DE3004852A1 - In den koerper implantierbare vorrichtung zur stimulierung des knochenwachstums - Google Patents

In den koerper implantierbare vorrichtung zur stimulierung des knochenwachstums

Info

Publication number
DE3004852A1
DE3004852A1 DE19803004852 DE3004852A DE3004852A1 DE 3004852 A1 DE3004852 A1 DE 3004852A1 DE 19803004852 DE19803004852 DE 19803004852 DE 3004852 A DE3004852 A DE 3004852A DE 3004852 A1 DE3004852 A1 DE 3004852A1
Authority
DE
Germany
Prior art keywords
housing
conductor
anode
cathode
power source
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Withdrawn
Application number
DE19803004852
Other languages
English (en)
Inventor
Leith William Jeffcoat
Geoffrey Gordon Wickham
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Telectronics Pty Ltd
Original Assignee
Telectronics Pty Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Telectronics Pty Ltd filed Critical Telectronics Pty Ltd
Publication of DE3004852A1 publication Critical patent/DE3004852A1/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • A61N1/375—Constructional arrangements, e.g. casings
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B17/56—Surgical instruments or methods for treatment of bones or joints; Devices specially adapted therefor
    • A61B17/58—Surgical instruments or methods for treatment of bones or joints; Devices specially adapted therefor for osteosynthesis, e.g. bone plates, screws, setting implements or the like
    • 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
    • A61N1/20—Applying electric currents by contact electrodes continuous direct currents
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators

Description

Harro Gralfs
Gralfs Patentanwalt Am Bürgerpark 8 D 3300 Braunschweig Germany
Am Bürgerpark 8
D 3300 Braunschweig, Germany
Telefon 0531-74798
Cable patmarks braunschweig
7. Februar 1980 G/Wi - T 822
Telectronics Pty. Limited
2 Sirius Road
Lane Cove, New South Wales
Australien 2066
In den Körper implantierbare Vorrichtung zur Stimulierung des Knochenwachstums
Die Erfindung bezieht sich auf eine in den Körper implantierbare Vorrichtung zur Stimulierung des Knochenwachstums mit einer in einem Gehäuse eingeschlossenen Stromquelle, einer Anode und wenigstens einem Kathodenleiter, die mit der Stromquelle verbunden sind und aus dem Gehäuse herausgeführt sind.
Der (die) Kathodenleiter werden mit bekannten Operationstechniken in den Knochen oder in der Nähe des Knochens im Bereich eines Bruches implantiert. Die Vorrichtung gibt typisch einen Strom mit 20 Mikroampere ab, durch den das Knochenwachstum im Bereich der Kathode bzw. der Kathoden stimuliert wird. Um zu verhindern, daß der Strom sich verändert mit dem Lastwider-1 stand zwischen den Elektroden, wird eine Konstantstromquelle
030Ö67/0600
H.
verwendet. Es kann beispielsweise ein Konstantstrom geliefert werden für einen Lastwiderstand, der zwischen O und 100 K Λ variiert.
Bekannte Vorrichtungen der genannten Art haben Nachteile, die aus ihrer Formgebung resultieren, und zwar sowohl Nachteile beim Implantieren, als auch beim Explantieren der Vorrichtung, nachdem diese einige Monate benutzt worden ist. Ein weiterer Nachteil bekannter Vorrichtungen besteht darin, daß es leicht zu Gewebeschädigungen kommt, wenn die Kathodenleiter beim Explantieren entfernt werden. Das Ende des Kathodenleiters selbst kann nicht entfernt werden, da es vom Knochen umwachsen ist.
Aufgabe der Erfindung ist es, die Nachteile bekannter Vorrichtungen zu vermeiden, insbesondere eine Vorrichtung zu schaffen, die leicht implantierbar und explantierbar ist, insbesondere mit Vorteil auch bei Brüchen in Arm- und Beinknochen verwendbar ist und das Auftreten von Drucknekrosen vermeidet.
Die genannte Aufgabe wird gemäß der Erfindung-dadurch gelöst, daß die Vorrichtung einmal ein längliches zylindrisches Gehäuse aufweist, das im wesentlichen aus Titan besteht und abgerundete Ecken aufweist. Ein solches längliches Gehäuse eignet sich besonders für die Implantierung bei Arm- und Beinbrüchen, wo vielfach nur ein geringer Raum unter der Haut zur Verfügung steht, um die Vorrichtung aufzunehmen. Durch die Ausbildung des Gehäuses mit kuppeiförmigen Enden wird an allen Oberflächen ein maximaler Radius bezogen auf die Größe erreicht, wodurch das Auftreten von Drucknekrosen vermindert wird. Die mit größtmöglichen Radien gerundeten Enden erleichtern darüber hinaus das Entnehmen ohne unnötiges Zerreißen des Gewebes.
Bei der erfindungsgemäßen Vorrichtung wird vorzugsweise auf eine gedruckte Schaltung verzichtet. Statt dessen werden die
030067/08ÖÖ
elektrischen Bauelemente auf einer Längsachse mit dem Durchmesser der Vorrichtung übereinander angeordnet, wobei der Durchmesser der Vorrichtung so klein wie möglich ist. Praktisch wird der Durchmesser des Gehäuses bestimmt durch den Durchmesser der verwendeten Batterien. Eine ionische Kontaminierung wird in erster Linie dadurch vermieden, daß die elektrischen Bauelemente zunächst mit einem Silikon-Elastomer zu einem Körper vergossen werden, der nach dem Aushärten in das zweiteilige Gehäuse eingesetzt und dort in weiterer Vergußmasse eingebettet wird.
Ein wesentliches Merkmal der Erfindung ist die Ausbildung der Kathodenleiter. Es wird eine übliche Titanwendel als Leiter verwendet. Die Wendel ist jedoch vorgestreckt, mit Polyäthylen umhüllt und weiter mit einem zusätzlichen Schutz gegen Kontaminierung an der Stelle versehen, an der sie in das Gehäuse eingeführt ist. Die Polyäthylen-Umhüllung gleitet gut in dem Körpergewebe und erleichtert das Entfernen des Leiters,ohne Gewebe zu zerreißen.
Die Erfindung ist in der Zeichnung in einem Ausführungsbeispiel veranschaulicht und im nachstehenden im einzelnen anhand der Zeichnung beschrieben.
Fig. 1 zeigt eine vollständige Vorrichtung zur Stimulierung des Körperwachstums in einer erfindungsgemäßen Ausführung .
Fig. 2A und 2B zeigen schematisch zwei Implantierungstechniken, wie sie üblicherweise angewandt werden.
Fig. 3 zeigt die Anordnung der elektrischen Bauelemente.
Fig. li zeigt einen Längsschnitt durch das Gehäuse mit den darin eingebetteten elektrischen Bauelementen.
030067/OSÖÖ
Pig. 5 zeigt einen Schnitt längs der Linie 5-5 in Fig. 4. Fig. 6 zeigt in einer Detailansicht die Anodenkonstruktion.
Fig. 7 zeigt in einer Teilansicht einen Abschnitt des Kathodenleiters.
Fig. 8 zeigt schematisch die elektrische Schaltung.
Fig. 9 zeigt eine alternative Ausführungsform für die Anode.
Die Vorrichtung zur Stimulierung des Körperwachstums nach Fig. 1 weist ein zweiteiliges, geschoßförmiges Gehäuse 10 aus Titan auf, welches die elektrischen Bauelemente und deren Verschaltung aufnimmt. Das Gehäuse besteht aus einem Hauptgehäuseteil 10a, auf den eine Kappe 10b aufschraubbar ist. Die Anoden- und Kathodenleiter treten aus einer öffnung am Kopf der Kappe 10a aus. Das Gehäuse ist mit einer Vergußmasse 12 gefüllt, die zum Schluß der Montage eingegeben wird, wobei ein Teil der Vergußmasse beim Aufschrauben der Kappe durch die zentrale öffnung herausgedrückt wird und sich mit den überzügen der Leiter bindet.
