UA66384C2 - Device for biphasic stimulation of muscle tissue - Google Patents
Device for biphasic stimulation of muscle tissue Download PDFInfo
- Publication number
- UA66384C2 UA66384C2 UA2000127490A UA2000127490A UA66384C2 UA 66384 C2 UA66384 C2 UA 66384C2 UA 2000127490 A UA2000127490 A UA 2000127490A UA 2000127490 A UA2000127490 A UA 2000127490A UA 66384 C2 UA66384 C2 UA 66384C2
- Authority
- UA
- Ukraine
- Prior art keywords
- stimulation
- phase
- amplitude
- duration
- muscle
- Prior art date
Links
- 230000000638 stimulation Effects 0.000 title claims abstract description 190
- 210000003205 muscle Anatomy 0.000 title claims abstract description 47
- 230000002051 biphasic effect Effects 0.000 title claims abstract description 39
- 210000002460 smooth muscle Anatomy 0.000 claims abstract description 6
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 claims description 13
- 230000004936 stimulating effect Effects 0.000 claims description 10
- 210000002027 skeletal muscle Anatomy 0.000 claims description 8
- 239000004020 conductor Substances 0.000 claims description 5
- ZOXJGFHDIHLPTG-UHFFFAOYSA-N Boron Chemical compound [B] ZOXJGFHDIHLPTG-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims 1
- 229910052796 boron Inorganic materials 0.000 claims 1
- 230000008447 perception Effects 0.000 claims 1
- 210000004165 myocardium Anatomy 0.000 abstract description 15
- 230000008602 contraction Effects 0.000 abstract description 14
- 230000001976 improved effect Effects 0.000 abstract description 9
- 230000007423 decrease Effects 0.000 abstract description 3
- 230000003750 conditioning effect Effects 0.000 abstract 2
- 230000003416 augmentation Effects 0.000 abstract 1
- 239000012528 membrane Substances 0.000 description 14
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 11
- 210000001087 myotubule Anatomy 0.000 description 11
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 9
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 9
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 9
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 8
- 230000001746 atrial effect Effects 0.000 description 7
- 230000006378 damage Effects 0.000 description 7
- 230000028161 membrane depolarization Effects 0.000 description 7
- 238000000034 method Methods 0.000 description 7
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 6
- 230000002861 ventricular Effects 0.000 description 6
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 description 4
- 230000006872 improvement Effects 0.000 description 4
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 4
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 4
- 210000004126 nerve fiber Anatomy 0.000 description 4
- 230000008092 positive effect Effects 0.000 description 4
- 230000004044 response Effects 0.000 description 4
- 230000010247 heart contraction Effects 0.000 description 3
- 210000002161 motor neuron Anatomy 0.000 description 3
- 206010021639 Incontinence Diseases 0.000 description 2
- 241000283973 Oryctolagus cuniculus Species 0.000 description 2
- 208000027418 Wounds and injury Diseases 0.000 description 2
- 230000009471 action Effects 0.000 description 2
- 230000004913 activation Effects 0.000 description 2
- 230000006793 arrhythmia Effects 0.000 description 2
- 206010003119 arrhythmia Diseases 0.000 description 2
- QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N atomic oxygen Chemical compound [O] QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 2
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 2
- 230000008859 change Effects 0.000 description 2
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 2
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 2
- 238000005265 energy consumption Methods 0.000 description 2
- 210000002837 heart atrium Anatomy 0.000 description 2
- 210000005003 heart tissue Anatomy 0.000 description 2
- 230000000977 initiatory effect Effects 0.000 description 2
- 208000014674 injury Diseases 0.000 description 2
- 210000005240 left ventricle Anatomy 0.000 description 2
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 2
- 230000004118 muscle contraction Effects 0.000 description 2
- 210000005036 nerve Anatomy 0.000 description 2
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000001301 oxygen Substances 0.000 description 2
- 230000001902 propagating effect Effects 0.000 description 2
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 2
- 230000008929 regeneration Effects 0.000 description 2
- 238000011069 regeneration method Methods 0.000 description 2
- 230000001020 rhythmical effect Effects 0.000 description 2
- 210000005241 right ventricle Anatomy 0.000 description 2
- 206010001497 Agitation Diseases 0.000 description 1
- 206010003694 Atrophy Diseases 0.000 description 1
- OYPRJOBELJOOCE-UHFFFAOYSA-N Calcium Chemical compound [Ca] OYPRJOBELJOOCE-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000003187 abdominal effect Effects 0.000 description 1
- 230000036982 action potential Effects 0.000 description 1
- 230000002411 adverse Effects 0.000 description 1
- 239000002473 artificial blood Substances 0.000 description 1
- 230000037444 atrophy Effects 0.000 description 1
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 1
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 1
- 229910052791 calcium Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000011575 calcium Substances 0.000 description 1
- 230000011128 cardiac conduction Effects 0.000 description 1
- 210000000748 cardiovascular system Anatomy 0.000 description 1
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 description 1
- 210000000170 cell membrane Anatomy 0.000 description 1
- 230000004087 circulation Effects 0.000 description 1
- 210000002808 connective tissue Anatomy 0.000 description 1
- 239000013078 crystal Substances 0.000 description 1
- 238000013016 damping Methods 0.000 description 1
- 230000007850 degeneration Effects 0.000 description 1
- 201000010099 disease Diseases 0.000 description 1
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 description 1
- 230000007831 electrophysiology Effects 0.000 description 1
- 238000002001 electrophysiology Methods 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 210000003238 esophagus Anatomy 0.000 description 1
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 1
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 1
- 238000007667 floating Methods 0.000 description 1
- 238000013467 fragmentation Methods 0.000 description 1
- 238000006062 fragmentation reaction Methods 0.000 description 1
- 230000006870 function Effects 0.000 description 1
- 230000002102 hyperpolarization Effects 0.000 description 1
- 210000000936 intestine Anatomy 0.000 description 1
- 230000002427 irreversible effect Effects 0.000 description 1
- 230000009191 jumping Effects 0.000 description 1
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 1
- 230000002107 myocardial effect Effects 0.000 description 1
- 230000010016 myocardial function Effects 0.000 description 1
- 210000000944 nerve tissue Anatomy 0.000 description 1
- 210000000653 nervous system Anatomy 0.000 description 1
- 210000002569 neuron Anatomy 0.000 description 1
- 235000015097 nutrients Nutrition 0.000 description 1
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 1
- 238000000554 physical therapy Methods 0.000 description 1
- 238000004321 preservation Methods 0.000 description 1
- 230000008569 process Effects 0.000 description 1
- 238000010791 quenching Methods 0.000 description 1
- 230000000171 quenching effect Effects 0.000 description 1
- 238000011084 recovery Methods 0.000 description 1
- 230000036387 respiratory rate Effects 0.000 description 1
- -1 respiratory rate Substances 0.000 description 1
- 230000000284 resting effect Effects 0.000 description 1
- 230000033764 rhythmic process Effects 0.000 description 1
- 210000005245 right atrium Anatomy 0.000 description 1
- 229920006395 saturated elastomer Polymers 0.000 description 1
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 1
- 230000012232 skeletal muscle contraction Effects 0.000 description 1
- 210000000329 smooth muscle myocyte Anatomy 0.000 description 1
- 210000002784 stomach Anatomy 0.000 description 1
- 230000004083 survival effect Effects 0.000 description 1
- 230000000451 tissue damage Effects 0.000 description 1
- 231100000827 tissue damage Toxicity 0.000 description 1
- 210000003932 urinary bladder Anatomy 0.000 description 1
- 210000004291 uterus Anatomy 0.000 description 1
- 210000003462 vein Anatomy 0.000 description 1
- 210000001835 viscera Anatomy 0.000 description 1
- 239000002699 waste material Substances 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/02—Details
- A61N1/04—Electrodes
- A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/37—Monitoring; Protecting
- A61N1/3706—Pacemaker parameters
- A61N1/3708—Pacemaker parameters for power depletion
-
- 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
- A61N1/3605—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system
- A61N1/36128—Control systems
- A61N1/36146—Control systems specified by the stimulation parameters
-
- 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
- A61N1/3627—Heart stimulators for treating a mechanical deficiency of the heart, e.g. congestive heart failure or cardiomyopathy
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Neurosurgery (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Neurology (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
- Pharmaceuticals Containing Other Organic And Inorganic Compounds (AREA)
- Medicines Containing Material From Animals Or Micro-Organisms (AREA)
- Polysaccharides And Polysaccharide Derivatives (AREA)
Description
Опис винаходу
Даний опис є продовженням заявки на патент США "Електрична провідність і скорочуваність за рахунок двофазної кардіостимуляції, здійснюваної через серцеве кров'яне депо", номер Мо09/008 636, дата подачі 16 січня 1998р., що є продовженням заявки на патент США "Збільшення електричної провідності і скоротності за допомогою двофазного кардіостимулятора", номер Мо08/699 552, дата подачі 8 серпня 1996р.
