs not_active IP Right Cessation
- 1999-01-13 ES ES99903109T patent/ES2229670T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1999-01-13 SK SK1073-2000A patent/SK286698B6/sk not_active IP Right Cessation
- 1999-01-13 HU HU0102503A patent/HUP0102503A2/hu unknown
- 1999-01-13 IL IL13732199A patent/IL137321A/xx unknown
- 1999-01-13 DE DE69921309T patent/DE69921309T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1999-01-13 DK DK99903109T patent/DK1064048T3/da active
- 1999-01-13 EP EP99903109A patent/EP1064048B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1999-01-13 WO PCT/US1999/000879 patent/WO1999036124A1/en active IP Right Grant
- 1999-01-13 AT AT99903109T patent/ATE279958T1/de not_active IP Right Cessation
-
2000
- 2000-07-20 NO NO20003732A patent/NO20003732L/no not_active Application Discontinuation
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
IL137321A (en) | 2005-09-25 |
ATE279958T1 (de) | 2004-11-15 |
DK1064048T3 (da) | 2005-02-14 |
EP1064048B1 (en) | 2004-10-20 |
DE69921309D1 (de) | 2004-11-25 |
AP2002002486A0 (en) | 2002-06-30 |
SK286698B6 (sk) | 2009-03-05 |
CZ299883B6 (cs) | 2008-12-17 |
NO20003732D0 (no) | 2000-07-20 |
NO20003732L (no) | 2000-08-29 |
NZ505749A (en) | 2003-07-25 |
EP1064048A1 (en) | 2001-01-03 |
CA2318101A1 (en) | 1999-07-22 |
CA2318101C (en) | 2003-12-02 |
CZ20002634A3 (cs) | 2001-04-11 |
DE69921309T2 (de) | 2005-10-13 |
EA003163B1 (ru) | 2003-02-27 |
US6136019A (en) | 2000-10-24 |
ID26205A (id) | 2000-12-07 |
IL137321A0 (en) | 2001-07-24 |
WO1999036124A1 (en) | 1999-07-22 |
EA200000764A1 (ru) | 2001-10-22 |
ES2229670T3 (es) | 2005-04-16 |
GEP20022789B (en) | 2002-09-25 |
HUP0102503A2 (hu) | 2001-10-28 |
AU2321199A (en) | 1999-08-02 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
SK10732000A3 (sk) | Zariadenie na zvýšenie elektrickej vodivosti a kontraktility dvojfázovou stimuláciou srdca vykonávanou cez srdcovú krvnú náplň | |
US5871506A (en) | Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing | |
US6141587A (en) | Augmentation of muscle contractility by biphasic stimulation | |
US6341235B1 (en) | Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing administered via the cardiac blood pool | |
EP1027100B1 (en) | Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing | |
US6332096B1 (en) | Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing | |
CZ20004383A3 (cs) | Zařízení pro stimulaci svalové tkáně dvoufázovými pulsy | |
MXPA00011661A (en) | Augmentation of muscle contractility by biphasic stimulation | |
MXPA00006948A (en) | Augmentation of electrical conduction and contractibility by biphasic cardiac pacing administered via the cardiac blood pool | |
MXPA99012000A (en) | Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
MM4A | Patent lapsed due to non-payment of maintenance fees |
Effective date: 20090120 |