Der Anodenleiter ist eine vorgestreckte Titanwendel, die von einem Polyäthylenschlauch 16 eingeschlossen ist. Der Anodenleiter ist an seinem Ende mit einer Platinanode 18 verbunden. Der Leiter ist weiter mit einem Schlauch 14 aus einem Silikon-Elastomer eingeschlossen, an dem Ende, an dem er aus der Gehäusekappe 10b austritt. Hierauf wird weiter unten noch im einzelnen Bezug genommen.
Der Kathodenleiter ist in gleicher Weise aus einer vorgestreckten Titanwendel hergestellt, die in einen Polyäthylenschlauch
030067/06ÖÖ
eingeschlossen ist, wobei an dem Ende, an dem sie aus der Kappe 10b austritt, auch hier ein Schlauchabschnitt 20 aus einem Silikon-Elastomer vorgesehen ist. Ein kurzer Abschnitt eines Schlauches 2H aus Silikon-Elastomer ist weiter am freien Ende des Polyäthylenschlauches 22 vorgesehen. Das wirksame Ende des Kathodenleiters weist keinerlei Umhüllung auf.
Die Figuren 2A und 2B veranschaulichen die Art der Benutzung der Vorrichtung. Die Vorrichtung ist so ausgelegt, daß sie einen Konstantstrom von 20 Mikroampere für eine Zeitdauer von 6 Monaten abgibt, nachdem sie implantiert ist. Die übliche Implantierungstechnik ist in Fig. 2A dargestellt. Quer über die Fraktur wird ein Knochenstück typisch 1 cm breit und 2 bis 3 cm lang entnommen. Diese Ausnehmung ist in Fig. 2A mit dem Bezugszeichen 82 versehen. Das unisolierte freie Ende des Kathodenleiters wird zu einem Schraubenwickel gedreht, in-dem es eng um einen glatten Kern gewickelt wird. Die so gebildete Schraubenwendel beginnt an der Stelle, an der der nicht isolierte Abschnitt des Leiters aus der Isolierung austritt. Um optimale Resultate zu erzielen, wird der gesamte nicht isolierte Abschnitt des Kathodenleiters in die Ausnehmung 82 eingelegt. Die Anode 18 kann auch in den Knochen eingelegt werden. Vorzugsweise wird sie jedoch im Gewebe untergebracht.
Bei der alternativen Technik nach Fig. 2B werden zwei Bohrungen über die Bruchstelle gebohrt und die nicht isolierten Enden des Kathodenleiters werden durch die Bohrungen hindurchgezogen, und zwar so, daß sie etwa eine Acht bilden.
Die beiden beschriebenen Implantierungstechniken sind allgemein bekannt. Das Gehäuse 10 und die Anode kann bei beiden Techniken durch einen getrennten Einschnitt in einen geeigneten Gewebeabschnitt eingesetzt werden, wobei die Anode vorzugsweise 8 bis 10 cm von der Bruchstelle entfernt liegen soll.
030067/0600
r-
Das dargestellte Ausführungsbeispiel der Erfindung ist besonders für die Anwendung bei Arm- und Beinbrüchen ausgelegt. Sie weist einen einzigen langen Kathodenleiter auf. Für spinale Brüche wird eine etwas unterschiedliche Einheit (nicht dargestellt) verwendet. Die Anodenausbildung ist die gleiche wie die in Pig. I dargestellte. Anstatt eines einzigen Kathodenleiters werden jedoch vier Kathodenleiter verwendet. Die einzelnen Kathodenleiter sind ähnlich dem in Fig. 1 gezeigten, ausgenommen, daß das nicht isolierte Ende kürzer ist als das Ende 26 des Kathodenleiters nach Fig. 1. Innerhalb des Gehäuses sind die vier Enden der Kathodenleiter dann einfach zusammengeschaltet.
Der Konstantstromgenerator selbst ist in Fig. 8 wiedergegeben und stellt eine Standardschaltung dar. Die Schaltung umfaßt als Batterien zwei 1,5 V Silberoxydzellen, einen 470 k Tl Widerstand 72, einen 47 kA Widerstand 74 und einen Transistor 34 vom Typ BC 557. Der Widerstand 74 kann größer gewählt werden, wenn kleinere Ströme verlangt werden. Der Anodenleiter 9o ist mit dem Kollektor des Transistors verbunden, während der Kathodenleiter 26 an den negativen Pol der Zelle 58 angeschlossen ist. Die gestrichelten Linien 26' zeigen die weiteren drei Kathodenleiter, die Verwendung finden für spinale Brüche.
Die tatsächliche Anordnung der Bauelemente ist in Fig. 3 wiedergegeben. Die beiden Batterien 58 und 60 haben jeweils ein Paar Kontaktlappen, beispielsweise die Kontaktlappen 62 und 66 an der Batterie 58. Die Kontaktlappen sind, wie in der Zeichnung dargestellt, gebogen und der Kontaktlappen 66 der Batterie 58 ist an den Kontaktlappen 46 der Batterie 60 angelötet. An den Kontaktlappen 66 ist weiter ein Draht 64 angelötet, der mit elastischem Isolierschlauch 68 auf Silikonbasis überzogen ist. In ähnlicher Weise ist ein Draht 52 mit einem Isolierschlauch 56 aus Silikongummi an den Anschlußlappen 62 ange-
030087/060Ö
• 3Q04852
lötet. Das andere Ende des Drahtes ist an einen Anschlußstift 86 des Kathodenleiters angelötet, wie weiter unten noch zu beschreiben sein wird. Das andere Ende des Drahtes 64 ist an ein Ende des Widerstandes 72 angelötet und ein Ende des Widerstandes 7^ mit dem unteren Anschlußlappen der Batterie 60 verlötet. Die anderen Enden der Widerstände 72 und 74 sind mit dem Basisanschluß 34b bzw. dem Emitteranschluß 34a des Transistors 34 verbunden. Der Kollektoranschluß 34c ist mit dem Anschlußzapfen 88 des Anodenleiters verlötet.