Галузь техніки
Цей винахід стосується способів стимуляції м'язової тканини. Зокрема, дане винахід стосується способів 70 стимуляції м'язової тканини за допомогою сигналів двофазної форми, що зменшують величину електричної енергії, необхідної для ініціації скорочення.
Рівень техніки
Функція серцево-судинної системи життєво важлива для виживання організму. За рахунок циркуляції крові тканини організму одержують необхідні живильні речовини і кисень, а також виводяться відходи їх 72 життєдіяльності. Під час відсутності циркуляції крові в клітинах починаються необоротні зміни, що призводять до смерті. М'язові скорочення серця є тією рушійною силою, що стоїть за циркуляцією крові.
М'язові волокна в серцевому м'язі зв'язані в розгалужену мережу, що поширюється в серце у всіх напрямках.
При стимулюванні будь-якої ділянки цієї мережі хвиля деполяризації поширюється по всіх її частинах, і вся м'язова структура скорочується як єдине ціле. Перед стимулюванням м'язового волокна з метою скорочення повинна поляризовуватись його мембрана. М'язове волокно в основному залишається поляризованим, доки його не буде стимульовано за рахунок деяких змін у його оточенні. Мембрана може стимулюватись електрично, хімічно механічно чи шляхом зміни температури. Мінімальна сила стимуляції, необхідна для ініціювання скорочення, називається порогом стимуляції. Максимальна амплітуда стимуляції, яка не ініціює скорочення, є максимальною підпороговою амплітудою. с
Якщо мембрана стимулюється електрично, амплітуда імпульсу, необхідного для ініціювання реакції, Ге) залежить від численних факторів. По-перше, від тривалості протікання струму. Оскільки загальний заряд, що передається, дорівнює амплітуді струму на тривалість імпульсу, збільшення тривалості стимуляції пов'язане зі зменшенням порога амплітуди струму. По-друге, частка струму, що прикладається, що дійсно проходить до мембрани, змінюється обернено пропорційно до розміру електрода. По-третє, частка струму, що прикладається, М яка дійсно проходить до мембрани, прямо залежить від близькості електрода до тканини. По-четверте, с амплітуда імпульсу, необхідного для ініціювання реакції, залежить від часу стимуляції в циклі збудливості.
Через велику частину серця проходять волокна спеціальної серцевої м'язової тканини. Ця тканина містить о систему серцевої провідності і забезпечує ініціацію та розподіл хвиль деполяризації по всьому міокарді. Ге)
Будь-яка перешкода чи блокування провідності кардіо-імпульса може призвести до аритмії або до помітних змін 3о у частоті чи ритмічності скорочень серця. ее,
У деяких випадках хворим, які страждають від порушення провідності, може допомогти штучний кардіостимулятор. Такий пристрій містить невеликий електричний стимулятор з живленням від батареї. При установці штучного кардіостимулятора електроди звичайно проходять через вени до правого шлуночку чи до « правого передсердя і правого шлуночку, а стимулятор розташовується під шкірою на плечі чи в черевному З відділі. Провідники перебувають в тісному контакті із серцевою тканиною. Кардіостимулятор передає серцю с ритмічні електричні імпульси, на які міокард відповідає ритмічними скороченнями. Імплантовані медичні
Із» пристрої для стимуляції серця добре відомі з рівня техніки і застосовуються для лікування людей приблизно із середини 60-х років.
Для стимуляції міокарда може застосовуватися як катодний, так і анодний струм. Однак передбачається, що анодний струм не придатний для клінічного застосування. Катодний струм припускає використання електричних б імпульсів негативної полярності. Такий вид струму деполяризує мембрану клітини за рахунок розряду
Ге»! конденсатора мембрани і безпосередньо зменшує потенціал мембрани до граничного рівня. Для катодного струму, що безпосередньо зменшує потенціал мембрани в стані спокою до граничного рівня, нижній поріг струму о становить від однієї другої до однієї третини від відповідного значення для анодного струму в останній о 20 діастолі. Анодний струм припускає використання імпульсів позитивної полярності. Вплив анодного струму полягає в гіперполяризації мембрани в стані спокою. При раптовому припиненні анодного імпульсу потенціал
Т» мембрани повертається на рівень спокою, перескакуючи граничний рівень, що викликає відклик, що поширюється. Використання анодного струму для стимуляції міокарда як правило не рекомендується Через високу величину порога стимуляції, який призводить до необхідності збільшення струму, що, в свою чергу, 22 викликає підвищену витрату енергії батареї імплантованого пристрою і скороченню його довговічності. Крім
ГФ) того, використання анодного струму для кардіостимуляції не рекомендується, оскільки є підстави вважати, що анодний струм може робити свій внесок у деполяризацію, особливо при високих значеннях напруги, що о приводить до генезису аритмії.
Фактично, у всіх штучних кардіостимуляторах використовуються стимулюючі імпульси негативної полярності 60 або, у випадку біполярних систем, катод розташовується ближче до міокарда, ніж анод. Там, де передбачається застосування анодного струму, він звичайно використовується в незначних кількостях для розсіювання залишкового заряду електрода. Це не справляє безпосереднього впливу на міокард. Таке застосування анодного струму розкрито в патенті США Мо4 543 956 на ім'я Негзсомісі.
Використання трифазного сигналу розкрито в патентах США Мо 4 903 700 і Мо 4 821 724 на ім'я Мпіднат та бо ін, у патенті США Мо4 343 312 на ім'я Саїв та ін.. У даному випадку протягом першої і третьої фаз з міокардом як з таким не робиться нічого, а передбачається тільки вплив на поверхню електрода. Тому амплітуда заряду, що прикладається протягом цих фаз, дуже мала.
Нарешті, двофазна стимуляція описана в патенті США Мо4 402 322 на ім'я Оиддап. Мета даного винаходу полягає в подвоєнні напруги без необхідності у великій ємності конденсатора у вихідному колі. У патенті описані фази двофазної стимуляції рівної амплітуди і тривалості.
Існує потреба удосконалити засоби стимуляції м'язової тканини з метою поліпшення ініційованого скорочення м'язів і зменшення шкоди, що завдається тканинам, які прилягають до електрода.
Поліпшення функції міокарда в пропонованому винаході досягається за допомогою двофазної стимуляції. 70 Поєднання катодних і анодних імпульсів, як для стимуляції, так і для поліпшення стану м'язів, зберігає якості поліпшеної провідності і скорочуваності, що забезпечуються анодною стимуляцією, і усуває недолік, який полягає в збільшенні порога стимуляції. Результатом є хвиля деполяризації з підвищеною швидкістю провідності. Підвищена швидкість провідності приводить у результаті до кращого скорочення серця, що, в свою чергу, приводить до поліпшення кровообігу. Поліпшена стимуляція при більш низькій пороговій напрузі /5 приводить також до зменшення споживання енергії і продовження терміну служби електричних батарей кардіостимуляторів.
