DE69928748T2 - Perkutanes intramuskuläres stimulationssystem - Google Patents
Perkutanes intramuskuläres stimulationssystem Download PDFInfo
- Publication number
- DE69928748T2 DE69928748T2 DE69928748T DE69928748T DE69928748T2 DE 69928748 T2 DE69928748 T2 DE 69928748T2 DE 69928748 T DE69928748 T DE 69928748T DE 69928748 T DE69928748 T DE 69928748T DE 69928748 T2 DE69928748 T2 DE 69928748T2
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- pulse train
- stimulation
- pulse
- intramuscular
- percutaneous
- 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.)
- Expired - Fee Related
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
- A61N1/36003—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation of motor muscles, e.g. for walking assistance
Description
- Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf das Gebiet der therapeutischen neuromuskulären Stimulation. Sie findet insbesondere Anwendung zur Benutzung beim menschlichen Patienten, die paralysiert oder teilweise paralysiert sind aufgrund cerebrovaskulärer Unfälle, wie z.Bsp. einem Schlaganfall oder ähnlichem. Die Erfindung ist nützlich zur Verzögerung oder zur Verhinderung von Muskelschwund aufgrund von Nichtbenutzung, zur Beibehaltung des Bewegungsbereiches der Extremitäten, zur Erleichterung der willkürlichen Motorfunktion, zur Entspannung spastischer Muskeln, zur Erhöhung des Blutflusses zu ausgewählten Muskeln und ähnlichem.
- Geschätzte 555.000 Personen werden jedes Jahr in den Vereinigten Staaten von Amerika durch cerebrovaskuläre Unfälle (CVA), wie z.Bsp. einem Schlaganfall behindert. Viele dieser Patienten behalten eine teilweise oder vollständige Paralyse einer Extremität bei. Zum Beispiel ist eine Subluxation (unvollständige Ausrenkung) des Schultergelenkes eine übliche Erscheinung und ist begleitet worden von chronischem und schwächendem Schmerz bei den Überlebenden des Schlaganfalls. Bei Überlebenden des Schlaganfalls, die Schulterschmerzen erleiden, ist die motorische Erholung häufig schwach und die Rehabilitation wird beeinträchtigt. Somit kann der Patient nicht sein maximales Funktionspotenzial und seine Unabhängigkeit erreichen. Die Verhinderung und die Behandlung einer Subluxation bei Schlaganfallpatienten besitzt daher Vorrang.
- Es gibt eine allgemeine Bestätigung durch Gesundheitsfachleute für das Erfordernis der Verbesserung in der Verhinderung und Behandlung einer Schulter-Subluxation. Ein herkömmlicher Eingriff umfasst die Verwendung von orthopädischen Einrichtungen wie z.Bsp. Schlingen und Abstützungen, um das Gelenk zu immobilisieren in einem Versuch der Beibehaltung der normalen anatomischen Ausrichtung. Die Wirksamkeit dieser orthopädischen Einrichtungen variiert bei der Einzelperson. Viele Behörden betrachten die Verwendung von Schlingen und Armabstützungen ebenfalls als kontrovers oder sogar als nachteilig aufgrund der möglichen Komplikationen aus der Immobilisierung, die den Schwund aufgrund der Nichtbenutzung und eine weitere Behinderung durch Kontrakturen umfasst.
- Eine Oberflächenstimulation, d.h. eine transkutane elektrische muskulare Stimulation ist therapeutisch für die Behandlung von Schulter-Subluxationen und den zugehörigen Schmerz ebenso wie für andere therapeutische Anwendungen verwendet worden. Eine therapeutische transkutane Stimulation ist im Allgemeinen nicht in großem Umfangs akzeptiert worden aufgrund der Schmerzen und der Unbehaglichkeit, die durch die Stimulation induziert werden, aufgrund der geringen Muskelselektivität und aufgrund der Schwierigkeit in der täglichen Handhabung der Elektroden. Zusätzlich zu diesen auf die Elektroden bezogenen Problemen sind handelsüblich erhältliche Stimulatoren relativ aufwendig, besitzen einen hohen Energieverbrauch und verwenden aufwendige Verbindungsdrähte.
- Im Hinblick auf die vorstehenden Nachteile sind transkutane Stimulationssysteme typischerweise auf zwei Stimulations-Ausgangskanäle beschränkt. Die Elektroden, die auf der Hautoberfläche des Patienten angeordnet werden, sind nicht in der Lage, mit ausreichender Besonderheit die zu stimulierenden Muskeln auszuwählen und sie sind nicht geeignet zur Stimulation des tiefer liegenden Muskelgewebes des Patienten, wie dies für eine wirksame Therapie erforderlich ist. Jeglicher Versuch, mehr als zwei Oberflächenelektroden auf einem speziellen Bereich des Körpers eines Patienten zu verwenden, führt zu einer suboptimalen Stimulation aufgrund der mangelnden Muskelauswahl. Ferner induziert eine transkutane Muskelstimulation über Oberflächenelektroden allgemein Schmerzen und Unbehaglichkeit.
- Studien ergeben, dass herkömmliche Interventionen nicht wirksam sind bei der Verhinderung oder Verminderung von langfristigen Schmerzen bzw. von Unbehaglichkeit. Daher ist es wünschenswert erschienen, ein perkutanes, d.h. durch die Haut wirkendes neuromuskuläres Stimulationssystem zu entwi ckeln, das temporär implantierte intramuskuläre Stimulationselektroden verwendet, die durch perkutane Elektrodenleitungen an einen externen und tragbaren Impulsgenerator angeschlossen sind.
- Die vorliegende Erfindung geht von einem perkutanen intramuskulären Stimulationssystem für die therapeutische elektrische Stimulation von ausgewählten Muskeln eines Patienten aus, wie es aus der US-A-5167229 bekannt ist.
- Weitere ähnliche Muskel-Stimulationssysteme für die Erzeugung eines elektrischen Ausgangs-Impulszuges zur Vorgabe einer funktionalen elektrischen Stimulation von Muskeln sind aus der EP-A-0165049 und der US-A-4408609 bekannt.
- Ausgehend von diesem Stand der Technik ist es die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein perkutanes intramuskuläres Stimulationssystem vorzuschlagen, welches in einer leichten Weise eine schnelle und geeignete Einstellung der Stimulations-Impulszugparameter gestattet.
- Diese Aufgabe wird gelöst durch die kennzeichnenden Merkmale des Patentanspruchs 1. Weitere vorteilhafte Ausgestaltungen des erfinderischen Stimulationssystems können den abhängigen Ansprüchen entnommen werden.
- Ein noch weiterer Nutzen und Vorteile der vorliegenden Erfindung ergeben sich dem Fachmann beim Lesen und dem Verständnis der folgenden detaillierten Beschreibung der bevorzugten Ausführungsbeispiele.
- Kurze Beschreibung der Zeichnungen
- Die Erfindung kann die Form verschiedener Komponenten und Anordnungen von Komponenten aufweisen und sie kann in verschiedenen Schritten und Schrittanordnungen bestehen. Die Zeichnungen dienen nur dem Zweck der Veranschaulichung bevorzugter Ausführungsbeispiele und sie beschränken daher nicht die Erfindung.
-
1A ist eine Vorderansicht eines tragbaren programmierbaren Stimulations-Impulszuggenerators gemäß der vorliegenden Erfindung; -
1B –1D sind Ansichten von oben, von unten und von der rechten Seite des Stimulations-Impulszuggenerators von1A ; -
2 veranschaulicht eine bevorzugte intramuskuläre Elektrode und perkutane Elektrodenleitung; -
3 veranschaulicht schematisch den Aufbau und den Betrieb des perkutanen intramuskulären Stimulationssystems gemäß der vorliegenden Erfindung; -
3A veranschaulicht schematisch eine bevorzugte Impuls-Amplituden/Dauer-Steuerung, einen Stromtreiber und einen Impedanz-Detektorschaltkreis gemäß der vorliegenden Erfindung; und -
4 veranschaulicht graphisch das Stimulationsschema des perkutanen intramuskulären Stimulationssystems gemäß der vorliegenden Erfindung. - Detaillierte Beschreibung der bevorzugten Ausführungsbeispiele
- Unter Bezugnahme auf die
1A –1D umfasst das perkutane intramuskuläre Stimulationssystem gemäß der vorliegenden Erfindung einen elektrischen Stimulations-Impulsgenerator10 . Der Impulsgenerator10 umfasst ein leichtes Plastikgehäuse12 , das aus einem geeigneten Kunststoff oder etwas ähnlichem hergestellt ist. Das Gehäuse12 umfasst einen Halter14 , der es erlaubt, den Impulsgenerator10 lösbar mit einem Band oder einer anderen Kleidung oder mit irgendeinem anderen passenden Ort an dem Patienten zu verbinden. Das Gehäuse12 umfasst ebenfalls einen abnehmbaren Deckel16 für den Zugang zu einer Batterie. - Für die Ausgabe visueller Daten an einen Patienten oder das das Stimulationssystem betreibenden Klinikpersonals ist eine visuelle Anzeige
20 vorgesehen. Die Anzeige20 ist vorzugsweise durch eine Flüssigkristallanzeige vorge geben, wobei aber jede andere geeignete Anzeigevorrichtung alternativ verwendet werden kann. Eine Audio-Ausgabeeinrichtung wie z.Bsp. ein Summer22 ist ebenfalls vorgesehen. - Für die Steuerung, Einstellung und Auswahl von Betriebsparametern durch den Anwender umfasst der Stimulations-Impulsgenerator