Die Konstruktionen des Anoden- und des Kathodenleiters werden weiter unten im einzelnen beschrieben. Fig. 3 zeigt jedoch die Enden dieser beiden Leiter innerhalb des Gehäuses 10, das in Fig. 3 strichpunktiert angedeutet ist. Ein verzinnter Kupferstift 88 steht aus dem Isolierschlauch 14 aus Silikongummi vor, dessen Ende gegen den Stift 88 durch einen Kleber 22 auf Silikongummibasis abgedichtet ist. In ähnlicher Weise steht ein verzinnter Kupferstift 86 aus dem aus Silikongummi bestehenden Isolierschlauch 20 des Kathodenleiters vor, wobei das Schlauchende gegen den Stift 86 über einen Kleber 92 auf Silikongummibasis abgedichtet ist. Der Stift 88 ist an dem Transistoranschluß 34c befestigt, indem eine Lötwendel 40 um beide herumgelegt wird. Die so hergestellte Verbindung wird dann verlötet und die Verbindung anschließend zur Erhöhung der mechanischen Festigkeit gekrimpt. Das Lot 44 füllt die Zwischenräume. Eine ähnliche Lötwendel 54 ist in gleicher Weise verwendet, um den Stift 86 und den Draht 52 zu verbinden. Um sicherzustellen, daß die beiden Lötwendeln sich nicht berühren und die Leiter kurzschließen, ist über die Lötwendel 40 ein kurzer Abschnitt eines Isolierschlauches 42 gestreift. Wenn vier Kathodenleiter verwendet werden, werden die vier Anschlußstifte entsprechend dem Stift 86 über eine Lötwendel 54 mit größerem Durchmesser mit dem Ende des Drahtes 52 verbunden und verlötet.
030067/0600
Die Bauelemente werden nach dem Zusammenbau in der beschriebenen Weise in ein Silikon-Elastomer eingegossen,und zwar in einer Form, deren Ausbildung am besten aus den Fig. 4 und 5 ersichtlich ist. Wie aus Fig. 4 erkennbar, wird der Zusammenbau so in die Form eingesetzt, daß die Batterie 58 gegen den Boden der Form anliegt. Die Form ist so ausgeführt, daß drei Längsrippen 84a, 84b und 84c gebildet werden und am Kopf ein kleiner Nippel 84d. Der erste Verguß 84 ist so ausgebildet, daß er bis annähernd an das obere Ende der beiden Lötwendel 40, 54 reicht. Die beiden Drähte 52 und 64, die durch Silikongummischläuche 56 und 68 isoliert sind, sind so angeordnet, daß sie in zwei der drei Rippen Platz finden. Auf diese Weise kann der gesamte Durchmesser der Anordnung so klein wie möglich gehalten werden. Die Isolierschläuche bilden eine zusätzliche Sicherung,durch die auch dann ein Kontakt zu dem äußeren Gehäuse verhindert wird, wenn die Drähte 52 und 64 beim Vergießen an die Oberfläche der Rippen angrenzen.
Nachdem der erste Verguß hergestellt ist, wird das Gehäuse 10a mit dem offenen Ende nach oben halb mit weiterer Vergußmasse gefüllt. Die Kappe 10b wird über die Elektroden geschoben und in die Kappe wird gleichfalls Vergußmasse eingefüllt. Der Vergußkörper 84 wird dann in das Gehäuse eingesteckt und die Kappe 10 wird in das Innengewinde 10' des Gehäuses eingeschraubt. Die in dem Gehäuse enthaltene Vergußmasse steigt dabei in den Zwischenräumen zwischen den Rippen auf, wobei überschüssiges Material durch die Öffnung in der Kappe austritt, wie durch das Bezugszeichen 12 in Fig. 1 veranschaulicht, überschüssige Vergußmasse wird abgewischt.
Gemäß der Erfindung sind die Leiterwendel vorgestreckt, und zwar über den Punkt,bis zu dem sie beim Loslassen ihre Ausgangsstellung wieder einnehmen würden. Zur Herstellung der Anode wird eine 35 mm lange Wendel abgeschnitten und ebenso ein 30 mm
030067/0600
langer verzinnter Kupferdraht. Der Draht wird an einem Ende unter einem spitzen Winkel zur Achse abgeschnitten und mit dem so angespitzten Ende in ein Ende der Wendel 26 eingeführt. In Praxis wird die Wendel um den Draht herum gedreht und auf den Draht über eine Länge von etwa 5 mm aufgeschraubt. Die freien Enden des Drahtes 86 und der Wendel 26 werden dann gehalten und die Wendel wird auf ihre doppelte Länge gestreckt. Es wird dann ein 50 mm langer Polyäthylen-Schlauch über die Anordnung geschoben, wobei zwischen dem Ende dieses Isolierschlauches und dem Kupferdraht 86 etwa 15 mm der gestreckten Wendel frei bleibt. Die Länge der Wendel, in die der Kupferstift 86 eingeschraubt ist, bleibt übrigens ungestreckt, wie auch aus der Zeichnung in Fig. 7 ersichtlich.
über das Drahtende 86 wird dann ein 40 mm langer Isolierschlauch 20 aus Silikongummi geschoben, der dann einen Abschnitt am Ende des Isolierschlauches 22 aus Polyäthylen übergreift. Auf dem gegenüberliegenden Ende übergreift das Ende des Isolierschlauches 20 das Ende der Wendel 26, und zwar dessen auf den Stift 86 aufgeschraubtes Ende, etwa 5 mm. In dieses Ende wird ein Kleber 92 auf Silikongummibasis eingefüllt, und zwar mit Hilfe einer Spritze. Der Kleber wird dann in einer Peuchtraumkammer etwa 2k Stunden bei einer relativen Luftfeuchtigkeit von 75 % ausgehärtet. Der Stift 86 wird dann bis auf eine Länge von 5 mm abgeschnitten. Dies ist dann das freiliegende Ende des Stiftes, das über die Lötwendel 51I mit dem Draht 52 verbunden wird.
Das in das Gehäuse eingeführte Ende des Anodenleiters ist in gleicher Weise ausgeführt und braucht daher nicht gesondert beschrieben zu werden.
Das rechte Ende des Anodenleiters ist in Fig. 6 dargestellt. Die den Anodenleiter bildende Wendel 90 liegt in einem Isolierschlauch 16. Sie steht.am rechten Ende des Isolierschlauches
030067/0
.. \y. 30OA8.52
/
Ah
etwa 3 mm über das Schlauchende vor. Auf das freiliegende Ende der Wendel wird eine Platinspitze 18 aufgebracht. Die Platinspitze 18 hat eine Längsbohrung mit einem Abschnitt 18a mit größerem Durchmesser, in den das Ende des aus Polyäthylen bestehenden Isolierschlauches 16 eingeführt ist. Die Platinspitze wird mit dem Leiter durch Anwalzen oder Krimpen dauerhaft verbunden.