Так само як і серцевий м'яз, скелетний м'яз може стимулюватися електрично, хімічно механічно або за рахунок зміни температури. При стимуляції м'язового волокна моторним нейроном, нейрон передає імпульс, що активує всі керовані ним м'язові волокна, тобто ті м'язові волокна, які належать до його моторного вузла. Деполяризація однієї ділянки мембрани стимулює суміжні ділянки, що так само деполяризуються, внаслідок чого утворюється хвиля деполяризації, яка поширюється по мембрані в усіх напрямках від точки стимуляції. Таким чином, якщо моторний нейрон передає імпульс, у його моторному вузлі всі м'язові волокна стимулюються для одночасного скорочення.
Мінімальна потужність ініціації скорочення називається порогом стимуляції. Як тільки цей рівень сч ов стимуляції досягнуто, вважається, що подальше підвищення рівня не приведе до збільшення скорочення. Крім того, оскільки м'язові волокна в кожному м'язі об'єднані в моторні вузли, і кожен моторний вузол керується і) одним моторним нейроном, усі м'язові волокна в моторному вузлі стимулюються одночасно. Однак, весь м'яз управляється численними різними моторними вузлами з різними порогами стимуляції. Тому, коли м'яз стимулюється, деякі моторні вузли можуть реагувати на стимуляцію, а інші ні. «г зо Поєднання катодних і анодних імпульсів у даному винаході забезпечує також покращене скорочення скелетного м'яза, у тих випадках, коли м'язова стимуляція призначається внаслідок ушкодження нервової со системи чи м'язів. У місці ушкодження нервових волокон внаслідок травми чи хвороби м'язові волокна на с ділянках, керованих ушкодженим нервовим волокном, поступово атрофуються і відмирають. М'яз, що не тренується, може за кілька місяців зменшитися до половини від його нормального розміру. За відсутності ісе) стимуляції відбувається не тільки зменшення розмірів м'язових волокон, але також їх фрагментація, дегенерація «о і заміна сполучною тканиною. За рахунок електричної стимуляції, що підтримує м'язовий тонус у період лікування чи регенерації нервового волокна, зберігається життєздатність м'язової тканини, що позитивно позначається в цілому на процесі регенерації.
Стимуляція скелетного м'яза може також забезпечувати збереження нервових зв'язків, наприклад, коли під « час лікування нервових волокон, зв'язаних з тканиною, що стимулюється, хворий "пам'ятає" як скорочувати той з с чи інший м'яз. Поліпшена скоротність скелетного м'яза досягається за рахунок двофазної стимуляції відповідно . до цього винаходу. Комбінація катодних і анодних імпульсів як для стимуляції, так і для покращення стану, в а результаті приводить до скорочення більшого числа моторних вузлів при меншому рівні напруги, що, у свою чергу, забезпечує кращу м'язову реакцію.
Нарешті, застосування двофазної стимуляції відповідно до цього винаходу, може бути бажаним для
Ге» стимулювання гладкої м'язової тканини, наприклад, м'язів, що відповідають за просування їжі по стравоходу, звуження кровоносних судин і спорожнювання сечового міхура. Наприклад, відповідна стимуляція може
Ме. допомогти усунути проблеми, пов'язані з нетриманням. 2) Суть винаходу
Мета цього винаходу полягає у забезпечення поліпшеної електричної стимуляції м'язової тканини. со Іншою метою дійсного винаходу є збільшення терміну служби батарей пристроїв, що імплантуються та ї» служать для електричної стимуляції.
Інша мета цього винаходу полягає в забезпеченні ефективної м'язової стимуляції при більш низькому рівні напруги.
Інша мета винаходу полягає у забезпеченні поліпшеної стимуляції м'язової тканини, зокрема скелетного м'яза.
Ф) Наступна мета винаходу - забезпечення скорочення більшого числа вузлів моторних м'язів при низькому рівні ка напруги.
Іншою метою винаходу є забезпечення скорочення більшого числа вузлів моторних м'язів при низькому рівні бо електричного струму.
Спосіб і пристрій для м'язової стимуляції відповідно до цього винаходу включає забезпечення двофазної стимуляції м'язової тканини із застосуванням як катодних, так і анодних імпульсів.
Відповідно до інших аспектів даного винаходу стимуляція застосовується до м'язової тканини для того, щоб викликати відповідну м'язову реакцію. Стимуляція може застосовуватися безпосередньо або непрямо до 65 м'язової тканини, причому під непрямою стимуляцією розуміємо стимуляцію через шкіру. При використанні даного винаходу вимагаються менші рівні електричної енергії (напруги і/або струму) для досягнення порога стимуляції, порівняно із звичайними способами стимуляції. М'язова тканина, якій може приносити користь стимуляція відповідно до цього винаходу, включає скелетний м'яз, серцевий м'яз і гладкий м'яз.
Електронне устаткування для реалізації пристроїв, що імплантуються і служать для стимуляції, необхідне
Для практичної реалізації способу, що заявляється в даному винаході, добре відоме з рівня техніки. Сучасні імплантовувані пристрої стимуляції можуть програмуватись з метою створення різних імпульсів, включаючи ті, що описуються в даному винаході. Крім того, електронне втілення пристроїв, що служать для непрямої м'язової стимуляції, також добре відоме з рівня техніки і придатне для практичної реалізації даного винаходу.
Спосіб і пристрій відповідно до цього винаходу включають першу і другу фазу стимуляції, при цьому кожна 7/0 фаза стимуляції має полярність, амплітуду, форму і тривалість. У більш прийнятному варіанті здійснення перша і друга фази мають різну полярність. В одному альтернативному варіанті здійснення дві фази мають різні амплітуди. В другому альтернативному варіанті здійснення дві фази мають різні тривалості. У третьому альтернативному варіанті здійснення перша фаза має переривчасту форму сигналу. У четвертому альтернативному варіанті здійснення перша фаза має пилкоподібну форму амплітуди. У більш прийнятному /5 альтернативному варіанті здійснення перша фаза стимуляції являє собою анодний імпульс з максимальною підпороговою амплітудою і великою тривалістю, а друга фаза стимуляції являє собою катодний імпульс малої тривалості і великої амплітуди. Слід зазначити, що названі вище альтернативні варіанти втілення можуть поєднуватись у різні способи. Також слід зазначити, що альтернативні варіанти здійснення розглядаються тільки як приклади, а не як обмеження.
Короткий опис креслень
Фіг.1 - схематичне зображення ведучої анодної двофазної стимуляції.
Фіг.2 - схематичне зображення ведучої катодної двофазної стимуляції.
Фіг.3 - схематичне зображення ведучої анодної двофазної стимуляції низького рівня і великої тривалості, за якою йде звичайна катодна стимуляція. с
Фіг.4 - схематичне зображення ведучої анодної двофазної стимуляції пилкоподібної форми низького рівня і о великої тривалості, за якою йде звичайна катодна стимуляція.
Фіг.5 - схематичне зображення ведучої анодної двофазної стимуляції низького рівня і малої тривалості, що здійснюється у вигляді серії імпульсів, за якою йде звичайна катодна стимуляція.
Фіг. - графіки залежності швидкості провідності в поперечному до волокон напрямку від тривалості «г зо стимуляції ведучим анодним двофазним імпульсом.
Фіг.7 - графіки залежності швидкості провідності в паралельному до волокон напрямку від тривалості со стимуляції ведучим анодним двофазним імпульсом. с
Фіг.8 - блок-діаграма двокамерного кардіостимулятора.
Докладний опис винаходу ісе)
Даний винахід стосується двофазної електричної стимуляції м'язової тканини. «о
На Фіг.1 зображено сигнал двофазної електричної стимуляції, в якому перша фаза стимуляції являє собою анодну стимуляцію 102 з амплітудою 104 і тривалістю 106. За даною першою фазою стимуляції негайно йде друга фаза стимуляції, що являє собою катодну стимуляцію 108 рівної інтенсивності та тривалості.
