ES2230129T3 - Sistema para la estimulacion de la medula espinal. - Google Patents
Sistema para la estimulacion de la medula espinal.Info
- Publication number
- ES2230129T3 ES2230129T3 ES00950691T ES00950691T ES2230129T3 ES 2230129 T3 ES2230129 T3 ES 2230129T3 ES 00950691 T ES00950691 T ES 00950691T ES 00950691 T ES00950691 T ES 00950691T ES 2230129 T3 ES2230129 T3 ES 2230129T3
- Authority
- ES
- Spain
- Prior art keywords
- gii
- battery
- electrodes
- current
- stimulation
- 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 - Lifetime
Links
- 230000000638 stimulation Effects 0.000 title claims description 166
- 230000006870 function Effects 0.000 claims description 31
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 30
- 238000012360 testing method Methods 0.000 claims description 30
- 238000005070 sampling Methods 0.000 claims description 23
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 claims description 22
- 230000008859 change Effects 0.000 claims description 21
- 230000008878 coupling Effects 0.000 claims description 16
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 claims description 16
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 claims description 16
- 210000000278 spinal cord Anatomy 0.000 claims description 16
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 11
- 201000004440 congenital dyserythropoietic anemia Diseases 0.000 claims description 10
- 238000003780 insertion Methods 0.000 claims description 10
- 230000037431 insertion Effects 0.000 claims description 10
- 229910001416 lithium ion Inorganic materials 0.000 claims description 10
- 238000012546 transfer Methods 0.000 claims description 9
- HBBGRARXTFLTSG-UHFFFAOYSA-N Lithium ion Chemical compound [Li+] HBBGRARXTFLTSG-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 8
- 230000001965 increasing effect Effects 0.000 claims description 8
- 230000014759 maintenance of location Effects 0.000 claims description 8
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 claims description 4
- 238000002513 implantation Methods 0.000 claims description 4
- 230000005641 tunneling Effects 0.000 claims description 4
- 230000004044 response Effects 0.000 claims description 3
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims 2
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 claims 1
- 239000012071 phase Substances 0.000 description 68
- 239000007943 implant Substances 0.000 description 39
- 238000000034 method Methods 0.000 description 37
- 239000004020 conductor Substances 0.000 description 29
- 238000012423 maintenance Methods 0.000 description 26
- 230000008569 process Effects 0.000 description 20
- 208000002193 Pain Diseases 0.000 description 19
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 18
- 230000006854 communication Effects 0.000 description 17
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 17
- 230000004913 activation Effects 0.000 description 16
- 208000035824 paresthesia Diseases 0.000 description 14
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 13
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 11
- 230000002457 bidirectional effect Effects 0.000 description 10
- 230000002051 biphasic effect Effects 0.000 description 9
- 238000002847 impedance measurement Methods 0.000 description 9
- 238000003825 pressing Methods 0.000 description 8
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 6
- 239000013256 coordination polymer Substances 0.000 description 6
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 description 6
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 5
- 230000035807 sensation Effects 0.000 description 5
- 230000033228 biological regulation Effects 0.000 description 4
- 230000001105 regulatory effect Effects 0.000 description 4
- 239000010936 titanium Substances 0.000 description 4
- 230000007704 transition Effects 0.000 description 4
- 230000000007 visual effect Effects 0.000 description 4
- WHXSMMKQMYFTQS-UHFFFAOYSA-N Lithium Chemical compound [Li] WHXSMMKQMYFTQS-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- RTAQQCXQSZGOHL-UHFFFAOYSA-N Titanium Chemical compound [Ti] RTAQQCXQSZGOHL-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 230000003213 activating effect Effects 0.000 description 3
- 239000000853 adhesive Substances 0.000 description 3
- 230000001070 adhesive effect Effects 0.000 description 3
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 3
- 230000001276 controlling effect Effects 0.000 description 3
- 230000009849 deactivation Effects 0.000 description 3
- 238000013461 design Methods 0.000 description 3
- 238000013508 migration Methods 0.000 description 3
- 230000005012 migration Effects 0.000 description 3
- 229910052719 titanium Inorganic materials 0.000 description 3
- 101100354855 Homo sapiens PYDC1 gene Proteins 0.000 description 2
- 102100039892 Pyrin domain-containing protein 1 Human genes 0.000 description 2
- 210000001015 abdomen Anatomy 0.000 description 2
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 2
- 238000003556 assay Methods 0.000 description 2
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 2
- 210000001217 buttock Anatomy 0.000 description 2
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 description 2
- 230000006378 damage Effects 0.000 description 2
- 230000003111 delayed effect Effects 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 230000005684 electric field Effects 0.000 description 2
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 description 2
- 230000006266 hibernation Effects 0.000 description 2
- 230000001976 improved effect Effects 0.000 description 2
- 150000002500 ions Chemical class 0.000 description 2
- 239000010410 layer Substances 0.000 description 2
- 229910052744 lithium Inorganic materials 0.000 description 2
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 2
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 2
- 210000005036 nerve Anatomy 0.000 description 2
- 230000007935 neutral effect Effects 0.000 description 2
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 2
- 230000004936 stimulating effect Effects 0.000 description 2
- 208000000094 Chronic Pain Diseases 0.000 description 1
- RYGMFSIKBFXOCR-UHFFFAOYSA-N Copper Chemical group [Cu] RYGMFSIKBFXOCR-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 208000028389 Nerve injury Diseases 0.000 description 1
- 208000008765 Sciatica Diseases 0.000 description 1
- FAPWRFPIFSIZLT-UHFFFAOYSA-M Sodium chloride Chemical compound [Na+].[Cl-] FAPWRFPIFSIZLT-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 1
- 239000012072 active phase Substances 0.000 description 1
- 206010003074 arachnoiditis Diseases 0.000 description 1
- 230000007175 bidirectional communication Effects 0.000 description 1
- 230000000903 blocking effect Effects 0.000 description 1
- 210000001185 bone marrow Anatomy 0.000 description 1
- 230000001684 chronic effect Effects 0.000 description 1
- 230000036461 convulsion Effects 0.000 description 1
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 1
- 238000013479 data entry Methods 0.000 description 1
- 230000007547 defect Effects 0.000 description 1
- 230000007812 deficiency Effects 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 238000006073 displacement reaction Methods 0.000 description 1
- 238000004070 electrodeposition Methods 0.000 description 1
- 238000004146 energy storage Methods 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 210000003414 extremity Anatomy 0.000 description 1
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 1
- 238000007667 floating Methods 0.000 description 1
- 230000001939 inductive effect Effects 0.000 description 1
