JP2002516161A - 二相刺激による筋肉収縮度の増強 - Google Patents

二相刺激による筋肉収縮度の増強

Info

Publication number
JP2002516161A
JP2002516161A JP2000550555A JP2000550555A JP2002516161A JP 2002516161 A JP2002516161 A JP 2002516161A JP 2000550555 A JP2000550555 A JP 2000550555A JP 2000550555 A JP2000550555 A JP 2000550555A JP 2002516161 A JP2002516161 A JP 2002516161A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
phase
stimulus
amplitude
duration
muscle tissue
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.)
Pending
Application number
JP2000550555A
Other languages
English (en)
Inventor
モウアー、モートン、エム．
Original Assignee
モウアー、モートン、エム．
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by モウアー、モートン、エム． filed Critical モウアー、モートン、エム．
Publication of JP2002516161A publication Critical patent/JP2002516161A/ja
Pending legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/37—Monitoring; Protecting
    • A61N1/3706—Pacemaker parameters
    • A61N1/3708—Pacemaker parameters for power depletion
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/3605—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system
    • A61N1/36128—Control systems
    • A61N1/36146—Control systems specified by the stimulation parameters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/3627—Heart stimulators for treating a mechanical deficiency of the heart, e.g. congestive heart failure or cardiomyopathy

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Neurosurgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Neurology (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)
  • Pharmaceuticals Containing Other Organic And Inorganic Compounds (AREA)
  • Medicines Containing Material From Animals Or Micro-Organisms (AREA)
  • Polysaccharides And Polysaccharide Derivatives (AREA)

Abstract

(57)【要約】 筋肉組織を二相刺激することにより筋肉組織の伝導と収縮性を増強することを提供する。第１の刺激相は、第１の相の極性、振幅および継続時間を有する。調節機構として作用する第１の刺激相は、閾値以下の最大振幅より大きくない振幅で加えられる。第２の刺激相は、第２の極性、振幅および継続時間を有する。これらの二相が順次に加えられる。現行の考えとは異なって、陽極刺激が第１の刺激相として加えられ、その後に陰極刺激が第２の刺激相として加えられる。この方式では、収縮性が増大すると共に、筋肉を通るパルス伝導が改良される。さらに、このモードの二相刺激は、収縮を誘発するのに必要な電気エネルギが少さい。それに加えて、収縮を誘発するために第２の刺激相に対して必要な電流の量が小さくなることにより、調節のための第１の刺激相は、刺激閾値を減少させる。本発明の範囲内に包含される筋肉組織には、骨格筋（横紋筋）、心筋および平滑筋を含む。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】 （関連する出願） 本出願は、1998年１月16日受付けのシリアル番号第09/008,636号の名称「心臓
血液プールを通して与えられる二相心臓ペースメ−カ作用による伝導および収縮
性」の米国出願中特許に関連する継続出願である。前記米国出願中特許は、1996
年８月８日受付けのシリアル番号第08/699,552号の名称「二相心臓ペースメ−カ
作用による伝導および収縮性の増強」の米国出願中特許に関連する継続出願であ
る。
【０００２】 （発明の属する技術分野） 本出願は、一般的に言えば、筋肉組織を刺激する方法に関する。さらに詳細に
言えば、本発明は、収縮を誘発するのに必要な電気エネルギが小さい二相波形に
より筋肉組織を刺激する方法に関する。
【０００３】 （発明の背景） 心臓血管システムの機能は、生存に対して非常に重要である。血液の循環によ
り、体の組織は、必要な栄養素と酸素とを取得し、廃棄物を取り去る。循環が停
止すると、細胞は、不可逆変化を始め、死に至る。心臓の筋肉収縮は、循環を起
こさせる駆動力である。
【０００４】 心臓筋肉の筋肉繊維は、心臓を通してあらゆる方向に広がった分岐したネット
ワークの中で相互に結合している。このネットワークの中のいずれかの部分が刺
激される時、その部分の全部に脱分極波が伝わり、この構造体の全体が１つのユ
ニットとして収縮する。筋肉繊維が収縮するように刺激される前に、その膜は、
分極されなければならない。筋肉繊維は、通常、それがその環境の一定の変化に
よって刺激されるまで、分極されたままである。電気的、化学的または機械的に
、もしくは温度変化により、膜を刺激することができる。収縮を誘発するのに必
要である最小の刺激は、閾値刺激と呼ばれる。収縮を誘発することなく与えるこ
とができる最大の刺激の振幅は、閾値以下の最大振幅である。
【０００５】 膜が電気的に刺激される場合、応答を誘発するのに必要なインパルスの振幅は
、多数の因子により変化する。第１の因子は、電流の継続時間である。転送され
る全電荷は、電流の振幅とパルスの継続時間との積に等しいから、刺激の継続時
間が増加すると、それに伴って閾値電流の振幅は、減少する。第２の因子は、加
えられた電流の中で実際に膜を通過するパセンテージが電極の寸法に逆比例して
変わることである。第３の因子は、加えられた電流の中で実際に膜を通過するパ
センテージが組織に対する電極の近接度と共に直接的に変わることである。第４
の因子は、応答を誘発するのに必要なインパルスの振幅は、励起可能性サイクル
の中で刺激のタイミングに応じて変化することである。
【０００６】 心臓の大部分にわたって、分化した心臓筋肉組織の塊および繊維がある。この
組織は、心臓の伝導システムを構成し、心筋層にわたって脱分極波を開始および
分布する役割を果たす。心臓インパルスの伝導のなんらかの妨害または遮断が原
因となって、心臓の拍動またはリズムに律動的でない変化または著しい変化が生
ずることがある。
【０００７】 伝導に乱れのある患者は、場合によっては、人工的なペースメーカによって援
助することができる。このようなデバイスには、電池で電力が供給される小型の
電気シミュレータがある。人工的なペースメーカが取り付けられる時、電極は、
静脈を通して右心室の中に又は右心房および右心室の中に差し込まれるのが通常
であり、肩または腹の皮膚の下に刺激装置が埋め込まれる。導線は、心臓組織と
直接に接触するように埋め込まれる。この時、ペースメーカは、心臓に規則的な
電気インパルスを送り、心筋層は、それに応答して規則的に収縮する。心臓にペ
ースメーカ作用を行うために埋め込むことができる医療用デバイスは、当業者に
は周知であり、1960年代のほぼ中頃から人間にも用いられている。
【０００８】 心筋層に刺激を与えるのに、陰極電流または陽極電流のいずれかを用いること
ができる。けれども、臨床的には陽極電流は、有用ではないと考えられている。
陰極電流は、負極性の電気パルスで構成される。この種類の電流は、膜コンデン
サを放電することにより細胞膜を脱分極し、膜電位を閾値レベルに向けて直接に
減少させる。休止中の膜電位を閾値に向けて直接に減少させることにより、陽極
電流が有する閾値電流よりも、前の心拡張期において陰極電流は、半分から３分
の１の低い閾値電流を有する。陽極電流は、正極性の電気パルスで構成される。
陽極電流の効果は、休止中の膜を過分極することである。陽極パルスが突然に終
了すると、膜電位は、休止レベルに戻り、閾値にまでオーバシュートし、伝搬す
る応答が生ずる。心筋層を刺激するために陽極電流を用いることは、通常は行わ
れない。それは刺激閾値がさらに高いためであり、このことは、さらに大きな電
流を用いることになるからであり、その結果、埋め込まれたデバイスが消耗する
ことになり、その寿命が損なわれるからである。それに加えて、特に高い電圧に
おいて陽極の脱分極に対する寄与は、非律動性を起こすように作用すると考えら
れるために、心臓を刺激するために陽極電流を用いることは、行われない。
【０００９】 すべての人工ペースメーカ作用は、実質的に、負極性の刺激パルスを用いて実
行され、または二極システムの場合には、陰極は陽極よりも心筋層に接近して配
置される。陽極電流の利用が開示される場合、それは通常、電極上の残留電荷を
放散するのに用いられる少量の電荷としてである。このことは、心筋層自身に影
響しないし、また心筋層自身を左右することはない。このような利用は、ヘルス
コビッチ(Herscovici)の米国特許第 4,543,956号に開示されている。
【００１０】 三相波形の利用は、ホイッグハム(Whigham) ほかの米国特許第 4,903,700号お
よび第 4,821,724号およびカルス(Cals)ほかの米国特許第 4,343,312号に開示さ
れている。これらの場合、第１の相および第３の相は、心筋層それ自身には何も
作用しないが、しかし電極表面自身に影響するだけと考えられる。したがって、
これらの相で加えられる電荷の振幅は、非常に小さい。
【００１１】 最後に、二相刺激は、ダガン(Duggan)の米国特許第 4,402,322号に開示されて
いる。この開示の目的は、出力回路に大きなコンデンサを必要としないで、２倍
の電圧を生ずることである。開示された二相刺激のそれぞれの相の大きさおよび
継続時間は等しい。
【００１２】 要請されていることは、誘発された収縮が増強され、電極に隣接する組織に与
える損傷が少ない筋肉組織を刺激する改良された手段である。
【００１３】 本発明の二層ペースメーカ作用により、増強された心筋層機能が得られる。刺
激性または調節性のいずれかの陽極パルスと陰極パルスとを組み合わせることに
より、陽極ペースメーカ作用の改良された伝導および収縮性が保持され、一方、
刺激閾値が増加するという欠点をなくすることができる。その結果、伝搬速度が
増加した脱分極波が得られる。伝搬速度のこの増加により優れた心臓収縮が得ら
れ、それにより血液の流れが改良される。低い電圧レベルで行われる改良された
刺激により、消費電力が減少し、ペースメーカの電池の寿命が増大する。
【００１４】 心臓筋肉の場合、横紋筋は、電気的、化学的または機械的にもしくは温度変化
により、刺激されることができる。筋肉繊維が運動神経細胞により刺激される場
合、この神経細胞は、インパルスを伝達し、その制御範囲内のすべての筋肉繊維
、すなわち、その運動ユニットの中のすべての筋肉繊維を活性化させる。膜の１
つの領域の中の脱分極は、隣接する領域をも刺激して脱分極させ、その結果、刺
激位置からすべての方向に膜を越えて伝搬する脱分極の波が得られる。したがっ
て、運動神経細胞がインパルスを伝達する時、その運動ユニットの中のすべての
筋肉繊維が同時に刺激されて収縮する。
【００１５】 収縮を誘発する最小の強度は、閾値刺激と呼ばれる。刺激のレベルがいったん
到達されると、このレベルを越えても収縮は、増加しないと通常は信じられてい
る。それに加えて、それぞれの筋肉の中の筋肉繊維は、運動ユニットに組織化さ
れているので、それぞれの運動ユニットは、単一の運動神経細胞によって制御さ
れるので、運動ユニットの中のすべての神経繊維は、同時に刺激される。けれど
も筋肉の全体は、多くの異なる運動ユニットによって制御される。この異なる運
動ユニットは、異なる刺激閾値に応答している。したがって、与えられた刺激が
筋肉に加えられる時、ある運動ユニットは、応答することができるが、他の運動
ユニットは、応答しないことがある。
【００１６】 本発明の陰極パルスと陽極パルスとを組み合わせることにより、横紋筋の改良
された収縮が得られる。ここで、筋肉の電気的な刺激により神経または筋肉に損
傷を与えることが指摘されている。心的外傷または疾病により神経繊維が損傷を
受ける場合、損傷を受けた神経繊維のある領域の中の筋肉繊維は、萎縮および荒
廃する傾向がある。訓練をすることができない筋肉は、数か月の間に、その通常
の大きさの半分にまで減少することがある。刺激がない場合、筋肉繊維は、寸法
が減少するだけでなく、筋肉繊維は、細分化され退化し、結合組織によって置き
換えられる。電気刺激により、筋肉の活動できる状態を保持することができる。
それは神経繊維を回復または復活させることにより、生存可能な筋肉組織が残り
、それにより全体的な回復工程が増強され、支援されるからである。
【００１７】 横紋筋の刺激は、刺激された組織に関連する神経繊維が回復することにより、
患者が特定の筋肉をどのように収縮させるかを「思い出す」ようにして、神経経
路を保持する役割を果たすことができる。横紋筋の増強された収縮は、本発明の
二相刺激により得られる。刺激性または調節性のいずれかの陽極パルスと陰極パ
ルスとを組み合わせることにより、低い電圧レベルで非常に多数個の運動ユニッ
トの収縮が得られ、それにより優れた筋肉の応答を得ることができる。
【００１８】 最後に、本発明によって提供される二相刺激は、消化管を通して食物を推し進
め、欠陥を収縮し膀胱を空にするといった運動に責任にある筋肉の平滑筋組織を
刺激するのに好ましい。例えば、適切な刺激は、失禁に付随する困難を矯正する
ことができる。
【００１９】 （発明の要約） したがって、本発明の１つの目的は、筋肉組織の改良された電気刺激を得るこ
とである。
【００２０】 本発明の別の目的は、埋め込むことができる電気刺激デバイスの電池の寿命を
長くすることである。
【００２１】 本発明のさらに別の目的は、低い電圧レベルで効果的な電気刺激を得ることで
ある。
【００２２】 本発明のさらに別の目的は、筋肉組織、特に横紋筋の改良された電気刺激を得
ることである。
【００２３】 本発明のさらに別の目的は、低い電圧レベルで非常に多数個の筋肉運動ユニッ
トの収縮を得ることである。
【００２４】 本発明のさらに別の目的は、低いレベルの電流で非常に多数個の筋肉運動ユニ
ットの収縮を得ることである。
【００２５】 本発明に従う筋肉刺激のための方法と装置には、筋肉組織の二相刺激の管理が
含まれる。この場合、陰極パルスと陽極パルスとの両方が管理される。
【００２６】 本発明のさらに別の特徴は、筋肉の応答を喚起するために筋肉組織に対する刺
激が管理されることである。筋肉組織に対する刺激は、直接または間接的に管理
することが出来る。この場合、間接的な管理には皮膚を通して刺激することが含
まれる。本発明を用いることにより、従来の刺激法に比べて、閾値刺激に達する
のに必要な電気エネルギ（電圧および／または電流）のレベルが低くなる。本発
明に従う刺激から利点を得ることができる筋肉組織には、骨格筋（横紋筋）、心
臓筋および平滑筋が含まれる。
【００２７】 本発明の方法を実施するために必要な埋め込み可能な刺激デバイスのために必
要な電子装置は、当業者には周知である。最近の埋め込み可能な刺激デバイスは