На Фіг.2 зображено сигнал двофазної електричної стимуляції, в якому перша фаза стимуляції являє собою «
Ккатодну стимуляцію 202 з амплітудою 204 і тривалістю 206. За першою фазою стимуляції негайно йде друга з с фаза стимуляції, що являє собою анодну стимуляцію 208 рівної інтенсивності і тривалості. . На Фіг.3 подано більш прийнятний варіант здійснення цього винаходу, в якому перша фаза стимуляції являє и?» собою анодну стимуляцію 302 низького рівня і великої тривалості з амплітудою 304 і тривалістю 306. За цією першою фазою стимуляції негайно йде друга фаза стимуляції, що являє собою катодну стимуляцію 308 звичайної інтенсивності і тривалості. В альтернативному варіанті здійснення винаходу анодна стимуляція 302
Ге» має максимальну підпорогову амплітуду. В ще одному альтернативному варіанті здійснення винаходу амплітуда анодної стимуляції 302 становить менше трьох вольт. В іншому альтернативному варіанті здійснення винаходу
Ме, анодна стимуляція 302 має тривалість приблизно від двох до восьми мілісекунд. У ще одному альтернативному 2) варіанті здійснення винаходу катодна стимуляція 308 має малу тривалість. В іншому альтернативному варіанті здійснення винаходу тривалість катодної стимуляції 308 становить приблизно від 0,3 до 0,8 мілісекунд. У ще со одному альтернативному варіанті здійснення винаходу катодна стимуляція 308 має велику амплітуду. В іншому ї» альтернативному варіанті здійснення винаходу амплітуда катодної стимуляції 308 знаходиться в діапазоні приблизно від трьох до двадцяти вольт. У ще одному альтернативному варіанті здійснення винаходу катодна стимуляція 308 має тривалість менше 0,3 мілісекунд і напругу понад двадцять вольт. В іншому альтернативному ов варіанті здійснення винаходу тривалість катодної стимуляції 308 становить до 6,0 мілісекунд, а напруга - менше 200 мілівольт. В описаних варіантах здійснення, так само як і в тих змінах та модифікаціях, що можуть
Ф) бути очевидними з даного опису, максимальний потенціал мембрани без активації досягається в першій фазі ка стимуляції.
На Фіг.4 зображено альтернативний більш прийнятний варіант здійснення даного винаходу, в якому перша бо фаза стимуляції являє собою анодну стимуляцію 402 із тривалістю 404 і наростаючим рівнем інтенсивності 406.
Наростання рівня інтенсивності 406 може бути лінійним чи нелінійним, і нахил його може варіюватися. За цією анодною стимуляцією негайно йде друга фаза стимуляції, що являє собою катодну стимуляцію 408 звичайної інтенсивності і тривалості. В альтернативному варіанті здійснення винаходу анодна стимуляція 402 наростає до максимальної підпорогової амплітуди. У ще одному альтернативному варіанті здійснення винаходу максимальна 65 амплітуда анодної стимуляції 402 складає менше трьох вольт. В іншому альтернативному варіанті здійснення винаходу анодна стимуляція 402 має тривалість приблизно від двох до восьми мілісекунд. У ще одному альтернативному варіанті здійснення винаходу катодна стимуляція 408 має малу тривалість. В іншому альтернативному варіанті здійснення винаходу тривалість катодної стимуляції 408 складає приблизно від 0,3 до 0,8 мілісекунд. У ще одному альтернативному варіанті здійснення винаходу катодна стимуляція 408 має велику амплітуду. В іншому альтернативному варіанті здійснення винаходу амплітуда катодної стимуляції 408 знаходиться в діапазоні приблизно від трьох до двадцяти вольт. У ще одному альтернативному варіанті здійснення винаходу катодна стимуляція 408 має тривалість менше 0,3 мілісекунд і напругу понад двадцять вольт. В іншому альтернативному варіанті здійснення винаходу тривалість катодної стимуляції 408 складає до 6,0 мілісекунд, а напруга - менше 200 мілівольт. В описаних варіантах здійснення, так само як і в тих змінах 7/0 | модифікаціях, що можуть бути очевидними з даного опису, максимальний потенціал мембрани без активації досягається в першій фазі стимуляції.
На Фіг.5 зображено двофазну електричну стимуляцію, в якій перша фаза стимуляції являє собою серію анодних імпульсів 502 з амплітудою 504. В одному варіанті здійснення пауза 506 має тривалість, що дорівнює тривалості періоду стимуляції 508 і виконується при нульовій (що відповідає базової лінії) амплітуді. В /5 альтернативному варіанті здійснення пауза 506 має тривалість, яка відрізняється від тривалості періоду стимуляції 508/ і виконується при нульовій амплітуді. Пауза 506 настає після кожного періоду стимуляції 508, за винятком другої фази стимуляції, що являє собою катодну стимуляцію 510 звичайної інтенсивності і тривалості, яка негайно настає по закінченні серії імпульсів 502. В альтернативному варіанті здійснення винаходу загальний заряд, що передається послідовністю імпульсів 502 анодної стимуляції, дорівнює го максимальному підпороговому рівню. В іншому альтернативному варіанті здійснення винаходу катодна стимуляція 510 має малу тривалість. В іншому альтернативному варіанті здійснення винаходу тривалість катодної стимуляції 510 складає приблизно від 0,3 до 0,8 мілісекунд. У ще одному альтернативному варіанті" здійснення винаходу катодна стимуляція 510 має велику амплітуду. В іншому альтернативному варіанті здійснення винаходу амплітуда катодної стимуляції 510 знаходиться в діапазоні приблизно від трьох до сч ов двадцяти вольт. У ще одному альтернативному варіанті здійснення винаходу катодна стимуляція 510 має тривалість менше 0,3 мілісекунд і напругу - понад двадцять вольт. В іншому альтернативному варіанті і) здійснення винаходу тривалість катодної стимуляції 510 складає до 6,0 мілісекунд, а напруга - менше 200 мілівольт.
Приклад 1 «г зо Характеристики стимуляції і провідності міокарда досліджувалися на ізольованих зразках серця з використанням імпульсів різної полярності і фази. Експерименти проводилися на п'ятьох ізольованих кролячих со серцях із штучним кровообігом за Лангендорфом. Швидкість провідності епікардію вимірювалася з с використанням масиву біполярних електродів. Вимірювання проводилися між шістьма і дев'ятьма міліметрами від місця стимуляції. Трансмембранний потенціал реєструвався з використанням плаваючого міжклітинного ісе) мікроелектрода. Перевірялися такі протоколи: монофазний катодний імпульс, монофазний анодний імпульс, «о ведучий катодний двофазний імпульс і ведучий анодний двофазний імпульс.
У таблиці 1 наведені дані про швидкість провідності в напрямку, поперечному до волокну, для кожного протоколу стимуляції, що виконувався, з амплітудою стимуляції три, чотири і п'ять вольт і тривалістю імпульсу дві мілісекунди. « - - ї» зв 1 зв 1 вв 4
Ф
(22) сю У таблиці 2 наведені дані про швидкість провідності в напрямку вздовж волокна для кожного протоколу стимуляції, що виконувався, з амплітудою стимуляції три, чотири і п'ять вольт та тривалістю імпульсу дві (ее) мілісекунди. т» 1зв | яв 1 вв о ю 60 Відмінності у швидкості провідності між катодною монофазною, анодною монофазною, ведучою катодною двофазною і ведучою анодною двофазною стимуляцією виявилися значущими (р «0,001). На основі вимірів трансмембранного потенціалу було виявлено, що максимальне наростання діючого потенціалу (ам/адтах) добре корелює зі зміною швидкості провідності в поздовжньому напрямку. Для імпульсу амплітудою чотири вольти і тривалістю дві мілісекунди величини (аМ/4О)тах становила 63,5-2,4 В/с для катодних і 75,525,6В/с для бо анодних імпульсів.