10 Mittel für die Eingabe von Daten. Vorzugsweise umfasst der Impulsgenerator10 einen Erhöhungsschalter24 , einen Erniedrigungsschalter26 und einen Auswahl- oder „Eingabe"-Schalter28 . Die Erhöhungs- und Erniedrigungsschalter24 ,26 werden verwendet, um durch Betriebsmoden oder Muster und Stimulationsparameter zu schalten, die auf der Anzeige20 angezeigt werden, während der Auswahlschalter28 verwendet wird, um ein speziell angezeigtes Betriebsmuster oder Stimulationsparameter auszuwählen. Der Auswahlschalter28 arbeitet ebenfalls als ein Ein/Aus-Kippschalter für die Spannung. Durch Auswahl des geeigneten Modus kann der Auswahlschalter28 selektiv als ein „Scharfschalter" geschaltet werden. Während der Einstellung der Stimulations-Impulszugparameter ist das Klinikpersonal in der Lage, den Scharfschalter zu aktivieren, um momentan die Wirkung der ausgewählten Stimulations-Impulszugparameter auf die Muskeln des Patienten zu testen. Dies erleichtert die rasche und geeignete Einstellung der Stimulations-Impulszugparameter ohne dass es erforderlich ist, dass das Klinikpersonal das Einstell-Verfahrensmenü des Stimulations-Impulsgenerators10 verlassen muss. - Für die Ausgabe der elektrischen Stimulations-Impulszugsignale umfasst der Impulszuggenerator
10 einen externen Anschlussstecker30 , der mit dem Verbindungsstecker einer Elektroden-Kabelanordnung (nicht gezeigt) zusammenpasst, um den Impulsgenerator10 mit mehreren intramuskulären Elektroden über perkutane Elektrodenleitungen zu verbinden. Insbesondere umfasst die Kabelanordnung, die mit dem Stecker30 verbunden ist, einen zweiten Stecker an einem entfernten Ende, der mit einer Steckverbindung zusammenpasst, die mit dem nahen Ende einer jeden der perkutanen Stimulations-Elektrodenleitungen und einer Referenz-Elektrodenleitung verbunden ist. - Eine bevorzugte intramuskuläre Elektrode und perkutane Leitung ist in
2 gezeigt. Die Elektrodenleitung40 ist aus einem rostfreien Stahldraht mit sie ben Netzen hergestellt, die mit einem biokompatiblen Polymer isoliert sind. Jedes einzelne Drahtnetz besitzt einen Durchmesser von 34 μm und der isolierte Leitungsdraht mit mehreren Netzen besitzt einen Durchmesser von 250 μm. Der isolierte Draht ist als eine Spirale in Schraubenform gebildet, was sich als bevorzugt herausgestellt hat, um hohe dynamische Beanspruchungen bei der Muskelzusammenziehung und Ausdehnung aufzunehmen, wobei er gleichzeitig eine geringe Empfindlichkeit für eine Ermüdung beibehält. Der Außendurchmesser des schraubenförmig gebildeten Elektrodendrahtes40 beträgt ungefähr 580 μm und er kann mit Silikon oder etwas ähnlichem eingehüllt oder gefüllt sein. - Wie zuvor erwähnt, ist ein nahes Ende
44 einer jeden der mehreren intramuskulären Elektrodenleitungsdrähte40 außerhalb des Körpers des Patienten bei der Benutzung angeordnet. Das nahe Ende44 umfasst eine freigelegte Länge zur Verbindung mit einer elektrischen Verbindung zusammen mit dem Rest der Elektrodendrähte. Das entfernte Ende46 einer jeden Leitung40 , das direkt in das Muskelgewebe eingesetzt ist, umfasst ebenfalls eine freigelegte Länge, die als die Stimulationselektrode50 wirkt. Es ist bevorzugt, dass wenigstens ein Teil der freigelegten Länge abgebogen ist oder anderweitig in einen Widerhaken48 deformiert ist, um die Elektrode in dem ausgewählten Muskelgewebe zu verankern. Ein Konus52 , der aus einem Silikonkleber oder etwas ähnlichem hergestellt ist, wird zwischen dem freigelegten entfernten Ende50 und dem isolierten Teil des Drahtes40 gebildet, um die Beanspruchungskonzentration zu vermindern. - Entgegen den Oberflächenelektroden, die an die Oberfläche der Haut des Patienten unter Verwendung eines Klebers angelegt werden, wird jede der mehreren perkutanen Elektroden
50 operativ in das ausgewählte Muskelgewebe des Patienten implantiert und die zugeordnete Elektrodenleitung40 tritt perkutan, d.h. durch die Haut, aus dem Patienten aus zur Verbindung mit dem Stimulations-Impulsgenerator10 . Vorzugsweise wird jede der Elektroden50 in die ausgewählten Muskeln durch die Verwendung einer hypodermischen Nadel implantiert. Wenn alle Elektroden wie gewünscht implantiert sind, werden ihre nahen Enden in einen gemeinsamen Stecker geklemmt, der zu der Ka belanordnung passt, welche ihrerseits mit dem Impulsgenerator10 über den Verbindungsstecker30 verbunden ist. -
3 veranschaulicht schematisch das gesamte perkutane intramuskuläre Stimulationssystem gemäß der vorliegenden Erfindung. Entgegen den Oberflächen-Stimulationssystemen, die eine schwache Muskelselektivität zeigen und daher typischerweise auf zwei Stimulationselektroden und Kanäle beschränkt sind, gestattet das vorliegende perkutane intramuskuläre Stimulationssystem eine genaue Muskelauswahl und die Verwendung von drei oder mehr Stimulationselektroden und Kanälen. Das bevorzugte System gemäß der vorliegenden Erfindung verwendet bis zu acht oder mehr intramuskuläre Elektroden50 , von denen jede an einen unabhängigen Elektroden-Stimulationskanal E angeschlossen ist und eine einzelne Referenzelektrode52 , die entweder eine intramuskuläre oder Oberflächenelektrode sein kann. Jene, die sich im Stand der Technik auskennen, werden ebenfalls erkennen, dass die Verwendung von intramuskulären Elektroden die Auswahl und Stimulation von tiefem Muskelgewebe erlauben, was durch eine Oberflächenstimulation nicht praktizierbar ist. - Der Stimulations-Impulsgenerator
10 umfasst einen auf einem Mikroprozessor basierenden Stimulations-Impulsgeneratorschaltkreis60 . Die bevorzugte Mikrosteuerung ist ein Motorola 68HC12, obgleich andere geeignete Mikrosteuerungen verwendet werden können, ohne von dem Rahmen und der beabsichtigten Erfindung abzuweichen. Der Schaltkreis60 umfasst eine zentrale Verarbeitungseinheit (CPU)62 zur Ausführung aller notwendigen Operationen. Ein Speicher mit wahlfreiem Zugriff (RAM)64 liegt vor zur zeitlichen Speicherung von Betriebsdaten, wie sie durch die CPU62 erforderlich sind. Ein erster nicht-flüchtiger Speicher wie z.Bsp. ein elektrisch löschbarer programmierbarer Festwertspeicher (EEPROM)66 gibt eine nicht-flüchtige Speicherung vor, wie sie für Betriebsbefehle und andere Informationen benötigt wird, obgleich der erste nicht-flüchtige Speicher nicht notwendigerweise benutzt werden muss. Vorzugsweise wird ein Flash-EPROM68 (anstelle eines Einmalschreib-EPROM) für die Speicherung von Software-Betriebsbefehlen vorgesehen. Die Verwendung eines Flash-EPROM68 erleichtert die periodische unbegrenzte Fortschreibung der Software-Betriebsbefehle. - Um die Verwendung des Stimulations-Impulsgenerators
10 durch den Patienten zu protokollieren oder aufzuzeichnen, umfasst der Stimulationsschaltkreis60 einen Echtzeit-Takt70 zusammen mit einem zweiten nicht-flüchtigen Speicher wie z.Bsp. den EEPROM72 , um ausreichend nicht-flüchtige Speichermittel für die Aufzeichnung und die Zeitbewertung des Systems durch die Verwendung eines Patienten vorzugeben. Klinikpersonal ist danach in der Lage, auf den EEPROM72 zuzugreifen, um die Benutzung des Systems durch den Patienten sich anzusehen und die Übereinstimmung des Patienten mit dem vorgeschriebenen therapeutischen Stimulationsprotokoll sicher zu stellen. Vorzugsweise liefert der zweite nicht-flüchtige Speicher72 ebenfalls eine Speicherung aller patientenspezifischen Stimulationsprotokolle. - Die Erhöhungs-, Erniedrigungs- und Auswahl-Benutzer-Eingangsschalter
24 ,26 ,28 sind betriebsmäßig mit dem Schaltkreis60 über eine Eingangsstufe76 verbunden. Zusätzlich bildet eine serielle Dialogschnittstelle CSI (78 ) eine Einrichtung zum selektiven Verbinden einer externen Einrichtung wie z.Bsp. eines Computers erforderlichenfalls mittels einer RS-232-Verbindung80 oder einer ähnlichen Verbindung für das Aufladen und Runterladen von Daten. Ein Analog/Digital-Wandler84 führt die gesamte Analog/Digital-Wandlung von Daten aus, wie sie zur Verarbeitung in dem Schaltkreis60 erforderlich ist. Eine serielle periphere Schnittstelle (SPI)86 bildet eine Einrichtung zur Verbindung peripherer Komponenten wie z.Bsp. der Anzeige20 , des Taktes70 , des EEPROM72 und anderer Komponenten mit der Mikrosteuerung. - Ein elektrisches Potenzial oder Energie wird dem Schaltkreis
60 durch eine Batterie90 zugeführt, die vorzugsweise eine AA-Größe besitzt und von 0,1–1,6 Volt reicht. Ein Niedrigspannungs-Gleichstrom/Gleichstrom-Wandler 92 stellt die durch die Batterie90 gelieferte Spannung auf einen ausgewählten Pegel VL von vorzugsweise 3,3 Volt ein. Um die Entleerung der Batterie während Perioden der Inaktivität des Impulsgenerators10 zu minimieren, ist der Schaltkreis60 programmiert, um automatisch heruntergefahren zu werden, nachdem eine ausgewählte Dauer der Inaktivitäten verstrichen ist. Der Fachmann wird erkennen, dass der RAM64 eine flüchtige Speicherung vorgibt und die Speichereinrichtungen66 ,68 ,72 eine nicht-flüchtige Speicherung vorge ben, um den Verlust von Daten bei einer Spannungsunterbrechung zu dem Schaltkreis60 in Folge Fehlfunktion, Batterieentleerung oder ähnlichem zu vermeiden. - Der Ausgang VL des Niedrigspannungs-Gleichstrom/Gleichstrom-Wandlers
92 wird ebenfalls einem Hochspannungs-Gleichstrom/Gleichstrom-Wandler94 zugeführt, der die Spannung auf wenigstens 30 Volt hoch stuft. Der Hochspannungs-Ausgang VH des Gleichstrom/Gleichstrom-Wandlers94 gibt das elektrische Potenzial für die Stimulations-Impulssignale vor, die zu den mehreren intramuskulären Elektroden50 über einen Stromtreiber100 übertragen werden. Insbesondere gibt eine Ausgangseinrichtung102 des Schaltkreises60 einen Kanal-Auswahleingang an den Stromtreiber100 für die Steuerung der Übertragung des elektrischen Hochspannungs-Potenzials von dem Treiber100 zu den ausgewählten Elektroden50 auf einem ausgewählten Kanal der mehreren Stimulations-Ausgangskanäle E vor. Obgleich nur drei Ausgangskanäle E veranschaulicht sind, wird der Fachmann erkennen, dass eine größere Anzahl von Ausgangskanälen vorgesehen sein kann. Vorzugsweise sind acht Ausgangskanäle A vorgesehen. - Der elektrische Strom verläuft zwischen den ausgewählten Elektroden