Bei dem Kathodenleiter erstreckt sich der Polyäthylenschlauch 22 nicht bis zum Ende des Kathodenleiters. Das Ende des Kathodenleiters liegt vielmehr frei, wie in Fip·.. 1 angedeutet. Am Ende des Polyäthylenschlauches ist ein kurzer Abschnitt eines Schlauches 24 aus Silikongummi angeordnet, der teilweise über den Polyäthylenschlauch geschoben ist. Der Bereich zwischen dem Silikonschlauch und der Leiterwendel wird mit einem Kleber auf Silikonbasis gefüllt, etwa in der gleichen Weise wie der Silikonkleber 32 am Anschlußende des Leiters, das in Fig. 7 dargestellt ist.
Die Ausgangslänge der den Kathodenleiter bildenden Wendel ist 178 mm. Nachdem der Stift 88 in ein Ende der Wendel eingedreht ist, wird die Wendel auf eine Länge von 410 mm gestreckt. Der auf die gestreckte Wendel aufgeschobene Isolierschlauch 16 aus Polyäthylen hat eine Länge von 135 mm und der Silikongummischlauch 24 hat eine Länge von 40 mm. Der Silikongummischlauch sollte übrigens 5 mm frei über die Drahtwendel 26 vorstehen zum Aufbringen des Klebers. Bei Vorrichtungen zur Verwendung bei Spinalbrüchen ist die Ausgangslänge der einzelnen Wendel 80 mm und die Streckung erfolgt auf 180 mm. Der Polyäthylen-Isolierschlauch hat eine Länge von 135 mm. Im übrigen entspricht die Konstruktion der beschriebenen.
Anstatt des beschriebenen Anodenleiters aus einer Titanwendel, die in einer Platinspitze ausläuft, kann, wie in Fig. 9 wieder-
030087/0800
BAD
gegeben, ein Platindraht 94 vorgesehen werden, der anstelle des Stiftes 88 mit dem Kollektoranschluß 31Ic des Transistors verbunden wird. Dieser Platindraht 94 ist aus dem Gehäuse herausgeführt und anschließend über die Kappe gegen das Gehäuse zurückgebogen und mit seinem Ende 96 mit dem Titangehäuse verlötet. Das Titangehäuse selbst kann nicht ausreichend als Anode wirken, da sich auf seiner Außenseite Oxyde bilden und diese den Stromfluß auf Werte unterhalb Mikroampere drücken. Durch Anbringung eines Platinpunktes wird die Verwendbarkeit des Gehäuses als Anode verbessert. Durch das Verlöten oder Punktverschweißen des Endes des Platindrahtes mit dem Titangehäuse übernimmt das gesamte Gehäuse Anodenfunktion abgesehen davon, daß auch der Platindraht selbst als Anode wirkt, und zwar auch dann, wenn die Verbindung des Endes des Platindrahtes 94 mit dem Gehäuse brechen sollte. Der Platindraht 94 braucht nicht isoliert zu sein, da sich die Vergußmasse auf der Basis eines Silikon-Elastomers im Bereich der öffnung in der Kappe mit dem Platindraht verbindet und eine ausreichende Wasserbarriere bildet. Ansonsten ist die Vorrichtung nach Pig. 9 die gleiche wie sie in den anderen Figuren wiedergeben ist.
Noch einmal bezugnehmend auf Fig. 7 wird darauf hingewiesen, daß der Kleber 92 nicht nur an dem Silikongummischlauch 20 anhaftet, sondern auch an dem verzinnten Kupferstift 86. Es kann daher zwar Flüssigkeit zwischen dem Silikongummischlauch und dem Polyäthylenschlauch am rechten Ende des Silikongummischlauches eindringen. Diese Flüssigkeit trifft jedoch auf die durch den eingebrachten Kleber gebildete Barriere am linken Ende, so daß sie nicht in das Gehäuse eindringen können. Der Kleber 92 und der Stift 8d bilden mit dem Silikongummischlauch 20 eine verhältnismäßig ideale Abdichtung mit der Vergußmasse auf Silikon-Elastomer-Basis in dem Gehäuse.
030067/0
Gemäß der vorliegenden Erfindung ist die den Kathodenleiter bildende Wendel bis über die Streckgrenze hinaus soweit vorgestreckt, daß eine weitere Streckung ohne Bruch nur noch um 5 % 3vorzugweise nicht mehr als 2 % vorgenommen werden kann, wenn an ihnen gezogen wird.
Wendeiförmige Leiter sind wegen ihrer hohen Biegsamkeit bevorzugt. Falls ein Leiter jedoch aus einer Litze mit einer Vielzahl dünner Drähte verwendet werden soll, sollten auch diese Drähte so weit vorgestreckt sein, daß sie bei einer weiteren Streckung um nicht mehr als 5 % reißen. Die drei Grundanforderungen an den Kathodenleiter sind einmal hohe Flexibilität, so daß er in der gewünschten Weise in dem Knochen untergebracht werden kann, zum andern Dauerhaftigkeit und schließlich die Anforderung, daß er nicht in irgendeinem signifikanten Ausmaß aus dem Isolierschlauch austritt, wenn dieser beim Explantieren gezogen wird.
Der Verzicht auf eine gedruckte Schaltung und statt dessen die Anordnung der elektrischen Bauelemente in der beschriebenen Weise übereinander ermöglichen es, ein geschoßförmiges Titangehäuse zu verwenden. Die Geschoßform ist ideal, um Probleme der Unterbringung an Arm- oder Beinknochen zu vermeiden. Die Länge des Gehäuses sollte wenigstens dem doppelten Durchmesser entsprechen. Sehr kurze Längen können übrigens erzielt werden, wenn die diskreten Bauelemente durch eine integrierte Schaltung ersetzt werden. Wie aus der Zeichnung, insbesondere Fig. 1J, ersichtlich, wird der Duröhmeaser des Gehäuses bestimmt durch den Durchmesser der Batterien. Die Übereinander-Anordnung, die gemäß der Erfindung verwendet wird,führt damit zu dem kleinsten überhaupt möglichen Durchmesser. Aus Fig. 5 geht übrigens hervor, daß der kleinste Durchmesser dadurch erreicht wird, daß die beiden Drähte, die mit den beiden Batterien verbunden sind, in zwei der Seitenrippen gelegt werden. Jeder Millimeter, um den der Durchmesser des Gehäuses kleiner gemacht werden kann, reduziert die Gefahr der Drucknekrose.
030067/0600
BAD ORIGINAL