Приклад 2
Вплив зміни протоколів стимуляції на електрофізіологію серця досліджувався з використанням підготовлених за Лангендорфом ізольованих кролячих сердець. До серця застосовувалася стимуляція прямокутним імпульсом постійної напруги. Перевірялися такі протоколи: монофазний анодний імпульс, монофазний катодний імпульс, ведучий анодний двофазний імпульс і ведучий катодний двофазний імпульс. Напруга, що прикладається, збільшувалася з кроком в один вольт від одного до п'яти вольт як для анодної, так і для катодної стимуляції.
Тривалість імпульсу збільшувалася з кроком у дві мілісекунди від двох до десяти мілісекунд. Швидкість провідності епікардію вимірювалася в напрямках вздовж і поперек волокон лівого шлуночка на відстані від трьох 7/0 до шести міліметрів від вільної стінки лівого шлуночка.
На Фіг.б і 7 показаний вплив тривалості імпульсу стимуляції і застосовуваного протоколу стимуляції на швидкість провідності.»
На Фіг.б наведені швидкості провідності, виміряні між трьома і шістьма міліметрами у напрямку, поперечному до напрямку волокна. В цій ділянці катодна монофазна стимуляція 602 демонструє найменшу 7/5 Швидкість провідності при будь-якій тривалості імпульсу, що використовувалася. За нею йде анодна монофазна стимуляція 604 і ведуча катодна двофазна стимуляція 606. Найбільше значення швидкості провідності демонструє ведуча анодна двофазна стимуляція 608.
На Фіг.7 наведені швидкості провідності, виміряні між трьома і шістьма міліметрами в напрямку, паралельному до напрямку волокна. У цій ділянці катодна монофазна стимуляція 702 демонструє найменшу
Швидкість провідності при будь-якій тривалості імпульсу, що використовувалася. Результати вимірювання швидкості анодної монофазної стимуляції 704 і ведучої катодної двофазної стимуляції 706 близькі до результатів анодної монофазної стимуляції, але показують трохи більші значення швидкості. Найбільше значення швидкості провідності демонструє ведуча анодна двофазна стимуляція 708.
На Фіг.8 зображена блок-діаграма двокамерного кардіостимулятора 810. Кардіостимулятор приєднаний до сч ов серця 812 за допомогою провідників 814 і 816. Провідник 814 містить електрод 815, який перебуває в контакті з одним з передсердь, а провідник 816 містить електрод 817, який перебуває в контакті з одним з шлуночків. (8)
Провідники 814 і 816 проводять стимулюючі імпульси до електродів 815 і 817 від генератора імпульсів передсердя (П-ГІ) 818 і від генератора імпульсів шлуночка (Ш-ГІ) 820 відповідно. Електричні сигнали від передсердя передаються від електрода 815 через провідник 814 до вхідного термінала підсилювача зчитування «г зо сигналів передсердя (Р-підсилювача) 822, електричні сигнали від шлуночків передаються від електрода 817 через провідник 816 до вхідного термінала підсилювача зчитування сигналів шлуночка (К-підсилювач) 824. со
Контрольне коло чи контрольна система 826 контролює двокамерний кардіостимулятор 810. Контрольна с система 826 одержує вихідні сигнали від підсилювача зчитування сигналів передсердя 822, а також вихідні сигнали від підсилювача зчитування сигналів шлуночка 824. Сигнали на виході підсилювача зчитування сигналів ре) зв передсердя 822 і підсилювача зчитування сигналів шлуночка 824 генеруються щоразу, коли серцем відчувається «о
Р-зубець чи К-зубець, відповідно. Контрольне коло чи система 826 також створює пускові сигнали, що посилаються на генератор імпульсів передсердя 818 і на генератор імпульсів шлуночка 820. Ці пускові сигнали створюються щоразу, коли відповідними генераторами імпульсів 818 чи 820 повинен створюватися стимулюючий імпульс. Стимулюючий імпульс, створюваний П-ГІ 818, далі називається "П-імлульсом", а « стимулюючий імпульс, створюваний Ш-ГІ 820, далі називається "ПІ-імпульсом". Протягом часу, коли або з с П-імпульс, або Ш-імпульс доставляються до серця, відповідний підсилювач, Р-підсилювач 822 чи К-підсилювач 824 звичайно блокується за допомогою сигналу, що гасить, який направляється підсилювачам від контрольної з системи. Цей сигнал, що гасить, запобігає насиченню підсилювачів 822 і 824 від досить великих Р-зубця і
К-зубця, відповідно, що відбувається на вхідних терміналах таких підсилювачів у цей час. Такий сигнал, що гасить, також запобігає зчитуванню залишкових електричних сигналів, які можуть бути наявними у м'язовій
Ге» тканині внаслідок кардіостимуляції. Зчитування таких сигналів може помилково інтерпретуватись як Р-зубці та к-зубці. ме) Як показано на Фіг.8, кардіостимулятор 810 також містить коло пам'яті 840, з'єднане з контрольною 2) системою 826. Коло пам'яті 840 дозволяє за допомогою програмного забезпечення запасати і, якщо потрібно, 5ор Модифікувати визначені контрольні параметри, що використовуються контрольною системою 826 при со контролюванні дії кардіостимулятора, для того, щоб регулювати його дію для потреб конкретного пацієнта. Такі ї» дані включають основні часові інтервали, що використовуються при дії кардіостимулятора, початкову частоту стимуляції, мінімальну частоту стимуляції і програмований інтервал відведення передсердя. Крім того, дані, що зчитуються при дії кардіостимулятора, можуть зберігатися в пам'яті 840 для подальшого пошуку інформації й в аналізу.
За бажанням кардіостимулятор 810 може містити коло телеметрії 844. Коло телеметрії 844 з'єднане з (Ф) контрольною системою 826 для того, щоб здійснювати зовнішній зв'язок по передачі даних. Коло телеметрії 844, ка вбудоване в імплантовуваний кардіостимулятор 810, може селективно з'єднуватись з зовнішнім програмним пристроєм 848 за допомогою придатної лінії комунікації 850, причому лінією комунікації 850 може бути бо будь-який придатний електромагнітний зв'язок, такий як радіочастотний канал чи оптичний канал. Перевага полягає в тому, що через зовнішній програмний пристрій 848 і лінію комунікації 850 на контрольну систему 826 можуть подаватися необхідні команди. Також за допомогою лінії комунікації 850 і програмного пристрою 848 дані (які або містяться всередині контрольної системи 826, яка у даному випадку використовується як запобіжний пристрій для даних, або зберігаються всередині пам'яті 840) можуть бути на відстані отримані від 65 кардіостимулятора 810. Таким чином, час від часу можуть бути встановлені неінвазивні комунікації імплантовуваного кардіостимулятора 810 з дистанційним неімплантовуваним пристроєм.
Кардіостимулятор, показаний на Фіг.8, може виконуватись з будь-якою кількістю генераторів імпульсів передсердя чи генераторів імпульсів шлуночка, залежно від потреби в стимуляції конкретного пацієнта.
Відповідно до альтернативного варіанта здійснення винаходу, кардіостимулятор 810 може додатково містити один ЧИ більше фізіологічний сенсор 852 (включаючи коло зчитування фізіологічних параметрів), з'єднаний з контрольною системою 826. На Фіг.8 показаний сенсор 852, включений до складу кардіостимулятора 810, однак, треба розуміти, що сенсор також може бути зовнішнім відносно кардіостимулятора 810, може імплантовуватись всередину тіла пацієнта або може носитися пацієнтом. Звичайним типом сенсора є сенсор активності, такий як п'єзоелектричний кристал, встановлений на корпусі кардіостимулятора. Замість сенсора активності або 7/0 додатково до нього можуть використовуватися інші типи сенсорів, такі як сенсори фізіологічних параметрів, що визначають вміст кисню в крові, частоту подиху, рН крові й інші параметри. Якщо використовується сенсор, його тип не є принциповим у рамках цього винаходу. Може використовуватись будь-який сенсор чи комбінація сенсорів, здатних зчитувати рух тіла чи фізіологічний параметр, пов'язаний зі швидкістю биття серця.