50 und der Referenzelektrode52 . Ein Impulsdauer-Zeitgeber106 gibt einen Zeittakteingang PDC, wie er durch die CPU62 festgelegt ist, an die Impulsamplituden/Dauer-Steuerung110 vor, um die Dauer eines jeden Stimulationsimpulses zu steuern. In gleicher Weise liefert die CPU62 ein Impulsamplituden/Steuersignal PAC an den Schaltkreis110 mittels der seriellen peripheren Schnittstelle86 , um die Amplitude eines jeden Stimulationsimpulses zu steuern. Eine geeignete Schaltkreiseinrichtung für die Ausgabe der Stimulationsimpulse in der zuvor beschriebenen Weise entspricht derjenigen, wie sie in dem US-Patent 5,167,229 beschrieben ist. - Um sicher zu stellen, dass eine Elektrodenleitung die Stimulations-Impulssignale geeignet an das ausgewählte Muskelgewebe überträgt, überwacht ein Impedanz-Feststellschaltkreis
120 die Impedanz einer jeden Elektrodenleitung40 . Der Impedanz-Feststellschaltkreis120 liefert ein analoges Impedanz-Rückführungssignal122 an den Analog/Digital-Wandler34 , in wel chem es in Digitaldaten für die Eingabe an die CPU62 umgewandelt wird. Beim Bruch einer Leitung40 oder einer anderen Fehlfunktion stellt der Impedanz-Feststellschaltkreis eine Veränderung in der Impedanz fest und verändert entsprechend das Impedanz-Rückführungssignal122 . Das Impedanz-Rückführungssignal122 gestattet der Mikrosteuerung die Unterbrechung der Stimulation und/oder die Erzeugung eines Fehlersignals an einen Patienten oder das Klinikpersonal. -
3A ist eine etwas vereinfachte schematische Veranschaulichung eines bevorzugten Strom-Treiberschaltkreises100 , eines Impulsamplituden/Dauer-Steuerschaltkreises110 und eines Impedanzfeststellschaltkreises120 . Der veranschaulichte Strom-Treiberschaltkreis100 verwirklicht acht Ausgangskanäle E1–E8, von denen jeder mit einer Elektrode50 verbunden ist, die in das Muskelgewebe implantiert ist, um einen elektrischen Strom durch Muskelgewebe zusammen mit der Referenzelektrode52 weiter zu leiten. Demgemäß wird das Muskelgewebe des Patienten und die implantierten Elektroden50 als eine Last RL veranschaulicht, die mit jedem Kanal E1–E8 verbunden sind. - Jeder Ausgangskanal E1–E8 umfasst unabhängige elektrische Ladungsspeichereinrichtungen wie z.Bsp. einen Kondensator SC, der auf die hohe Spannung VH über eine entsprechende Strombegrenzungsdiode CD geladen wird. Um einen Stimulationsimpuls zu erzeugen, liefert der Mikrosteuerungs-Ausgangsschaltkreis
102 Kanalauswahl-Eingangsdaten an eine Schalteinrichtung SW wie z.Bsp. eine analoge Schaltkomponente eines integrierten Schaltkreises sowie zu dem speziellen Kanal E1–E8, auf welchem der Impuls weiter zu reichen ist. Die Schalteinrichtung SW schließt den ausgewählten Schalter SW1–SW8 entsprechend. Die Mikrosteuerung liefert ebenfalls ein Impulsamplituden-Steuersignal PAC an eine spannungsgesteuerte Stromquelle VCCS. Das Impulsamplituden-Steuersignal PAC wird bei130 durch den Digital/Analog-Wandler DAC in ein analoges Signal umgewandelt. Das Analogsignal bei130 wird einem Operationsverstärker136 zugeführt, welcher zusammen mit dem Transistor T1 einen Konstantstrom-Ausgang I von der spannungsgesteuerten Stromquelle CCS liefert. Natürlich wird der Fachmann erkennen, dass die spezielle Größe des Konstantstromes I in Abhängigkeit von der Größe des Spannungssignals bei130 , die dem OP-AMP136 einge geben wird, variiert, d.h. dass der Schaltkreis VCCS so angeordnet ist, dass er die Spannung in Punkt132 auf die Größe der Spannung in Punkt130 absucht. Auf diese Weise steuert das Impulsamplituden-Steuersignal PAC die Größe des Stromes I und der Schaltkreis VCCS stellt sicher, dass der Strom I auf diesem ausgewählten Pegel konstant ist, was durch den Impulsamplituden-Steuereingang PAC diktiert wird. Für die Stimulation des menschlichen Muskels ist es vorzuziehen, dass der Strom I innerhalb eines ungefähren Bereichs von 1mA–20mA liegt. - Beim Schließen einer der Schalter SW1–SW8 gibt der relevante Kondensator C den Strom I ab, was durch das Impulsamplituden-Steuersignal PAC und ein Impulsdauer-Steuersignal PDC gesteuert wird. Der Konstantstrom I verläuft zwischen der Referenzelektrode
52 und der relevanten Elektrode50 , um eine kathodische Impulsphase QC (siehe4 ) vorzugeben. Die Impulsdauer PD der Phase QC wird durch den Mikrocontroller durch ein Impulsdauer-Steuersignal PTC gesteuert, welches durch den Zeitgeberschaltkreis106 an den Impulsamplituden/Dauer-Steuerschaltkreis110 abgegeben wird. Insbesondere wird das Impulsdauer-Steuersignal PDC einem Abschalteingang des OP-AMP136 eingegeben, um selektiv den Ausgang des OP-AMP136 freizugeben oder gewünschtenfalls auszublenden und somit den Fluss des Stromes I zwischen den Elektroden50 ,52 zu gestatten oder anzuhalten. - Bei Vervollständigung der kathodischen Phase QC, wie sie durch das Impulsdauer-Steuersignal PDC gesteuert wird, wird der entladene Kondensator C beim Öffnen der früher geschlossenen Schalter SW1–SW8 wieder aufgeladen. Der Fluss des Wiederaufladungsstromes zu dem Kondensator CS resultiert in einem umgekehrten Stromfluss zwischen der relevanten Elektrode
50 und der Referenzelektrode52 , womit eine anodische Impulsphase QA definiert wird. Die Stromamplitude in der anodischen Impulsphase QA ist vorzugsweise auf 0,5 mA durch die Strombegrenzungsdioden CD begrenzt. Natürlich ist die Dauer der anodischen Phase durch die Ladezeit des Kondensators CS festgelegt und der Stromfluss wird blockiert, wenn der Kondensator vollständig geladen ist. Es sei vermerkt, dass das Intervall zwischen aufeinander folgenden Impulsen bzw. die Impulsfrequenz PF durch die CPU62 direkt gesteuert wird über den Ausgang der Kanalauswahl, die Impulsamplitude und die Impuls dauer-Steuersignale, wie dies bei einer gewünschten Frequenz PF beschrieben ist. - Der Impedanz-Feststellschaltkreis
120 stellt die Spannung auf dem aktiven Kanal E1–E8. (d.h. auf dem Kanal, auf welchem ein Impuls weitergereicht wird) fest durch die Verwirklichung eines Hochimpedanz-Spannungsfolgerschaltkreises VF unter Verwendung eines Transistors T2. Dementsprechend sei vermerkt, dass die Spannung in den Punkten122 und124 sich aufeinander zu bewegt. Dementsprechend wird z.Bsp. im Fall des Bruches einer Elektrodenleitung40 ein Spannungsabfall im Punkt124 einen entsprechenden Spannungsabfall im Punkt122 hervorrufen. Das Spannungssignal im Punkt122 wird zu dem Analog/Digital-Wandler84 der Mikrosteuerung zurückgeführt, um durch die CPU62 , die gemäß gespeicherten erwarteten Werten die bevorzugten Impedanzbereiche anzeigen, interpretiert zu werden. Zur gleichen Zeit weiß die CPU62 , welcher Schalter SW1–SW8 geschlossen ist. Daher ist die CPU62 in der Lage, den Kanal E1–E8 festzustellen, auf welchem der Leitungsbruch aufgetreten ist. - Das bevorzugte Stimulations-Impulszugschema ist graphisch in
4 veranschaulicht. Ein bevorzugter Entwurf verwirklicht bis zu vier unabhängige vorprogrammierte Muster. Für jedes Muster ist eine Stimulationssitzung S in den Stimulatorschaltkreis60 durch das Klinikpersonal über die Verwendung der Eingangseinrichtungen24 ,26 ,28 vorprogrammiert. Jede Sitzung S besitzt eine maximale Sitzungsdauer von ungefähr 9 Stunden und eine Sitzungs-Startverzögerung D. Die maximale Sitzungs-Startverzögerung D beträgt ungefähr 1 Stunde. Die Sitzungs-Startverzögerung D gestattet einem Patienten, den Start einer automatischen Stimulationssitzung zu irgendeiner zukünftigen Zeit auszuwählen. Innerhalb jeder Sitzung S ist eine Vielzahl von Stimulationszyklen C für die Stimulation ausgewählter Muskeln programmiert. Vorzugsweise reicht jeder Stimulationszyklus von 2–100 Sekunden in der Dauer. - Unter fortgesetzter Bezugnahme auf
4 umfasst ein Stimulations-Impulszug T mehrere aufeinander folgende Stimulationsimpulse P. Wie zuvor und in dem zuvor erwähnten US-Patent 5,167,229 beschrieben, ist jeder Stimulationsimpuls P in seinem Strom geregelt und doppelphasig, d.h. er um fasst eine kathodische Ladungsphase QC und eine anodische Ladungsphase UA. Die Größe der kathodischen Ladungsphase QC entspricht der Größe der anodischen Ladungsphase QA. Die im Strom geregelten diphasischen Impulse P geben eine gleich bleibende Muskelbildung zusammen mit minimalen Gewebeschaden und Elektrodenkorrosion vor. - Jeder Impuls P ist definiert durch eine einstellbare Impulsamplitude PA und eine einstellbare Impulsdauer PD. Die Impulsfrequenz PF ist ebenfalls einstellbar. Ferner sind die Impulsamplitude PA, die Impulsdauer PD und die Impulsfrequenz PF unabhängig für jeden Stimulationskanal E einstellbar. Die Amplitude der anodischen Ladungsphase QA ist vorzugsweise bei 0,5 mA festgelegt, kann aber gewünschtenfalls eingestellt werden.
- Eine Impulsrampe wird am Beginn und am Ende eines jeden Stimulations-Impulszuges T verwendet, um eine sanfte Muskelkontraktion zu erzeugen. Eine Rampe wird hier definiert als die allmähliche Veränderung in der kathodischen Impuls-Ladungsgröße durch Veränderung von wenigstens der Impulsamplitude PA und der Impulsdauer PD. In
4 ist die bevorzugte Rampenkonfiguration in näheren Einzelheiten veranschaulicht. Wie erwähnt, ist jeder der mehreren Stimulations-Leitungen/Elektroden40 ,50 an den Impuls-Generatorschaltkreis60 über einen Stimulations-Impulskanal E angeschlossen. Wie in4 veranschaulicht, sind acht Stimulations-Impulskanäle E1, E2, E8 vorgesehen, um unabhängig bis zu acht intramuskuläre Elektroden50 anzusteuern. Die Stimulations-Impulszüge, die auf jedem Kanal E1–E8 übertragen werden, werden innerhalb oder in Übereinstimmung mit einer Stimulations-Impulszug-Einhüllenden B1–B8 entsprechend übertragen. Die Charakteristik einer jeden Einhüllenden B1–B8 ist durch das Klinikpersonal unabhängig für jeden Kanal E1–E8 einstellbar. Bezug nehmend insbesondere auf die Einhüllende B2 für den Kanal E2 wird jede Einhüllende B1–B8 durch eine Verzögerung oder eine „aus"-Phase PD0 definiert, wo keine Impulse an die mit dem betroffenen Kanal verbundene Elektrode abgeliefert werden, d.h. die Impulse besitzen eine Impulsdauer PD von 0. Danach wird gemäß den in den Schaltkreis60 durch das Klinikpersonal programmierten Parametern die Impulsdauer PD eines jeden Impulses P erhöht oder über der Zeit während einer Hochlaufphase PD1 von einem minimalen Anfangswert (z.Bsp. 5 μsek) zu einem programmierten Maximalwert hochgefahren. In einer Impulsdauer-Haltephase PD2 verbleibt die Impulsdauer PD konstant auf dem maximal programmierten Wert. Schließlich wird während einer Impulsdauer-Abwärtsphase PD3 die Impulsdauer eines jeden Impulses P über der Zeit herunter gefahren, um die an die Elektrode50 abgegebene Ladung zu verringern. Dieses Hochfahren und Runterfahren ist noch weiter veranschaulicht unter Bezugnahme auf den Stimulations-Impulszug P, welcher entsprechend der Einhüllenden B8 des Kanals E8 vorgegeben wird. Gemäß der Einhüllenden B8 wachsen die Impulse P des Impulszuges T zunächst allmählich in der Impulsdauer PD an, behalten sodann die maximale Impulsdauer PD für eine ausgewählte Dauer und nehmen schließen allmählich in der Impulsdauer PD ab. - Wie erwähnt, sind die Impulsamplitude PA, die Impulsdauer PD, die Impulsfrequenz PF und die Einhüllende B1–B8 durch den Benutzer für jeden Stimulationskanal E einstellbar unabhängig von den anderen Kanälen. Vorzugsweise ist der Stimulations-Impulsgeneratorschaltkreis
60 mit bis zu vier Stimulationsmustern vorprogrammiert, was einem Patienten gestattet, das vorgeschriebene Muster während der Therapie wie gefordert auszuwählen. - Besonders bevorzugt umfasst der Impulsgenerator
10 wenigstens bis zu acht Stimulations-Impulskanäle E. Die Stimulations-Impulszüge T eines jeden Kanals E werden der Reihe nach oder im Wesentlichen gleichzeitig an ihre entsprechenden Elektroden50 übertragen. Die Impulsfrequenz PF ist vorzugsweise innerhalb des Bereiches von ungefähr 5 Hz bis ungefähr 50 Hz einstellbar; die kathodische Amplitude PA ist vorzugsweise innerhalb des Bereiches von ungefähr 1 mA bis ungefähr 20 mA einstellbar; und die Impulsdauer PD ist vorzugsweise in dem Bereich von ungefähr 5 μsek bis ungefähr 200 μsek einstellbar für ein Maximum von ungefähr 250 Impulsen pro Sekunde, die durch den Schaltkreis60 abgeliefert werden. - Die Erfindung ist beschrieben worden unter Bezugnahme auf die bevorzugten Ausführungsbeispiele. Es liegt auf der Hand, dass Modifikationen und Veränderungen sich für andere ergeben beim Lesen und beim Verständnis der vorangehenden detaillierten Beschreibung. Es ist beabsichtigt, dass die Erfindung unter all diesen Modifikationen und Veränderungen verwirklicht werden kann, soweit sie in den Rahmen der angefügten Ansprüche oder deren Äquivalente fallen.
Claims (10)
- Perkutanes, intramuskuläres Stimulationssystem zur therapeutischen elektrischen Stimulierung von ausgewählten Muskeln eines Patienten, wobei das Stimulationssystem umfasst: mehrere intramuskuläre Stimulationselektroden (
50 ) zur direkten Implantation in ausgewählten Muskeln eines Patienten, wobei jede Elektrode eine isolierte perkutane Leitung (40 ) umfasst; einen externen batteriebetriebenen auf einem Mikroprozessor basierenden Stimulations-Impulszug-Generator (10 ) zur Erzeugung ausgewählter elektrischer Stimulations-Impuls-Züge, wobei der externe Impulszug-Generator umfasst: mehrere elektrische Stimulations-Impulszug-Ausgangskanäle, die entsprechend an die mehreren perkutanen Elektrodenleitungen (40 ) angeschlossen sind; eine Eingangseinrichtung (24 ,26 ,28 ) zur Operatorauswahl von Stimulations-Impulszug-Parametern für jeden der Stimulations-Impulszug-Ausgangskanäle unabhängig von den anderen Kanälen, wobei die Stimulations-Impulszug-Parameter wenigstens eine Impulsamplitude und eine Impulsdauer für die Stimulationsimpulse des Stimulations-Impulszuges und ein Zwischen-Impulsintervall zwischen aufeinander folgenden Impulsen des Stimulations-Impulszuges, die eine Impulsfrequenz vorgeben, umfassen; ein visuelles Ausgabedisplay (20 ), welches visuelle Ausgangsdaten einem Operator des Impulszug-Generators vorgibt, wobei die visuellen Ausgangsdaten wenigstens die Stimulations-Impulszug-Parameter für jeden der Stimulations-Impulszug-Ausgangskanäle umfassen; einen nicht-flüchtigen Speicher (66 ,68 ), der Stimulations-Impulszug-Parameter für jeden der mehreren Stimulations-Impulszug-Ausgangskanäle speichert; und ein Impulszug-Erzeugungssystem zur Erzeugung von Stimulations-Impulszug-Signalen mit den ausgewählten Impulszug-Parametern auf jedem der mehreren Stimulations-Impulszug-Ausgangskanäle, so dass Stimulationsimpulse der Impulszug-Signale mit den ausgewählten Stimulations-Impulszug-Parametern zwischen den intramuskulären Elektroden (50 ), die entsprechend an die Stimulations-Impulszug-Ausgangskanäle angeschlossen sind, und einer Referenzelektrode (50 ) verlaufen, dadurch gekennzeichnet, dass die Eingangseinrichtung (24 ,26 ,28 ) einen Erhöhungsschalter (24 ) und einen Erniedrigungsschalter (26 ) umfasst, die verwendet werden, um durch Muster und Stimulationsparameter zu schalten, die auf dem Display (20 ) angezeigt werden, und ferner einen Auswahlschalter (28 ) umfassen, der verwendet wird, um ein bestimmtes angezeigtes Muster oder einen Stimulationsparameter auszuwählen, so dass eine gewünschte Stimulations-Impulszug-Einhüllende für jeden der mehreren Stimulations-Impulszug-Ausgangskanäle ausgewählt werden kann, wobei jede Stimulations-Impulszug-Einhüllende ein Stimulations-Impulszug-Signal-Neigungsparadigma steuert, das wenigstens eine anfängliche Steigungsphase mit einer ersten ausgewählten Dauer, eine Zwischen-Haltephase mit einer zweiten ausgewählten Dauer und eine letztliche Abfallphase mit einer dritten ausgewählten Dauer umfasst, wobei für jeden der mehreren Kanäle, die in dem Stimulations-Impulszug-Signal übertragenen Stimulationsimpulse progressiv in der Ladung während der Steigungsphase anwachsen, eine im wesentlichen konstante Ladung während der Haltephase beibehalten und progressiv in der Ladung während der Abfallphase abnehmen. - Perkutanes, intramuskuläres Stimulationssystem, wie im Anspruch 1 wiedergegeben, wobei der Impulszug-Generator (
10 ) ferner umfasst: einen Datenrekorder (60 ) zur Aufzeichnung von Daten in dem nicht-flüchtigen Speicher (66 ,68 ), die die vorherige Verwendung des Impulszug-Generators (60 ) beschreibt, wobei der Datenrekorder (60 ) an das visuelle Ausgabedisplay (20 ) angeschlossen ist, so dass ein Operator des Impulszug-Generators (10 ) selektiv visuell die von dem Impulszug-Generator (10 ) verwendeten Daten unter Verwendung des visuellen Ausgabedisplays (20 ) anzeigen kann, um die Übereinstimmung mit der vorgeschriebenen Stimulationstherapie sicherzustellen. - Perkutanes, intramuskuläres Stimulationssystem, wie im Anspruch 2 wiedergegeben, wobei der Datenrekorder (
60 ) ferner einen Echtzeit-Takt (70 ) umfasst, um Zeittaktdaten vorzugeben, die mit den von dem Impulszug-Generator (10 ) verwendeten Daten aufgezeichnet werden. - Perkutanes, intramuskuläres Stimulationssystem, wie im Anspruch 1 wiedergegeben, wobei die Ladung der Stimulationsimpulse verändert wird durch Steuerung von wenigstens der Impulsdauer und der Impulsamplitude von jedem der Impulse.
- Perkutanes, intramuskuläres Stimulationssystem, wie im Anspruch 1 wiedergegeben, wobei die Stimulationsimpulse von Konstantstrom-Impulse mit einer kathodischen Phase (QC) und einer anodischen Phase (QA) entgegengesetzter Polarität aber im wesentlichen gleicher Ladung sind.
- Perkutanes, intramuskuläres Stimulationssystem, wie im Anspruch 1 wiedergegeben, wobei der externe Impulsgenerator (
10 ) ferner umfasst: einen Niedrigspannungs-Gleichstrom/Gleichstrom-Wandler (92 ) für den Anschluss an eine Batterie (90 ) zur Umwandlung eines elektrischen Potenziales von der Batterie (90 ) in eine ausgewählte Betriebsspannung für den Impulszug-Generator (10 ); und einen Hochspannungs-Gleichstrom/Gleichstrom-Wandler (94 ), der an den Niedrigspannungs-Wandler (92 ) angeschlossen ist, um den Betriebsspannungsausgang von dem Niedrigspannungs-Wandler (92 ) in eine Stimulationsspannung von wenigstens 30 Volt umzuwandeln, wobei der Hochspannungs-Wandler (94 ) mit einem Ausgang der Stimulationsspannung an das Impulszug-Signalerzeugungssystem angeschlossen ist. - Perkutanes, intramuskuläres Stimulationssystem, wie im Anspruch 6 wiedergegeben, wobei das Impulszug-Signalerzeugungssystem umfasst: eine Konstantstromquelle (
100 ), die mit einem Eingang an den Stimulationsspannungsausgang des Hochspannungswandlers (94 ) und mit einem Ausgang an jeden der Stimulationskanäle angeschlossen ist; und Mittel für die selektive Verbindung der Konstantstromquelle mit jedem der Stimulations-Impulszug-Ausgangskanäle in Übereinstimmung mit Ausgangskanal-Auswahldaten, die von einer Ausgangskanal-Auswahleinrichtung empfangen werden, um die Stimulations-Impulszug-Signale auf jedem der Ausgangskanäle gemäß den gespeicherten Stimulations-Impulszug-Parametern für jeden der mehreren Kanäle zu erzeugen. - Perkutanes, intramuskuläres Stimulationssystem, wie im Anspruch 1 wiedergegeben, wobei der Impulszug-Generator (
10 ) ferner umfasst: einen Schalter (SW) für die augenblickliche Erzeugung eines Stimulations-Impulszug-Signals auf einem der mehreren Ausgangskanäle gemäß ausgewählter Stimulations-Impulszug-Parameter, wenn der Schalter (SW) betätigt ist. - Perkutanes, intramuskuläres Stimulationssystem, wie im Anspruch 1 wiedergegeben, wobei der Impulszug-Generator (
10 ) ferner umfasst: eine Einrichtung (120 ) zur Messung der Impedanz einer jeder der intramuskulären Elektroden (50 ) und von zugeordneten perkutanen Elektrodenleitungen (40 ), wobei die Impedanz-Messeinrichtung (120 ) ein Rückmeldesignal (122 ) an eine zentrale Verarbeitungseinheit (62 ) des Impulszug-Generators (10 ) vorgibt, das Impedanzänderungen in der Elektrode (50 ) und der zugeordneten Elektrodenleitung (40 ) anzeigt. - Perkutanes, intramuskuläres Stimulationssystem, wie im Anspruch 1 wiedergegeben, wobei der nicht-flüchtige Speicher (
66 ,68 ) ferner Stimulationssitzungs-Verzögerungsdaten umfasst, die ein ausgewähltes Zeitintervall anzeigen, nach welchem eine Stimulations-Impulszug-Sitzung in Übereinstimmung mit den gespeicherten Stimulations-Impulszug-Parametern beginnen kann.
Applications Claiming Priority (3)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US8999498A | 1998-06-03 | 1998-06-03 | |
US89994 | 1998-06-03 | ||
PCT/US1999/010221 WO1999062594A1 (en) | 1998-06-03 | 1999-05-10 | Percutaneous intramuscular stimulation system |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE69928748D1 DE69928748D1 (de) | 2006-01-12 |
DE69928748T2 true DE69928748T2 (de) | 2006-06-29 |
Family
ID=22220573
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE69928748T Expired - Fee Related DE69928748T2 (de) | 1998-06-03 | 1999-05-10 | Perkutanes intramuskuläres stimulationssystem |
Country Status (9)
Country | Link |
---|---|
US (3) | US20020077572A1 (de) |
EP (1) | EP0999872B1 (de) |
CN (1) | CN1272798A (de) |
AT (1) | ATE311927T1 (de) |
AU (1) | AU736686B2 (de) |
CA (2) | CA2415986A1 (de) |
DE (1) | DE69928748T2 (de) |
NZ (1) | NZ501422A (de) |
WO (1) | WO1999062594A1 (de) |
Cited By (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US9643022B2 (en) | 2013-06-17 | 2017-05-09 | Nyxoah SA | Flexible control housing for disposable patch |
US9849289B2 (en) | 2009-10-20 | 2017-12-26 | Nyxoah SA | Device and method for snoring detection and control |
US9855032B2 (en) | 2012-07-26 | 2018-01-02 | Nyxoah SA | Transcutaneous power conveyance device |
US9943686B2 (en) | 2009-10-20 | 2018-04-17 | Nyxoah SA | Method and device for treating sleep apnea based on tongue movement |
US10052097B2 (en) | 2012-07-26 | 2018-08-21 | Nyxoah SA | Implant unit delivery tool |
US10751537B2 (en) | 2009-10-20 | 2020-08-25 | Nyxoah SA | Arced implant unit for modulation of nerves |
US10814137B2 (en) | 2012-07-26 | 2020-10-27 | Nyxoah SA | Transcutaneous power conveyance device |
US11253712B2 (en) | 2012-07-26 | 2022-02-22 | Nyxoah SA | Sleep disordered breathing treatment apparatus |
Families Citing this family (129)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US7483748B2 (en) * | 2002-04-26 | 2009-01-27 | Medtronic, Inc. | Programmable waveform pulses for an implantable medical device |
US8467875B2 (en) | 2004-02-12 | 2013-06-18 | Medtronic, Inc. | Stimulation of dorsal genital nerves to treat urologic dysfunctions |
US7120499B2 (en) * | 2004-02-12 | 2006-10-10 | Ndi Medical, Llc | Portable percutaneous assemblies, systems and methods for providing highly selective functional or therapeutic neuromuscular stimulation |
US8086318B2 (en) * | 2004-02-12 | 2011-12-27 | Ndi Medical, Llc | Portable assemblies, systems, and methods for providing functional or therapeutic neurostimulation |
US20080161874A1 (en) * | 2004-02-12 | 2008-07-03 | Ndi Medical, Inc. | Systems and methods for a trial stage and/or long-term treatment of disorders of the body using neurostimulation |
AU2005214041B2 (en) * | 2004-02-12 | 2011-08-25 | Spr Therapeutics, Inc. | Portable assemblies, systems and methods for providing functional or therapeutic neuromuscular stimulation |
US9533164B2 (en) | 2004-04-12 | 2017-01-03 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Method for providing multiple voltage levels during pulse generation and implantable pulse generating employing the same |
WO2005099813A1 (en) | 2004-04-12 | 2005-10-27 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Active discharge systems and methods |
US7751879B2 (en) | 2004-04-12 | 2010-07-06 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Fractional voltage converter |
US9205255B2 (en) | 2004-06-10 | 2015-12-08 | Medtronic Urinary Solutions, Inc. | Implantable pulse generator systems and methods for providing functional and/or therapeutic stimulation of muscles and/or nerves and/or central nervous system tissue |
WO2006022993A2 (en) | 2004-06-10 | 2006-03-02 | Ndi Medical, Llc | Implantable generator for muscle and nerve stimulation |
US7761167B2 (en) | 2004-06-10 | 2010-07-20 | Medtronic Urinary Solutions, Inc. | Systems and methods for clinician control of stimulation systems |
US9308382B2 (en) | 2004-06-10 | 2016-04-12 | Medtronic Urinary Solutions, Inc. | Implantable pulse generator systems and methods for providing functional and/or therapeutic stimulation of muscles and/or nerves and/or central nervous system tissue |
US8195304B2 (en) | 2004-06-10 | 2012-06-05 | Medtronic Urinary Solutions, Inc. | Implantable systems and methods for acquisition and processing of electrical signals |
US8165692B2 (en) | 2004-06-10 | 2012-04-24 | Medtronic Urinary Solutions, Inc. | Implantable pulse generator power management |
EP1686692A3 (de) | 2005-01-31 | 2006-08-09 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Pulsgenerator mit einem effizienten fraktionalen Konverter und Verfahren zu dessen Verwendung |
US7406351B2 (en) | 2005-04-28 | 2008-07-29 | Medtronic, Inc. | Activity sensing for stimulator control |
US8108049B2 (en) * | 2005-04-30 | 2012-01-31 | Medtronic, Inc. | Impedance-based stimulation adjustment |
US9480846B2 (en) | 2006-05-17 | 2016-11-01 | Medtronic Urinary Solutions, Inc. | Systems and methods for patient control of stimulation systems |
US11679262B2 (en) | 2007-03-09 | 2023-06-20 | Mainstay Medical Limited | Systems and methods for restoring muscle function to the lumbar spine |
US10925637B2 (en) | 2010-03-11 | 2021-02-23 | Mainstay Medical Limited | Methods of implanting electrode leads for use with implantable neuromuscular electrical stimulator |
US9248278B2 (en) | 2010-03-11 | 2016-02-02 | Mainstay Medical Limited | Modular stimulator for treatment of back pain, implantable RF ablation system and methods of use |