、前記に開示されたデバイスを含めて、種々のパルスを供給するようにプログラ
ムすることができる。それに加えて、間接的な筋肉刺激のために必要な電子装置
もまた当業者には周知であり、これらの電子装置は、本発明の方法を実施するた
めに容易に変更することができる。
【００２８】 本発明の方法および装置は、第１の刺激相と第２の刺激相とを有する。これら
の刺激相のおのおのは、１つの極性、振幅、波形および継続時間を有する。１つ
の好ましい実施例では、第１の刺激相と第２の刺激相とは異なる極性を有する。
また別の異なる実施例では、これらの２つの相は、異なる振幅を有する。また別
の実施例では、これらの２つの相は、異なる継続時間を有する。また別の実施例
では、第１の相は、断続した波形を有する。また別の実施例では、第１の相の振
幅は、時間的に傾斜した大きさを有する。また別の好ましい実施例では、刺激の
第１の相は、長い継続時間と閾値以下の最大振幅を有する陽極パルスであり、刺
激の第２の相は、短い継続時間と大きな振幅を有する陰極パルスである。前記に
説明した別の実施例は、異なる方式で組み合わせることができる。これらの別の
実施例は、例示のための実施例であって、本発明の範囲がこれらの実施例に限定
されることを意味するものではないことは、理解されなければならない。
【００２９】 （詳細な説明） 本発明は、筋肉組織の二相電気刺激に関する。図１は、二相電気刺激を示した
図である。図１において、陽極刺激１０２で構成される第１の刺激相は、振幅１
０４および継続時間１０６を有して実行される。この第１の刺激相のすぐ後に、
同じ強度と同じ継続時間とを有する陰極刺激１０８で構成される第２の刺激相が
実行される。
【００３０】 図２も二相電気刺激を示した図であるが、図２では、第１の刺激相は、振幅２
０４および継続時間２０６を有する陰極刺激２０２で構成される。この第１の刺
激相のすぐ後に、同じ強度と同じ継続時間とを有する陽極刺激２０８で構成され
る第２の刺激相が実行される。
【００３１】 図３は、本発明の１つの好ましい実施例を示した図である。図３において、振
幅３０４および継続時間３０６を有するレベルが低くて継続時間の長い陽極刺激
３０２で構成される第１の刺激相が実行される。この第１の刺激相のすぐ後に、
従来の強度と継続時間とを有する陰極刺激３０８で構成される第２の刺激相が実
行される。本発明の別の実施例では、陽極刺激３０２の最大振幅は、閾値以下で
ある。本発明のさらに別の実施例では、陽極刺激３０２は、３ボルト以下である
。本発明の別の実施例では、陽極刺激３０２の継続時間は、約２ミリ秒から８ミ
リ秒である。本発明のさらに別の実施例では、陰極刺激３０８は、短い継続時間
を有する。本発明の別の実施例では、陰極刺激３０８の継続時間は、約 0.3ミリ
秒から 0.8ミリ秒である。本発明のさらに別の実施例では、陰極刺激３０８は、
大きな振幅を有する。本発明の別の実施例では、陰極刺激３０８の振幅は、約３
ボルトから20ボルトの範囲内にある。本発明のさらに別の実施例では、陰極刺激
３０８の継続時間は、 0.3ミリ秒以下であり、その電圧は、20ボルト以上である
。本発明の別の実施例では、陰極刺激３０８は、 6.0ミリ秒のように長い継続時
間を有し、 200ミリボルトのように低い電圧を有する。これらの実施例によって
開示された方式、およびこの明細書から容易に分かる種々の変更実施例による方
式で、活性化のない最大の膜電位が刺激の第１の相で達成される。
【００３２】 図４は、本発明の別の１つの好ましい実施例の図である。図４では、陽極刺激
４０２で構成される第１の刺激相は、時間間隔４０４にわたって次第に増大する
強度レベル４０６で実行される。次第に増大する強度レベル４０６の傾斜は、直
線的または非直線的であることができ、その傾斜が変化することができる。この
陽極刺激４０２のすぐ後に、従来の強度と継続時間とを有する陰極刺激４０８で
構成される第２の刺激相が実行される。本発明の別の実施例では、陽極刺激４０
２の最大振幅は、閾値以下にまで増大する。本発明のさらに別の実施例では、陽
極刺激４０２は、３ボルト以下の最大振幅にまで増大する。本発明の別の実施例
では、陽極刺激４０２の継続時間は、約２ミリ秒から８ミリ秒である。本発明の
さらに別の実施例では、陰極刺激４０８は、短い継続時間を有する。本発明の別
の実施例では、陰極刺激４０８の継続時間は、約 0.3ミリ秒から 0.8ミリ秒であ
る。本発明のさらに別の実施例では、陰極刺激４０８は、大きな振幅を有する。
本発明の別の実施例では、陰極刺激４０８の振幅は、約３ボルトから20ボルトの
範囲内にある。本発明のさらに別の実施例では、陰極刺激４０８は、 0.3ミリ秒
以下の継続時間と20ボルト以上の電圧を有する。本発明の別の実施例では、陰極
刺激４０８は、 6.0ミリ秒のように長い継続時間を有し、 200ミリボルトのよう
な低い電圧を有する。これらの実施例によって開示された方式、およびこの明細
書から容易に分かる種々の変更実施例による方式で、活性化のない最大の膜電位
が刺激の第１の相で達成される。
【００３３】 図５も二相電気刺激を示した図である。図５では、振幅５０４を有する一連の
陽極パルス５０２で構成される第１の刺激相が実行される。１つの実施例では、
休止時間間隔５０６の継続時間は、刺激時間間隔５０８の継続時間に等しく、休
止時間間隔５０６は、ベースラインの振幅で実行される。別の実施例では、休止
時間間隔５０６の継続時間は、刺激時間間隔５０８の継続時間とは異なり、休止
時間間隔５０６は、ベースラインの振幅で実行される。休止時間間隔５０６は、
刺激時間間隔５０８のおのおのの後に行われ、一連の陽極パルス５０２が完了し
たすぐ後に従来の強度と継続時間とを有する陰極刺激５１０で構成される第２の
刺激相が実行される。本発明の別の実施例では、一連の陽極刺激５０２により転
送される全電荷の最大値は、閾値レベル以下である。本発明の別の実施例では、
陰極刺激５１０は、短い継続時間を有する。本発明のさらに別の実施例では、陰
極刺激５１０の継続時間は、約 0.3ミリ秒から 0.8ミリ秒である。本発明の別の
実施例では、陰極刺激５１０は、大きな振幅を有する。本発明のさらに別の実施
例では、陰極刺激５１０は、約３ボルトから20ボルトの範囲内の振幅を有する。
本発明の別の実施例では、陰極刺激５１０は、 0.3ミリ秒以下の継続時間を有し
、20ボルト以上の電圧を有する。本発明の別の実施例では、陰極刺激５１０は、
6.0ミリ秒のように長い継続時間を有し、 200ミリボルトのように低い電圧を有
する。
【００３４】 実施例１ 心筋層の刺激特性および伝搬特性は、異なる極性および異なる位相のパルスを
用いて、分離された心臓について調べられた。この実験は、５つの分離されたラ
ンゲンドルフ（Langendorff)灌流の兎の心臓で実行された。心外膜の伝導速度が
バイポーラ電極のアレイを用いて測定された。測定は、刺激位置から６ミリメー
トルと９ミリメートルの間で行われた。膜を通しての電位は、浮動した細胞内マ
イクロ電極を用いて記録された。次のプロトコル、すなわち、単相陰極パルス、
単相陽極パルス、陰極刺激が先導した二相パルス、陽極刺激が先導した二相パル
スが調べられた。
【００３５】 表１は、３ボルト、４ボルトおよび５ボルトで、継続時間が２ミリ秒のパルス
の刺激の場合に与えられた刺激プロトコルのおのおのに対し、繊維を横断する方
向の伝導速度を示した表である。
【００３６】
【表１】 表１ 繊維を横断する方向の導電速度、継続時間２ミリ秒 ３Ｖ ４Ｖ ５Ｖ 陰極単相 18.9±2.5cm/秒 21.4±2.6cm/秒 23.3±3.0cm/秒 陽極単相 24.0±2.3cm/秒 27.5±2.1cm/秒 31.3±1.7cm/秒 陰極先導の二相 27.1±1.2cm/秒 28.2±2.3cm/秒 27.5±1.8cm/秒 陽極先導の二相 26.8±2.1cm/秒 28.5±0.7cm/秒 29.7±1.8cm/秒
【００３７】 表２は、３ボルト、４ボルトおよび５ボルトで、継続時間が２ミリ秒のパルス
の刺激の場合に与えられた刺激プロトコルのおのおのに対し、繊維に沿う方向の
伝導速度を示した表である。
【００３８】
【表２】 表２ 繊維に沿う方向の伝導速度、２ミリ秒の刺激 ３Ｖ ４Ｖ ５Ｖ 陰極単相 45.3±0.9cm/秒 47.4±1.8cm/秒 49.7±1.5cm/秒 陽極単相 48.1±1.2cm/秒 51.8±0.5cm/秒 54.9±0.7cm/秒 陰極先導の二相 50.8±0.9cm/秒 52.6±1.1cm/秒 52.8±1.7cm/秒 陽極先導の二相 52.6±2.5cm/秒 55.3±1.5cm/秒 54.2±2.3cm/秒
【００３９】 陰極単相と陽極単相と陰極先導の二相と陽極先導の二相との間での伝導速度の
差は、かなりの大きさであること（ｐ＜0.001)が分かった。膜を通しての電位の
測定から、活動電位の最大増大行程((dV/dt)max)は、縦方向の伝導速度の変化と
十分に相関していることが分かった。継続時間が２ミリ秒で４ボルトのパルスの
場合、陰極パルスに対して((dV/dt)max)は、63.5±2.4 V/秒であり、陽極パルス
に対して75.5±5.6 V/秒であった。
【００４０】 実施例２ 心臓電気生理学的にペーメーカ用プロトコルを変えることの効果は、ランゲン
ドルフ準備の分離された兎の心臓を用いて解析された。一定電圧の方形パルスの
刺激が心臓に加えられた。次のプロトコル、すなわち、単相陽極パルス、単相陰
極パルス、陽極先導の二相パルス、陰極先導の二相パルスが調べられた。陽極刺
激と陰極刺激との両方に対して、与えられる電圧が１ボルトから５ボルトまで１
ボルトの刻みで増加された。継続時間は、２ミリ秒から10ミリ秒まで２ミリ秒の
刻みで増加された。左心室の繊維方向に沿う方向およびそれを横断する方向の心
外膜の伝導速度は、左心室の自由壁から３ミリメートルと６ミリメートルとの間
の距離において測定された。図６および図７は、刺激パルスの継続時間と与えら
れた刺激のプロトコルとが伝導速度に及ぼす効果を示した図である。
【００４１】 図６は、繊維の方向を横断する方向に３ミリメートルと６ミリメートルとの間
で測定された速度を示した図である。この領域では、陰極単相刺激６０２は、調
べられた刺激パルスの継続時間のおのおのに対して、最も遅い伝導速度を示して
いる。次に、陽極単相刺激６０４および陰極先導の二相刺激６０６が行われた。
陽極先導の二相刺激６０８が最も早い伝導速度を示している。
【００４２】 図７は、繊維の方向に平行な方向に３ミリメートルと６ミリメートルとの間で
測定された速度を示した図である。この領域では、陰極単相刺激７０２は、調べ
られた刺激パルス継続時間のおのおのに対して、最も遅い導電速度を示している
。陰極先導の二相刺激７０６の速度の結果は、陽極単相刺激７０４の速度とほぼ
同じであるが、しかし、陰極先導の２相刺激７０６の速度は、わずかに早い速度
を示している。陽極先導の２相刺激８０８が最も早い導電速度を示している。
【００４３】 本発明の１つの特徴に従い、電気刺激は、心臓の筋肉に与えられる。二相電気
刺激の陽極刺激成分は、励起の前に組織を過度に分極することにより心臓の収縮
性を増強し、それにより、さらに高いインパルス伝導と細胞内カルシウムのさら
に多い解放とを導き、その結果、優れた心臓の収縮が得られる。陰極刺激成分は
、陽極刺激の欠点を除去し、その結果陽極刺激だけの場合に必要であるよりも低
い電圧レベルで効果的な心臓刺激が得られる。したがって、このことは、ペース
メーカの電池の寿命を長くし、組織が受ける損傷を小さくする。
【００４４】 本発明の第２の特徴に従い、心臓血液プール、すなわち心臓に入る血液および
心臓の周囲の血液に二相電気刺激が加えられる。このことにより、電気導線を心
臓の組織に直接に接触するように配置しなくても心臓を刺激することが可能であ
り、従って、この組織に損傷のようなものを与えないで済む。血液プールを通し
て与えられる二相刺激の刺激閾値は、心臓の筋肉に直接に与えられる標準的な刺
激と同じ範囲内にある。したがって、心臓血液プールに二相電気刺激を用いるこ
とにより、骨格筋の収縮や心臓筋肉の損傷または血液プールに対する悪影響を伴
わないで、心臓の増強された収縮を達成することができる。
【００４５】 本発明の第３の特徴に従い、二相電気刺激が横紋筋（骨格筋）組織に加えられ
る。陽極刺激と陰極刺激とを組み合わせることにより、低いレベルの電圧および
／または電流で多数個の筋肉運動ユニットの収縮が得られ、その結果、改良され
た筋肉の応答が得られる。本発明の利点は、刺激が直接的である時と刺激が（皮
膚を通して）間接的である時との両方で実現される。物理療法や筋肉のリハビリ
テーションの関連との中で、これらの利点を実現することができる。例えば、損
傷を受けた神経が再生するのを待っている間に筋肉を刺激する場合において、こ
れらの利点を実現することができる。
【００４６】 本発明の第４の特徴に従い、二相電気刺激が平滑筋肉組織に加えられる。内臓
の平滑筋は、例えば、胃、腸、膀胱および子宮のような中空の内臓器官の壁がそ
うである。平滑筋の繊維は、相互に刺激し合うことができる。したがって、１つ
の繊維がいったん刺激されると、この繊維の表面を移動する脱分極波は、隣接す
る繊維を励起し、この励起した繊維が他の繊維をさらに励起する。例えば、失禁
が心的外傷または疾病が原因で起こる場合に、このような刺激の利点を実現する
ことができる。
【００４７】 前記で本発明の基本的な概念が説明されたが、前記の詳細な説明は、例示のた
めであって、本発明の範囲が前記説明に限定されることを意味するものでないこ
とは、当業者にはすぐに理解される。本発明に種々の変更、改良および修正を行
うことは、当業者には容易であるが、これらの種々の変更、改良および修正を個
々に説明することはしない。これらの種々の修正、変更および改良は、ここでは
示唆するに止め、いずれも本発明の範囲内に包含される。さらに、前記で説明さ
れた刺激パルスは、適切なプログラミングを行えば、現行の電子装置の性能で十
分に実施することができる。神経組織の刺激および骨組織の刺激のような電気刺
激が指示される別の状況では、本発明によって提供されるような二相刺激が好ま
しい。したがって、本発明の範囲は、前記請求項およびそれと等価な内容によっ
てのみ限定される。
【図面の簡単な説明】
【図１】 陽極刺激が先導する二相刺激の概要図。
【図２】 陰極刺激が先導する二相刺激の概要図。
【図３】 レベルが低く、継続時間が長い陽極刺激が先導し、その後に従来の陰極刺激が
行われる二相刺激の概要図。
【図４】 低いレベルであり、かつ傾斜した振幅を有し、継続時間が長い陽極刺激が先導
し、その後に従来の陰極刺激が行われる二相刺激の概要図。
【図５】 低いレベルであり、継続時間が短い一連の陽極刺激が先導し、その後に従来の
陰極刺激が行われる二相刺激の概要図。
【図６】 繊維を横断する方向の伝導速度を陽極刺激が先導する二相パルスから生ずるペ
ースメーカ作用の継続時間に対して示したグラフ。
【図７】 繊維に沿う方向の伝導速度を陽極刺激が先導する二相パルスから生ずるペース
メーカ作用の継続時間に対して示したグラフ。
【手続補正書】
【提出日】平成１３年３月１日（２００１．３．１）
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】特許請求の範囲
【補正方法】変更
【補正内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】 筋肉組織に事前調節を行い、後の刺激を受け入れるために、
第１の相極性、第１の相振幅、第１の相波形および第１の相継続時間を備えた第
１の刺激相を定める段階と、 前記第１の相極性と反対の極性、前記第１の相振幅よりも絶対値が大きい第２
の相振幅、第２の相波形および第２の相継続時間を備えた第２の刺激相を定める
段階と、 横紋筋、平滑筋および混合筋から成る群から選定された筋肉組織に前記第１の
刺激相および前記第２の刺激相を順次に加える段階と、 を含み、 前記第１の相振幅は、ベースライン値から第２の値まで傾斜している二
相波形で筋肉組織を刺激する方法。
【請求項２】 請求項１記載の二相波形で筋肉組織を刺激する方法において
、第１の相振幅は、閾値以下の最大振幅に等しい又は小さい前記方法。
【請求項３】 筋肉組織に事前調節を行い、後の刺激を受け入れるために、
第１の相極性、第１の相振幅、第１の相波形および第１の相継続時間を備えた第
１の刺激相を定める段階と、 前記第１の相極性と反対の極性、第２の相振幅、第２の相波形および第２の相
継続時間を備えた第２の刺激相を定める段階と、 横紋筋、平滑筋および混合筋から成る群から選定された筋肉組織に前記第１の
刺激相および前記第２の刺激相を順次に加える段階と、 を含み、前記第１の相振幅は、ベースライン値から第２の値まで傾斜され、 前記
第２の値の絶対値は、前記第２の相振幅の絶対値に等しい二相波形で筋肉組織を
刺激する方法。
【請求項４】 筋肉組織に事前調節を行い、後の刺激を受け入れるために、
第１の相極性、第１の相振幅、第１の相波形および第１の相継続時間を備えた第
１の刺激相を定める段階と、 前記第１の相極性と反対の極性、前記第１の相振幅よりも絶対値が大きい第２
の相振幅、第２の相波形および第２の相継続時間を備えた第２の刺激相を定める
段階と、 横紋筋、平滑筋および混合筋から成る群から選定された筋肉組織に前記第１の
刺激相および前記第２の刺激相を順次に加える段階と、 を含み、 前記第１の刺激相は、予め定められた振幅、極性および継続時間の一連
の刺激パルスを含む二相波形で筋肉組織を刺激する方法。
【請求項５】 請求項４記載の二相波形で筋肉組織を刺激する方法において
、前記第１の刺激相は、一連の休止時間間隔をさらに含む前記方法。
【請求項６】 請求項５記載の二相波形で筋肉組織を刺激する方法において
、前記第１の刺激相を加える段階は、少なくとも１つの刺激パルスの後にベース
ライン振幅の休止時間間隔を加える段階をさらに含む前記方法。
【請求項７】 請求項６記載の二相波形で筋肉組織を刺激する方法において
、前記休止時間間隔は、前記刺激パルスの継続時間に等しい前記方法。
【請求項８】 筋肉組織に事前調節を行い、後の刺激を受け入れるために、
第１の相極性、第１の相振幅、第１の相波形および第１の相継続時間を備えた第
１の刺激相を定める段階と、 前記第１の相極性と反対の極性、前記第１の相振幅よりも絶対値が大きい第２
の相振幅、第２の相波形および第２の相継続時間を備えた第２の刺激相を定める
段階と、 横紋筋、平滑筋および混合筋から成る群から選定された筋肉組織に前記第１の
刺激相および前記第２の刺激相を順次に加える段階と、 を含み、前記第１の相極性は、正であり、 前記閾値以下の最大振幅は、約０．５
ボルトから３．５ボルトである二相波形で筋肉組織を刺激する方法。
【請求項９】 筋肉組織に事前調節を行い、後の刺激を受け入れるために、
第１の相極性、第１の相振幅、第１の相波形および第１の相継続時間を備えた第
１の刺激相を定める段階と、 前記第１の相極性と反対の極性、前記第１の相振幅よりも絶対値が大きい第２
の相振幅、第２の相波形および第２の相継続時間を備えた第２の刺激相を定める
段階と、 横紋筋、平滑筋および混合筋から成る群から選定された筋肉組織に前記第１の
刺激相および前記第２の刺激相を順次に加える段階と、 を含み、前記第１の相継続時間極性は、前記第２の相継続時間と少なくとも同じ
長さであり、 前記第１の相継続時間極性は、約１ミリ秒から９ミリ秒である二相
波形で筋肉組織を刺激する方法。
【請求項１０】 筋肉組織に事前調節を行い、後の刺激を受け入れるために
、第１の相極性、第１の相振幅、第１の相波形および第１の相継続時間を備えた
第１の刺激相を定める段階と、 前記第１の相極性と反対の極性、前記第１の相振幅よりも絶対値が大きい第２
の相振幅、第２の相波形および第２の相継続時間を備えた第２の刺激相を定める
段階と、 横紋筋、平滑筋および混合筋から成る群から選定された筋肉組織に前記第１の
刺激相および前記第２の刺激相を順次に加える段階と、 を含み、前記第１の相継続時間は、前記第２の相継続時間と少なくとも同じ長さ
であり、 前記第２の相継続時間は、約０．２ミリ秒から０．９ミリ秒である二相
波形で筋肉組織を刺激する方法。
【請求項１１】 筋肉組織に事前調節を行い、後の刺激を受け入れるために
、第１の相極性、第１の相振幅、第１の相波形および第１の相継続時間を備えた
第１の刺激相を定める段階と、 前記第１の相極性と反対の極性、前記第１の相振幅よりも絶対値が大きい第２
の相振幅、第２の相波形および第２の相継続時間を備えた第２の刺激相を定める
段階と、 横紋筋、平滑筋および混合筋から成る群から選定された筋肉組織に前記第１の
刺激相および前記第２の刺激相を順次に加える段階と、 を含み、 前記第２の相振幅は、約２ボルトから２０ボルトである二相波形で筋肉
組織を刺激する方法。
【請求項１２】 筋肉組織に事前調節を行い、後の刺激を受け入れるために
、第１の相極性、第１の相振幅、第１の相波形および第１の相継続時間を備えた
第１の刺激相を定める段階と、 前記第１の相極性と反対の極性、前記第１の相振幅よりも絶対値が大きい第２
の相振幅、第２の相波形および第２の相継続時間を備えた第２の刺激相を定める
段階と、 横紋筋、平滑筋および混合筋から成る群から選定された筋肉組織に前記第１の
刺激相および前記第２の刺激相を順次に加える段階と、 を含み、 前記第２の相継続時間は、０．３ミリ秒以下であり、前記第２の相振幅
は、２０ボルトより大きい二相波形で筋肉組織を刺激する方法。
【請求項１３】 請求項１記載の二相波形で筋肉組織を刺激する方法におい
て、前記第２値は、閾値以下の最大振幅である前記方法。
【請求項１４】 請求項１３記載の二相波形で筋肉組織を刺激する方法にお
いて、前記閾値以下の最大振幅は、約０．５ボルトから３．５ボルトである前記
方法。
【請求項１５】 請求項１記載の二相波形で筋肉組織を刺激する方法におい
て、前記第１の相継続時間は、前記第２の相継続時間と少なくとも同じ長さであ
る前記方法。
【請求項１６】 請求項１記載の二相波形で筋肉組織を刺激する方法におい
て、前記第１の相継続時間は、約１ミリ秒から９ミリ秒である前記方法。
【請求項１７】 請求項１記載の二相波形で筋肉組織を刺激する方法におい
て、前記第２の相継続時間は、約０．２ミリ秒から０．９ミリ秒である前記方法
。
【請求項１８】 請求項１記載の二相波形で筋肉組織を刺激する方法におい
て、前記第２の相振幅は、約２ボルトから２０ボルトである前記方法。
【請求項１９】 請求項１記載の二相波形で筋肉組織を刺激する方法におい
て、前記第２の相継続時間は、０．３ミリ秒以下であり、前記第２の相振幅は、
２０ボルトより大きい前記方法。
【請求項２０】 筋肉組織に事前調節を行い、後の刺激を受け入れるために
、第１の相極性、第１の相振幅、第１の相波形および第１の相継続時間を備えた
第１の刺激相を定める段階と、 前記第１の相極性と反対の極性、前記第１の相振幅よりも絶対値が大きい第２
の相振幅、第２の相波形および第２の相継続時間を備えた第２の刺激相を定める
段階と、 横紋筋、平滑筋および混合筋から成る群から選定された筋肉組織に前記第１の
刺激相および前記第２の刺激相を順次に加える段階と、 を含み、筋肉に対する前記刺激は、筋肉に対する直接刺激および筋肉に対する間
接刺激から成る群から選定され、 前記間接刺激は、皮膚を通して与えられる二相
波形で筋肉組織を刺激する方法。
【請求項２１】 請求項１記載の二相波形で筋肉組織を刺激する方法におい
て、前記第２の相継続時間は、約６ミリ秒以下であり、前記第２の相振幅は、少
なくとも２００ミリボルトである前記方法。
【請求項２２】 正極性、第１の相振幅、第１の相波形および第１の相継続
時間を有する第１の刺激相を定める段階であって、前記第１の相振幅は、約０．
５ボルトから３．５ボルトであり、前記第１の相継続時間は、約１ミリ秒から９
ミリ秒である前記第１の刺激相を定める段階と、 負極性、前記第１の相振幅よりも絶対値が大きい第２の相振幅、第２の相波形 および 第２の相継続時間を有する第２の刺激相を定める段階であって、前記第２
の相振幅は、約２ボルトから２０ボルトであり、前記第２の相継続時間は、約０
．２ミリ秒から０．９ミリ秒である前記第２の刺激相を定める段階と、 前記第１の刺激相および前記第２の刺激相を筋肉組織に順次に加える段階であ
って、前記筋肉組織は、横紋筋、平滑筋および混合筋から成る群から選定され、
筋肉に対する前記刺激は、筋肉に対する直接刺激および筋肉に対する間接刺激か
ら成る群から選定される前記段階と、 を含む二相波形で筋肉組織を刺激する方法。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，Ｅ Ａ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ， ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，Ｇ Ｅ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ， ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，Ｍ Ｎ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ， ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＡ，Ｚ Ｗ

Claims (28)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 後の刺激を受け入れるために筋肉組織に事前調節のための第
    １の相極性と第１の相振幅と第１の相波形と第１の相継続時間とを備えた第１の
    刺激相を定める段階と、 前記第１の相極性と反対の極性と第２の相振幅と第２の相波形と第２の相継続
    時間とを備えた第２の刺激相を定める段階と、 横紋筋と平滑筋と混合筋とから成る群から選定された筋肉組織に前記第１の刺
    激相および前記第２の刺激相を順次に加える段階と、 を含む筋肉組織を刺激する方法。
  2. 【請求項２】 請求項１記載の筋肉組織を刺激する方法において、前記第１
    の相振幅は、閾値以下の最大振幅に等しい又は小さい前記方法。
  3. 【請求項３】 請求項１記載の筋肉組織を刺激する方法において、前記第１
    の相極性は、正である前記方法。
  4. 【請求項４】 請求項１記載の筋肉組織を刺激する方法において、前記第１
    の相振幅の絶対値は、前記第２の相振幅の絶対値よりも小さい前記方法。
  5. 【請求項５】 請求項１記載の筋肉組織を刺激する方法において、前記第１
    の相振幅の絶対値は、前記第２の相振幅の絶対値よりも小さい前記方法。
  6. 【請求項６】 請求項１記載の筋肉組織を刺激する方法において、前記第１
    の相振幅は、ベースライン値から第２の値まで傾斜している前記方法。
  7. 【請求項７】 請求項６記載の筋肉組織を刺激する方法において、前記第２
    の値の絶対値は、前記第２の相振幅の絶対値に等しい前記方法。
  8. 【請求項８】 請求項１記載の筋肉組織を刺激する方法において、前記第１
    の刺激相が予め定められた振幅と極性と継続時間とを備えた一連の刺激パルスを
    さらに含む前記方法。
  9. 【請求項９】 請求項８記載の筋肉組織を刺激する方法において、前記第１
    の刺激相は、一連の休止時間間隔をさらに含む前記方法。
  10. 【請求項１０】 請求項９記載の筋肉組織を刺激する方法において、前記第
    １の刺激相を加える段階は、少なくとも１つの刺激パルスの後にベースライン振
    幅の休止時間間隔を加える段階をさらに含む前記方法。
  11. 【請求項１１】 請求項１０記載の筋肉組織を刺激する方法において、前記
    休止時間間隔の継続時間は、前記刺激パルスの継続時間に等しい前記方法。
  12. 【請求項１２】 請求項３記載の筋肉組織を刺激する方法において、前記閾
    値以下の最大振幅は、約 0.5ボルトから 3.5ボルトである前記方法。
  13. 【請求項１３】 請求項１記載の筋肉組織を刺激する方法において、前記第
    １の相の継続時間は、前記第２の相の継続時間と少なくとも同様の長さである前
    記方法。
  14. 【請求項１４】 請求項１３記載の筋肉組織を刺激する方法において、前記
    第１の相の継続時間は、約１ミリ秒から９ミリ秒である前記方法。
  15. 【請求項１５】 請求項１３記載された筋肉組織を刺激する方法において、
    前記第２の相の継続時間は、約 0.2ミリ秒から 0.9ミリ秒である前記方法。
  16. 【請求項１６】 請求項１記載の筋肉組織を刺激する方法において、前記第
    ２の相の振幅は、約２ボルトから20ボルトである前記方法。
  17. 【請求項１７】 請求項１記載の筋肉組織を刺激する方法において、前記第
    ２の相の継続時間は、 0.3ミリ秒以下であり、前記第２の相の振幅は、20ボルト
    より大きい前記方法。
  18. 【請求項１８】 請求項６記載の筋肉組織を刺激する方法において、前記第
    ２の値が閾値以下の最大振幅にある前記方法。
  19. 【請求項１９】 請求項１８記載の筋肉組織を刺激する方法において、前記
    閾値以下の最大振幅は、約 0.5ボルトから 3.5ボルトである前記方法。
  20. 【請求項２０】 請求項６記載の筋肉組織を刺激する方法において、前記第
    １の相の継続時間は、前記第２の相の継続時間と少なくとも同様の長さである前
    記方法。
  21. 【請求項２１】 請求項６記載の筋肉組織を刺激する方法において、前記第
    １の相の継続時間は、約１ミリ秒から９ミリ秒である前記方法。
  22. 【請求項２２】 請求項６記載の筋肉組織を刺激する方法において、前記第
    ２の相の継続時間は、約 0.2ミリ秒から 0.9ミリ秒である前記方法。
  23. 【請求項２３】 請求項６記載の筋肉組織を刺激する方法において、前記第
    ２の相の振幅は、約２ボルトから20ボルトである前記方法。
  24. 【請求項２４】 請求項６記載の筋肉組織を刺激する方法において、前記第
    ２の相の継続時間は、 0.3ミリ秒以下であり、前記第２の相の振幅は、20ボルト
    より大きい前記方法。
  25. 【請求項２５】 請求項１記載の筋肉組織を刺激する方法において、筋肉に
    対する前記刺激が筋肉に対する直接刺激と筋肉に対する間接刺激とから成る群か
    ら選定される前記方法。
  26. 【請求項２６】 請求項２５記載の筋肉組織を刺激する方法において、前記
    間接刺激は、皮膚を通して与えられる前記方法。
  27. 【請求項２７】 請求項１記載の筋肉組織を刺激する方法において、前記第
    ２の相の継続時間は、約６ミリ秒以下であり、前記第２の相の振幅は、少なくと
    も 200ミリボルトである前記方法。
  28. 【請求項２８】 正極性と第１の相の振幅と第１の相の波形と第１の相の継
    続時間とを有する第１の刺激相を定める段階であって、前記第１の相の振幅は、
    約 0.5ボルトから 3.5ボルトであり、前記第１の相の継続時間は、約１ミリ秒か
    ら９ミリ秒である前記第１の刺激相を定める段階と、 負極性と第２の相の振幅と第２の相の波形と第２の相の継続時間とを有する第
    ２の刺激相を定める段階であって、前記第２の相の振幅は、約２ボルトから20ボ
    ルトであり、前記第２の相の継続時間は、約 0.2ミリ秒から 0.9ミリ秒である前
    記第２の刺激相を定める段階と、 前記第１の刺激相と前記第２の刺激相とを筋肉組織に順次に加える段階であっ
    て、前記筋肉組織が横紋筋と平滑筋と混合筋とから成る群から選定され、筋肉に
    対する前記刺激が筋肉に対する直接刺激と筋肉に対する間接刺激とから成る群か
    ら選定され、前記第１の刺激相と前記第２の刺激相とを筋肉組織に順次に加える
    前記段階と、 を含む筋肉組織を刺激する方法。
JP2000550555A 1998-05-27 1999-05-21 二相刺激による筋肉収縮度の増強 Pending JP2002516161A (ja)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US09/085,360 US6141587A (en) 1996-08-19 1998-05-27 Augmentation of muscle contractility by biphasic stimulation
US09/085,360 1998-05-27
PCT/US1999/011376 WO1999061100A1 (en) 1998-05-27 1999-05-21 Augmentation of muscle contractility by biphasic stimulation

Related Child Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2004071198A Division JP2004167280A (ja) 1998-05-27 2004-03-12 ２相電気式心臓整調装置
JP2005339125A Division JP2006116332A (ja) 1998-05-27 2005-11-24 二相刺激による筋肉収縮度の増強

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JP2002516161A true JP2002516161A (ja) 2002-06-04

Family

ID=22191102

Family Applications (3)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2000550555A Pending JP2002516161A (ja) 1998-05-27 1999-05-21 二相刺激による筋肉収縮度の増強
JP2004071198A Pending JP2004167280A (ja) 1998-05-27 2004-03-12 ２相電気式心臓整調装置
JP2005339125A Pending JP2006116332A (ja) 1998-05-27 2005-11-24 二相刺激による筋肉収縮度の増強

Family Applications After (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2004071198A Pending JP2004167280A (ja) 1998-05-27 2004-03-12 ２相電気式心臓整調装置
JP2005339125A Pending JP2006116332A (ja) 1998-05-27 2005-11-24 二相刺激による筋肉収縮度の増強

Country Status (22)

Country Link
US (1) US6141587A (ja)
EP (1) EP1079892B1 (ja)
JP (3) JP2002516161A (ja)
KR (1) KR100433089B1 (ja)
CN (1) CN1217718C (ja)
AT (1) ATE300973T1 (ja)
AU (1) AU749212B2 (ja)
BR (1) BR9910731A (ja)
CA (1) CA2333360C (ja)
DE (1) DE69926501T2 (ja)
EA (1) EA004166B1 (ja)
ES (1) ES2246087T3 (ja)
HU (1) HUP0102736A3 (ja)
ID (1) ID27941A (ja)
IL (1) IL139917A (ja)
NO (1) NO20005958L (ja)
NZ (1) NZ530452A (ja)
PL (1) PL193803B1 (ja)
SK (1) SK286262B6 (ja)
TR (1) TR200003494T2 (ja)
UA (1) UA66384C2 (ja)
WO (1) WO1999061100A1 (ja)

Families Citing this family (68)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6343232B1 (en) * 1966-08-19 2002-01-29 Mower Chf Treatment Irrevocable Trust Augmentation of muscle contractility by biphasic stimulation
JP4175662B2 (ja) 1996-01-08 2008-11-05 インパルス ダイナミクス エヌ．ヴイ． 電気的筋肉制御装置
WO2001024871A2 (en) * 1999-10-04 2001-04-12 Impulse Dynamics N.V. Modulation of intracellular calcium concentration using non-excitatory electrical signals applied to the tissue
US7167748B2 (en) 1996-01-08 2007-01-23 Impulse Dynamics Nv Electrical muscle controller
US8321013B2 (en) 1996-01-08 2012-11-27 Impulse Dynamics, N.V. Electrical muscle controller and pacing with hemodynamic enhancement
US9289618B1 (en) 1996-01-08 2016-03-22 Impulse Dynamics Nv Electrical muscle controller
US8825152B2 (en) 1996-01-08 2014-09-02 Impulse Dynamics, N.V. Modulation of intracellular calcium concentration using non-excitatory electrical signals applied to the tissue
US9713723B2 (en) 1996-01-11 2017-07-25 Impulse Dynamics Nv Signal delivery through the right ventricular septum
US6415178B1 (en) * 1996-09-16 2002-07-02 Impulse Dynamics N.V. Fencing of cardiac muscles
US6411847B1 (en) 1996-08-19 2002-06-25 Morton M. Mower Apparatus for applying cyclic pacing at an average rate just above the intrinsic heart rate
US7908003B1 (en) 1996-08-19 2011-03-15 Mr3 Medical Llc System and method for treating ischemia by improving cardiac efficiency
US6295470B1 (en) * 1996-08-19 2001-09-25 The Mower Family Chf Treatment Irrevocable Trust Antitachycardial pacing
US6337995B1 (en) 1996-08-19 2002-01-08 Mower Chf Treatment Irrevocable Trust Atrial sensing and multiple site stimulation as intervention for atrial fibrillation
US7840264B1 (en) 1996-08-19 2010-11-23 Mr3 Medical, Llc System and method for breaking reentry circuits by cooling cardiac tissue
US8447399B2 (en) 1996-08-19 2013-05-21 Mr3 Medical, Llc System and method for managing detrimental cardiac remodeling
US6341235B1 (en) 1996-08-19 2002-01-22 Mower Chf Treatment Irrevocable Trust Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing administered via the cardiac blood pool
EP1779890B8 (en) * 1997-07-16 2009-07-08 Metacure Limited Smooth muscle controller
US6411845B1 (en) 1999-03-04 2002-06-25 Mower Chf Treatment Irrevocable Trust System for multiple site biphasic stimulation to revert ventricular arrhythmias
US8019421B2 (en) 1999-03-05 2011-09-13 Metacure Limited Blood glucose level control
US8346363B2 (en) 1999-03-05 2013-01-01 Metacure Limited Blood glucose level control
US8666495B2 (en) 1999-03-05 2014-03-04 Metacure Limited Gastrointestinal methods and apparatus for use in treating disorders and controlling blood sugar
US9101765B2 (en) 1999-03-05 2015-08-11 Metacure Limited Non-immediate effects of therapy
US8700161B2 (en) 1999-03-05 2014-04-15 Metacure Limited Blood glucose level control
EP1263168B1 (en) * 2001-05-29 2006-06-28 Kabushiki Kaisha Toshiba Wireless communication apparatus
CN1787850B (zh) 2003-03-10 2015-12-16 脉冲动力公司 用于传送电信号以修改心脏组织中基因表达的装置与方法
US11439815B2 (en) 2003-03-10 2022-09-13 Impulse Dynamics Nv Protein activity modification
US8027721B2 (en) * 2003-03-24 2011-09-27 Physio-Control, Inc. Balanced charge waveform for transcutaneous pacing
US8792985B2 (en) 2003-07-21 2014-07-29 Metacure Limited Gastrointestinal methods and apparatus for use in treating disorders and controlling blood sugar
US20050055057A1 (en) * 2003-09-05 2005-03-10 Mirowski Famliy Ventures, L.L.C. Method and apparatus for providing ipselateral therapy
US11779768B2 (en) 2004-03-10 2023-10-10 Impulse Dynamics Nv Protein activity modification
US8352031B2 (en) 2004-03-10 2013-01-08 Impulse Dynamics Nv Protein activity modification
EP1827571B1 (en) 2004-12-09 2016-09-07 Impulse Dynamics NV Protein activity modification
US8244371B2 (en) 2005-03-18 2012-08-14 Metacure Limited Pancreas lead
EP1898991B1 (en) 2005-05-04 2016-06-29 Impulse Dynamics NV Protein activity modification
AU2006301866A1 (en) * 2005-10-14 2007-04-19 Continence Control Systems International Pty Ltd A method and apparatus for treating a heart condition
US8103341B2 (en) * 2006-08-25 2012-01-24 Cardiac Pacemakers, Inc. System for abating neural stimulation side effects
US20080167696A1 (en) * 2006-12-28 2008-07-10 Cvrx, Inc. Stimulus waveforms for baroreflex activation
US20080280341A1 (en) * 2007-05-08 2008-11-13 Kenknight Bruce System And Method For Local Field Stimulation
US20090036938A1 (en) * 2007-07-30 2009-02-05 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and system for external counterpulsation therapy
US9005106B2 (en) * 2008-01-31 2015-04-14 Enopace Biomedical Ltd Intra-aortic electrical counterpulsation
US8538535B2 (en) 2010-08-05 2013-09-17 Rainbow Medical Ltd. Enhancing perfusion by contraction
US8626299B2 (en) 2008-01-31 2014-01-07 Enopace Biomedical Ltd. Thoracic aorta and vagus nerve stimulation
US8626290B2 (en) 2008-01-31 2014-01-07 Enopace Biomedical Ltd. Acute myocardial infarction treatment by electrical stimulation of the thoracic aorta
WO2011092710A2 (en) 2010-02-01 2011-08-04 Metacure Limited Gastrointestinal electrical therapy
WO2011156287A2 (en) 2010-06-07 2011-12-15 Medtronic, Inc. Selective termination of stimulation to deliver post-stimulation therapeutic effect
WO2011156288A2 (en) * 2010-06-07 2011-12-15 Medtronic, Inc. Adaptive stimulation for treating urgency or incontinence
US8649863B2 (en) 2010-12-20 2014-02-11 Rainbow Medical Ltd. Pacemaker with no production
WO2013035092A2 (en) 2011-09-09 2013-03-14 Enopace Biomedical Ltd. Wireless endovascular stent-based electrodes
US8855783B2 (en) 2011-09-09 2014-10-07 Enopace Biomedical Ltd. Detector-based arterial stimulation
US8948876B2 (en) 2011-11-15 2015-02-03 Neurometrix, Inc. Apparatus and method for relieving pain using transcutaneous electrical nerve stimulation
US10112040B2 (en) * 2011-11-15 2018-10-30 Neurometrix, Inc. Transcutaneous electrical nerve stimulation using novel unbalanced biphasic waveform and novel electrode arrangement
US9386991B2 (en) 2012-02-02 2016-07-12 Rainbow Medical Ltd. Pressure-enhanced blood flow treatment
US9358391B2 (en) * 2013-02-22 2016-06-07 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Neurostimulation system having increased flexibility for creating complex pulse trains
US10940311B2 (en) 2013-03-29 2021-03-09 Neurometrix, Inc. Apparatus and method for button-free control of a wearable transcutaneous electrical nerve stimulator using interactive gestures and other means
CN105899166B (zh) 2013-11-06 2018-07-06 伊诺佩斯生医有限公司 无线型血管内基于支架的电极
US10940318B2 (en) 2014-06-17 2021-03-09 Morton M. Mower Method and apparatus for electrical current therapy of biological tissue
EP3242709A4 (en) * 2015-01-08 2018-10-17 The Medical Research, Infrastructure, And Health Services Fund Of The Tel Aviv Medical Center Cardiac stimulation of atrial-ventricle pathways and/or associated tissue
CN107635496B (zh) * 2015-05-12 2021-08-17 圣犹达医疗用品电生理部门有限公司 用于交流心脏不可逆电穿孔的非对称平衡波形
CA3043377A1 (en) * 2016-11-14 2018-05-17 GSK Consumer Healthcare S.A. Transcutaneous electrical nerve stimulation using novel unbalanced biphasic waveform and novel electrode arrangement
USD837394S1 (en) 2017-07-11 2019-01-01 Neurometrix, Inc. Transcutaneous electrical nerve stimulation (TENS) device
USD857910S1 (en) 2017-09-21 2019-08-27 Neurometrix, Inc. Transcutaneous electrical nerve stimulation device
USD865986S1 (en) 2017-09-21 2019-11-05 Neurometrix, Inc. Transcutaneous electrical nerve stimulation device strap
USD861903S1 (en) 2018-05-15 2019-10-01 Neurometrix, Inc. Apparatus for transcutaneous electrical nerve stimulation
HRP20230412T1 (hr) 2018-11-20 2023-07-07 Nuenerchi, Inc. Uređaj za električnu stimulaciju za primjenu frekvencije i vršnog napona koji imaju obrnuti odnos
US11883661B2 (en) 2018-12-07 2024-01-30 Neurometrix, Inc. Intelligent determination of therapeutic stimulation intensity for transcutaneous electrical nerve stimulation
US11911087B2 (en) 2020-08-07 2024-02-27 Biosig Technologies, Inc. Controlled switching network for electrophysiology procedures
US11400299B1 (en) 2021-09-14 2022-08-02 Rainbow Medical Ltd. Flexible antenna for stimulator
KR102557813B1 (ko) * 2021-10-13 2023-07-19 고려대학교 산학협력단 마비사시에 적용하기 위한 신경 자극 장치 및 전류 조절 방법

Family Cites Families (67)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US32091A (en) * 1861-04-16 Improvement in corn-planters
GB1459397A (en) * 1973-03-22 1976-12-22 Biopulse Co Ltd Apparatus for treating organisms by applying an electrical signal thereto
US3924641A (en) * 1974-08-19 1975-12-09 Axotronics Inc Bi-phasic current stimulation system
US4055190A (en) * 1974-12-19 1977-10-25 Michio Tany Electrical therapeutic apparatus
US4019519A (en) * 1975-07-08 1977-04-26 Neuvex, Inc. Nerve stimulating device
US4233986A (en) * 1978-07-18 1980-11-18 Agar Ginosar Electronics And Metal Products Apparatus and method for controlling pain by transcutaneous electrical stimulation (TES)
US4222386A (en) * 1979-03-26 1980-09-16 Smolnikov Leonid E Method for stimulating cardiac action by means of implanted _electrocardiostimulator and implantable electrocardiostimulator for effecting same
US4343312A (en) * 1979-04-16 1982-08-10 Vitafin N.V. Pacemaker output circuit
US4327322A (en) * 1980-10-06 1982-04-27 Spatial Dynamics, Ltd. Bidirectional current supply circuit
USRE32091E (en) 1981-03-13 1986-03-11 Medtronic, Inc. Neuromuscular stimulator
US4392496A (en) * 1981-03-13 1983-07-12 Medtronic, Inc. Neuromuscular stimulator
US4402322A (en) * 1981-03-25 1983-09-06 Medtronic, Inc. Pacer output circuit
US4612934A (en) * 1981-06-30 1986-09-23 Borkan William N Non-invasive multiprogrammable tissue stimulator
US4456012A (en) * 1982-02-22 1984-06-26 Medtronic, Inc. Iontophoretic and electrical tissue stimulation device
US4498478A (en) * 1982-09-13 1985-02-12 Medtronic, Inc. Apparatus for reducing polarization potentials in a pacemaker
IL75048A0 (en) * 1984-05-04 1985-08-30 Dervieux Dominique Bipolar electrodes and apparatus comprising them for the relief of pains
US4543956A (en) * 1984-05-24 1985-10-01 Cordis Corporation Biphasic cardiac pacer
US4723552A (en) * 1984-06-04 1988-02-09 James Heaney Transcutaneous electrical nerve stimulation device
US4646744A (en) * 1984-06-29 1987-03-03 Zion Foundation Method and treatment with transcranially applied electrical signals
US4637397A (en) * 1985-05-30 1987-01-20 Case Western Reserve University Triphasic wave defibrillation
US5111811A (en) * 1985-06-20 1992-05-12 Medtronic, Inc. Cardioversion and defibrillation lead system with electrode extension into the coronary sinus and great vein
US4754759A (en) * 1985-07-03 1988-07-05 Andromeda Research, Inc. Neural conduction accelerator and method of application
US4821724A (en) * 1986-08-01 1989-04-18 Telectronics N.V. Pacing pulse compensation
US4903700A (en) * 1986-08-01 1990-02-27 Telectronics N.V. Pacing pulse compensation
US4875484A (en) * 1986-10-04 1989-10-24 Total Human Medical Laboratory Co., Ltd. Method for generating a low frequency electric stimulus signal and low frequency electric stimulus signal generating apparatus
US5117826A (en) * 1987-02-02 1992-06-02 Staodyn, Inc. Combined nerve fiber and body tissue stimulation apparatus and method
US5018522A (en) * 1987-10-26 1991-05-28 Medtronic, Inc. Ramped waveform non-invasive pacemaker
US5178161A (en) * 1988-09-02 1993-01-12 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Microelectronic interface
US4919140A (en) * 1988-10-14 1990-04-24 Purdue Research Foundation Method and apparatus for regenerating nerves
US4924880A (en) * 1988-11-16 1990-05-15 Sion Technology, Inc. Dental anesthesia apparatus
US4989605A (en) * 1989-03-31 1991-02-05 Joel Rossen Transcutaneous electrical nerve stimulation (TENS) device
US4976264A (en) * 1989-05-10 1990-12-11 Therapeutic Technologies Inc. Power muscle stimulator
US4996987A (en) * 1989-05-10 1991-03-05 Therapeutic Technologies Inc. Power muscle stimulator
US5065083A (en) * 1989-08-25 1991-11-12 Staodyn, Inc. Microprocessor controlled electronic stimulating device having a battery management system and method therefor
US5069211A (en) * 1989-08-25 1991-12-03 Staodyn, Inc. Microprocessor controlled electronic stimulating device having biphasic pulse output
US5063929A (en) * 1989-08-25 1991-11-12 Staodyn, Inc. Electronic stimulating device having timed treatment of varying intensity and method therefor
US5036850A (en) * 1989-08-25 1991-08-06 Staodyn, Inc. Biphasic pulse output stage for electronic stimulating device
US5097833A (en) * 1989-09-19 1992-03-24 Campos James M Transcutaneous electrical nerve and/or muscle stimulator
GB8924559D0 (en) * 1989-11-01 1989-12-20 Capel Ifor D Method for transcranial electrotherapy
US5048522A (en) * 1990-04-13 1991-09-17 Therapeutic Technologies, Inc. Power muscle stimulator
US5058584A (en) * 1990-08-30 1991-10-22 Medtronic, Inc. Method and apparatus for epidural burst stimulation for angina pectoris
US5052391A (en) * 1990-10-22 1991-10-01 R.F.P., Inc. High frequency high intensity transcutaneous electrical nerve stimulator and method of treatment
EP0491649B1 (en) * 1990-12-18 1996-09-25 Ventritex Apparatus for producing configurable biphasic defibrillation waveforms
US5109847A (en) * 1991-05-21 1992-05-05 E.P. Inc. Non-intrusive analgesic neuroaugmentive apparatus and management system
US5507781A (en) * 1991-05-23 1996-04-16 Angeion Corporation Implantable defibrillator system with capacitor switching circuitry
WO1993001861A1 (en) * 1991-07-15 1993-02-04 Zmd Corporation Method and apparatus for transcutaneous cardiac pacing
US5215083A (en) * 1991-10-07 1993-06-01 Telectronics Pacing Systems, Inc. Apparatus and method for arrhythmia induction in arrhythmia control system
US5411525A (en) * 1992-01-30 1995-05-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Dual capacitor biphasic defibrillator waveform generator employing selective connection of capacitors for each phase
US5534015A (en) * 1992-02-18 1996-07-09 Angeion Corporation Method and apparatus for generating biphasic waveforms in an implantable defibrillator
US5224476A (en) * 1992-02-24 1993-07-06 Duke University Method and apparatus for controlling fibrillation or tachycardia
US5300096A (en) * 1992-06-03 1994-04-05 Hall H Eugene Electromyographic treatment device
US5314423A (en) * 1992-11-03 1994-05-24 Seney John S Cold electrode pain alleviating tissue treatment assembly
US5334220A (en) * 1992-11-13 1994-08-02 Siemens Pacesetter, Inc. Dual-chamber implantable pacemaker having an adaptive AV interval that prevents ventricular fusion beats and method of operating same
US5487759A (en) * 1993-06-14 1996-01-30 Bastyr; Charles A. Nerve stimulating device and associated support device
US5411547A (en) * 1993-08-09 1995-05-02 Pacesetter, Inc. Implantable cardioversion-defibrillation patch electrodes having means for passive multiplexing of discharge pulses
US5741303A (en) * 1993-09-13 1998-04-21 Angeion Corp Electrode back-charging pre-treatment system for an implantable cardioverter defibrillator
US5458625A (en) * 1994-05-04 1995-10-17 Kendall; Donald E. Transcutaneous nerve stimulation device and method for using same
US5480413A (en) * 1994-11-30 1996-01-02 Telectronics Pacing Systems, Inc. Apparatus and method for stabilizing the ventricular rate of a heart during atrial fibrillation
US5534018A (en) * 1994-11-30 1996-07-09 Medtronic, Inc. Automatic lead recognition for implantable medical device
US5601608A (en) * 1995-02-02 1997-02-11 Pacesetter, Inc. Methods and apparatus for applying charge-balanced antiarrhythmia shocks
SE9500620D0 (sv) * 1995-02-20 1995-02-20 Pacesetter Ab Anordning för hjärtstimulering
EP0910429B1 (en) * 1996-01-08 2005-03-16 Impulse Dynamics N.V. Heart activity control apparatus using synchronized non-excitatory pre-stimulation
US5713929A (en) * 1996-05-03 1998-02-03 Medtronic, Inc. Arrhythmia and fibrillation prevention pacemaker using ratchet up and decay modes of operation
US5800465A (en) * 1996-06-18 1998-09-01 Medtronic, Inc. System and method for multisite steering of cardiac stimuli
US5871506A (en) * 1996-08-19 1999-02-16 Mower; Morton M. Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing
US5814079A (en) * 1996-10-04 1998-09-29 Medtronic, Inc. Cardiac arrhythmia management by application of adnodal stimulation for hyperpolarization of myocardial cells
FR2763247B1 (fr) * 1997-05-16 2000-02-18 Ela Medical Sa Dispositif medical implantable actif, notamment stimulateur cardiaque, defibrillateur et/ou cardioverteur a reduction des episodes d'arythmie, notamment d'arythmie auriculaire

Also Published As

Publication number Publication date
IL139917A0 (en) 2002-02-10
NO20005958D0 (no) 2000-11-24
CN1217718C (zh) 2005-09-07
EP1079892A1 (en) 2001-03-07
SK17902000A3 (sk) 2001-07-10
CA2333360A1 (en) 1999-12-02
CA2333360C (en) 2003-11-25
ID27941A (id) 2001-05-03
EA200001226A1 (ru) 2002-04-25
JP2006116332A (ja) 2006-05-11
AU4095299A (en) 1999-12-13
EP1079892B1 (en) 2005-08-03
PL344394A1 (en) 2001-11-05
ATE300973T1 (de) 2005-08-15
PL193803B1 (pl) 2007-03-30
CN1309575A (zh) 2001-08-22
KR100433089B1 (ko) 2004-05-27
KR20010074500A (ko) 2001-08-04
SK286262B6 (sk) 2008-06-06
US6141587A (en) 2000-10-31
TR200003494T2 (tr) 2001-04-20
ES2246087T3 (es) 2006-02-01
BR9910731A (pt) 2001-02-13
NO20005958L (no) 2001-01-26
EA004166B1 (ru) 2004-02-26
DE69926501T2 (de) 2006-06-01
HUP0102736A2 (hu) 2001-12-28
IL139917A (en) 2006-12-10
AU749212B2 (en) 2002-06-20
HUP0102736A3 (en) 2002-02-28
JP2004167280A (ja) 2004-06-17
UA66384C2 (en) 2004-05-17
DE69926501D1 (de) 2005-09-08
NZ530452A (en) 2005-11-25
WO1999061100A1 (en) 1999-12-02

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP2002516161A (ja) 二相刺激による筋肉収縮度の増強
US5871506A (en) Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing
EP1064048B1 (en) Augmentation of electrical conduction and contractibility by biphasic cardiac pacing administered via the cardiac blood pool
US6343232B1 (en) Augmentation of muscle contractility by biphasic stimulation
EP1027100B1 (en) Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing
US6332096B1 (en) Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing
MXPA00011661A (en) Augmentation of muscle contractility by biphasic stimulation
MXPA00006948A (en) Augmentation of electrical conduction and contractibility by biphasic cardiac pacing administered via the cardiac blood pool
MXPA99012000A (en) Augmentation of electrical conduction and contractility by biphasic cardiac pacing
CZ20004383A3 (cs) Zařízení pro stimulaci svalové tkáně dvoufázovými pulsy
JP2001190695A (ja) ２相電気式心臓整調装置

Legal Events

Date Code Title Description
A601 Written request for extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601

Effective date: 20031212

A602 Written permission of extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602

Effective date: 20031219

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20040312

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20040910

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20050111

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20050411

A02 Decision of refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02

Effective date: 20050826

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20051124

A911 Transfer to examiner for re-examination before appeal (zenchi)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A911

Effective date: 20060315

A912 Re-examination (zenchi) completed and case transferred to appeal board

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A912

Effective date: 20060407