Використання такого роду сенсорів визначає чутливість кардіостимулятора до частоти, тому що 7/5 Ккардіостимулятор регулює частоту стимуляції таким чином, щоб відповідати фізіологічним потребам пацієнта.
Одним варіантом винаходу є застосування електричної стимуляції до серцевого м'яза. Компонента анодної стимуляції двофазної електричної стимуляції в збільшенні скорочуваності серця за допомогою гіперполяризації тканини перед збудженням приводить до підвищення імпульсної провідності, більшого виділення міжклітинного кальцію і, як результат, до кращого скорочення серця. Компонента катодної стимуляції усуває недоліки анодної стимуляції і забезпечує ефективну кардіостимуляцію при рівні напруги, меншому, ні це було б потрібно тільки для анодної стимуляції. У свою чергу це збільшує термін служби батареї кардіостимулятора і зменшує пошкодження тканини.
В другому варіанті використання винаходу двофазна електрична стимуляція застосовується до кров'яного серцевого депо, оскільки кров входить у серце й оточує його. Це дозволяє здійснювати кардіостимуляцію без с необхідності установки електродів у близькому контакті з тканиною серця, і тим самим усуває ймовірність ушкодження цієї тканини. Поріг стимуляції при двофазній стимуляції кров'яного депо знаходиться в тому самому і) діапазоні, як і у випадку стандартного варіанта стимуляції безпосередньо серцевого м'яза. За рахунок застосування двофазної електричної стимуляції до серцевого кров'яного депо забезпечується поліпшення скорочення серця без скорочення скелетних м'язів, пошкодження серцевого м'яза чи несприятливого впливу на «Е зо кров'яне депо.
У третьому варіанті використання винаходу двофазна електрична стимуляція застосовується до тканини со скелетного м'яза. Поєднання анодної і катодної стимуляції забезпечує скорочення більшого числа вузлів с моторних м'язів при більш низьких рівнях напруги і/або електричного струму, і в результаті приводить до поліпшення м'язової реакції. ісе)
Позитивний ефект цього винаходу забезпечується як у випадку прямої стимуляції, так і у випадку непрямої «о стимуляції (через шкіру). Позитивний ефект може забезпечуватися в контексті фізіотерапії і м'язової реабілітації, наприклад, при стимуляції м'язів у період відновлення ушкоджених нервів.
У четвертому варіанті використання винаходу двофазна електрична стимуляція застосовується до тканини гладкого м'яза. Внутрішні гладкі м'язи розташовуються на стінках внутрішніх органів, таких як шлунок, «
Кишечник, сечовий міхур і матка. Волокна гладких м'язів здатні стимулювати один одного. Таким чином, як з с тільки одне волокно стимульоване, хвиля деполяризації, що поширюється по його поверхні, може збудити . суміжні волокна, які, у свою чергу, стимулюють інші волокна. Позитивний ефект від такої стимуляції може а забезпечуватися, наприклад, у випадках нетримання через травму або хворобу.
З наведеного опису винаходу фахівцям у цій галузі буде очевидно, що подальший докладний опис має на
Меті тільки навести приклади використання, але не обмежує рамки винаходу. Різні варіанти здійснення,
Ге» удосконалення і модифікації можуть здійснюватися фахівцями, але не описуються тут у явному вигляді. Ці модифікації, варіанти й удосконалення, таким чином, припускаються у рамках винаходу. Крім того, для
Ме, стимулюючих імпульсів, розкритих в описі, можна використовувати можливості сучасної електроніки з 2) відповідним програмуванням. Двофазна стимуляція, розкрита в даному винаході, може бути корисною в інших ситуаціях, коли показана електрична стимуляція, таких як стимуляція нервової тканини і стимуляція кісткової со тканини. Таким чином, винахід обмежується лише пунктами формули винаходу. с»
Claims (12)
1. Пристрій для стимуляції м'язової тканини за допомогою хвиль двофазної форми, який відрізняється тим, (Ф) що він містить: ГІ електронний пристрій для створення імпульсів, причому імпульс включає першу фазу стимуляції і другу фазу стимуляції, при цьому перша фаза стимуляції має полярність, амплітуду, форму і тривалість першої фази та бор спужить для підготовки м'язової тканини до сприйняття наступної стимуляції, а друга фаза стимуляції має полярність, протилежну полярності першої фази, амплітуду другої фази, яка перевищує амплітуду першої фази, форму і тривалість другої фази, та провідники, з'єднані з електронним пристроєм для створення імпульсів, які служать для підведення першої фази стимуляції і другої фази стимуляції послідовно до м'язової тканини, причому м'язова тканина являє 65 собою тканину скелетного м'яза, гладкого м'яза чи змішаного м'яза.
2. Пристрій за пунктом 1, який відрізняється тим, що згаданий пристрій виконаний так, що амплітуда першої фази змінюється від значення, що відповідає базовій лінії, до другого значення.
З. Пристрій за пунктом 1, який відрізняється тим, що згаданий пристрій виконаний так, що абсолютна величина другого значення дорівнює абсолютному значенню амплітуди другої фази імпульсу.
4. Пристрій за будь-яким з пунктів 1-3, який відрізняється тим, що згаданий пристрій виконаний так, що перша фаза стимуляції додатково містить серію стимулюючих імпульсів з заздалегідь заданою амплітудою, полярністю і тривалістю.
5. Пристрій за будь-яким з попередніх пунктів, який відрізняється тим, що згаданий пристрій виконаний так, що полярність першої фази позитивна, а максимальна підпорогова амплітуда складає від приблизно 0,5 до 3,5
В. Кк у". . К-4 . . К-4 Кк К-4
6. Пристрій за будь-яким з попередніх пунктів, який відрізняється тим, що згаданий пристрій виконаний так, що тривалість першої фази принаймні така ж, як тривалість другої фази, і складає від приблизно 1 до 9 мс.
7. Пристрій за будь-яким з попередніх пунктів, який відрізняється тим, що згаданий пристрій виконаний так, що тривалість першої фази принаймні така ж, як тривалість другої фази, і складає від приблизно 0,2 до 0,9 мс.
8. Пристрій за будь-яким з попередніх пунктів, який відрізняється тим, що згаданий пристрій виконаний так, що амплітуда другої фази складає приблизно від 2 до 20 В.
9. Пристрій за будь-яким з пунктів 1-7, який відрізняється тим, що згаданий пристрій виконаний так, що тривалість другої фази складає менше, ніж 0,3 мс, а амплітуда другої фази більша за 20 В.
10. Пристрій за будь-яким з попередніх пунктів, який відрізняється тим, що згаданий пристрій виконаний так, що стимуляція м'язової тканини здійснюється за допомогою безпосередньої стимуляції м'язової тканини або побічної стимуляції м'язової тканини, причому побічну стимуляцію проводять через шкіру.