US11679261B2 (en) | 2007-03-09 | 2023-06-20 | Mainstay Medical Limited | Systems and methods for enhancing function of spine stabilization muscles associated with a spine surgery intervention |
US9072897B2 (en) | 2007-03-09 | 2015-07-07 | Mainstay Medical Limited | Systems and methods for restoring muscle function to the lumbar spine |
US11331488B2 (en) | 2007-03-09 | 2022-05-17 | Mainstay Medical Limited | Systems and methods for enhancing function of spine stabilization muscles associated with a spine surgery intervention |
ES2896950T3 (es) | 2007-03-09 | 2022-02-28 | Mainstay Medical Ltd | Estimulador musculador |
US8740978B2 (en) * | 2007-08-27 | 2014-06-03 | Amo Regional Holdings | Intraocular lens having extended depth of focus |
US8974526B2 (en) | 2007-08-27 | 2015-03-10 | Amo Groningen B.V. | Multizonal lens with extended depth of focus |
US20090062911A1 (en) * | 2007-08-27 | 2009-03-05 | Amo Groningen Bv | Multizonal lens with extended depth of focus |
US8747466B2 (en) * | 2007-08-27 | 2014-06-10 | Amo Groningen, B.V. | Intraocular lens having extended depth of focus |
US9216080B2 (en) * | 2007-08-27 | 2015-12-22 | Amo Groningen B.V. | Toric lens with decreased sensitivity to cylinder power and rotation and method of using the same |
JP2008100105A (ja) * | 2007-12-26 | 2008-05-01 | Ndi Medical Llc | 機能的または治療的神経筋刺激を提供するための携帯式アセンブリ、システムおよび方法 |
ATE523810T1 (de) | 2008-02-15 | 2011-09-15 | Amo Regional Holdings | System, brillenglas und verfahren zur erweiterung der fokustiefe |
US8439498B2 (en) | 2008-02-21 | 2013-05-14 | Abbott Medical Optics Inc. | Toric intraocular lens with modified power characteristics |
US8231219B2 (en) * | 2008-04-24 | 2012-07-31 | Amo Groningen B.V. | Diffractive lens exhibiting enhanced optical performance |
CN101564573B (zh) * | 2008-04-24 | 2012-04-18 | 李春兰 | 一种调理人体机能的仿生物电仪器及方法 |
US7871162B2 (en) * | 2008-04-24 | 2011-01-18 | Amo Groningen B.V. | Diffractive multifocal lens having radially varying light distribution |
US8862447B2 (en) | 2010-04-30 | 2014-10-14 | Amo Groningen B.V. | Apparatus, system and method for predictive modeling to design, evaluate and optimize ophthalmic lenses |
WO2010014259A1 (en) * | 2008-08-01 | 2010-02-04 | Ndi Medical, Llc | Portable assemblies, systems, and methods for providing functional or therapeutic neurostimulation |
US20110106076A1 (en) * | 2009-11-04 | 2011-05-05 | Gregorio Hernandez Zendejas | Myoablation system |
CN102892380B (zh) * | 2009-12-18 | 2016-10-19 | Amo格罗宁根私人有限公司 | 单微结构镜片、系统和方法 |
US11684774B2 (en) | 2010-03-11 | 2023-06-27 | Mainstay Medical Limited | Electrical stimulator for treatment of back pain and methods of use |
US11786725B2 (en) | 2012-06-13 | 2023-10-17 | Mainstay Medical Limited | Systems and methods for restoring muscle function to the lumbar spine and kits for implanting the same |
US9999763B2 (en) | 2012-06-13 | 2018-06-19 | Mainstay Medical Limited | Apparatus and methods for anchoring electrode leads adjacent to nervous tissue |
US9950159B2 (en) | 2013-10-23 | 2018-04-24 | Mainstay Medical Limited | Systems and methods for restoring muscle function to the lumbar spine and kits for implanting the same |
EP2646872A1 (de) | 2010-12-01 | 2013-10-09 | AMO Groningen B.V. | Multifokale linse mit optischer leistungsverstärkungsprogression sowie system und herstellungsverfahren dafür |
US9931200B2 (en) | 2010-12-17 | 2018-04-03 | Amo Groningen B.V. | Ophthalmic devices, systems, and methods for optimizing peripheral vision |
US8894204B2 (en) | 2010-12-17 | 2014-11-25 | Abbott Medical Optics Inc. | Ophthalmic lens, systems and methods having at least one rotationally asymmetric diffractive structure |
US9166321B2 (en) | 2011-03-22 | 2015-10-20 | Greatbatch Ltd. | Thin profile stacked layer contact |
US8874219B2 (en) | 2011-04-07 | 2014-10-28 | Greatbatch, Ltd. | Arbitrary waveform generator and neural stimulation application |
US8996115B2 (en) | 2011-04-07 | 2015-03-31 | Greatbatch, Ltd. | Charge balancing for arbitrary waveform generator and neural stimulation application |
US8996117B2 (en) | 2011-04-07 | 2015-03-31 | Greatbatch, Ltd. | Arbitrary waveform generator and neural stimulation application with scalable waveform feature |
US9656076B2 (en) | 2011-04-07 | 2017-05-23 | Nuvectra Corporation | Arbitrary waveform generator and neural stimulation application with scalable waveform feature and charge balancing |
US8983621B2 (en) | 2011-06-28 | 2015-03-17 | Institute Of Automation, Chinese Academy Of Sciences | Functional electrical stimulation system |
US8755903B2 (en) * | 2011-06-28 | 2014-06-17 | Institute Of Automation, Chinese Academy Of Sciences | System of functional electrical stimulation |
US8662684B2 (en) | 2011-11-30 | 2014-03-04 | Izi Medical Products | Radiopaque core |
US8661573B2 (en) | 2012-02-29 | 2014-03-04 | Izi Medical Products | Protective cover for medical device having adhesive mechanism |
AU2013231842A1 (en) | 2012-03-15 | 2014-10-02 | SPR Therapeutics, LLC. | Systems and methods related to the treatment of back pain |
US10195419B2 (en) | 2012-06-13 | 2019-02-05 | Mainstay Medical Limited | Electrode leads for use with implantable neuromuscular electrical stimulator |
US9186501B2 (en) | 2012-06-13 | 2015-11-17 | Mainstay Medical Limited | Systems and methods for implanting electrode leads for use with implantable neuromuscular electrical stimulator |
DE102012025079B4 (de) * | 2012-08-31 | 2016-09-08 | NorthCo Ventures GmbH & Co. KG | Vorrichtung und Verfahren zur Behandlung von biologischem Gewebe mit einem Niederdruckplasma |
KR20150050588A (ko) | 2012-08-31 | 2015-05-08 | 에이엠오 그로닌겐 비.브이. | 연장된 초점 심도를 위한 멀티-링 렌즈, 시스템 및 방법 |
US9782587B2 (en) | 2012-10-01 | 2017-10-10 | Nuvectra Corporation | Digital control for pulse generators |
CA2877203A1 (en) | 2012-12-04 | 2014-06-12 | Amo Groningen B.V. | Lenses, systems and methods for providing binocular customized treatments to correct presbyopia |
CN103156642B (zh) * | 2013-02-05 | 2015-09-09 | 广州曼翔医疗器械有限公司 | 一种彩超穿刺双引导系统 |
AU2014228357B2 (en) | 2013-03-11 | 2018-08-23 | Johnson & Johnson Surgical Vision, Inc. | Intraocular lens that matches an image surface to a retinal shape, and method of designing same |
US8870798B2 (en) * | 2013-03-14 | 2014-10-28 | CyMedica, Inc. | Systems and methods for treating human joints |
CN103212157B (zh) * | 2013-04-25 | 2016-01-06 | 中国科学院重庆绿色智能技术研究院 | 双极性通用神经电刺激仪 |
EA032658B1 (ru) | 2013-07-15 | 2019-06-28 | Вр Электроникс Лимитид | Способ интерактивной физиологической синхронизации пользователя с виртуальной средой |
US11539352B2 (en) | 2013-11-14 | 2022-12-27 | Eagle Harbor Technologies, Inc. | Transformer resonant converter |
US10978955B2 (en) | 2014-02-28 | 2021-04-13 | Eagle Harbor Technologies, Inc. | Nanosecond pulser bias compensation |
US10892140B2 (en) | 2018-07-27 | 2021-01-12 | Eagle Harbor Technologies, Inc. | Nanosecond pulser bias compensation |
EP4210223A1 (de) | 2013-11-14 | 2023-07-12 | Eagle Harbor Technologies, Inc. | Hochspannungs-nanosekunden-impulsgeber |
US10020800B2 (en) | 2013-11-14 | 2018-07-10 | Eagle Harbor Technologies, Inc. | High voltage nanosecond pulser with variable pulse width and pulse repetition frequency |
WO2015095233A1 (en) * | 2013-12-19 | 2015-06-25 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Methods and systems for employing a duty cycle in electrical stimulation of patient tissue |
US10483089B2 (en) | 2014-02-28 | 2019-11-19 | Eagle Harbor Technologies, Inc. | High voltage resistive output stage circuit |
WO2016038470A2 (en) | 2014-03-10 | 2016-03-17 | Amo Groningen B.V. | Dual-optic intraocular lens that improves overall vision where there is a local loss of retinal function |
WO2015177651A1 (en) | 2014-04-21 | 2015-11-26 | Amo Groningen B.V. | Ophthalmic devices, system and methods that improve peripheral vision |
CN111722673A (zh) * | 2014-08-06 | 2020-09-29 | 虚拟现实电子工业有限公司 | 用于用户与虚拟环境的同步的方法及可佩戴装置 |
EP3180072B1 (de) | 2014-08-15 | 2018-11-28 | Axonics Modulation Technologies Inc. | Positionierung einer elektromyografischen elektrode und stimulationstitrierung in einem nervenstimulierungssystem zur behandlung von hyperaktiver blase |
EP3180073B1 (de) | 2014-08-15 | 2020-03-11 | Axonics Modulation Technologies, Inc. | System für nervenstimulationselektrodenkonfigurationen je nach nervenlokalisierung |
WO2016025915A1 (en) | 2014-08-15 | 2016-02-18 | Axonics Modulation Technologies, Inc. | Integrated electromyographic clinician programmer for use with an implantable neurostimulator |
US10471268B2 (en) | 2014-10-16 | 2019-11-12 | Mainstay Medical Limited | Systems and methods for monitoring muscle rehabilitation |
JP6442069B2 (ja) * | 2015-02-20 | 2018-12-19 | シナジア メディカルSynergia Medical | 光起電式電気刺激装置 |
CN104740766B (zh) * | 2015-04-02 | 2017-12-05 | 北京泓润维斯科技有限公司 | 耳部佩戴经颅微电流刺激器 |
JP2016202690A (ja) * | 2015-04-24 | 2016-12-08 | 株式会社 Mtg | 筋肉電気刺激装置 |
CN105311749B (zh) * | 2015-05-11 | 2018-03-09 | 南京神桥医疗器械有限公司 | 一种植入式电刺激肢体运动功能的调控装置 |
CN106466177B (zh) * | 2015-08-17 | 2023-11-17 | 浙江诺尔康神经电子科技股份有限公司 | 一种包含脉宽调整的人工耳蜗神经遥测系统 |
CN105327450B (zh) * | 2015-12-01 | 2017-09-29 | 杭州承诺医疗科技有限公司 | 一种植入式骶神经刺激器 |
CA3013856A1 (en) | 2016-02-09 | 2017-08-17 | Amo Groningen B.V. | Progressive power intraocular lens, and methods of use and manufacture |
CA3017293A1 (en) | 2016-03-11 | 2017-09-14 | Amo Groningen B.V. | Intraocular lenses that improve peripheral vision |
EP3432768B1 (de) | 2016-03-23 | 2020-04-29 | Johnson & Johnson Surgical Vision, Inc. | Leistungsrechner für eine ophthalmische vorrichtung mit korrekturmeridianen mit erweiterter toleranz oder erweitertem betriebsband |
WO2017165660A1 (en) | 2016-03-23 | 2017-09-28 | Abbott Medical Optics Inc. | Ophthalmic apparatus with corrective meridians having extended tolerance band |
AU2017252020B2 (en) | 2016-04-19 | 2021-11-11 | Amo Groningen B.V. | Ophthalmic devices, system and methods that improve peripheral vision |
CN106075723B (zh) * | 2016-06-06 | 2018-12-28 | 清华大学 | 一种植入-贴附式电刺激装置 |
US11430635B2 (en) | 2018-07-27 | 2022-08-30 | Eagle Harbor Technologies, Inc. | Precise plasma control system |
US10903047B2 (en) | 2018-07-27 | 2021-01-26 | Eagle Harbor Technologies, Inc. | Precise plasma control system |
US10304661B2 (en) | 2017-08-25 | 2019-05-28 | Eagle Harbor Technologies, Inc. | Arbitarary waveform generation using nanosecond pulses |
US11004660B2 (en) | 2018-11-30 | 2021-05-11 | Eagle Harbor Technologies, Inc. | Variable output impedance RF generator |
US10327810B2 (en) | 2016-07-05 | 2019-06-25 | Mainstay Medical Limited | Systems and methods for enhanced implantation of electrode leads between tissue layers |
WO2018078439A2 (en) | 2016-10-25 | 2018-05-03 | Amo Groningen B.V. | Realistic eye models to design and evaluate intraocular lenses for a large field of view |
CN106512211B (zh) * | 2016-12-13 | 2019-06-18 | 中南大学湘雅三医院 | 无线通信的机电一体化植入式医疗系统及其无线通信方法 |
WO2018148182A1 (en) | 2017-02-07 | 2018-08-16 | Eagle Harbor Technologies, Inc. | Transformer resonant converter |
WO2018167302A1 (en) | 2017-03-17 | 2018-09-20 | Amo Groningen B.V. | Diffractive intraocular lenses for extended range of vision |
US10739227B2 (en) | 2017-03-23 | 2020-08-11 | Johnson & Johnson Surgical Vision, Inc. | Methods and systems for measuring image quality |
CN107224670A (zh) * | 2017-06-08 | 2017-10-03 | 燕铁斌 | 一种低频脉冲电刺激参数调节工作站和控制方法 |
CN107297022A (zh) * | 2017-06-20 | 2017-10-27 | 深圳市博昊电子有限公司 | 一种异极电区域构建系统、方法以及异极电区域桥接系统 |
US11523897B2 (en) | 2017-06-23 | 2022-12-13 | Amo Groningen B.V. | Intraocular lenses for presbyopia treatment |
CA3067116A1 (en) | 2017-06-28 | 2019-01-03 | Amo Groningen B.V. | Diffractive lenses and related intraocular lenses for presbyopia treatment |
EP3639084A1 (de) | 2017-06-28 | 2020-04-22 | Amo Groningen B.V. | Erweiterte reichweite und verwandte intraokularlinsen zur behandlung von presbyopie |
US11327210B2 (en) | 2017-06-30 | 2022-05-10 | Amo Groningen B.V. | Non-repeating echelettes and related intraocular lenses for presbyopia treatment |
EP3658226A4 (de) * | 2017-07-28 | 2021-03-24 | Cymedica Orthopedics, Inc. | Patiententherapiesysteme und -verfahren |
CA3082053A1 (en) | 2017-11-30 | 2019-06-06 | Amo Groningen B.V. | Intraocular lenses that improve post-surgical spectacle independent and methods of manufacturing thereof |
US11222767B2 (en) | 2018-07-27 | 2022-01-11 | Eagle Harbor Technologies, Inc. | Nanosecond pulser bias compensation |
US11302518B2 (en) | 2018-07-27 | 2022-04-12 | Eagle Harbor Technologies, Inc. | Efficient energy recovery in a nanosecond pulser circuit |
US11532457B2 (en) | 2018-07-27 | 2022-12-20 | Eagle Harbor Technologies, Inc. | Precise plasma control system |
US10607814B2 (en) | 2018-08-10 | 2020-03-31 | Eagle Harbor Technologies, Inc. | High voltage switch with isolated power |
KR20230025034A (ko) | 2018-08-10 | 2023-02-21 | 이글 하버 테크놀로지스, 인코포레이티드 | RF 플라즈마 반응기용 플라즈마 시스(sheath) 제어 |
TW202308306A (zh) | 2019-01-08 | 2023-02-16 | 美商鷹港科技股份有限公司 | 產生高壓脈波之方法 |
US11439829B2 (en) | 2019-05-24 | 2022-09-13 | Axonics, Inc. | Clinician programmer methods and systems for maintaining target operating temperatures |
WO2020242900A1 (en) | 2019-05-24 | 2020-12-03 | Axonics Modulation Technologies, Inc. | Trainer device for a neurostimulator programmer and associated methods of use with a neurostimulation system |
TWI778449B (zh) | 2019-11-15 | 2022-09-21 | 美商鷹港科技股份有限公司 | 高電壓脈衝電路 |
KR20230150396A (ko) | 2019-12-24 | 2023-10-30 | 이글 하버 테크놀로지스, 인코포레이티드 | 플라즈마 시스템을 위한 나노초 펄서 rf 절연 |
CN115380239A (zh) | 2019-12-30 | 2022-11-22 | 阿莫格罗宁根私营有限公司 | 用于视力治疗的具有不规则宽度的衍射轮廓的镜片 |
US11886046B2 (en) | 2019-12-30 | 2024-01-30 | Amo Groningen B.V. | Multi-region refractive lenses for vision treatment |
CN111292827A (zh) * | 2020-01-16 | 2020-06-16 | 北京安体倍力健康科技有限公司 | 电子设备、穿戴设备、健身系统和计算机可读介质 |
CN111276934B (zh) * | 2020-02-27 | 2022-03-01 | 深圳讯丰通医疗股份有限公司 | 一种电刺激保护装置 |
CN113426011A (zh) * | 2021-06-23 | 2021-09-24 | 上海沃克森医疗科技有限公司 | 一种经皮植入电极 |
CN116943032B (zh) * | 2023-09-20 | 2024-01-09 | 江西省精一医疗科技有限公司 | 电刺激生成装置、方法、电子设备及存储介质 |
Family Cites Families (43)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4026301A (en) * | 1975-04-21 | 1977-05-31 | Medtronic, Inc. | Apparatus and method for optimum electrode placement in the treatment of disease syndromes such as spinal curvature |
US4326534A (en) * | 1979-06-21 | 1982-04-27 | Jens Axelgaard | Transcutaneous electrical muscle stimulation for treatment of scoliosis and other spinal deformities |
US4408609A (en) * | 1980-04-01 | 1983-10-11 | Professional Staff Association Of The Rancho Los Amigos Hospital, Inc. | Electrical muscle stimulation for treatment of scoliosis and other spinal deformities |
US4459989A (en) * | 1981-06-30 | 1984-07-17 | Neuromed, Inc. | Non-invasive multiprogrammable tissue stimulator and methods for use |
US4793353A (en) * | 1981-06-30 | 1988-12-27 | Borkan William N | Non-invasive multiprogrammable tissue stimulator and method |
AU1573183A (en) * | 1982-06-18 | 1983-12-22 | Biostim Inc. | Biological electrical stimulators |
US4528984A (en) * | 1983-04-25 | 1985-07-16 | Empi, Inc. | Autoprogrammable functional electrical stimulation apparatus and method |
US4595010A (en) * | 1984-03-12 | 1986-06-17 | Bio-Research Associates, Inc. | Electrical muscle stimulator |
US4693254A (en) * | 1984-06-05 | 1987-09-15 | Codman & Shurtleff, Inc. | Transcutaneous nerve stimulation device using a common controller for pulse production and parameter display |
US4622973A (en) * | 1984-06-15 | 1986-11-18 | Empi, Inc. | Programmable functional electrical stimulation system |
US4688574A (en) * | 1985-06-17 | 1987-08-25 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Electrical stimulator for biological tissue having mode control |
US4690145A (en) * | 1985-06-17 | 1987-09-01 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Output limited electrical stimulator for biological tissue |
US4690146A (en) * | 1985-06-17 | 1987-09-01 | Chattanooga Corporation | Neuromuscular stimulating apparatus |
US4699143A (en) * | 1985-06-17 | 1987-10-13 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Electrical simulator for biological tissue having remote control |
US5167229A (en) | 1986-03-24 | 1992-12-01 | Case Western Reserve University | Functional neuromuscular stimulation system |
US4998532A (en) * | 1986-05-23 | 1991-03-12 | Lti Biomedical, Inc. | Portable electro-therapy system |
US4769881A (en) * | 1986-09-02 | 1988-09-13 | Pedigo Irby R | High precision tens apparatus and method of use |
US4799487A (en) * | 1987-05-11 | 1989-01-24 | Bleicher Joel N | Reanimation device and method for treating the paralyzed face |
US4841973A (en) * | 1987-09-21 | 1989-06-27 | Stecker Harold D | Electrical stimulators |
US4926865A (en) * | 1987-10-01 | 1990-05-22 | Oman Paul S | Microcomputer-based nerve and muscle stimulator |
US4899750A (en) * | 1988-04-19 | 1990-02-13 | Siemens-Pacesetter, Inc. | Lead impedance scanning system for pacemakers |
GB2223949B (en) * | 1988-09-08 | 1992-07-08 | Orthomedic Electronics Limited | Apparatus for functional electrical stimulation |
US5041974A (en) * | 1988-10-26 | 1991-08-20 | Walker Judith B | Multichannel stimulator for tuned stimulation |
ATE113852T1 (de) * | 1988-11-21 | 1994-11-15 | Josef Constantin Szeles | Punktual-stimulations-nadel und punktual- stimulations-therapiegerät. |
US5092329A (en) * | 1989-04-07 | 1992-03-03 | Sigmedics, Inc. | Microprocessor-controlled multiplexed functional electrical stimulator for surface stimulation in paralyzed patients with safety enhancements |
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 |
US5063929A (en) * | 1989-08-25 | 1991-11-12 | Staodyn, Inc. | Electronic stimulating device having timed treatment of varying intensity and method therefor |
US5048522A (en) * | 1990-04-13 | 1991-09-17 | Therapeutic Technologies, Inc. | Power muscle stimulator |
ES2111557T3 (es) * | 1990-05-26 | 1998-03-16 | Med El Medical Electronics Ele | Dispositivo de estimulacion electrica neuromuscular. |
US5133354A (en) * | 1990-11-08 | 1992-07-28 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for improving muscle tone |
WO1993009843A1 (de) * | 1991-11-15 | 1993-05-27 | Schoendorf Erhard | Elektrotherapie-gerät |
US5350414A (en) * | 1991-12-10 | 1994-09-27 | Electro Science Technologies, Inc. | Local application microprocessor based nerve and muscle stimulator |
US5233986A (en) * | 1992-04-10 | 1993-08-10 | Random Technologies, Inc. | Time domain reflectometer-integrity testing system and method for medical device electrode |
GB9211085D0 (en) * | 1992-05-23 | 1992-07-08 | Tippey Keith E | Electrical stimulation |
US5300096A (en) * | 1992-06-03 | 1994-04-05 | Hall H Eugene | Electromyographic treatment device |
US5514165A (en) * | 1993-12-23 | 1996-05-07 | Jace Systems, Inc. | Combined high voltage pulsed current and neuromuscular stimulation electrotherapy device |
US5507788A (en) * | 1994-08-11 | 1996-04-16 | The Regents Of The University Of California | Method and apparatus for controlling skeletal muscle fatigue during electrical stimulation |
US5604976A (en) * | 1994-10-18 | 1997-02-25 | Pi Medical Corporation | Method of making percutaneous connector for multi-conductor electrical cables |
US5755745A (en) * | 1995-09-29 | 1998-05-26 | International Rehabilitative Sciences, Inc. | Portable muscle stimulator with removable data storage card |
US6609031B1 (en) * | 1996-06-07 | 2003-08-19 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Multiprogrammable tissue stimulator and method |
US5800458A (en) * | 1996-09-30 | 1998-09-01 | Rehabilicare, Inc. | Compliance monitor for monitoring applied electrical stimulation |
US5861017A (en) * | 1997-06-06 | 1999-01-19 | Shriners Hospitals For Children | Portable functional electrical stimulation (FES) system for upper or lower extremity applications |
-
1999
- 1999-05-10 AU AU37920/99A patent/AU736686B2/en not_active Ceased
- 1999-05-10 DE DE69928748T patent/DE69928748T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1999-05-10 NZ NZ501422A patent/NZ501422A/xx unknown
- 1999-05-10 CA CA002415986A patent/CA2415986A1/en not_active Abandoned
- 1999-05-10 CN CN99800901A patent/CN1272798A/zh active Pending
- 1999-05-10 CA CA002292526A patent/CA2292526A1/en not_active Withdrawn
- 1999-05-10 AT AT99920422T patent/ATE311927T1/de not_active IP Right Cessation
- 1999-05-10 EP EP99920422A patent/EP0999872B1/de not_active Expired - Lifetime
- 1999-05-10 WO PCT/US1999/010221 patent/WO1999062594A1/en active IP Right Grant
-
2001
- 2001-05-21 US US09/862,156 patent/US20020077572A1/en not_active Abandoned
-
2005
- 2005-09-16 US US11/228,084 patent/US20060009816A1/en not_active Abandoned
-
2007
- 2007-12-18 US US12/002,633 patent/US20080177351A1/en not_active Abandoned
Cited By (19)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US10716940B2 (en) | 2009-10-20 | 2020-07-21 | Nyxoah SA | Implant unit for modulation of small diameter nerves |
US11857791B2 (en) | 2009-10-20 | 2024-01-02 | Nyxoah SA | Arced implant unit for modulation of nerves |
US10751537B2 (en) | 2009-10-20 | 2020-08-25 | Nyxoah SA | Arced implant unit for modulation of nerves |
US9943686B2 (en) | 2009-10-20 | 2018-04-17 | Nyxoah SA | Method and device for treating sleep apnea based on tongue movement |
US9950166B2 (en) | 2009-10-20 | 2018-04-24 | Nyxoah SA | Acred implant unit for modulation of nerves |
US9849289B2 (en) | 2009-10-20 | 2017-12-26 | Nyxoah SA | Device and method for snoring detection and control |
US11273307B2 (en) | 2009-10-20 | 2022-03-15 | Nyxoah SA | Method and device for treating sleep apnea |
US10898717B2 (en) | 2009-10-20 | 2021-01-26 | Nyxoah SA | Device and method for snoring detection and control |
US10052097B2 (en) | 2012-07-26 | 2018-08-21 | Nyxoah SA | Implant unit delivery tool |
US9855032B2 (en) | 2012-07-26 | 2018-01-02 | Nyxoah SA | Transcutaneous power conveyance device |
US10716560B2 (en) | 2012-07-26 | 2020-07-21 | Nyxoah SA | Implant unit delivery tool |
US10814137B2 (en) | 2012-07-26 | 2020-10-27 | Nyxoah SA | Transcutaneous power conveyance device |
US10918376B2 (en) | 2012-07-26 | 2021-02-16 | Nyxoah SA | Therapy protocol activation triggered based on initial coupling |
US11253712B2 (en) | 2012-07-26 | 2022-02-22 | Nyxoah SA | Sleep disordered breathing treatment apparatus |
US11730469B2 (en) | 2012-07-26 | 2023-08-22 | Nyxoah SA | Implant unit delivery tool |
US10512782B2 (en) | 2013-06-17 | 2019-12-24 | Nyxoah SA | Remote monitoring and updating of a medical device control unit |
US11298549B2 (en) | 2013-06-17 | 2022-04-12 | Nyxoah SA | Control housing for disposable patch |
US11642534B2 (en) | 2013-06-17 | 2023-05-09 | Nyxoah SA | Programmable external control unit |
US9643022B2 (en) | 2013-06-17 | 2017-05-09 | Nyxoah SA | Flexible control housing for disposable patch |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US20060009816A1 (en) | 2006-01-12 |
WO1999062594A1 (en) | 1999-12-09 |
AU3792099A (en) | 1999-12-20 |
CN1272798A (zh) | 2000-11-08 |
EP0999872A1 (de) | 2000-05-17 |
ATE311927T1 (de) | 2005-12-15 |
AU736686B2 (en) | 2001-08-02 |
US20080177351A1 (en) | 2008-07-24 |
DE69928748D1 (de) | 2006-01-12 |
EP0999872B1 (de) | 2005-12-07 |
CA2292526A1 (en) | 1999-12-09 |
US20020077572A1 (en) | 2002-06-20 |
CA2415986A1 (en) | 1999-12-09 |
NZ501422A (en) | 2003-01-31 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE69928748T2 (de) | Perkutanes intramuskuläres stimulationssystem | |
DE60116784T2 (de) | Patientengesteuertes therapiemanagement | |
DE69829153T2 (de) | Vorrichtung zur elektrischen Reizung des Verdauungstrakts | |
EP3183033B1 (de) | Vorrichtung zur effektiven nicht-invasiven neurostimulation mittels variierender reizsequenzen | |
DE60111388T2 (de) | Vorrichtung zur behandlung von vaskulären und orthopädischen krankheiten mittels abgabe von elektrischen impulsen auf die haut zur modulierung des neurovegetativen systems | |
DE60121194T2 (de) | System zur veränderung von therapieparametern | |
DE102015017269B3 (de) | Elektronisches Stimulationssystem und Vorrichtung davon für Spinalganglion | |
DE19824504C2 (de) | Vorrichtung zur Stimulation eines Körperteils | |
DE102007003799A1 (de) | Implantat zur Stimulation von Nervenzellen | |
EP1022034A1 (de) | Verfahren und Vorrichtung zur Stimulation von Muskeln oder Nervengewebe | |
DE3207050A1 (de) | Medizinisches geraet fuer die physikalische therapie, insbesondere elektromedizinisches reizstromgeraet | |
AT409932B (de) | Magnetfeldgenerator für eine spule zur behandlung von menschlichem, tierischem oder pflanzlichem gewebe | |
EP0203336B1 (de) | Reizstromgerät sowie Verfahren zur Behandlung des menschlichen und tierischen Körpers mit Reizströmen | |
DE3937234A1 (de) | Einrichtung zur elektroanaesthesie von zaehnen | |
EP2266660B1 (de) | Elektrostimulationsgerät für mehrere Benutzer | |
AT505042B1 (de) | System zur elektrostimulation | |
WO1999059674A1 (de) | Magnetstimulationsgerät | |
DE19901872B4 (de) | Vorrichtung zum Erzeugen von elektrischen Impulssignalen zur Stimulation von Muskeln oder Nervengewebe | |
DE202015105062U1 (de) | Gerät zur transkutanen elektrischen Stimulation von Muskeln und/oder Nerven am menschlichen Körper | |
DE19801351B4 (de) | Niedrigfrequenztherapievorrichtung | |
DE4217997A1 (de) | Reizstromgerät | |
DE19702406A1 (de) | EMG-gesteuerter Muskelstimulator | |
DE202005018299U1 (de) | Vorrichtung zum Erstellen von Dermatogrammen | |
DE19512347A1 (de) | Stimulationsgerät | |
DE10109477A1 (de) | Kontakt mit einer Formgedächtnis-Verbindung für eine implantierbare medizinische Vorrichtung |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
8364 | No opposition during term of opposition | ||
8339 | Ceased/non-payment of the annual fee |