Claims (3)

  1. Ansprüche
    \1·' In den Körper implantierbare Vorrichtung zur Stimulierung des Knochenwachstums mit einer in einem Gehäuse eingeschlossenen Stromquelle, einer Anode und wenigstens einem Kathodenleiter, die mit der Stromquelle verbunden sind und aus dem Gehäuse herausgeführt sind, dadurch gekennzeichnet, daß das Gehäuse (10) wenigstens zu 90 % aus Titan besteht, einen zylindrischen Querschnitt hat sowie eine Länge entsprechend wenigstens seinem doppeltem Durchmesser aufweist, daß die Anoden- und Kathodenleiter (16,90) an einem Ende aus dem Gehäuse herausgeführt sind, daß wenigstens das gegenüberliegende Ende des Gehäuses kuppeiförmig gerundet ist, daß die Bauelemente der Stromquelle in Längsrichtung des Gehäuses übereinander angeordnet und mit einem Kunststoff zu einem Körper (84) vergossen sind, der auf seinem Umfang mit Längsrippen (84a bis 84c) versehen ist, daß der Vergußkörper in dem Gehäuse in einem Vergußmaterial eingebettet ist, da an der Innenwand des Gehäuses und der Anschlüsse der Leiter anhaftet, jedoch ein Ausgasen ermöglicht und undurchlässig für Flüssigkeiten und ionische und polare Moleküle ist.
  2. 2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Kathodenleiter so ausgebildet sind, daß sie bei geringem Zug brechen.
  3. 3. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Vergußkörper (84) seinerseits in dem Gehäuse (10) vergossen ist und daß das Gehäuse mit einer Kappe (10b) mit einer im wesentlichen halbkugelförmigen äußeren Oberfläche verschlossen ist, durch die der Anodenleiter und der/die Kathodenleiter abgedichtet hindurchgeführt sind.
    030067/0600
    h. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Kathodenleiter aus einer Drahtwendel bestehen, die in ihrer Achsrichtung so weit vorgestreckt ist, daß sie bei einer zusätzlichen Streckung von weniger als 5 %, vorzugsweise weniger als 2 %, reißt.
    030067/08 0
DE19803004852 1979-07-20 1980-02-09 In den koerper implantierbare vorrichtung zur stimulierung des knochenwachstums Withdrawn DE3004852A1 (de)

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US06/059,443 US4333469A (en) 1979-07-20 1979-07-20 Bone growth stimulator

Publications (1)

Publication Number Publication Date
DE3004852A1 true DE3004852A1 (de) 1981-02-12

Family

ID=22022985

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
DE19803004852 Withdrawn DE3004852A1 (de) 1979-07-20 1980-02-09 In den koerper implantierbare vorrichtung zur stimulierung des knochenwachstums

Country Status (8)

Country Link
US (1) US4333469A (de)
JP (1) JPS5615761A (de)
CA (1) CA1167928A (de)
DE (1) DE3004852A1 (de)
FR (1) FR2461505A1 (de)
GB (1) GB2054378B (de)
NL (1) NL8000666A (de)
SE (1) SE444117B (de)

Families Citing this family (83)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS598976A (ja) * 1982-07-01 1984-01-18 エレクトローバイオロジー・インコーポレイテッド 監視可能で植え込み可能な組織刺激装置
JPS598974A (ja) * 1982-07-08 1984-01-18 エレクトローバイオロジー・インコーポレイテッド 骨成長刺激器
US4549547A (en) * 1982-07-27 1985-10-29 Trustees Of The University Of Pennsylvania Implantable bone growth stimulator
US4506673A (en) * 1982-10-18 1985-03-26 Rorer Group Inc. Therapeutic treatment within joint capsules of the body
EP0132276B1 (de) * 1983-01-21 1991-08-14 Ramm Associates Implantierbare vorrichtung und system zur hyperthermiebehandlung
US4961422A (en) * 1983-01-21 1990-10-09 Marchosky J Alexander Method and apparatus for volumetric interstitial conductive hyperthermia
US4549546A (en) * 1983-12-30 1985-10-29 Telectronics Pty. Ltd. Bone growth stimulator
JPS60193473A (ja) * 1984-03-14 1985-10-01 インタ−・ノバ株式会社 埋め込み式治療電極装置
US4602638A (en) * 1984-10-03 1986-07-29 Eddie Adams Apparatus and method for invasive electrical stimulation of bone fractures
SE8405544L (sv) * 1984-11-05 1986-05-06 Ewa Herbst Metod for att kunna fastsetta en elektrisk elektrod till en benvevnad och elektrisk elektrod lemplig vid genomforande av en sadan metod
US4665920A (en) * 1984-11-28 1987-05-19 Minnesota Mining And Manufacturing Company Skeletal tissue stimulator and a low voltage oscillator circuit for use therein
US4706682A (en) * 1985-08-21 1987-11-17 Minnesota Mining And Manufacturing Company External ear canal electrode to be placed proximate the tympanic membrane
US4809712A (en) * 1986-09-26 1989-03-07 Cochlear Pty. Ltd. Electrode assembly for cochlear implant
US4895150A (en) * 1988-03-24 1990-01-23 Nu-Tech Industries, Inc. Implanted power source
US4989601A (en) * 1988-05-02 1991-02-05 Medical Engineering & Development Institute, Inc. Method, apparatus, and substance for treating tissue having neoplastic cells
US5593409A (en) 1988-06-13 1997-01-14 Sofamor Danek Group, Inc. Interbody spinal fusion implants
US6923810B1 (en) * 1988-06-13 2005-08-02 Gary Karlin Michelson Frusto-conical interbody spinal fusion implants
US7534254B1 (en) * 1988-06-13 2009-05-19 Warsaw Orthopedic, Inc. Threaded frusto-conical interbody spinal fusion implants
US6123705A (en) * 1988-06-13 2000-09-26 Sdgi Holdings, Inc. Interbody spinal fusion implants
US6770074B2 (en) 1988-06-13 2004-08-03 Gary Karlin Michelson Apparatus for use in inserting spinal implants
US7452359B1 (en) 1988-06-13 2008-11-18 Warsaw Orthopedic, Inc. Apparatus for inserting spinal implants
US7431722B1 (en) 1995-02-27 2008-10-07 Warsaw Orthopedic, Inc. Apparatus including a guard member having a passage with a non-circular cross section for providing protected access to the spine
US7491205B1 (en) 1988-06-13 2009-02-17 Warsaw Orthopedic, Inc. Instrumentation for the surgical correction of human thoracic and lumbar spinal disease from the lateral aspect of the spine
US6210412B1 (en) 1988-06-13 2001-04-03 Gary Karlin Michelson Method for inserting frusto-conical interbody spinal fusion implants
US5772661A (en) * 1988-06-13 1998-06-30 Michelson; Gary Karlin Methods and instrumentation for the surgical correction of human thoracic and lumbar spinal disease from the antero-lateral aspect of the spine
US5484437A (en) * 1988-06-13 1996-01-16 Michelson; Gary K. Apparatus and method of inserting spinal implants
US5015247A (en) * 1988-06-13 1991-05-14 Michelson Gary K Threaded spinal implant
EP0703757B1 (de) * 1988-06-13 2003-08-27 Karlin Technology, Inc. Gerät zum einsetzen von rückenwirbelimplantaten
US6120502A (en) * 1988-06-13 2000-09-19 Michelson; Gary Karlin Apparatus and method for the delivery of electrical current for interbody spinal arthrodesis
US5056518A (en) * 1990-07-02 1991-10-15 Electro-Biology, Inc. Optimization of bone formation at cathodes
US5193540A (en) * 1991-12-18 1993-03-16 Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research Structure and method of manufacture of an implantable microstimulator
US5193539A (en) * 1991-12-18 1993-03-16 Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research Implantable microstimulator
US5565005A (en) * 1992-02-20 1996-10-15 Amei Technologies Inc. Implantable growth tissue stimulator and method operation
EP0561068B1 (de) * 1992-02-20 1999-03-03 Neomedics, Inc. Implantierbarer Knochenwachstumsstimulator
US5458627A (en) * 1992-10-15 1995-10-17 Electro-Biology, Inc. Electrochemically controlled faradic stimulation of osteogenesis
EP1093760B1 (de) 1993-06-10 2004-11-17 Karlin Technology, Inc. Wirbeldistraktor
US5524624A (en) * 1994-05-05 1996-06-11 Amei Technologies Inc. Apparatus and method for stimulating tissue growth with ultrasound
AU734631B2 (en) * 1994-05-27 2001-06-21 Gary Karlin Michelson Apparatus and method, delivery of electrical current
US6758849B1 (en) 1995-02-17 2004-07-06 Sdgi Holdings, Inc. Interbody spinal fusion implants
US7291149B1 (en) 1995-06-07 2007-11-06 Warsaw Orthopedic, Inc. Method for inserting interbody spinal fusion implants
US5876424A (en) * 1997-01-23 1999-03-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Ultra-thin hermetic enclosure for implantable medical devices
US6249423B1 (en) * 1998-04-21 2001-06-19 Cardiac Pacemakers, Inc. Electrolytic capacitor and multi-anodic attachment
US6187028B1 (en) 1998-04-23 2001-02-13 Intermedics Inc. Capacitors having metallized film with tapered thickness
US6556863B1 (en) * 1998-10-02 2003-04-29 Cardiac Pacemakers, Inc. High-energy capacitors for implantable defibrillators
US6275729B1 (en) 1998-10-02 2001-08-14 Cardiac Pacemakers, Inc. Smaller electrolytic capacitors for implantable defibrillators
US6292699B1 (en) * 1999-01-29 2001-09-18 Electro-Biology, Inc. Direct current stimulation of spinal interbody fixation device
US7949395B2 (en) * 1999-10-01 2011-05-24 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Implantable microdevice with extended lead and remote electrode
US6385490B1 (en) 1999-12-16 2002-05-07 Cardiac Pacemakers, Inc. Capacitors with recessed rivets allow smaller implantable defibrillators
US6426864B1 (en) 2000-06-29 2002-07-30 Cardiac Pacemakers, Inc. High energy capacitors for implantable defibrillators
AU2002950754A0 (en) 2002-08-09 2002-09-12 Cochlear Limited Mechanical design for a cochlear implant
US7974700B1 (en) * 2002-08-09 2011-07-05 Cochlear Limited Cochlear implant component having a unitary faceplate
AU2002950755A0 (en) 2002-08-09 2002-09-12 Cochlear Limited Fixation system for a cochlear implant
US7206638B2 (en) * 2002-11-20 2007-04-17 The Nemours Foundation Electrical current induced inhibition of bone growth
AU2003901867A0 (en) * 2003-04-17 2003-05-08 Cochlear Limited Osseointegration fixation system for an implant
US7239921B2 (en) * 2003-06-23 2007-07-03 Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research Housing for an implantable medical device
EP1765204B1 (de) 2004-06-07 2018-12-26 Synthes GmbH Orthopädisches implantat mit sensoren
US7840279B2 (en) 2005-02-11 2010-11-23 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Implantable microstimulator having a separate battery unit and methods of use thereof
US7444180B2 (en) * 2005-05-25 2008-10-28 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Implantable microstimulator with dissecting tip and/or retrieving anchor and methods of manufacture and use
US8831739B2 (en) * 2005-06-02 2014-09-09 Huntington Medical Research Institutes Microelectrode array for chronic deep-brain microstimulation for recording
US8784411B2 (en) * 2005-10-03 2014-07-22 Washington University Electrode for stimulating bone growth, tissue healing and/or pain control, and method of use
US9844662B2 (en) 2005-10-03 2017-12-19 Washington University System for stimulating bone growth, tissue healing and/or pain control, and method of use
US8489195B2 (en) * 2005-11-10 2013-07-16 Cochlear Limited Arrangement for the fixation of an implantable medical device
DE602006014591D1 (de) * 2005-12-15 2010-07-08 Cardiac Pacemakers Inc Verfahren und vorrichtung für eine kleine stromquelle für eine implantierbare vorrichtung
US8078283B2 (en) * 2006-06-20 2011-12-13 Ebr Systems, Inc. Systems and methods for implantable leadless bone stimulation
US20080172107A1 (en) * 2007-01-11 2008-07-17 Mcginnis William J Stand alone osteogenic stimulus device and method of using
US20080171304A1 (en) * 2007-01-11 2008-07-17 Mcginnis William J Dental implant kit and method of using same
US20080172106A1 (en) * 2007-01-11 2008-07-17 Mcginnis William J Osteogenic stimulus device, kit and method of using thereof
US7972370B2 (en) * 2008-04-24 2011-07-05 Medtronic Vascular, Inc. Stent graft system and method of use
US20090287263A1 (en) * 2008-05-14 2009-11-19 Cardiac Pacemakers, Inc. Medical device with liquid filled housing
US20100016911A1 (en) 2008-07-16 2010-01-21 Ebr Systems, Inc. Local Lead To Improve Energy Efficiency In Implantable Wireless Acoustic Stimulators
US10419861B2 (en) 2011-05-24 2019-09-17 Cochlear Limited Convertibility of a bone conduction device
US20130096366A1 (en) 2011-10-12 2013-04-18 Wim Bervoets Implantable medical device
US9049527B2 (en) 2012-08-28 2015-06-02 Cochlear Limited Removable attachment of a passive transcutaneous bone conduction device with limited skin deformation
US10674928B2 (en) 2014-07-17 2020-06-09 Medtronic, Inc. Leadless pacing system including sensing extension
US9399140B2 (en) 2014-07-25 2016-07-26 Medtronic, Inc. Atrial contraction detection by a ventricular leadless pacing device for atrio-synchronous ventricular pacing
US9724519B2 (en) 2014-11-11 2017-08-08 Medtronic, Inc. Ventricular leadless pacing device mode switching
US9492668B2 (en) 2014-11-11 2016-11-15 Medtronic, Inc. Mode switching by a ventricular leadless pacing device
US9623234B2 (en) 2014-11-11 2017-04-18 Medtronic, Inc. Leadless pacing device implantation
US9492669B2 (en) 2014-11-11 2016-11-15 Medtronic, Inc. Mode switching by a ventricular leadless pacing device
US9289612B1 (en) 2014-12-11 2016-03-22 Medtronic Inc. Coordination of ventricular pacing in a leadless pacing system
FR3034678A1 (fr) * 2015-04-07 2016-10-14 Geocorail Dispositif, procede et compose pour la reconstruction osseuse d'un vertebre.
WO2018009569A1 (en) 2016-07-06 2018-01-11 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and system for determining an atrial contraction timing fiducial in a leadless cardiac pacemaker system
CN115923000B (zh) * 2023-03-15 2023-07-14 苏州无双医疗设备有限公司 一种植入式医疗设备的灌胶密封装置及灌胶密封工艺