11. Пристрій за пунктом 1, який відрізняється тим, що згаданий пристрій виконаний так, що перша фаза стимуляції має позитивну полярність і амплітуду від приблизно 0,5 до 3,5 В, тривалість першої фази складає від приблизно 1 до 9 мс, друга фаза стимуляції має негативну полярність і амплітуду, яка за абсолютним сч об Значенням перевищує амплітуду першої фази, форму і тривалість другої фази, причому амплітуда другої фази складає приблизно від 2 до 20 В, а тривалість другої фази складає від приблизно 0,2 до 0,9 мс. (8)
12. Пристрій за пунктом 1, який відрізняється тим, що згаданий пристрій виконаний так, що полярність першої фази позитивна. « (ее) (зе) (Се) (Се)
- . и? (о) (о) (95) (ее) с» іме) 60 б5
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/085,360 US6141587A (en) | 1996-08-19 | 1998-05-27 | Augmentation of muscle contractility by biphasic stimulation |
| PCT/US1999/011376 WO1999061100A1 (en) | 1998-05-27 | 1999-05-21 | Augmentation of muscle contractility by biphasic stimulation |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| UA66384C2 true UA66384C2 (en) | 2004-05-17 |
Family
ID=22191102
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| UA2000127490A UA66384C2 (en) | 1998-05-27 | 1999-05-21 | Device for biphasic stimulation of muscle tissue |
Country Status (22)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6141587A (uk) |
| EP (1) | EP1079892B1 (uk) |
| JP (3) | JP2002516161A (uk) |
| KR (1) | KR100433089B1 (uk) |
| CN (1) | CN1217718C (uk) |
| AT (1) | ATE300973T1 (uk) |
| AU (1) | AU749212B2 (uk) |
| BR (1) | BR9910731A (uk) |
| CA (1) | CA2333360C (uk) |
| DE (1) | DE69926501T2 (uk) |
| EA (1) | EA004166B1 (uk) |
| ES (1) | ES2246087T3 (uk) |
| HU (1) | HUP0102736A3 (uk) |
| ID (1) | ID27941A (uk) |
| IL (1) | IL139917A (uk) |
| NO (1) | NO20005958L (uk) |
| NZ (1) | NZ530452A (uk) |
| PL (1) | PL193803B1 (uk) |
| SK (1) | SK286262B6 (uk) |
| TR (1) | TR200003494T2 (uk) |
| UA (1) | UA66384C2 (uk) |
| WO (1) | WO1999061100A1 (uk) |
Families Citing this family (68)
| 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 |
| US9289618B1 (en) | 1996-01-08 | 2016-03-22 | Impulse Dynamics Nv | Electrical muscle controller |
| JP4175662B2 (ja) | 1996-01-08 | 2008-11-05 | インパルス ダイナミクス エヌ．ヴイ． | 電気的筋肉制御装置 |
| US8321013B2 (en) | 1996-01-08 | 2012-11-27 | Impulse Dynamics, N.V. | Electrical muscle controller and pacing with hemodynamic enhancement |
| 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 |
| US9713723B2 (en) | 1996-01-11 | 2017-07-25 | Impulse Dynamics Nv | Signal delivery through the right ventricular septum |
| US6415178B1 (en) * | 1996-09-16 | 2002-07-02 | Impulse Dynamics N.V. | Fencing of cardiac muscles |
| US7908003B1 (en) | 1996-08-19 | 2011-03-15 | Mr3 Medical Llc | System and method for treating ischemia by improving cardiac efficiency |
| 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 |
| 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 |
| 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 |
| US8447399B2 (en) | 1996-08-19 | 2013-05-21 | Mr3 Medical, Llc | System and method for managing detrimental cardiac remodeling |
| US7840264B1 (en) | 1996-08-19 | 2010-11-23 | Mr3 Medical, Llc | System and method for breaking reentry circuits by cooling cardiac tissue |
| CA2296632A1 (en) | 1997-07-16 | 1999-01-28 | Impulse Dynamics (Israel) Ltd. | Smooth muscle controller |
| US6411845B1 (en) | 1999-03-04 | 2002-06-25 | Mower Chf Treatment Irrevocable Trust | System for multiple site biphasic stimulation to revert ventricular arrhythmias |
| US8019421B2 (en) | 1999-03-05 | 2011-09-13 | Metacure Limited | Blood glucose level control |
| WO2006073671A1 (en) | 2004-12-09 | 2006-07-13 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
| 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 |
| US8666495B2 (en) | 1999-03-05 | 2014-03-04 | Metacure Limited | Gastrointestinal methods and apparatus for use in treating disorders and controlling blood sugar |
| US9101765B2 (en) | 1999-03-05 | 2015-08-11 | Metacure Limited | Non-immediate effects of therapy |
| AU7811700A (en) * | 1999-10-04 | 2001-05-10 | Impulse Dynamics N.V. | Modulation of intracellular calcium concentration using non-excitatory electrical signals applied to the tissue |
| EP1263168B1 (en) * | 2001-05-29 | 2006-06-28 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Wireless communication apparatus |
| US11439815B2 (en) | 2003-03-10 | 2022-09-13 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
| US7840262B2 (en) | 2003-03-10 | 2010-11-23 | Impulse Dynamics Nv | Apparatus and method for delivering electrical signals to modify gene expression in cardiac tissue |
| 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 |
| US8352031B2 (en) | 2004-03-10 | 2013-01-08 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
| US11779768B2 (en) | 2004-03-10 | 2023-10-10 | Impulse Dynamics Nv | Protein activity modification |
| US8244371B2 (en) | 2005-03-18 | 2012-08-14 | Metacure Limited | Pancreas lead |
| EP1898991B1 (en) | 2005-05-04 | 2016-06-29 | Impulse Dynamics NV | Protein activity modification |
| JP2009511133A (ja) * | 2005-10-14 | 2009-03-19 | コンティネンス コントロール システムズ インターナショナル プロプライエタリー リミテッド | 心臓病を治療するための方法と装置 |
| US8103341B2 (en) | 2006-08-25 | 2012-01-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System for abating neural stimulation side effects |
| US20080167696A1 (en) * | 2006-12-28 | 2008-07-10 | Cvrx, Inc. | Stimulus waveforms for baroreflex activation |
| US20080280341A1 (en) * | 2007-05-08 | 2008-11-13 | Kenknight Bruce | System And Method For Local Field Stimulation |
| US20090036938A1 (en) * | 2007-07-30 | 2009-02-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and system for external counterpulsation therapy |
| US9005106B2 (en) * | 2008-01-31 | 2015-04-14 | Enopace Biomedical Ltd | Intra-aortic electrical counterpulsation |
| US8626299B2 (en) | 2008-01-31 | 2014-01-07 | Enopace Biomedical Ltd. | Thoracic aorta and vagus nerve stimulation |
| US8626290B2 (en) | 2008-01-31 | 2014-01-07 | Enopace Biomedical Ltd. | Acute myocardial infarction treatment by electrical stimulation of the thoracic aorta |
| US8538535B2 (en) | 2010-08-05 | 2013-09-17 | Rainbow Medical Ltd. | Enhancing perfusion by contraction |
| WO2011092710A2 (en) | 2010-02-01 | 2011-08-04 | Metacure Limited | Gastrointestinal electrical therapy |
| US9089699B2 (en) * | 2010-06-07 | 2015-07-28 | Medtronic, Inc. | Adaptive stimulation for treating urgency or incontinence |
| US9724509B2 (en) | 2010-06-07 | 2017-08-08 | Medtronic, Inc. | Selective termination of stimulation to deliver post-stimulation therapeutic effect |
| US8649863B2 (en) | 2010-12-20 | 2014-02-11 | Rainbow Medical Ltd. | Pacemaker with no production |
| US8855783B2 (en) | 2011-09-09 | 2014-10-07 | Enopace Biomedical Ltd. | Detector-based arterial stimulation |
| EP2872070B1 (en) | 2011-09-09 | 2018-02-07 | Enopace Biomedical Ltd. | Wireless endovascular stent-based electrodes |
| CA2854904C (en) | 2011-11-15 | 2020-11-10 | Neurometrix, Inc. | Apparatus and method for relieving pain using transcutaneous electrical nerve stimulation |
| US10112040B2 (en) | 2011-11-15 | 2018-10-30 | Neurometrix, Inc. | Transcutaneous electrical nerve stimulation using novel unbalanced biphasic waveform and novel electrode arrangement |
| US9386991B2 (en) | 2012-02-02 | 2016-07-12 | Rainbow Medical Ltd. | Pressure-enhanced blood flow treatment |