- WABPQHHGFIMREM-UHFFFAOYSA-N lead(0) Chemical compound [Pb] WABPQHHGFIMREM-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 210000003141 lower extremity Anatomy 0.000 description 1
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 1
- 230000008764 nerve damage Effects 0.000 description 1
- 210000002569 neuron Anatomy 0.000 description 1
- 230000008672 reprogramming Effects 0.000 description 1
- 238000011160 research Methods 0.000 description 1
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 1
- 239000002356 single layer Substances 0.000 description 1
- 239000011780 sodium chloride Substances 0.000 description 1
- 239000007787 solid Substances 0.000 description 1
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 1
- 238000007920 subcutaneous administration Methods 0.000 description 1
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 description 1
- 238000010998 test method Methods 0.000 description 1
- 230000001052 transient effect Effects 0.000 description 1
- 210000001364 upper extremity Anatomy 0.000 description 1
- 238000010200 validation analysis Methods 0.000 description 1
- 239000013598 vector Substances 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—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
- A61N1/3605—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system
- A61N1/3606—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system adapted for a particular treatment
- A61N1/36071—Pain
-
- 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
- A61N1/0551—Spinal or peripheral nerve electrodes
- A61N1/0553—Paddle shaped electrodes, e.g. for laminotomy
-
- 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
- A61N1/36014—External stimulators, e.g. with patch electrodes
- A61N1/36017—External stimulators, e.g. with patch electrodes with leads or electrodes penetrating the skin
-
- 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
- A61N1/37211—Means for communicating with stimulators
- A61N1/37235—Aspects of the external programmer
- A61N1/37241—Aspects of the external programmer providing test stimulations
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Pain & Pain Management (AREA)
- Neurology (AREA)
- Neurosurgery (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
- Percussion Or Vibration Massage (AREA)
- Massaging Devices (AREA)
- Finger-Pressure Massage (AREA)
Abstract
Sistema de estimulación de la médula espinal, SCS, que comprende componentes implantables (10) y componentes externos (20); en el que los componentes implantables (10) comprenden: un generador de impulsos implantable multicanal (100), GII, que incluye una fuente de alimentación recargable ((180) o (180¿)) y un conjunto de electrodos (110) conectados de manera liberable al GII, presentando el conjunto de electrodos una pluralidad de electrodos (En) en el mismo; y en el que los componentes externos (20) comprenden un programador portátil (202) que puede colocarse selectivamente en contacto telecomunicativo con el GII (100), un programador del médico (204) que está conectado selectivamente al programador portátil, y un cargador portátil (208) que puede conectarse inductivamente al GII (100) para recargar la fuente de alimentación del GII.
Description
Sistema para la estimulación de la médula
espinal.
La presente invención se refiere a un sistema
para la estimulación de la médula espinal. Un sistema de
estimulación de la médula espinal es un sistema generador de
impulsos implantable programable utilizado para tratar el dolor
crónico proporcionando impulsos eléctricos de estimulación de un
conjunto de electrodos situados epiduralmente cerca de la médula de
un paciente. La presente invención va dirigida a un sistema de
estimulación de la médula espinal en el que se destacan las
siguientes características específicas incluidas en el sistema: [1]
un sistema de recarga, [2] un sistema para la asignación de campos
de corriente, [3] control de elevación de impulsos, y [4]
mediciones de la impedancia de los electrodos.
La estimulación de la médula espinal (SCS) es un
método clínico bien aceptado para reducir el dolor en ciertas
poblaciones de pacientes. Los sistemas SCS incluyen típicamente un
generador de impulsos implantado, cables conductores, y electrodos
conectados a los cables conductores. El generador de impulsos
genera impulsos eléctricos que son suministrados a las fibras de la
columna dorsal del interior de la médula espinal a través de
electrodos que se implantan a lo largo del dura de la médula
espinal. En una situación típica, los cables conductores conectados
salen de la médula espinal y se tunelizan alrededor del torso del
paciente hacia un receptáculo subcutáneo donde se implanta el
generador de impulsos.
Son conocidos en la técnica sistemas de
estimulación de la médula espinal y otros. Por ejemplo, en la
patente americana nº 3.646.940 se describe un estimulador
electrónico implantable que proporciona impulsos eléctricos
ordenados en el tiempo a una pluralidad de electrodos de manera que
solamente un electrodo tiene una tensión aplicada al mismo en
cualquier momento dado. De este modo, los estímulos eléctricos
proporcionados por el aparato descrito en la patente '940 comprenden
estímulos secuenciales o no superpuestos.
En la patente americana nº 3.724.467 se describe
un implante de electrodo para la neuroestimulación de la médula
espinal. Una tira relativamente delgada y flexible de un plástico
fisiológicamente inerte está provista de una pluralidad de
electrodos formados en la misma. Los electrodos se conectan
mediante unos conductores a un receptor de RF, que también está
implantado, y que se controla a través de un controlador externo.
El receptor de RF implantado carece de medios de almacenamiento de
energía, y tiene que conectarse al controlador externo para que se
produzca la neuroestimulación.
En la patente americana nº 3.822.708 se muestra
otro tipo de dispositivo eléctrico de estimulación de la médula
espinal. El dispositivo tiene cinco electrodos alineados que se
disponen longitudinalmente en la médula espinal y transversalmente
a los nervios que entran en la médula espinal. Unos impulsos de
corriente aplicados a los electrodos están destinados a bloquear
dolor de difícil cura, a la vez que se permite el paso de otras
sensaciones. Los impulsos de estimulación aplicados a los
electrodos son de una anchura de aproximadamente 250 microsegundos
con una velocidad de repetición de 5 a 200 impulsos por segundo. Un
interruptor que puede ser accionado por el paciente permite al
paciente cambiar qué electrodos se activan, es decir, qué
electrodos reciben los estímulos de corriente, de manera que pueda
ajustarse el área existente entre los electrodos activados en la
médula espinal, según sea necesario, para bloquear mejor el
dolor.
Otras patentes representativas que muestran
sistemas o electrodos de estimulación de la médula espinal incluyen
las patentes americanas nº 4.338.945; 4.379.462; 5.121.754;
5.417.719 y 5.501.703.
Los productos de la SCS dominantes que
corrientemente están disponibles en el mercado intentan responder a
tres requisitos básicos para dichos sistemas: [1] proporcionar
múltiples canales de estimulación para dirigir requerimientos de
parámetros de estimulación variables y múltiples sitios de
suministro de señales de estimulación eléctrica; [2] permitir
corrientes de estimulación de moderadas a elevadas para aquellos
pacientes que lo necesiten; y [3] incorporar una fuente de
alimentación interior con capacidad de almacenamiento de energía
suficiente para proporcionar años de servicio de manera fiable al
paciente.
Desafortunadamente, no todas las características
descritas anteriormente están disponibles en cualquier dispositivo.