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3082292A (en) * 1957-09-30 1963-03-19 Gore & Ass Multiconductor wiring strip
US3216424A (en) * 1962-02-05 1965-11-09 William M Chardack Electrode and lead
US3376378A (en) * 1965-08-02 1968-04-02 Anaconda Wire & Cable Co Communication cable
US3659615A (en) * 1970-06-08 1972-05-02 Carl C Enger Encapsulated non-permeable piezoelectric powered pacesetter
US3943936A (en) * 1970-09-21 1976-03-16 Rasor Associates, Inc. Self powered pacers and stimulators
US3842841A (en) * 1971-10-29 1974-10-22 Us Navy Constant current power pack for bone healing and method of use
US4026304A (en) * 1972-04-12 1977-05-31 Hydro Med Sciences Inc. Bone generating method and device
US3913587A (en) * 1973-12-10 1975-10-21 Dow Corning Implantable extendable member
DE2552523A1 (de) * 1975-02-10 1976-08-19 Sybron Corp Elektrische vorrichtung zur regeneration und zum aufbau von kalkhaltigen geweben und knorpel
US4027393A (en) * 1975-09-19 1977-06-07 Sybron Corporation Method of in vivo sterilization of surgical implantables
US4041955A (en) * 1976-01-29 1977-08-16 Pacesetter Systems Inc. Implantable living tissue stimulator with an improved hermetic metal container
US4075439A (en) * 1977-01-13 1978-02-21 Smiley Jack V Method for providing temporary telephone service

Also Published As

Publication number Publication date
FR2461505A1 (fr) 1981-02-06
GB2054378B (en) 1983-09-14
SE8001600L (sv) 1981-01-21
JPS5615761A (en) 1981-02-16
SE444117B (sv) 1986-03-24
GB2054378A (en) 1981-02-18
CA1167928A (en) 1984-05-22
FR2461505B1 (de) 1985-05-17
US4333469A (en) 1982-06-08
NL8000666A (nl) 1981-01-22

Similar Documents

Publication Publication Date Title
DE3004852A1 (de) In den koerper implantierbare vorrichtung zur stimulierung des knochenwachstums
EP0108383B1 (de) Implantierbare Vorrichtung zur Stimulation des Knochenwachstums
DE4413065B4 (de) Manschettenelektrode
DE69824425T2 (de) Verbindungssystem für stimulationsleitungen
EP0162178B1 (de) Leitvorrichtung, insbesondere zum mindestens teilweisen Einsetzen in einen menschlichen oder tierischen Körper, mit einer zumindest aus einem Leiter gebildeten Wendel
DE3912377C2 (de) Spiralförmige Fleckenelektrode für einen Herzdefibrillator bzw. Kardiovertierer
EP1062969B1 (de) Elektrodenanordnung
EP2090332B1 (de) Elektrodenleitung und Anschlussstück für elektromedizinische Implantate
DE2309204C2 (de) Steckvorrichtung für den Anschluß einer Anzahl von Zuleitungen für Herzelektroden an einen Herzschrittmacher
DE3016497C2 (de) Herzkatheter
DE602004005066T2 (de) Implantierbare medizinische leitung und herstellungsverfahren
EP2823856B1 (de) Federkontaktbauteil, Steckerkontaktbuchse und Kontaktbuchsenbauteil
DE1589507A1 (de) Elektrode
DE2810004A1 (de) Elektrodenkatheter
DE2652195B2 (de) Herzschrittmacherelektrodenanordnung
DE3211510A1 (de) Implantierbare leitung
DE19930271A1 (de) Elektrodenanordnung
DE8129483U1 (de) Elektrode fuer eine implantierbare leitung
DE2737787A1 (de) Elektrode
DE3414514A1 (de) Einschraubpfanne fuer ein kuenstliches hueftgelenk
DE2533766C2 (de) Implantierbare transvenös einführbare Herzschrittmacherleitung
DE69820889T2 (de) Leitung für medizinische Zwecke
DE2822829A1 (de) Bipolarer elektrodenkatheter fuer einen herzschrittmacher
DE102018124307A1 (de) Stecker mit einem umspritzten, nicht drehbaren Steckeranschluss und vier Anschlüssen, insbesondere IS4-/DF4-Stecker
DE10339588A1 (de) Lampensockel für eine Hochdruckentladungslampe und Hochdruckentladungslampe

Legal Events

Date Code Title Description
8141 Disposal/no request for examination