| WO2014130865A2 (en) | 2013-02-22 | 2014-08-28 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Neurostimulation system having increased flexibility for creating complex pulse trains |
| US10940311B2 (en) | 2013-03-29 | 2021-03-09 | Neurometrix, Inc. | Apparatus and method for button-free control of a wearable transcutaneous electrical nerve stimulator using interactive gestures and other means |
| EP3065673A4 (en) | 2013-11-06 | 2017-07-12 | Enopace Biomedical Ltd. | Wireless endovascular stent-based electrodes |
| US10940318B2 (en) | 2014-06-17 | 2021-03-09 | Morton M. Mower | Method and apparatus for electrical current therapy of biological tissue |
| WO2016110856A1 (en) * | 2015-01-08 | 2016-07-14 | The Medical Research, Infrastructure and Health Services Fund of the Tel Aviv Medical Center | Cardiac stimulation of atrial-ventricle pathways and/or associated tissue |
| WO2016180934A1 (en) * | 2015-05-12 | 2016-11-17 | Umc Utrecht Holding B.V. | Asymmetric balanced waveform for ac cardiac irreversible electroporation |
| AU2017357028B2 (en) * | 2016-11-14 | 2020-06-18 | GSK Consumer Healthcare S.A. | Transcutaneous electrical nerve stimulation using novel unbalanced biphasic waveform and novel electrode arrangement |
| USD837394S1 (en) | 2017-07-11 | 2019-01-01 | Neurometrix, Inc. | Transcutaneous electrical nerve stimulation (TENS) device |
| USD857910S1 (en) | 2017-09-21 | 2019-08-27 | Neurometrix, Inc. | Transcutaneous electrical nerve stimulation device |
| USD865986S1 (en) | 2017-09-21 | 2019-11-05 | Neurometrix, Inc. | Transcutaneous electrical nerve stimulation device strap |
| USD861903S1 (en) | 2018-05-15 | 2019-10-01 | Neurometrix, Inc. | Apparatus for transcutaneous electrical nerve stimulation |
| CN113301947A (zh) | 2018-11-20 | 2021-08-24 | 纽恩基公司 | 用于施加具有反比关系的频率和峰值电压的电刺激装置 |
| WO2020115326A2 (en) | 2018-12-07 | 2020-06-11 | GSK Consumer Healthcare S.A. | Intelligent determination of therapeutic stimulation intensity for transcutaneous electrical nerve stimulation |
| US11911087B2 (en) | 2020-08-07 | 2024-02-27 | Biosig Technologies, Inc. | Controlled switching network for electrophysiology procedures |
| US11400299B1 (en) | 2021-09-14 | 2022-08-02 | Rainbow Medical Ltd. | Flexible antenna for stimulator |
| KR102557813B1 (ko) * | 2021-10-13 | 2023-07-19 | 고려대학교 산학협력단 | 마비사시에 적용하기 위한 신경 자극 장치 및 전류 조절 방법 |
Family Cites Families (67)
| 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 |
| US4976264A (en) * | 1989-05-10 | 1990-12-11 | Therapeutic Technologies Inc. | Power muscle stimulator |
| US4996987A (en) * | 1989-05-10 | 1991-03-05 | Therapeutic Technologies Inc. | Power muscle stimulator |
| US5065083A (en) * | 1989-08-25 | 1991-11-12 | Staodyn, Inc. | Microprocessor controlled electronic stimulating device having a battery management system and method therefor |
| US5063929A (en) * | 1989-08-25 | 1991-11-12 | Staodyn, Inc. | Electronic stimulating device having timed treatment of varying intensity and method therefor |
| US5036850A (en) * | 1989-08-25 | 1991-08-06 | Staodyn, Inc. | Biphasic pulse output stage for electronic stimulating device |
| US5069211A (en) * | 1989-08-25 | 1991-12-03 | Staodyn, Inc. | Microprocessor controlled electronic stimulating device having biphasic pulse output |
| 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 |
| DE69122365T2 (de) * | 1990-12-18 | 1997-02-06 | Ventritex Inc | Gerät zur Herstellung konfigurierbarer, zweiphasiger Entflimmerungswellenformen |
| 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 |
| WO1993001861A1 (en) * | 1991-07-15 | 1993-02-04 | Zmd Corporation | Method and apparatus for transcutaneous cardiac pacing |
| 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 |
| US5411547A (en) * | 1993-08-09 | 1995-05-02 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardioversion-defibrillation patch electrodes having means for passive multiplexing of discharge pulses |
| US5741303A (en) * | 1993-09-13 | 1998-04-21 | Angeion Corp | Electrode back-charging pre-treatment system for an implantable cardioverter defibrillator |
| US5458625A (en) * | 1994-05-04 | 1995-10-17 | Kendall; Donald E. | Transcutaneous nerve stimulation device and method for using same |
| 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 |
| CN1168511C (zh) * | 1996-01-08 | 2004-09-29 | 伊帕斯动力公司 | 肌肉的电控制器 |
| 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
- 1998-05-27 US US09/085,360 patent/US6141587A/en not_active Expired - Lifetime
-
1999
- 1999-05-21 ES ES99924455T patent/ES2246087T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1999-05-21 SK SK1790-2000A patent/SK286262B6/sk not_active IP Right Cessation
- 1999-05-21 NZ NZ530452A patent/NZ530452A/en unknown
- 1999-05-21 KR KR10-2000-7013346A patent/KR100433089B1/ko not_active IP Right Cessation
- 1999-05-21 PL PL99344394A patent/PL193803B1/pl not_active IP Right Cessation
- 1999-05-21 UA UA2000127490A patent/UA66384C2/uk unknown
- 1999-05-21 EP EP99924455A patent/EP1079892B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1999-05-21 DE DE69926501T patent/DE69926501T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1999-05-21 CN CN99808560XA patent/CN1217718C/zh not_active Expired - Fee Related
- 1999-05-21 BR BR9910731-7A patent/BR9910731A/pt not_active Application Discontinuation
- 1999-05-21 WO PCT/US1999/011376 patent/WO1999061100A1/en active IP Right Grant
- 1999-05-21 JP JP2000550555A patent/JP2002516161A/ja active Pending
- 1999-05-21 ID IDW20002431A patent/ID27941A/id unknown
- 1999-05-21 AT AT99924455T patent/ATE300973T1/de not_active IP Right Cessation
- 1999-05-21 HU HU0102736A patent/HUP0102736A3/hu unknown
- 1999-05-21 AU AU40952/99A patent/AU749212B2/en not_active Ceased
- 1999-05-21 TR TR2000/03494T patent/TR200003494T2/xx unknown
- 1999-05-21 EA EA200001226A patent/EA004166B1/ru not_active IP Right Cessation
- 1999-05-21 IL IL139917A patent/IL139917A/en not_active IP Right Cessation
- 1999-05-21 CA CA002333360A patent/CA2333360C/en not_active Expired - Fee Related
-
2000
- 2000-11-24 NO NO20005958A patent/NO20005958L/no not_active Application Discontinuation
-
2004
- 2004-03-12 JP JP2004071198A patent/JP2004167280A/ja active Pending
-
2005
- 2005-11-24 JP JP2005339125A patent/JP2006116332A/ja active Pending
Also Published As
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| UA66384C2 (en) | Device for biphasic stimulation of muscle tissue | |
| US8290585B2 (en) | Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing administered via the cardiac blood pool | |
| US6343232B1 (en) | Augmentation of muscle contractility by biphasic stimulation | |
| EP1064048B1 (en) | Augmentation of electrical conduction and contractibility by biphasic cardiac pacing administered via the cardiac blood pool | |
| US5871506A (en) | Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing | |
| US5800467A (en) | Cardio-synchronous impedance measurement system for an implantable stimulation device | |
| JP2001506870A (ja) | 心拍出量コントローラ | |
| CA2290600C (en) | Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing | |
| US6332096B1 (en) | Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing | |
| JP2001190695A (ja) | ２相電気式心臓整調装置 | |
| MXPA00006948A (en) | Augmentation of electrical conduction and contractibility by biphasic cardiac pacing administered via the cardiac blood pool | |
| MXPA00011661A (en) | Augmentation of muscle contractility by biphasic stimulation | |
| CZ20004383A3 (cs) | Zařízení pro stimulaci svalové tkáně dvoufázovými pulsy |