Por ejemplo, la vida de la batería de un dispositivo conocido es
limitada a salidas de corriente solamente moderadas, y tiene una
única fuente de alimentación, y por lo tanto solamente un canal de
estimulación, que debe multiplexarse en un modelo fijo hasta cuatro
contactos de electrodo. Otro dispositivo muy conocido ofrece
corrientes más elevadas que pueden suministrarse al paciente, pero
no tiene batería, y de este modo requiere que el paciente lleve a
una fuente de alimentación y un controlador externos. Incluso
entonces, dicho dispositivo todavía tiene solamente una fuente de
alimentación, y de solamente un único canal de estimulación, para
el suministro de corriente de estimulación a múltiples electrodos a
través de un multiplexor. Todavía un tercer dispositivo conocido
proporciona canales múltiples con capacidad de corriente moderada,
pero no tiene fuente de alimentación interior y, de este modo,
también obliga al paciente a llevar una fuente de alimentación y un
controlador externos.
Se ve así que cada uno de los sistemas, o
componentes, expuestos o descritos anteriormente padece una o más
limitaciones, por ejemplo, sin capacidad de almacenamiento de
energía interno, una vida útil corta, nulas o limitadas
características de programación, tamaño físico grande, la necesidad
de llevar siempre una fuente de alimentación y un controlador
externos, la necesidad de utilizar técnicas y/o herramientas
quirúrgicas complicadas o difíciles de utilizar, conexiones
inestables, y similares. Por consiguiente, lo que se necesita
claramente es un sistema de estimulación de la médula espinal SCS
que sea superior a los sistemas existentes proporcionando una vida
más larga, una programación más fácil y más características de
estimulación en un paquete más pequeño sin comprometer la
fiabilidad. Además, es necesario que las herramientas quirúrgicas y
las interconexiones utilizadas con dicho sistema SCS sean más
fáciles y más rápidas de manipular. Además, es necesario que las
características de estimulación disponibles con el sistema tengan
ser programables utilizando sistemas de programación que sean
fáciles de entender y utilizar, y que introduzcan nuevos métodos de
programación que se dirijan mejor a las necesidades del
paciente.
La presente invención se dirige a las necesidades
anteriores y otras proporcionando un sistema SCS que está diseñado
para que sea superior a los sistemas existentes. Más concretamente,
el sistema SCS de la presente invención proporciona un estímulo a
un par o un grupo seleccionado de una pluralidad de electrodos, por
ejemplo, 16 electrodos, agrupados en múltiples canales, por
ejemplo, cuatro canales. Ventajosamente, cada electrodo puede
producir una corriente de salida constante programable de por lo
menos 10 mA en un rango de intensidades de salida que pueden ser
tan altas como 16 voltios. Además, la zona del implante del sistema
SCS incluye una fuente de alimentación recargable, por ejemplo una
batería recargable, que permite al paciente ir a su trabajo diario
sin impedimentos por medio de una fuente de alimentación y un
controlador externos. El sistema SCS que se describe aquí solamente
requiere una recarga de vez en cuando; la zona implantada es más
pequeña que los sistemas de implante existentes, por ejemplo, que
tienen una carcasa circular de 45 mm de diámetro y 10 mm de
espesor; el sistema SCS tiene una vida de por lo menos 10 años con
los ajustes típicos; el sistema SCS ofrece un esquema de conexiones
simple para conectar al mismo de manera liberable un sistema de
conexión; y el sistema SCS es sumamente fiable.
Como característica de la invención, cada uno de
los electrodos incluidos en los canales de estimulación no
solamente puede suministrar hasta a 12,7 mA de corriente en un
rango completo de tensiones de salida, sino que también puede
combinarse con otros electrodos para entregar todavía más
corriente. Adicionalmente, el sistema SCS proporciona la capacidad
de estimular simultáneamente todos los electrodos disponibles. Es
decir, en funcionamiento, cada electrodo se agrupa con por lo menos
un electrodo adicional. En una realización, dicha agrupación se
consigue mediante una matriz de conmutación de baja impedancia que
permite conectar cualquier contacto del electrodo o carcasa del
sistema (que puede utilizarse como electrodo común, o indiferente)
a cualquier otro electrodo. En otra realización, unos CDAs
(convertidores digital/analógico) de la corriente de salida
programable se conectan a cada nodo de electrodos, de manera que,
cuando se activan, cualquier nodo de electrodos puede agruparse con
cualquier otro nodo de electrodos que se activa al mismo tiempo,
eliminando así la necesidad de la matriz de conmutación de baja
impedancia. De este modo, esta característica ventajosa permite al
médico proporcionar campos de estimulación eléctricos únicos para
cada canal de corriente, hasta ahora no disponibles con otros
sistemas de estimulación "multicanal" (cuyos sistemas de
estimulación "multicanal" son realmente sistemas de
estimulación de un único canal multiplexado). Además, esta
característica, combinada con electrodos de múltiples contactos
dispuestos en matrices de dos o tres dimensiones, permite producir
"electrodos virtuales", en los que un electrodo "virtual"
comprende un electrodo que parece encontrarse en una posición
física determinada, pero realmente no está situado físicamente en
la posición aparente. Más bien, el electrodo virtual se produce por
la combinación de vectores de campos eléctricos de dos o más
electrodos que se activan simultáneamente.
Como característica adicional de la invención, el
sistema SCS incluye un generador de impulsos implantable GII que
está alimentado por una batería interna recargable, por ejemplo una
batería recargable de iones de litio que proporciona un voltaje de
salida que varía de aproximadamente 4,1 voltios, cuando se
encuentra totalmente cargada, a aproximadamente 3,5 voltios, cuando
se encuentra lista para ser recargada. Cuando está cargada, el
paciente puede accionar, de este modo, el GII con independencia de
controladores o fuentes de alimentación externos. Además, la fuente
de alimentación es recargable utilizando medios no invasivos, lo
que significa que el paciente puede recargar la batería del GII (u
otra fuente de alimentación) según se necesite cuando se haya
agotado con una molestia mínima. Puede producirse una recarga
completa de la batería recargable en menos de dos horas. En
funcionamiento, el sistema SCS controla el estado de carga de la
batería interna del GII y controla el proceso de carga. Esto lo
lleva acabo controlando la cantidad de energía que utiliza el
sistema SCS, y por lo tanto el estado de carga de la batería del
GII. Después, a través de un enlace de telemetría bidireccional
apropiado, el sistema SCS puede informar al paciente o médico
acerca del estado del sistema, incluyendo el estado de carga, y
realiza peticiones para iniciar un proceso de carga externa. De
esta manera, la aceptación de energía del cargador externo puede
estar completamente bajo el control del sistema SCS implantado, y
pueden utilizarse varias capas de control físico y de software para
asegurar un funcionamiento fiable y seguro del proceso de carga. La
utilización de dicha fuente de alimentación recargable alarga
considerablemente la vida útil de la parte del GII del sistema SCS
y significa que, una vez implantado, el GII puede funcionar
durante muchos años sin tener que ser explantado.
Adicionalmente, el sistema SCS de la presente
invención se programa de una manera más fácil y proporciona más
características de estimulación de las que han estado disponibles
con los dispositivos de la técnica anterior. Los sistemas de
programación utilizados con la invención están diseñados para que
sean de fácil manejo, y proporcionen nuevos métodos de programación
que mejoren mucho la capacidad del paciente, o del personal médico,
para identificar un modelo y situación de estimulación aplicada
que sea eficaz para el tratamiento (minimizando o eliminando) el
dolor.
El sistema SCS de la presente invención ofrece
además un dispositivo que se encuentra en un paquete más pequeño,
sin comprometer la fiabilidad, del que hasta ahora ha estado
disponible. Además, las herramientas quirúrgicas y las
interconexiones utilizadas con el sistema SCS han sido diseñadas
para que sean significativamente más fáciles y más rápidas de
manipular que las herramientas e interconexiones utilizadas con los
sistemas de la técnica anterior.
Todas las características anteriores y otras se
combinan ventajosamente para proporcionar un sistema SCS el cual
está notablemente mejorado respecto a lo que hasta ahora ha estado
disponible. Dicho sistema SCS puede caracterizarse por incluir: (a)
componentes implantables; (b) componentes externos; y (c)
componentes quirúrgicos. Los componentes implantables incluyen un
generador de impulsos multicanal implantable GII que tiene una
fuente de alimentación recargable y un conjunto de electrodos
conectados de manera liberable al GII. Los componentes quirúrgicos
incluyen herramientas que ayudan al cirujano a colocar el GII y el
conjunto de electrodos. Los componentes externos incluyen un
programador portátil que puede disponerse selectivamente en
contacto por telecomunicación con el GII, un programador médico que
puede disponerse selectivamente en contacto por telecomunicación
con el programador portátil, y un cargador portátil que puede
conectarse inductivamente al GII para recargar la fuente de
alimentación del GII.
El sistema SCS de la presente invención puede
caracterizarse adicionalmente por incluir los siguientes
componentes del sistema, todos los cuales funcionan en cooperación
entre sí para tratar dolor crónico de difícil cura de una manera
eficaz: [1] un generador de impulsos implantable GII; [2] un
programador portátil HHP; [3] un sistema de programación del médico
(CP); [4] un estimulador de ensayo externo (ETS); y [5] una
estación carga (CHR).
El generador de impulsos implantable GII se
realiza utilizando un diseño de un generador de impulsos de baja
potencia alojado en una carcasa de titanio 6-4
herméticamente sellada. El GII se comunica con el programador
portátil HHP a través de un enlace de telemetría. El GII contiene
la electrónica necesaria para descodificar órdenes y proporcionar
un estímulo de corriente a dieciséis electrodos en grupos de hasta
cuatro canales. Las características del GII incluyen: (a) una
batería recargable de iones de litio que se utiliza como fuente de
alimentación principal, alargando así considerablemente la vida del
sistema en comparación con los dispositivos existentes en el
mercado, (b) control de usuario sobre los parámetros de
estimulación, y (c) circuitos de seguridad y comunicación por
retrotelemetría para reducir el riesgo.
El programador portátil HHP comprende un
programador externo que puede ser utilizado por el paciente o el
médico para cambiar los parámetros de estimulación del GII o el
estimulador de ensayo externo ETS a través de un enlace de
telemetría. El HHP comprende así una parte íntegra del entorno de
programación del médico. El HHP incluye una pinza para el cinturón
u otra forma de transporte adecuada para permitir al paciente
llevar el HHP fácilmente consigo. Las características del HHP
incluyen: (a) un tamaño pequeño que se adaptará a la palma de la
mano del usuario con una pantalla de LCD de fácil lectura, (b) una
arquitectura de software que proporciona facilidad de programación
y una interfaz de usuario, y (C) una batería principal reemplazable
de campo con suficiente energía para aproximadamente un año de
funcionamiento.
El sistema de programación del médico (CP) se
utiliza para optimizar el GII o el ETS para el paciente. El sistema
CP comprende un ordenador, una interfaz de infrarrojos (IR), y un
ratón y un joystick (o dispositivos señaladores direccionales
equivalentes). Las características de sistema CP incluyen: (a) una
base de datos del paciente, (b) capacidad para tomar mediciones
umbral de estimulación. (c) capacidad para programar todas las
características disponibles dentro del GII, y (d) programación
direccional de múltiples contactos de electrodos con el (los)
grupo(s) de electrodos.
El estimulador de ensayo externo ETS es un
generador de impulsos dispuesto externamente que se utiliza durante
siete a diez días para fines de evaluación antes de la implantación
del GII. El ETS se aplica típicamente con un parche adhesivo a la
piel del paciente, pero también lo puede llevar el paciente
mediante el uso de una pinza para el cinturón u otra forma de
receptáculo de transporte apropiado. Las características del ETS
incluyen: (a) utilidad en la sala de operaciones (OR) para analizar
el conjunto de electrodos durante la colocación, (b) capacidad de
comunicación bidireccional total con el sistema de programación del
médico (CP), y (c) capacidad para permitir que el paciente o médico
evalúe los niveles de estimulación.
La estación carga CHR comprende dos partes: [1]
un recargador de GII y [2] una unidad de base. El recargador de GII
emplea la conexión magnética para restaurar la capacidad de la
batería implantada alojada dentro del GII. El recargador de GII va
alimentado por una célula de iones de litio. La unidad de base
sostiene un recargador de GII cuando no se está utilizando para
recargar la batería del GII y permite que la célula de iones de
litio del recargador del GII recupere su capacidad después del
funcionamiento. La unidad de base está alimentada a través de una
toma de corriente de pared estándar. Las características de la
estación carga CHR incluyen: (a) permite la recarga completa de la
batería del GII en un tiempo de por lo menos dos horas, (b)
proporciona una interfaz de usuario para indicar que la carga se
está realizando con éxito, y (c) puede recargarse desde cualquier
toma de corriente utilizando la unidad de
base.
base.
Cada uno de los componentes de sistema anteriores
y otros del sistema SCS se describen con mayor detalle a
continuación como parte de la descripción detallada de la
invención. En dicha descripción, se da un énfasis adicional con
relación a las siguientes importantes características de la
invención: [1] el sistema de recarga, [2] el sistema utilizado para
asignar campos de corriente, [3] control de subida de impulsos, y
[4] mediciones automáticas de la impedancia de los electrodos.
Los aspectos, características y ventajas
anteriores y otros de la presente invención serán más claras a
partir de la descripción más concreta de la misma que sigue, la
cual se presenta en combinación con los siguientes dibujos:
La figura nº 1 es un diagrama de bloques que
ilustra varios componentes implantables, externos, y quirúrgicos de
la invención;
La figura nº 2A ilustra ejemplos de varios tipos
de grupos de electrodos que pueden utilizarse con la presente
invención;
La figura nº 2B muestra los distintos componentes
de la invención que están conectados con el grupo de electrodos
implantable de la figura nº 2A, u otros grupos;
La figura nº 3A es un diagrama de formas de onda
de sincronización que muestra formas de onda de corriente
representativas que puede aplicarse a varios de los contactos de
los electrodos de los grupos de electrodos a través de uno o más
canales de estimulación;
La figura nº 3B es un diagrama de formas de onda
de sincronización que ilustra el funcionamiento de múltiples
canales para evitar la superposición entre canales y/o desconectar
temporalmente un canal durante fases de recarga pasiva;
La figura nº 3C es un diagrama de sincronización
que ilustra el uso de una fase de recarga activa para permitir
formas de onda, por ejemplo, formas de onda bifásica simétrica, lo
cual permite mayores velocidades de estimulación;
La figura nº 4A es un diagrama de bloques
funcional que ilustra los principales componentes de un generador
de impulsos implantable GII de acuerdo con una primera realización
del GII de la invención;
La figura nº 4B muestra un diagrama de bloques
híbrido del GII que ilustra la arquitectura de un GII realizado de
acuerdo con una segunda realización del GII de la invención;
La figura nº 4C es un diagrama de bloques del
circuito integrado analógico (ACI) utilizado, entre otras cosas,
para proporcionar la salida de los generadores de estímulos dentro
la arquitectura híbrida del GII mostrada en la figura nº 4B;
La figura nº 5 ilustra un tipo de estimulador de
ensayo externo ETS que puede utilizarse como un componente de la
invención;
La figura nº 6 ilustra una pantalla de la
programación representativa que puede utilizarse como parte de las
características del sistema de programación de la invención;
La figura nº 7A muestra una pantalla
representativa en un programador portátil HHP que puede utilizarse
como interfaz de usuario entre el HHP y el GII implantado en un
paciente/usuario;
Las figuras nº 7B y 7C ilustran otros tipos de
pantalla de selección representativa que puede utilizarse como
parte de la interfaz de usuario con el programador portátil de la
figura nº 7A;
La figura nº 8 ilustra dos variantes de los
componentes externos de una estación de carga portátil CHR
representativa que puede utilizarse con la invención;
La figura nº 9A muestra un diagrama de bloques
del sistema de carga de la batería utilizado con la invención;
La figura nº 9B muestra un diagrama de bloques de
la circuitería de carga de batería/protección utilizada en la
estación carga externa de la invención;
La figura nº 10 es un diagrama de flujo que
ilustra una técnica de control de subida de impulsos preferida que
puede utilizarse con la invención;
La figura nº 11A ilustra la circuitería
electrónica utilizada para realizar una medición de la impedancia
de los electrodos de acuerdo con la invención; y
La figura nº 11B es un diagrama de flujo que
ilustra una técnica preferida utilizada por la invención para
realizar las dimensiones de impedancia de los electrodos; y
La figura nº 11C es un diagrama de flujo que
ilustra una técnica alternativa que puede utilizar la invención
para realizar las mediciones de impedancia de los electrodos.
Los correspondientes números de referencia
indican los componentes correspondientes en todas las varias vistas
de los dibujos.
Debe indicarse que algunas de las figuras no
caben en una sola página. En ese caso, la figura se ha dividido en
dos o tres páginas, marcándose cada página por el número de figura
seguido por la denominación "-1", "-2", o "-3", por
ejemplo, figura nº 4C-1, figura nº
4C-2, y figura nº 4C-3.
La siguiente descripción es actualmente el mejor
modo contemplado para llevar a cabo la invención. Esta descripción
no se tomará en sentido limitativo, sino que se realiza simplemente
con el fin de describir los principios generales de la invención.
El alcance de la invención debe determinarse con referencia a las
reivindicaciones.
Haciendo referencia en primer lugar a la figura
nº 1, se muestra un diagrama de bloques que ilustra los distintos
componentes de la invención. Estos componentes pueden subdividirse
en tres amplias categorías: [1] componentes implantables (10), [2]
componentes externos (20), y [3] componentes quirúrgicos (30). Tal
como se aprecia en la figura nº 1, los componentes implantables
(10) incluyen un generador de impulsos implantable GII (100), un
grupo de electrodos (110), y (si es necesario) una extensión (120).
La extensión (120) se utiliza para conectar eléctricamente el grupo
de electrodos (110) al GII (100). En una realización preferida, el
GII (100), que se describe con mayor detalle a continuación en
relación con las figuras nº 4A, 4B y 4C, comprende un generador de
impulsos controlado por telemetría de dieciséis contactos
recargable de múltiples canales alojado en una carcasa de titanio
circular. Un nuevo conector sin herramientas que forma una parte
solidaria del GII (100) permite que el grupo de electrodos (110) o
extensión (120) quede sujetado de manera liberable, es decir,
conectado eléctricamente, al GII (100). Este conector puede ser del
tipo descrito en la solicitud de patente americana nº 09/239.926,
presentada el 28.01.1999, o cualquier otro diseño adecuado.
El GII (100) contiene la circuitería eléctrica de
estimulación ("electrónica de estimulación"), una fuente de
alimentación, por ejemplo, una batería recargable, y un sistema de
telemetría. Típicamente, el GII (100) se dispone en un receptáculo
realizado quirúrgicamente en el abdomen, o bien justo en la parte
superior de las nalgas. Es evidente que puede implantarse en otras
posiciones del cuerpo del paciente.
Una vez implantado, el GII (100) se conecta a un
sistema conductor. El sistema conductor comprende la extensión
conductora (120), si es necesaria, y el grupo de electrodos (110).
Por ejemplo, la extensión conductora (120) puede tunelizarse hasta
la espina dorsal. Una vez realizado el implante, se pretende que el
grupo de electrodos (110) y la extensión conductora (120) sean
permanentes. En cambio, el GII (100) puede reemplazarse cuando su
fuente de alimentación falle o ya no sea recargable.
Ventajosamente, el GII (100) proporciona la
estimulación eléctrica a través de una pluralidad de electrodos,
por ejemplo, dieciséis electrodos, incluidos dentro del grupo de
electrodos (110). En la figura nº 2A se ilustran distintos tipos de
grupos de electrodos (110) que pueden utilizarse con la invención.
Un tipo común de grupos de electrodos (110) es, por ejemplo, el
conductor "en línea", tal como se muestra en (A), (B), y (C)
en la figura nº 2A. Un conector en línea incluye unos contactos de
electrodo individuales (114) distribuidos longitudinalmente a lo
largo de un cable flexible o portador de pequeño diámetro (116). El
cable flexible o portador (116) tiene respectivos pequeños cables
insertados (o dispuestos de otro modo en el mismo) para hacer
contacto eléctrico con cada uno de los contactos de electrodo
individuales. La ventaja de un conductor en línea está relacionada
con su facilidad de implantación, es decir, puede insertarse en el
canal espinal a través de una pequeña incisión localmente
anestesiada mientras el paciente se mantiene despierto. Cuando el
paciente está despierto puede proporcionar valiosa información
acerca de la efectividad de la estimulación aplicada a un contacto
o contactos de electrodo determinado (114) para un posicionamiento
dado del grupo (110). Uno de los inconvenientes del conductor en
línea es que es propenso a migrar en el espacio epidural, con el
paso del tiempo o bien como resultado de un movimiento brusco de
flexión. Dicha migración altera desventajosamente la situación y la
naturaleza de la parestesia y el nivel de estimulación requerido.
Cualquiera o las dos de estas situaciones puede requerir la
reprogramación del GII (100) y/o una corrección quirúrgica
(recalibrado) del grupo de electrodos (110). Nótese que, tal como
aquí se utiliza, el término "parestesia" hace referencia a esa
área o volumen del tejido del paciente que está afectado por los
estímulos eléctricos aplicados a través del conjunto de electrodos.
El paciente puede describir o caracterizar típicamente la parestesia
como una zona en la cual experimenta una sensación de
hormigueo.
Para superar los problemas de migración asociados
a un electrodo en línea, la presente invención dispone un anclaje
conductor (LA) y/o un casquillo de sutura (SS) que puede utilizarse
tras la inserción del conjunto de electrodos en el canal espinal
con el fin de sujetar y mantener la posición del electrodo y evitar
el desplazamiento debido a cargas axiales que se disponen en el
conductor. Puede utilizarse para este fin cualquier anclaje
conductor y/o casquillo de sutura apropiado. Un tipo preferido de
anclaje conductor que puede utilizarse para este fin se describe en
la solicitud de patente americana nº 60/187.674, presentada el
08.03.2000.
Para vencer también los problemas de migración
asociados a un electrodo en línea, puede utilizarse un tipo
diferente de grupo de electrodos (110), conocido como conductor de
pala. Los distintos tipos de conductores de pala se ilustran en
(D), (E), (F) y (G) en la figura nº 2A. En general, cada conductor
de tipo pala está formado por una plataforma ancha (119) en la cual
se dispone una serie de configuraciones o grupos de contactos de
electrodos. Por ejemplo, el conductor de pala mostrado en (D) en la
figura nº 2A tiene dos columnas de cuatro contactos de electrodos
de forma rectangular (115) dispuestos en una plataforma ancha
(119), quedando los contactos del electrodo de una columna
desplazados de los contactos de electrodo de la otra columna.
(Aquí, el término "desplazado" hace referencia a la posición
vertical de los contactos de los electrodos, a medida que los
conductores se orientan en la figura nº 2A). El cable flexible o
portador (116) lleva unos cables desde cada contacto del electrodo
a un extremo proximal del conductor de pala (no mostrado), donde
dichos cables pueden conectarse al GII (100) (o a una extensión
conductora (119) que, a su vez, se conecta al GII (100)). El
conductor de pala mostrado en (E) en la figura nº 2A tiene, de
manera similar, dos columnas de ocho contactos de electrodos (115)
en cada fila, quedando los contactos de los electrodos de una
columna desplazados de los contactos de los electrodos de la otra
columna, y quedando cada contacto de electrodo conectado a uno o
más cables dispuestos en el cable flexible o portador (116). Debe
indicarse que dos electrodos en línea de ocho contactos, dispuestos
uno junto al otro, pueden conseguir la misma configuración de
conjunto global que el electrodo de pala mostrado en (E) en la
figura nº 2A.
Todavía con referencia a la figura nº 2A, se
ilustran otros tipos de conductores de pala. Tal como se aprecia en
(F) en la figura nº 2A, un tipo de conductor de pala tiene su rama
portadora o cable (116) en dos ramas separadas (117a) y (117b),
situándose una plataforma ancha (119a) y (119b) en un extremo
distal de cada rama. Dentro de cada plataforma ancha (119a) y
(119b) se dispone un grupo de por lo menos dos contactos de
electrodos de forma circular (115'). Tal como se aprecia en (G) en
la figura nº 2A, otro tipo de conductor de pala tiene una
plataforma ancha (119) en su extremo distal sobre el cual se
dispone una única columna de contactos de electrodos de forma
circular (115').
Cualquiera que sea el tipo de conductor y
conjunto de electrodos utilizado, una característica importante del
sistema SCS de la presente invención es la capacidad de soportar
más de un conducto con dos o más canales. Se define aquí
"canal" como un electrodo o grupo de electrodos concreto que
reciben un patrón o secuencia de impulsos de estimulación concreto.
De este modo, se dispone de más de un "canal", cada canal
puede programarse para proporcionar su propio patrón o sucesión de
impulsos de estimulación especificada a su electrodo o grupo de
electrodos definido. En funcionamiento, todos los modelos de
estimulación aplicados a través de todos los canales de dicho
sistema multicanal se combinan de esta manera para proporcionar un
modelo de estimulación global que se aplica al tejido expuesto a
los electrodos individuales del (los) grupo(s) de
electrodos.
Existen muchos casos en los que resulta ventajoso
tener canales múltiples. Por ejemplo, el lado izquierdo y el
derecho, o la extremidad superior e inferior, pueden requerir
diferentes ajustes de los parámetros de estimulación. El dolor de
la espalda inferior requiere típicamente un sitio de estimulación y
unos parámetros de estimulación diferentes que cualquiera de las
extremidades. Además, muchos pacientes presentan estados mejor
apropiados para trayectorias de estimulación horizontales, mientras
que otros pacientes pueden tener estados mejor apropiados para
trayectorias de estimulación verticales. Por consiguiente, teniendo
canales múltiples que puedan conectarse a electrodos múltiples,
dispuestos dentro de uno o más grupos de electrodos, para así
cubrir una mayor superficie de tejido/nervio, facilita mucho el
hecho de proporcionar el tipo de modelo de estimulación y los
parámetros de estimulación necesarios para tratar a un paciente
concreto.
Un tipo de configuración de electrodo preferida
utiliza un sistema conductor múltiple, por ejemplo, dos o cuatro
conductores, con los conductores dispuestos uno junto al otro, o en
posiciones verticales diferentes. Los electrodos individuales de
cada conductor vertical de dicho sistema conductor múltiple crean
eficazmente un conjunto de electrodos apropiado que cubre un área
grande, o relativamente grande, del tejido. Los respectivos
electrodos de cada conductor vertical pueden alinearse
horizontalmente, desplazarse horizontalmente, o disponerse al azar
o de manera sistemática en algún otro modelo.
Tal como mejor se aprecia en la figura nº 2B, y
tal como también se ilustra en la figura nº 1, el grupo de
electrodos (110) y su sistema de conectores asociado quedan
interconectados típicamente con el generador de impulsos
implantable GII (100) a través de un sistema de extensión del
conductor (120). Si es necesario, por ejemplo, para fines de
pruebas y/o ajustes, el grupo de electrodos (110) también puede
interconectarse con un estimulador de ensayo externo ETS (140) a
través de una o más extensiones conductoras percutáneas (132),
conectadas al estimulador de ensayo (140) a través de un cable
externo (134). De esta manera, los electrodos individuales
incluidos en el grupo de electrodos (110) pueden recibir un
estímulo eléctrico del estimulador de ensayo (140) o del GII
(100).
Tal como se sugiere en el diagrama de bloques de
la figura nº 1, la(s) extensión(es) conductora (s)
(120), así como la(s) extensión(es)
percutánea(s) (132) se insertan a través del tejido del
paciente mediante el uso de unas herramientas quirúrgicas
apropiadas (30), y en particular mediante el uso de herramientas de
tunelización (152), tal como es conocido en la técnica, o tal como
se ha desarrollado especialmente para los objetivos de los
sistemas de estimulación de la médula espinal. De manera similar,
el grupo de electrodos (110) se implanta en su posición deseada,
por ejemplo, adyacente a la espina dorsal del paciente, mediante el
uso de una aguja de inserción (154) y un cable de guía (156). Por
ejemplo, la aguja de inserción puede ser una delicada aguja de
calibre 15. Adicionalmente, según sea necesario, puede utilizarse
un conductor en blanco para ayudar en el proceso de inserción. Un
conductor en blanco es un cable un poco flexible que se aproxima al
diámetro del cable conductor que al final se implanta. El médico
utiliza el conductor en blanco para desalojar la trayectoria a
través de la aguja de inserción y hacia el espacio epidural antes
de insertar el grupo de electrodos epidurales. El uso del conductor
en blanco evita daños al conjunto de electrodos cuando el tejido
está obstruyendo su trayectoria de inserción.
Una manera de utilizar herramientas quirúrgicas
(30) (figura nº 1) durante una operación de implante de un grupo de
electrodos en línea puede resumirse como sigue: se utiliza una
aguja hueca de calibre quince para crear una abertura en el canal
espinal para insertar el grupo de electrodos en línea, por ejemplo,
un grupo en línea del tipo mostrado en la figura nº 2A (A), (B), o
(C). La aguja hueca incluye un estilete desmontable (núcleo macizo)
para su uso durante la inserción de la aguja, tal como se ha
explicado anteriormente. Después de situar la aguja, se retira el
estilete para crear una abertura hueca. En la aguja se inserta una
jeringa de 3-5 ml para inyectar la solución salina
(3-5 cc) con el fin de asegurar que la punta de la
aguja haya entrado en el espacio epidural. El grupo de electrodos
en línea atraviesa entonces la aguja hacia el espacio epidural. El
tamaño de la aguja debe poder entrar en el espacio epidural a
través de pequeñas aberturas vertebrales a menos de un ángulo de
cuarenta y cinco grados respecto a la espina dorsal. Después de que
el conjunto de electrodos se haya insertado, la aguja debe
arrancarse. Por lo tanto, si el conector al final del conductor es
mayor que el tubo de la aguja de calibre quince, debe utilizarse
una aguja separable o algún otro mecanismo para permitir la
eliminación de la aguja sobre el conector sobredimensionado.
Pueden utilizarse distintos tipos de herramientas
quirúrgicas, tal como es conocido en la técnica, para ayudar al
implante de un conjunto de electrodos, y una extensión conductora,
si es necesario, para su uso con la presente invención. Los
expertos en la materia pueden realizar otras herramientas
quirúrgicas, por ejemplo, herramientas quirúrgicas hechas a medida,
según sea necesario.
Una vez que se ha colocado el grupo de electrodos
(110) en el canal espinal y la aguja de inserción se retira, se
dispone un anclaje alrededor del conductor en el sitio de salida.
El anclaje se sutura entonces en el lugar para evitar el movimiento
del conjunto de electrodos y su conductor. Ventajosamente, dicha
sutura se realiza para no dañar los delicados cables que se
disponen en el interior del cuerpo del conductor (116) (figura nº
2A). El anclaje se desliza por encima del cuerpo del conductor,
como si se tratase de un collar, o se dispone encima del cuerpo del
conductor a través de otros medios simples. Se dispone a lo largo
del cuerpo conductor en una posición deseada y después se aprieta
alrededor del cuerpo del conductor utilizando un procedimiento de
apriete aparte de la sutura. En una realización preferida, el
anclaje conductor es relativamente blando y flexible, es de
aproximadamente 5 a 10 mm de longitud y tiene unos orificios de
sutura de fácil uso, u otros medios, para permitir suturarlo en su
posición apropiada.
Cuando se utiliza una o más extensiones
conductoras (120), se emplea un conector de contacto en línea
múltiple apropiado para conectar eléctricamente el grupo de
electrodos (110) a la extensión conductora (120).
En la figura nº 3A se ilustra el funcionamiento
de canales múltiples utilizados para proporcionar un patrón de
estimulación a través de los electrodos múltiples. La figura nº 3A
supone el uso de un grupo de electrodos (110) que tiene dieciséis
electrodos conectados al generador de impulsos implantable (GII)
(100). Además de estos dieciséis electrodos, que han sido
designados de (E1) a (E16), se dispone también un electrodo de
carcasa (o electrodo de retorno). En la figura nº 3A, el eje
horizontal es el tiempo, dividido en incrementos de 1 milisegundo
(ms), mientras que el eje vertical representa la amplitud de un
impulso de corriente, si lo hubiera, aplicado a uno de los dieciséis
electrodos. De este modo, por ejemplo, en el momento t = 0 ms, la
figura nº 3A ilustra que en el canal (1) aparece un impulso de
corriente de 4 mA (miliamperios) en el electrodo (E1) y (E3). La
figura nº 3A muestra también que este impulso de corriente es
negativo (-4 mA) en el electrodo (E1) y positivo (+4 mA) en el
electrodo (E3). Adicionalmente, la figura nº 3 muestra que los
parámetros de estimulación asociados a este impulso de corriente se
establecen a una velocidad de 60 impulsos por segundo (pps), y que
la anchura del impulso es de aproximadamente 300 microsegundos
(\mus).
Todavía con referencia a la figura nº 3A, se
aprecia que en el momento t = 2 ms, el canal (2) del GII (100) se
establece para generar y aplicar un impulso de 6 mA, que tiene una
velocidad de repetición de 50 pps y una anchura de 300 \mus,
entre el electrodo (E8) (+6 mA) y los electrodos (E6) y (E7) (-4 mA
y -2 mA, respectivamente). Es decir, el canal (2) del GII
proporciona un impulso de corriente a través del electrodo (E8) (+6
mA) que es compartido en su trayectoria de retorno a través del
electrodo (E6) (-4 mA) y electrodo (E7) (-2 mA).
Tal como también se aprecia en la figura nº 3A,
en el momento t = 4 ms, el canal (3) del GII (100) se establece
para generar y suministrar un impulso de 5 mA al electrodo (E10)
(+5 mA) que es retornado a través del electrodo (E8) (-5 mA). Este
impulso tiene una velocidad de 60 pps, y una anchura de 400 \mus.
De manera similar, se aprecia que en el momento t= 6ms, el canal
(4) del GII se establece para generar y proporcionar un impulso de
4 mA al electrodo (E14) (+4 mA) que es retornado a través del
electrodo (E13) (-4 mA). Este impulso del canal (4) tiene una
velocidad de 60 pps y una anchura de 300 \mus.
Los electrodos particulares que se utilizan con
cada uno de los cuatro canales del GII (100) ilustrados en la
figura nº 3A son solamente ejemplos de muchas combinaciones
diferentes de emparejar electrodos y compartir electrodos que
podrían utilizarse. Es decir, cualquier canal del GII puede
conectarse de manera programable a cualquier agrupación de
electrodos, incluso a los electrodos de referencia (o de la
carcasa). Aunque es típico emparejar solamente dos electrodos entre
sí para su uso por un canal determinado del GII, tal como es el
caso con los canales (1), (3) y (4) del ejemplo de la figura nº
3A, debe indicarse que cualquier número de electrodos puede
agruparse y utilizarse por un canal determinado. Cuando se utilizan
más de dos electrodos con un canal determinado, la suma de la
corriente suministrada desde los electrodos positivos debe ser
igual a la suma de la corriente de carga (devuelta) a través de los
electrodos negativos, como es el caso con el canal (2) en el
ejemplo de la figura nº 3A (+6 mA suministrado desde el electrodo
(E8), y un total de -6 mA de carga a los electrodos (E6) [-4mA] y
(E7) [-2mA]).
El GII tiene, en una realización preferida,
dieciséis contactos de electrodos, cada uno de los cuales es
programable de manera independiente respecto a la polaridad y
amplitud de estimulación para cada una de hasta cuatro asignaciones
de canales programables diferentes (grupos o generadores de fase).
En funcionamiento, cada canal identifica qué electrodos entre los
dieciséis electrodos, (E1), (E2), (E3),... (E16) y el electrodo de
la carcasa del GII (electrodo de referencia), son para la
transmisión de impulsos de estimulación con el fin de crear un
campo de corriente eléctrica. Todos los electrodos asignados a un
canal determinado suministran sus impulsos de estimulación de
manera simultánea con la misma anchura de impulso y a la misma
velocidad de impulso. Para cada canal, el electrodo de carcasa del
GII es programable como positivo (ánodo pasivo) o desactivado. De
este modo, se proporciona una estimulación monopolar cuando el
único contacto del electrodo programado a positivo es el electrodo
de la carcasa del GII, y por lo menos otro electrodo se programa a
negativo. Para cada uno de los otros electrodos, (E1), (E2),
(E3),... (E16), en cada canal, la polaridad es programable a
negativa (cátodo) con la amplitud de corriente negativa asociada,
positiva (ánodo) con una amplitud límite de corriente positiva
asociada, o desactivado. En la realización preferida, la amplitud
es programable de -12,7 mA a +12,7 mA en etapas de 0,1 mA. La
capacidad de la corriente simultánea total de todos los ánodos a
todos los cátodos es de por lo menos 20 mA cuando funciona a 120 Hz
y con una anchura de impulso de 0,5 milisegundos en una carga
equivalente de 500 ohmios. (Carga equivalente significa todos los
cátodos agrupados a través de una sola carga de 500 ohmios en todos
los ánodos agrupados). La programación de la capacidad de corriente
total en todos los cátodos mientras se activa un impulso del canal
determinado está limitada a la capacidad de la corriente máxima del
canal del GII.
Debido a las limitaciones de alimentación en el
GII, la corriente de estimulación media suministrada por el GII
durante los períodos de fase activos está limitada. Un período de
fase "activo" es un período de fase de estimulación de
corriente durante el cual la corriente de estimulación se está
proporcionando por una o más fuentes de corriente activas
disponibles. En cambio, un período de fase "pasivo" (llamado
también a veces período de fase de "recarga") es un período de
fase de corriente de estimulación durante el cual las fuentes de
corriente se desactivan, y la corriente de estimulación resulta de
una recarga o redistribución de la carga que fluye del condensador
de acople presente en el circuito de estimulación. (Nota: la
corriente de estimulación media se determina como la suma de las
corrientes de estimulación medias para todos los canales (grupos).
Para un canal, la corriente de estimulación media se determina
primero como la velocidad de estímulo multiplicado por la suma de
todas las amplitudes de corrientes catódicas de la fase uno
multiplicado por el período de la primera fase del canal [anchura
de impulso] más la suma de todas las amplitudes de corriente
anódicas de segunda fase activa multiplicado por el segundo período
de fase (recarga) del canal).
La transferencia de cargas de corriente continua
neta se evita durante la estimulación mediante el uso de unos
condensadores de conexión (C1), (C2), (C3),... (C16) (véase figuras
nº 4A o 4C) entre los electrodos (E1), (E2), (E3), ... (E16) y la
salida del GII. La tensión acumulada a la salida de los
condensadores de conexión se evita aplicando una forma de onda de
estimulación bifásica con una recarga de mantenimiento de 500
Kohmios a través del electrodo de la carcasa entre la aplicación de
los impulsos de estimulación.
Tal como se describe con mayor detalle a
continuación, para evitar incomodidad al paciente debido a un
aumento o disminución rápida de las amplitudes de la corriente de
estimulación, se emplea una característica de inicio/fin en la que
los cambios en la amplitud pueden limitarse para que se produzcan
despacio y suavemente después de un período de transición.
En una realización preferida, el período de
transición es programable de 1 a 10 segundos en incrementos de 1
segundo. Para asegurar la suavidad, los cambios de etapa de la
amplitud individual durante el período de transición se mantienen a
menos de un 5% de la amplitud programada, o 0,1 mA, el que sea
mayor.
Para cada canal, el primer período de fase
(anchura de impulso) es preferiblemente programable de 10 a 1000
microsegundos (\mus) en etapas de 10 \mus. El período de
interfase entre la primera fase (anchura de impulso) y la segunda
(recarga) es típicamente de 100 \mus. El segundo período de fase
(recarga) es programable de 10 a 1500 \mus en incrementos de 10
\mus. El segundo tipo de fase (recarga) es programable como
pasivo o bien activo. La velocidad de impulso es programable en un
rango de velocidad Normal o bien Alta. En el rango de velocidad
Normal que abarca de 2 a 150 impulsos por segundo (pps) en etapas
de 1 pps, todos los canales están disponibles. En el rango de
velocidad Alta que cubre de 150 pps a 350 pps en etapas de 10 pps,
de 400 pps a 500 pps en etapas de 50 pps, y de 600 pps a 1200 pps
en etapas de 100 pps, solamente puede estar disponible un
canal.
Para evitar que más de un canal produzca una
corriente de estimulación al mismo tiempo, es decir, para evitar
que los impulsos de corriente de distintos canales se superpongan,
puede emplearse opcionalmente un circuito de arbitraje de
superposición (es decir, para cada canal puede programarse una
característica de arbitraje ACTIVADA o DESACTIVADA) que determine
qué canal tiene prioridad. La suma de la corriente siguiente para
todos los canales con la DESACTIVACIÓN programada del arbitraje más
la corriente de canal máxima de canales con la ACTIVACIