DE2720011C2 - Implantierbarer elektrischer Stimulator für lebendes Gewebe - Google Patents
Implantierbarer elektrischer Stimulator für lebendes GewebeInfo
- Publication number
- DE2720011C2 DE2720011C2 DE2720011A DE2720011A DE2720011C2 DE 2720011 C2 DE2720011 C2 DE 2720011C2 DE 2720011 A DE2720011 A DE 2720011A DE 2720011 A DE2720011 A DE 2720011A DE 2720011 C2 DE2720011 C2 DE 2720011C2
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- container
- metal
- pacemaker
- stimulator according
- metal layer
- 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
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
- A61N1/378—Electrical supply
- A61N1/3787—Electrical supply from an external energy source
-
- 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
- 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
- A61N1/37512—Pacemakers
Description
Die Erfindung betrifft einen implantierbaren elektrischen Stimulator für lebendes Gewebe mit einem hermetisch
dichten Metallgehäuse und mit einer wiederaufladbaren Stromquelle, einer von der Stromquelle gespeisten
Impulsgeneratorsehaltung zum Erzeugen von Stimulationsimpulsen sowie einer Ladeschaltung für die
Stromquelle mit einer Spule, die aus einem externen magnetischen Wechselfeld Energie aufnimmt.
Bei implantierbaren elektrischen Stimulatoren muß verhindert werden, daß die salzhaltige und daher elektrisch
leitende Körperflüssigkeit in Berührung mit elektrischen Bauteilen des Stimulators kommt, da Korrosion
sowie elektrische Fehlfunktionen, insbesondere Kurzschluß, die Folge wären. Man sieht daher ein hermetisch
dichtes Metallgehäuse vor, in welchem die empfindlichen Bauteile des Stimulators eingeschlossen sind (US-PS
38 67 950; ältere deutsche Patentanmeldung P 27 03 628.8-33). Der Metallbehälter besteht hierbei
aus einem bio-kompatiblen Metall mit einer Dicke in der Größenordnung von 0,25 mm. Es hat sich nun gezeigt,
daß lediglich ein kleiner Teil der durch das äußere magnetische Wechselfeld im Schrittmacher induzierten
ίο Energie tatsächlich in nutzbare, die Batterie aufladende
Energie umgewandelt wird. Ein großer Teil der induzierten
Energie wird in der Wandung des hermetischen Metallbehälters in Wärm ϊ umgewandelt Dies hat zum
sinen eine unerwünschte Temperaturerhöhung des Metallbehälters
zur Folge, was zu einem Unbehagen bei dem Patienten und ggf. zur Zerstörung von Körpergewebe
führen kann. Zum anderen reduziert der zur Erwärmung des Metallbehälters führende Teil der induzierten
Energie den zur Batterieaufladung führenden übrigen Teil der induzierten Energie.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, einen elektrischen Stimulator eingangs genannter Art zu
schaffen, dessen Gehäuse durch ein externes magnetisches Wechselfeld weniger erwärmt wird und bei dem
die durch das externe magnetische Wechselfeld zugeführte Energie mit einem höheren Wirkungsgrad für die
elektrische Stimulation nutzbar gemacht wird.
Diese Aufgabe wird dadurch gelöst, daß das Metallgehäuse aus einer Metallschicht besteht, bei der der
Quotient aus Schiciüdicke Γ und spezifischem elektrischem
Widerstand ρ kleiner als 0, 000076 μΏ-' ist Aufgrund
dieses hohen spezifischen elektrischen Widerstands in Verbindung mit der geringen Schichtdicke ergibt
sich eine wesentliche Reduzierung der in der Behälterwand in Wärme umgewandelten Energie. Dementsprechend
erhält man nur eine geringfügige Temperaturerhöhung der Behälterwand sowie eine bessere Batterie-Aufladung.
Die Wandstärke der Behälterwand reicht jedoch aus, um alle empfindlichen Bauteile des
Stimulators hermetisch gegen einen Kontakt mit der Körperflüssigkeit abzudichten.
Bevorzugte Weiterbildungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.
Die Erfindung wird im folgenden an Hand von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die Zeichnung
erläutert. Es zeigt
Fig. 1 in vereinfachter Darstellungsart Querschnitt und Blockdiagramm eines implantierbaren, wiederaufladbaren
Stimulators für lebendes Gewebe nach dem Stand der Technik;
Fig.2 in vereinfachter Darstellungsart eine Ausführungsform
eines implantierbaren Stimulators für lebendes Gewebe mit den beanspruchten Merkmalen und
F:g. 3 und 4 in vereinfachter Darstellungsart bevorzugte Ausführungsformen des Stimulators mit den beanspruchten Merkmalen.
F:g. 3 und 4 in vereinfachter Darstellungsart bevorzugte Ausführungsformen des Stimulators mit den beanspruchten Merkmalen.
Die Nachteile der Stimulatoren für lebendes Gewebe gemäß dem Stand der Technik und die demgegenüber
durch die vorliegende Erfindung erzielten Vorteile werden im folgenden an Hand eines Herzschrittmachers
beschrieben. Aus der folgenden Beschreibung geht jedoch klar hervor, daß die Erfindung nicht auf Herzschrittmacher
beschränkt ist, sondern für den Einsatz bei allen möglichen implantierbaren Stimulaioren für
lebendes Gewebe oder als Teil dieser Stimulatoren anwendbar ist.
Fig. 1 zeigt ein vereinfachtes Diagramm eines Schrittmachers 10 der wiederaufladbaren Bauart nach
27 20 Oil
dem Stand der Technik. Der Schrittmacher ist in einen
lebenden Körper 12 implantiert, der Stimulation des Herzens 13 benötigt Der Schrittmacher 10 schließt üblicherweise
eine Stromquelle, d. h. eine Batterie 14 ein, die eine i.mpulsgeneratorsehaltung 15 zur Versorgung der
Elektroden 16 und 17 mit Stimulacionsimpulsen antreibt.
Die Elektroden 16 und 17 gehen von den elektrischen Zuleitungen 18 aus und reichen bis in das Herz 13. Die
von der Impulsgeneratorschaltung 15 erzeugten Impulse sind den Elektroden 16 und 17 aufgeprägt
Der Schrittmacher 10 gemäß Fig. 1 soll eine Ladeschaltung
20 enthalten, die zur Wiederaufladung der Batterie 14 eingesetzt ist. Die Ladeschaltung 20 schließt
eine Induktionsspule 21 ein, in der durch ein außerhalb des Körpers 12 erzeugtes magnetisches Wechselfeld
Ströme induziert werden. Mit diesen in der Spule 21 induzierten ,Strömen wird die Batterie 14 durch die Ladeschaltung
20 wieder aufgeladen.
Üblicherweise sind die Hauptbestandteile des Schrittmachers, d. h. die Ladeschaltung 20 mit der Spule 21, die
Batterie 14 und die Impulsgeneratorschaltung 15, die im folgenden als Schrittmacherkomponenten bezeichnet
werden sollen, in Einkapselmaterial 25 eingekapselt. Das Materai! 25 soll einerseits als elektrische Isolation
und als mechanische Halterung für die Hauptbestandteile des Schrittmachers und andererseits als undurchdringbare
Barriere für die elektrisch leitfähige Körperflüssigkeit 26 dienen. Diese Körperflüssigkeit 26 umgibt
den Schrittmacher 10, wenn dieser in den Körper 12 implantiert ist. Für das Einkapselmaterial 25 werden
beispielsweise verschiedene Plastik- oder Harz- bzw. Kunstharzmaterialien, wie z. B. Epoxy-Harz (Epoxy),
Gummimischungen, Wachse oder dergleichen verwendet. Für die folgenden Erläuterungen soll angenommen
werden, daß das Einkapselmaterial 25 aus Epoxy bestehL
im US-Patent 3S 67 S50 wird ein Herzschrittmacher der wiederaufladbaren Bauart mit konstanter
Impulsrate beschrieben.
Zwar soll das Epoxy 25 als undurchdringliche Barriere für Körperflüssigkeit 25 dienen, dies ist jedoch in
praxi nicht der Fall. Mit der Zeit neigt die Körperflüssigkeit 26 dazu, das Epoxy 25 zu durchdringen oder in es
einzudringen. Dies ist äußerst unerwünscht, da die Körperflüssigkeit 26 elektrisch leitend ist und dadurch
Stromleitungswege für Leckströme vnn den inneren Teilen des Schrittmachers in den Raum außerhalb des
Schrittmachers auftreten können. Diese Leckströme können ernsthafte Gefahren für den Patienten darstellen.
Außerdem neigt die Körperflüssigkeit 26 zur Korrosion der verschiedenen elektrischen Komponenten
und löst dadurch fehlerhaftes Arbeiten der Schrittmacher-Schaltanordnung aus, was ebenfalls enrsthafte Gefahr
für den Patienten, der verläßliche Stimulation benötigt, darstellt.
Um diese Gefahren zu beseitigen, ist das Epoxy 25, in
dem die Schrittmacherkomponenten eingekapselt sind, in einen hermetischen Behälter 30 eingeschlossen, aus
den lediglich die Elektrodenleitungen 18 herauslaufen. Üblicherweise wird der Behälter 30 aus einem biokompatiblen
Metall mit einer Dicke in der Größenordnung von mindestens 0,25 mm gefertigt. In einer Ausführungsform
nach dem Stand der Technik ist der Behälter 30 aus einem Metall geformt, welches aus einer formbaren
Kobalt-Chromlegierung mit einem spezifischen elektrischen Widerstand in der Größenordnung von
87 Mikroohm-Zentimetern und vernachlässigbarer magnetischer Permeabilität (<
1.0 bei 9230 Ampere pro Meter) besteht. Das Metall dichtet die Schrittmacherkomponenten
von der elektrisch leitfähigen Körperflüssigkeit 26 ab und verhindert dadurch Leckströme von
oder zu den Komponenten über die Körperflüssigkeit 26. Weiterhin wird durch dieses Abhalten der Körperflüssigkeit
26 von den Schrittmacherkomponenten die Korrosion der Komponenten durch die Körperflüssigkeit
26 verhindert wodurch die nutzbare Lebensdauer des Schrittmachers verlängert wird.
Obwohl ein solcher gemäß dem Stand der Technik
ίο hermetisch abgedichteter Schrittmacher recht zufriedenstellend
arbeitet weist er jedoch mehrere Nachteile auf. Das Gewicht des Metallbehälter 30 vergrößert das
Gesamtgewicht des Schrittmachers, was unerwünscht ist. Wesentlicher ist jedoch, daß es sich gezeigt hat, daß
bei einem solchen Schrittmacher nach dem Stand der Technik, der einem äußeren magnetischen Wechselfeld
zur Wiederaufladung der Batterien ausgesetzt wird, nur ein sehr geringer Teil der vom Magnetfeld im Schrittmacher
induzierten Gesamtenergie tatsächlich in Form nutzbarer Batterieladeenergie auftritt )Λ;γ größte Teil
der induzierten Energie wird in Wärme umgesetzt und führt in erster Linie zur Erwärmung des nach dem Stand
der Technik ausgebildeten Metallbehälters 30.
Entsprechende Versuche wurden mit einem dem Stand der T=chnik gemäßen, wiederaufladbaren Schrittmacher
durchgeführt, welcher in einem aus einer verformbaren Kobalt-Chromlegierung einer Dicke von ungefähr
0,25 mm gefertigten Metallbehälter 30 hermetisch eingeschlossen ist. Bei einem äußeren magnetischen
Wechselfeld, welches etwa 2 Watt Energie in einem solchen Schrittmacher induziert, werden etwa
0,06 Watt in nutzbare Batterieladeenergie umgewandelt Etwa 1,8 Watt werden im Behälter 30 in Wärme
umgewandelt, die verbleibenden 0,14 Watt werden in der Ladeschaltung 20 in Wärme umgewandelt.
Der Tatbestand, daß nur ein sehr kleiner Anteil der induzierten Energie in nutzbare Batterieladeenergie
umgewandelt wird, ist äußerst unerwünscht, da die Batterie zur ordnungsgemäßen Arbeitsweise des Schrittmachers
häufiger und länger aufgeladen werden muß, als die» der Fall wäre, wenn ein wesentlich größerer
Anteil der induzierten Energie in nutzbare Batterieladeenergie umgewandelt werden würde. Außerdem ist der
Tatbestand, daß der größte Teil der induzierten Energie
Ji im Behälter 30 in Wärme umgewandelt wird, sehr unerwünscht.
Diese im Behälter 30 entwickelte Wärme kann die Behältertemperatur über die Körpertemperatur anheben
und dadurch einerseits bei dem Patienten Unbehagen hervorrufen, als auch andererseits eine mögliche
Ursache für Zerstörung des Körpergewebes darstellen.
Um den Wirkungsgrad der Energieaufnahme, insbesondere den Teil der induzierten Energie, der in nutzbare Bitte, «e.'adeenergie umgewandelt wird, zu erhöhen wird die Induktionsspule 21 um den Behälter 30 außen herumgewickelt. Eine am den hermetisch dichten Behälter 30 außen herumgewickelte Induktionsspule sollte jedoch mit einem Stromleitungsabschirmung abgeschirmt werden, um das Fließen von Leckströmen zur Spule oder von der Spule weg über die Körperflüssig-
Um den Wirkungsgrad der Energieaufnahme, insbesondere den Teil der induzierten Energie, der in nutzbare Bitte, «e.'adeenergie umgewandelt wird, zu erhöhen wird die Induktionsspule 21 um den Behälter 30 außen herumgewickelt. Eine am den hermetisch dichten Behälter 30 außen herumgewickelte Induktionsspule sollte jedoch mit einem Stromleitungsabschirmung abgeschirmt werden, um das Fließen von Leckströmen zur Spule oder von der Spule weg über die Körperflüssig-
M) keil zu verhindern. Um die Aufnahmeeffektivität der Spule 21 weiter zu erhöhen, wird sie um den Metallbehälter
30 und um eine oder mehrere Platten eines Materials mit relativ hoher magnetischer Permeabilität gewickelt.
Die diesem Material hoher magnetischer Per-
b5 meabilität zugewiesene Aufgabe ist es. das Magnetfeld,
welches durch die außen aufgewickelte Spule tritt, zu erhöhen und das Magnetfeld vom Metallbehälter abzulenken,
um dessen AufheizuriE auf ein Minimum zu brin-
27 20 Oil
gen. Es werden Ferritplatten mit einer angenommenen magnetischen Permeabilität von 100 oder mehr, vorzugsweise
500 oder mehr eingesetzt. Es ist jedoch offensichtlich,
daß auch Material mit niedriger magnetischer Permeabilität, wie z. B. 10 oder mehr eingesetzt werden
kann. Der Ausdruck »hohe magnetische Permeabilität«, wie er hier verwendet wird, bezieht sich also auf eine
magnetische Permeabilität von 10 oder mehr.
F i g. 2 zeigt einen wiederaufladbaren Schrittmacher mit den beanspruchten Merkmalen mit einer um einen
Metallbehälter, beispielsweise einen Behälter 30 und um 2 Ferritplatten 32, 33 gewickelte Induktionsspule 21,
wobei alle Schrittmacherkomponenten, von der Induktionsspu'e
21. abgesehen, vom Behälter 30 hermetisch dicht umschlossen sind. Die Linien 35 stellen das äußere
magnetische Wechselfeld dar, welches sich der Spule 21 nähert und es durchdringt. Mit 36 ist eine Stromleitungsnh<:.~hirmiin£j hpvpirhnpl Hip Hip ζηιιΐρ 71 iimaiht lhrp
Aufgabe ist es. Leckströme über die Körperflüssigkeit zur außerhalb des Behälters 30 befindlichen Spule 21
oder von ihr weg zu verhindern. Um F i g. 2 zu vereinfachen, ist nur ein kleiner Teilbereich der Abschirmung 36
gezeigt.
Beide Enden der Spule 21 erstrecken sich durch geeignete hermetische Dichtungen in den Behälter 30 und
sind dort an eine Aufladeeinrichtung 20 angeschlossen. Da die Spule 21 außerhalb des hermetischen Behälters
30 gewickelt ist, muß sie aus biokompatiblem, einer Korrosion durch die Körperflüssigkeit Widerstand entgegensetzendem
Metall gefertigt sein. In einigen Fällen kann es wünschenswert sein, die ganze Schrittmacheranordnung,
einschließlich der außen aufgewickelten Spule 21, mit einer Schicht 38 eines biokompatiblen Materials,
wie z. B. Polyäthylen, einer Dicke in der Größenordnung von 0,51 mm oder mehr einzuschließen, um damit
eine glatte, einheitliche, biokompatible Oberfläche zu erhalten. Um F i g. 2 zu vereinfachen, ist nur ein kleiner
Teil der Schicht 38 gezeigt.
Dieser wiederaufladbare hermetisch abgedichtete Schrittmacher, wie er in F i g. 2 gezeigt ist, bietet einige
bedeutende Fortschritte gegenüber den wiederaufladbaren. hermetisch abgedichteten Schrittmachern nach
dem Stand der Technik. Es sind dies beispielsweise verbesserter Wirkungsgrad der Energieaufnahme durch
die Spule 21 und verringerte Aufheizung des Metallbehälters 30. Sein Gewicht ist jedoch gegenüber dem Gewicht
von Schrittmachern nach dem Stand der Technik nicht verringert, wenn in beiden Fällen der hermetische
Metallbehälter 30 mit einer Dicke von üblicherweise 0.25 mm und mehr ringesetzt wird. Auch ist die tatsächliche
Dicke eines Schrittmachers vergleichsweise vergrößert, da die Spule 21 um den eingeschlossenen Behälter
30 gewickelt ist, da die Spule 21 durch eine Abschirmung 36 abgeschirmt sein kann- und da außerdem
eine äußere Lage 38 vorgesehen sein kann. Der Zeichnung gemäß ist dabei angenommen, daß die durch den
Pfeil 40 dargestellte Richtung die Dickenrichtungen des Schrittmachers kennzeichnet.
In F i g. 3 ist in vereinfachter Darstellungsweise als Querschnitt und im Blockdiagramm eine bevorzugte
Ausführungsform der Erfindung dargestellt In Fig.3
tragen die Elemente, die früher beschriebenen entsprechen, gleiche Kennziffern. In dieser bevorzugten Ausführungsform
wird angenommen, daß die inneren Bauteile des Schrittmachers, wie z. B. die Ladeeinrichtung
20, jedoch ohne Spule 21, die Batterie 14 und die Impulsgeneratorschaltung 15 von einem Block 40 aus Epoxy
oder ähnlichem Material mechanisch gehalten wird. Ein
Paar von Platten 32 und 33 aus Ferrit oder aus anderem Material hoher magnetischer Permeabilität sind an gegenüberliegenden
Seiten des Epoxyblocks 40 angeordnet. Die Induktionsspule 21 ist um diese Schichten und
r> den Epoxyblock 40 gewickelt; die Enden der Spule 21
sind an die Aufladeeinrichtung 20 angeschlossen.
Die Spule 21 mit den Platten 32 und 33 und der Epoxyblock 40 sind mit einer Schicht 25 aus Epoxy bedeckt.
Diese Schicht definiert einen mit 42 bezeichneten in Block aus Epoxy, der größer als der Block 40 ist und der
zusätzlich zum Letzteren auch noch die Spule 21 und die Platten 32 und 33 einkapselt. Anschließend wird der
Epoxyblock 42 durch einen Metallbehälter 45 hermetisch abgedichtet, wobei lediglich die Elektrodendrähtc
18 aus dem Metallbehälter 45 herausführen. Der Behälter 45 ist aus einer sehr dünnen Schicht oder einem Film
aus biokompatiblem Metall mit einer Dicke, vorzugsu/pUp in rlf-r Cimßrnnrdniing von nicht mehr ak
0,076 mm geformt. Des weiteren wird als biokompatibles Metall ein Metall mit hohem spezifischen elektrischen
Widerstand und sehr geringer magnetischer Permeabilität gewählt.
Im Gegensa'z zur Ausführungsform nach Fig. 2, in
der nur die Ladeeinrichtung 20. die Batterie 14 und die Pulserzeugungseinrichtung 15 in einem relativ dicken
(etwa 0,25 mm) Metallbehälter 30 hermetisch eingeschlosser! -.'nd, während die Spule 21 und die Ferritplatten
außerhalb des Behälters 30 angeordnet sind, ist in dieser bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführungsform
eines Schrittmachers, wie in F i g. 3 dargestellt, alle Teile des Schrittmachers hermetisch in einem Behälter
45 eingeschlossen. Daher wird die Stromleitungsabschirmung 36 um die Spule 21 nicht benötigt. Außerdem
kann die Spule aus beliebigem Metall mit niedrigem Widerstand, wie z. B. Kupfer gebildet werden und ist
nicht auf die wenigen Metalle beschränkt, die sowohl biokompatibel sind, als auch einer Korrosion Widerstand
bieten und die im allgemeinen höheren spezifischen elektrischen Widerstand aufweisen. Es kann daher
ein dünnerer und leichterer Draht zur Wicklung der Spule 21 verwendet werden. Auch wird eine äußere
Schicht 38 nicht benötigt. Da der Behälter 45 aus sehr dünnem Metallfilm gefertigt ist und als hermetischer
Behälter für alle Schrittmacherteile dient, soli er im folgenden
mit »hermetischer Behälter aus dünnem Metallfilm« bezeichnet werden.
Da der Behälter 45 alle Schrittmacherteile hermetisch abdichtet, entfällt die Notwendigkeit, den viel schwereren
Metallbehälter 30, die Spulenabschirmung 36 und so die Schicht 38 einzusetzen. Außerdem kann die Spiw21
aus dünnerem und leichterem Draht gefertigt werden. Da außerdem der Behälter 45 aus sehr dünnem Metall-Film
gefertigt ist, wird das Gewicht oder die Größe des Schrittmachers im Vergleich mit der Schrittmacherausführungsform
nach F i g. 2 beträchtlich verringert
Es wurde erkannt daß in der Ausführungsform des Schrittmachers nach Fig.3 das äußere magnetische
Wechselfeld 35 den Behälter 45 zu durchdringen hat, um zur Spule 21 zu gelangen. Es wurde jedoch entdeckt
daß der Aufnahmewirkungsgrad der eingeschlossenen Spule sehr hoch ist sofern der Behälter 45 aus einem
dünnen Film einer Dicke von nicht mehr als 0,13 mm und vorzugsweise in der Größenordnung von 0,076 mm
oder weniger, aus einem biokompatiblen Metall mit relativ hohem spezifischen elektrischen Widerstand, d. h.
in der Größenordnung von 75 Mikro-Ohm-Zentimetern oder mehr und mit sehr niedriger magnetischer Permeabilität
gefertigt ist Als Folge davon kann die Häufigkeit
27 20 Oil
der Batterieaufladung und die Aufladeperioden beträchtlich
verringert bzw. verkürzt werden. Weiterhin ist bei solch einen". Behälter der Anteil der vom Magnetfeld
induzierten Energie, der zur Erwärmung des Behälters
führt, relativ klein.
Wie bereits erwähnt, hat sich gezeigt, daß bei einem Schri·; flacher nach dem Stand der Technik, wie z. B.
gemäß Fig. I, bei dem die Spule 21 in einem aus einer formbaren Kobalt-Chromlegierung gefertigten Behälter
30 einer Dicke von ca. 0,25 mm hermnisch eingeschlossen
ist, bei 2 Watt durch das äußere Magnetfeld induzierter Leistung lediglich 0,06 Watt in nutzbare Batterieladeenergie
umgewandelt wird, wohingegen etwa 1,8 Watt, also etwa 90% der gesamten induzierten Energie
in Wärmeenergie im Behälter 30 umgesetzt wird. Etwa 0,14 Watt wird in den elektrischen Komponenten
in Wärme umgi.v andelt. Es stellte sich heraus, daß bei einer vergleich
durch dss \42tTne*f'*'^ ϊη
Energie von etw.> 2 Watt ungefähr 0,9 Watt in nutzbare Batterieladeenergie umgewandelt wird und lediglich etwa
35% der gesamten induzierten Energie, d. h. etwa 0,7 Watt in Wärme im Behälter 45 umgewandelt wird,
falls nur der dem Stand der Technik entsprechende Behälter 30 durch den aus einem dünnen Film aus Titan 6-4
einer Dicke von nicht mehr als 0,076 mm gefertigten Behälter 45 ersetzt wird. Der Rest der induzierten Energie
wird in den elektrischen Komponenten in Wärme umgewandelt.
Titan 6-4 ist eine Titanlegierung mit einem spezifischer elektrischen Widerstand von etwa 170Mikro-Ohm-Zentimetern
und einer sehr niedrigen magnetischen Permeabilität, d. h. etwa 1 bei 1590 Ampere pro
Meter.
Aus dem vorhergehenden folgt, daß der aus dünnem Metallfilm gefertigte hermetische Behälter 45 beträchtliche
Vorteile aufweist, wenn er zur hermetischen Einschließung von Bauteilen eines durch ein äußeres magnetisches
Wechselfeld wieder aufladbaren Schrittmachers verwendet wird. Bei einem Magnetfeld, das jeweils
den gleichen Energiebetrag induziert, wird im Behälter 45 ein geringerer Anteil der durch das Magnetfeld
im Schrittmacher induzierten Energie in Wärme umgesetzt, als bei Behältern 30 nach dem Stand der
Technik. Das Magnetfeld kann den Behälter 45 besser durchdringen und erhöht dadurch beträchtlich den Anteil
der induzierten Energie, der durch die Induktionsspule 21 und die Ladeeinrichtung 20 in nutzbare Batterieladeenergie
umgewandelt werden kann. Da im Behälter 45 weniger Energie in Wärme umgewandelt wird, ist
der Temperaturanstieg im Behälter 45 geringer, als im Behälter 30 nach dem Stand der Technik. Auf diese
Weise ist die Wahrscheinlichkeit des Auftretens von Unbehagen bei dem Patienten und/oder von Zerstörungen
von Körpergewebe aufgrund des erhitzten Behälters weitgehend verringert
Bevor man tatsächlich daranging, einen hermetischen Behälter 45 aus dünnem Metallfilm herzustellen, glaubte
man, daß ein Metallfilm einer Dicke von etwa 0,076 mm oder weniger nicht die notwendige mechanische Festigkeit
aufweisen würde. Die durchgeführten Versuche haben jedoch gezeigt, daß der Epoxyblock 42, um den
hemm der Metallfilm geformt ist, eine ausreichende Unterstützung für den dünnen Metallfilm bietet, wodurch
ein hermetisch abdichtender Behälter aus dünnem Metallfilm von ausreichender mechanischer Festigkeit entsteht
Wenn erwünscht, können alle Schrittroacherbauteile
in einem hohlen inneren Behälter eingeschlossen werden, der aus einer dünnen Schicht aus Einkapselmaterial,
wie z. B. Epoxy, Gummimischungen u.dgl. geformt ist. wobei die dünne Melallfilmschkht, die den Behälter
45 bildet, den inneren Behälter vollständig umschließt.
Eine solche Anordnung ist in F i j. 4 gezeigt. Hierin sind
die Hauptbestandteile des Schrittmachers mit 50 bezeichnet. Der innere Behälter ist mit 52 bezeichnet und
wird beispielsweise aus einer, von einem hermetischen Behälter 45 aus dünnem Metallfilm umgebenen Schicht
ίο 53 aus Einkapselmaterial gebildet. Schicht 53 sollte ausreichend
dicke ausgebildet werden, d. h. mit einer Dicke von 0,5 mm oder mehr, damit die Schicht 53 ausreichende
mechanische Festigkeit für den anliegenden dünnen Metallfilm des Behälters 45 aufweist.
Damit die Vorteile der vorliegenden Erfindung zur Auswirkung kommen, sollte der hermetische Behälter
aus einer dünnen Schicht oder einem Film eines Metalls Dpfnrml u/prHpn u/plrhf*c <:r*u/rvh! für KörnprfliicQiolffM-o~'~
-·— — ■ ·—■ * ι ο
ten als auch Gase undurchdringlich ist. Die Dicke des Metalls sollte unterhalb etwa eines Zehntel Millimeters
liegen, insbesondere sollte sie nicht größer als 0,13 mm und vorzugsweise nicht größer als 0, 076 mm sein. Es
sollte ein Metall mit hohem spezifischen elektrischen Widerstand von nicht weniger als 75 Mikro-Ohm-Zentimetern
und vorzugsweise nicht weniger als 100 Mikro-Ohm-Zentimetern sein. Das Metall sollte biokompatibel
sein, da es in Kontakt mit der Körperflüssigkeit kommt. Die Beziehung zwischen der Dicke und dem spezifischen
elektrischen Widerstand des für den hermetischen Behälter verwendeten biokompatiblen Metalls, entsprechend
der vorliegenden Erfindung, bei der im allgemeinen die besten Ergebnisse erzielt werden, kann durch
den folgenden Ausdruck ausgedrückt werden:
wobei Γ Metalldicke in Millimetern und ρ spezifischer
elektrischer Widerstand des Metalls in Mikro-Ohm-Zentimetern bedeutet.
Für die Fälle, bei denen die Wärme, die im Behälter 45 frei wird, dazu neigt, sich an lokalisierten Punkten zu
konzentrieren, manchmal als »heiße Flecken« (hot spots) bezeichnet, kann der dünne Metallfilm, der den
Behälter 45 bildet, mit einer äußeren dünnen Schicht eines wärmeisolierenden Materials überzogen werden,
in Fig.5 mit 55 bezeichnet Eine solche Schicht mit einer Dicke von 0,25 bis 0,51 mm oder mehr sorgt für die
Verteilung der an einem oder mehreren »heißen Flekken« des Behälters 45 auftretenden Wärme über eine
größere Oberfläche und verringert dadurch weiterhin die Wahrscheinlichkeit, daß Unbehagen bei dem Patienten
oder Zerstörung von Körpergewebe auftritt Als Material für die Schicht 55 kann beispielsweise implantierbares
Kunststoffmateriai von medizinischer Güte, wie z. B. Silikongummi, Polyäthylen oder dgl. verwendet
werden. Zusätzlich zur sehr niedrigen thermischen Leitfähigkeit haben diese Stoffe auch einen sehr hohen spezifischen
elektrischen Widerstand, der mindestens 1 OOmal größer ist als der des Metallbehälters 45.
Als Beispiel für ein Metall aus dem der Behälter 45 geformt werden kann, wurde im vorangegangenen Titan
6-4 erwähnt Dieses ist durch einen spezifischen Widerstand von etwa 171 Mikro-Ohm-Zentimetem und
durch sehr niedrige magnetische Permeabilität gekennzeichnet Als Metall zur Bildung des Behälters 45 können
weiterhin verwendet werden: Titan 3-2-5, eine Titanlegierung mit einem spezifischen elektrischen Wider-
27 20 Oil
£ 9
fj stand von 126 Mikro-Ohm-Zentimetern, eine verform-
bare Kobalt-Chromlegierung mit einem spezifischen
l'l elektrischen Widersand von etwa 88 Mikro-Ohm-Zenti-
E5 metern, 316L rostfreier Stahl mit einem spezifischen
·£) elektrischen Widerstand von 74 Mikro-Ohm-Zentime-
£!{ tern und eine mehrphasige Nickellegierung, bekannt als
MP35N mit einem rnezifischen elektrischen Widerstand
von 101 Mikro-Ohni-Zentimetern. Diese Metalle haben alle niedrige magnetische Permeabilität.
Es soll betont werden, daß für die Ausformung des hermetischen Behälters 45 aus dünnem Metallfilm ver-
% schiedene bekannte Techniken verwendet werden können. Der Metallbehälter 45 kann aus einer flachgezogenen
dünnen Metallfolie geformt werden; um den hermetischen Behälter zu bilden, können die Nähte geschweißt
werden, wie z. B. durch Elektronen- oder Strahlnahtschweißungstechniken. Auch kann der dünne
Metallfilm angelagert oder galvanisch auf dem Epoxy-
block 42 aufgetragen werden, um den Behälter 45 zu ■
bilden. Selbstverständlich hängen die eingesetzten Methoden in einem gewissen Umfang vom ausgewählten
Metall ab.
Es soll betont werden, daß die zur hermetischen Abdichtung der Teile eines beliebigen, implantierbaren
Schrittmachers eingesetzte vorliegende Erfindung in jedem Falle Vorteile bietet, ob der Schrittmacher wieder
aufladbar ist oder nicht und/oder dafür ausgelegt ist, auf ein äußeres magnetisches Wechselsignal zu antworten.
Ein Patent mit einem implantierbaren Schrittmacher mag sich beispielsweise an einem Ort mit äußeren Magnetfeld
aufhalten, wie z. B. bei einem Hochfrequenz-Ofen (RF-Ofen). Ein solches Magnetfeld kann durch die
Haut dringen und den hermetisch abdichtenden Behälter aufwärmen. Falls ein Behälter nach dem Stand der
Technik verwendet wird, ist es möglich, daß sich der Behälter beträchtlich aufheizt und dadurch Unbehagen
beim Patienten und möglicherweise Zerstörung von Körpergswebe auslöst. Wird jedoch ein Schrittmacher
verwendet, der den neuartigen, erfingungsgemäßen hermetischen Behälter aus dünnem Metallfilm umfaßt, wird
das möglicherweise auftretende Unbehagen bei dem Patienten und/oder die Zerstörung von Körpergewebe
wesentlich verringert, da die Aufheizung des hermetischen Behälters aufgrund eines äußeren magnetischen
Wechselfelds niedrig ist.
Hierzu 1 Blatt Zeichnungen
50
55
60
Claims (11)
1. Implantierbarer elektrischer Stimulator für lebendes Gewebe mit einem hermetisch dichten Metallgehäuse
und mit einer wiederaufladbaren Stromquelle, einer von der Stromquelle gespeisten Impulsgeneratorschaltung
zum Erzeugen von Stimulationsimpulsen sowie einer Ladeschaltung für die
Stromquelle mit einer Spule, die aus einem externen magnetischen Wechselfeld Energie aufnimmt, dadurch
gekennzeichnet, daß das Metallgehäuse (45) aus einer Metallschicht besteht, bei der
der Quotient aus Schichtdicke (T) und spezifischem elektrischem Widerstand (p) kleiner als
0,000076 μΩ-< ist
2. Stimulator nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der Quotient kleiner als 0,000051 μΩ~'
ist
3. Stimulator nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet,
daß das Metall der Metallschicht (45) biologisch verträglich ist und daß die Dicke (T) der
Metallschicht (45) höchstens 0,13 mm beträgt
4. Stimulator nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet daß die Schichtdicke (T) der Metallschicht
(45) höchstens 0,076 mm beträgL
5. Stimulator nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Schichtdicke (T) der Metallschicht
(45) höchstens 0,051 mm beträgt
6. Stimulator nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß der spezifische elektrische
Widerstand (/>) de» Met&-".s der Metallschicht
(45) mehr als 100 Mikro-Ohm-Zentimeter beträgt
7. Stimulator nach Anspruch ·' dadurch gekennzeichnet,
daß der spezifische elektrische Widerstand (p) mehr als 120 Mikro-Ohm-Zentimeter beträgt.
8. Stimulator nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß der spezifische elektrische Widerstand
(p) 170 Mikro-Ohm-Zentimeter beträgt.
9. Stimulator nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Metallschicht
(45) aus einer Titanlegierung besteht.
10. Stimulator nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Außenseite
der Metallschicht (45) mit einer wärmeisolierenden, gegenüber Körperflüssigkeiten beständigen
Schicht (55) versehen ist.
11. Stimulator nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet,
daß der spezifische elektrische Widerstand der beständigen Schicht (55) mindestens lOOmal größer
ist als derjenige der Metallschicht (45).
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US05/653,464 US4041955A (en) | 1976-01-29 | 1976-01-29 | Implantable living tissue stimulator with an improved hermetic metal container |
FR7712897A FR2388568A1 (fr) | 1976-01-29 | 1977-04-28 | Stimulateur en boitier metallique hermetique perfectionne, implantable en tissu vivant |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE2720011A1 DE2720011A1 (de) | 1978-11-16 |
DE2720011C2 true DE2720011C2 (de) | 1985-08-29 |
Family
ID=66099997
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE2720011A Expired DE2720011C2 (de) | 1976-01-29 | 1977-05-04 | Implantierbarer elektrischer Stimulator für lebendes Gewebe |
Country Status (6)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4041955A (de) |
JP (1) | JPS6052826B2 (de) |
CA (1) | CA1091300A (de) |
DE (1) | DE2720011C2 (de) |
FR (1) | FR2388568A1 (de) |
IT (1) | IT1076689B (de) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE19645371C1 (de) * | 1996-10-23 | 1997-12-18 | Biotronik Mess & Therapieg | Implantat |
US8862232B2 (en) | 1998-07-06 | 2014-10-14 | Abiomed, Inc. | Transcutaneous energy transfer module with integrated conversion circuitry |
Families Citing this family (104)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4333469A (en) * | 1979-07-20 | 1982-06-08 | Telectronics Pty. Ltd. | Bone growth stimulator |
US4852620A (en) * | 1988-04-20 | 1989-08-01 | Eastman Kodak Company | Pipette with inverted bellows |
US5738270A (en) * | 1994-10-07 | 1998-04-14 | Advanced Bionics Corporation | Brazeless ceramic-to-metal bonding for use in implantable devices |
US5513793A (en) * | 1994-10-07 | 1996-05-07 | Advanced Bionics Corporation | Brazeless ceramic-to-metal bond for use in implantable devices |
JP3077543B2 (ja) * | 1995-01-13 | 2000-08-14 | セイコーエプソン株式会社 | 被覆導電体およびその製造方法、およびこれを用いた電子部品、電子機器 |
US5814090A (en) * | 1995-06-07 | 1998-09-29 | Angeion Corporation | Implantable medical device having heat-shrink conforming shield |
US6051017A (en) | 1996-02-20 | 2000-04-18 | Advanced Bionics Corporation | Implantable microstimulator and systems employing the same |
US5733313A (en) * | 1996-08-01 | 1998-03-31 | Exonix Corporation | RF coupled, implantable medical device with rechargeable back-up power source |
US5741313A (en) * | 1996-09-09 | 1998-04-21 | Pacesetter, Inc. | Implantable medical device with a reduced volumetric configuration and improved shock stabilization |
US5735887A (en) * | 1996-12-10 | 1998-04-07 | Exonix Corporation | Closed-loop, RF-coupled implanted medical device |
US5876424A (en) * | 1997-01-23 | 1999-03-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Ultra-thin hermetic enclosure for implantable medical devices |
AU753694B2 (en) * | 1997-08-01 | 2002-10-24 | Advanced Bionics Corporation | Implantable device with improved battery recharging and powering configuration |
EP1424098B1 (de) * | 1997-08-01 | 2008-12-03 | Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research | Implantierbare Einrichtung mit verbesserter Anordnung zur Ladung der Batterie und zur Energiezufuhr |
US6516808B2 (en) | 1997-09-12 | 2003-02-11 | Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research | Hermetic feedthrough for an implantable device |
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 |
US6389318B1 (en) * | 1998-07-06 | 2002-05-14 | Abiomed, Inc. | Magnetic shield for primary coil of transcutaneous energy transfer device |
US6324431B1 (en) * | 1998-07-06 | 2001-11-27 | Abiomed, Inc. | Transcutaneous energy transfer device with magnetic field protected components in secondary coil |
US6324430B1 (en) | 1998-07-06 | 2001-11-27 | Abiomed, Inc. | Magnetic shield for primary coil of transcutaneous energy transfer device |
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 |
US8180453B2 (en) | 1999-03-24 | 2012-05-15 | Second Sight Medical Products, Inc. | Electrode array for neural stimulation |
EP2275166A3 (de) * | 1999-03-24 | 2014-05-21 | Second Sight Medical Products, Inc. | Sehprothese |
US6516227B1 (en) | 1999-07-27 | 2003-02-04 | Advanced Bionics Corporation | Rechargeable spinal cord stimulator system |
US6820019B1 (en) * | 1999-07-31 | 2004-11-16 | Medtronic, Inc. | Device and method for determining and communicating the remaining life of a battery in an implantable neurological tissue stimulating device |
US7478108B2 (en) | 1999-12-06 | 2009-01-13 | Micro Strain, Inc. | Data collection using sensing units and separate control units with all power derived from the control units |
US6385490B1 (en) | 1999-12-16 | 2002-05-07 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Capacitors with recessed rivets allow smaller implantable defibrillators |
US6850803B1 (en) * | 2000-06-16 | 2005-02-01 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device with a recharging coil magnetic shield |
US6505077B1 (en) | 2000-06-19 | 2003-01-07 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device with external recharging coil electrical connection |
DE60140025D1 (de) * | 2000-06-19 | 2009-11-12 | Medtronic Inc | Implantierbares medizinisches Gerät mit einer externen Nachladespule |
US6426864B1 (en) | 2000-06-29 | 2002-07-30 | Cardiac Pacemakers, Inc. | High energy capacitors for implantable defibrillators |
US7001359B2 (en) * | 2001-03-16 | 2006-02-21 | Medtronic, Inc. | Implantable therapeutic substance infusion device with active longevity projection |
US7349741B2 (en) * | 2002-10-11 | 2008-03-25 | Advanced Bionics, Llc | Cochlear implant sound processor with permanently integrated replenishable power source |
EP1601413B1 (de) * | 2003-02-21 | 2006-09-20 | Medtronic, Inc. | Programmierung eines implantierbaren neurostimulators mit anzeige der lebensdauer der batterie |
US6901293B2 (en) * | 2003-04-07 | 2005-05-31 | Medtronic, Inc. | System and method for monitoring power source longevity of an implantable medical device |
US8270647B2 (en) | 2003-05-08 | 2012-09-18 | Advanced Bionics, Llc | Modular speech processor headpiece |
US7599508B1 (en) | 2003-05-08 | 2009-10-06 | Advanced Bionics, Llc | Listening device cap |
US8811643B2 (en) * | 2003-05-08 | 2014-08-19 | Advanced Bionics | Integrated cochlear implant headpiece |
US7239921B2 (en) * | 2003-06-23 | 2007-07-03 | Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research | Housing for an implantable medical device |
US7225032B2 (en) * | 2003-10-02 | 2007-05-29 | Medtronic Inc. | External power source, charger and system for an implantable medical device having thermal characteristics and method therefore |
US8265770B2 (en) * | 2003-10-02 | 2012-09-11 | Medtronic, Inc. | Driver circuitry switchable between energy transfer and telemetry for an implantable medical device |
US20050075696A1 (en) * | 2003-10-02 | 2005-04-07 | Medtronic, Inc. | Inductively rechargeable external energy source, charger, system and method for a transcutaneous inductive charger for an implantable medical device |
US7515967B2 (en) * | 2003-10-02 | 2009-04-07 | Medtronic, Inc. | Ambulatory energy transfer system for an implantable medical device and method therefore |
US7308316B2 (en) * | 2003-10-02 | 2007-12-11 | Medtronic, Inc. | Storable implantable medical device assembly allowing in package charging |
US7286881B2 (en) * | 2003-10-02 | 2007-10-23 | Medtronic, Inc. | External power source having an adjustable magnetic core and method of use |
US8140168B2 (en) | 2003-10-02 | 2012-03-20 | Medtronic, Inc. | External power source for an implantable medical device having an adjustable carrier frequency and system and method related therefore |
US7286880B2 (en) * | 2003-10-02 | 2007-10-23 | Medtronic, Inc. | System and method for transcutaneous energy transfer achieving high efficiency |
US8041427B2 (en) * | 2004-04-30 | 2011-10-18 | Medtronic, Inc. | Battery isolator for implantable medical device |
US7035688B2 (en) * | 2004-04-30 | 2006-04-25 | Medtronic, Inc. | Laminate of magnetic material and method of making |
US7442337B2 (en) * | 2004-04-30 | 2008-10-28 | Medtronic, Inc. | Method of laminating articles |
US7123966B2 (en) * | 2004-04-30 | 2006-10-17 | Medtronic, Inc. | Drop and slide engagement for implantable medical device |
US7236869B2 (en) * | 2004-04-30 | 2007-06-26 | General Motors Corporation | Blended torque estimation for automatic transmission systems |
US20050245982A1 (en) * | 2004-04-30 | 2005-11-03 | Medtronic, Inc. | Connector block for an implantable medical device |
US7955543B2 (en) * | 2004-04-30 | 2011-06-07 | Medtronic, Inc. | Method of overmolding a substrate |
US7512443B2 (en) * | 2004-04-30 | 2009-03-31 | Medtronic, Inc. | Spacers for use with transcutaneous energy transfer system |
US7774069B2 (en) * | 2005-04-29 | 2010-08-10 | Medtronic, Inc. | Alignment indication for transcutaneous energy transfer |
US7505816B2 (en) * | 2005-04-29 | 2009-03-17 | Medtronic, Inc. | Actively cooled external energy source, external charger, system of transcutaneous energy transfer, system of transcutaneous charging and method therefore |
WO2007028226A1 (en) * | 2005-09-09 | 2007-03-15 | Ibm Canada Limited - Ibm Canada Limitee | Method and system for state machine translation |
EP1971399A1 (de) * | 2006-01-13 | 2008-09-24 | Universität Duisburg-Essen | Stimulationssystem, insbesondere herzschrittmacher |
US7749249B2 (en) | 2006-02-21 | 2010-07-06 | Kardium Inc. | Method and device for closing holes in tissue |
US7738965B2 (en) | 2006-04-28 | 2010-06-15 | Medtronic, Inc. | Holster for charging pectorally implanted medical devices |
US8449605B2 (en) | 2006-06-28 | 2013-05-28 | Kardium Inc. | Method for anchoring a mitral valve |
US7837610B2 (en) | 2006-08-02 | 2010-11-23 | Kardium Inc. | System for improving diastolic dysfunction |
US20080103543A1 (en) * | 2006-10-31 | 2008-05-01 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device with titanium alloy housing |
US8380311B2 (en) * | 2006-10-31 | 2013-02-19 | Medtronic, Inc. | Housing for implantable medical device |
US20080103557A1 (en) * | 2006-10-31 | 2008-05-01 | Medtronic, Inc. | Extended shelf life storable implantable medical device assembly, shipping container and method |
US7801613B2 (en) * | 2007-04-26 | 2010-09-21 | Medtronic, Inc. | Metal injection molded titanium alloy housing for implantable medical devices |
GB0723170D0 (en) * | 2007-11-27 | 2008-01-02 | Invibio Ltd | Implantable device |
US8165694B2 (en) * | 2008-01-29 | 2012-04-24 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Thermal management of implantable medical devices |
US20090204180A1 (en) * | 2008-02-13 | 2009-08-13 | Daniel Gelbart | System for implanting a microstimulator |
US7917226B2 (en) * | 2008-04-23 | 2011-03-29 | Enteromedics Inc. | Antenna arrangements for implantable therapy device |
US8823382B2 (en) * | 2008-04-30 | 2014-09-02 | Medtronic, Inc. | System and method for monitoring a power source of an implantable medical device |
US20090287304A1 (en) | 2008-05-13 | 2009-11-19 | Kardium Inc. | Medical Device for Constricting Tissue or a Bodily Orifice, for example a mitral valve |
US9517352B2 (en) * | 2009-03-20 | 2016-12-13 | Medtronic, Inc. | Accessory apparatus for improved recharging of implantable medical device |
EP2482749B1 (de) | 2009-10-01 | 2017-08-30 | Kardium Inc. | Kit zur verengung von gewebe oder einer körperöffnung, etwa eine mitralklappe |
US8940002B2 (en) | 2010-09-30 | 2015-01-27 | Kardium Inc. | Tissue anchor system |
EP2654883B1 (de) | 2010-12-20 | 2022-09-14 | Abiomed, Inc. | Verfahren und vorrichtung zum genauen verfolgen der verfügbaren last in einem transkutanen energieübertragungssystem |
US8766788B2 (en) | 2010-12-20 | 2014-07-01 | Abiomed, Inc. | Transcutaneous energy transfer system with vibration inducing warning circuitry |
ES2731918T3 (es) | 2010-12-20 | 2019-11-19 | Abiomed Inc | Sistema de transferencia de energía transcutánea con bobinas secundarias múltiples |
US9072511B2 (en) | 2011-03-25 | 2015-07-07 | Kardium Inc. | Medical kit for constricting tissue or a bodily orifice, for example, a mitral valve |
EP3485819B1 (de) | 2011-04-14 | 2022-09-07 | Abiomed, Inc. | Transkutane energieübertragungsspule mit integrierter funkfrequenzantenne |
US9002468B2 (en) | 2011-12-16 | 2015-04-07 | Abiomed, Inc. | Automatic power regulation for transcutaneous energy transfer charging system |
US9805863B2 (en) | 2012-07-27 | 2017-10-31 | Thoratec Corporation | Magnetic power transmission utilizing phased transmitter coil arrays and phased receiver coil arrays |
WO2014018972A1 (en) | 2012-07-27 | 2014-01-30 | Thoratec Corporation | Computer modeling for resonant power transfer systems |
US10383990B2 (en) | 2012-07-27 | 2019-08-20 | Tc1 Llc | Variable capacitor for resonant power transfer systems |
WO2014018967A1 (en) | 2012-07-27 | 2014-01-30 | Thoratec Corporation | Self-tuning resonant power transfer systems |
US10525181B2 (en) | 2012-07-27 | 2020-01-07 | Tc1 Llc | Resonant power transfer system and method of estimating system state |
EP4257174A3 (de) | 2012-07-27 | 2023-12-27 | Tc1 Llc | Wärmeverwaltung für implantierbare drahtlose stromübertragungssysteme |
US9825471B2 (en) | 2012-07-27 | 2017-11-21 | Thoratec Corporation | Resonant power transfer systems with protective algorithm |
US10251987B2 (en) | 2012-07-27 | 2019-04-09 | Tc1 Llc | Resonant power transmission coils and systems |
US9680310B2 (en) | 2013-03-15 | 2017-06-13 | Thoratec Corporation | Integrated implantable TETS housing including fins and coil loops |
EP2984731B8 (de) | 2013-03-15 | 2019-06-26 | Tc1 Llc | Verformbare tets-spule mit verbesserter anatomischer passform |
EP3069358B1 (de) | 2013-11-11 | 2019-06-12 | Tc1 Llc | Resonante stromübertragungsspule mit einem scharnier |
EP3072210B1 (de) | 2013-11-11 | 2023-12-20 | Tc1 Llc | Resonante stromübertragungssysteme mit kommunikation |
JP6521992B2 (ja) | 2013-11-11 | 2019-05-29 | ティーシー1 エルエルシー | 通信を有する共振電力伝送システム |
WO2015134871A1 (en) | 2014-03-06 | 2015-09-11 | Thoratec Corporation | Electrical connectors for implantable devices |
JP6655071B2 (ja) | 2014-09-22 | 2020-02-26 | ティーシー1 エルエルシー | 無線で電力が供給されるインプラントと体外の外部デバイスの間で通信するためのアンテナ設計 |
EP3204989B1 (de) | 2014-10-06 | 2019-08-21 | Tc1 Llc | Mehrachsiger steckverbinder für implantierbare vorrichtungen |
US10148126B2 (en) | 2015-08-31 | 2018-12-04 | Tc1 Llc | Wireless energy transfer system and wearables |
EP3360233B1 (de) | 2015-10-07 | 2021-08-04 | Tc1 Llc | Resonante leistungsübertragungssysteme mit effizienzoptimierung basierend auf empfängerimpedanz |
EP3497775B1 (de) | 2016-09-21 | 2022-07-13 | Tc1 Llc | Systeme und verfahren zur ortung von implantierten vorrichtungen zur drahtlosen stromübertragung |
US11147979B2 (en) | 2016-11-21 | 2021-10-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device with a magnetically permeable housing and an inductive coil disposed about the housing |
US11197990B2 (en) | 2017-01-18 | 2021-12-14 | Tc1 Llc | Systems and methods for transcutaneous power transfer using microneedles |
WO2019135890A1 (en) | 2018-01-04 | 2019-07-11 | Tc1 Llc | Systems and methods for elastic wireless power transmission devices |
Family Cites Families (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3357434A (en) * | 1964-04-06 | 1967-12-12 | Avco Corp | Inductively linked receiver |
US3569894A (en) * | 1969-04-14 | 1971-03-09 | Medtronic Inc | Magnetically coupled implantable servomechanism |
US3867950A (en) * | 1971-06-18 | 1975-02-25 | Univ Johns Hopkins | Fixed rate rechargeable cardiac pacemaker |
DE2331499A1 (de) * | 1972-06-28 | 1974-01-17 | Univ Johns Hopkins | Aufladbarer herzschrittmacher mit automatisch einsetzenden pausen |
US3888260A (en) * | 1972-06-28 | 1975-06-10 | Univ Johns Hopkins | Rechargeable demand inhibited cardiac pacer and tissue stimulator |
JPS5060085A (de) * | 1973-09-27 | 1975-05-23 |
-
1976
- 1976-01-29 US US05/653,464 patent/US4041955A/en not_active Expired - Lifetime
-
1977
- 1977-04-22 JP JP52046702A patent/JPS6052826B2/ja not_active Expired
- 1977-04-28 FR FR7712897A patent/FR2388568A1/fr active Granted
- 1977-04-29 IT IT2303177A patent/IT1076689B/it active
- 1977-05-04 DE DE2720011A patent/DE2720011C2/de not_active Expired
- 1977-05-16 CA CA278,506A patent/CA1091300A/en not_active Expired
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE19645371C1 (de) * | 1996-10-23 | 1997-12-18 | Biotronik Mess & Therapieg | Implantat |
US8862232B2 (en) | 1998-07-06 | 2014-10-14 | Abiomed, Inc. | Transcutaneous energy transfer module with integrated conversion circuitry |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
CA1091300A (en) | 1980-12-09 |
JPS53132192A (en) | 1978-11-17 |
DE2720011A1 (de) | 1978-11-16 |
FR2388568A1 (fr) | 1978-11-24 |
JPS6052826B2 (ja) | 1985-11-21 |
US4041955A (en) | 1977-08-16 |
IT1076689B (it) | 1985-04-27 |
FR2388568B1 (de) | 1983-08-19 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE2720011C2 (de) | Implantierbarer elektrischer Stimulator für lebendes Gewebe | |
DE2703629C2 (de) | In einen lebenden Körper zu implantierender unipolarer Stimulator | |
DE2703628A1 (de) | Implantierbarer stimulator fuer lebendes gewebe | |
DE3122812C2 (de) | Elektrodenanordnung, die durch einen Katheter ins Herz eines Patienten einführbar ist | |
DE19832969B4 (de) | Implantierbare Defibrillatorvorrichtung | |
DE60128095T2 (de) | Implantierbare medische vorrichtung mit flachem elektrolytkondensator mit kathode/becher elektrische verbindungen | |
DE60106451T2 (de) | Implantierbares medizinisches gerät mit einem flachen elektrolytkondensator mit angepassten anodeschichten | |
DE2643956C2 (de) | Elektrodensystem zur Rhythmuskorrektur eines funktionsgestörten Herzens | |
DE4030642C2 (de) | Elektrode zur Implantation an oder um das Herz | |
DE19837913C2 (de) | Implantierbare Vorrichtung mit einer eine Empfangsspule aufweisenden Ladestromeinspeiseanordnung | |
DE2613086B2 (de) | Endocardelektrode | |
DE3143437A1 (de) | Kombinierte zweikammer-schrittmacherleitung | |
DE2319499A1 (de) | Implantable leitungsanordnung | |
DE2309948A1 (de) | Batteriezellenkonstruktion | |
DE1439985A1 (de) | Elektrischer Defibrillator | |
DE2301583A1 (de) | Herzschrittmacher | |
DE3633803A1 (de) | Defibrillator-elektrode | |
DE602005006364T2 (de) | Stimulations-Lead-Elektrode mit automatischem Capturing | |
DE2705050B2 (de) | Galvanische Zelle | |
DE69432392T2 (de) | Elektrochemische Zelle mit hoher Zuverlässigkeit und Elektrodenanordnung hierfür | |
WO2019206664A1 (de) | Elektrodenkörper einer elektrodenanordnung und elektrodenanordnung zur elektrischen stimulation sowie verfahren zur herstellung einer elektrodenanordnung | |
EP3328482B1 (de) | Implantierbare gleichstromelektrodenanordnung | |
DE3152726C2 (de) | Implantierbare Elektrodenanordnung für einen Kardioverter | |
DE2549377A1 (de) | Implantables reizstromgeraet | |
DE2626913A1 (de) | Lithium-jod-zelle |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
8110 | Request for examination paragraph 44 | ||
D2 | Grant after examination | ||
8364 | No opposition during term of opposition | ||
8339 | Ceased/non-payment of the annual fee |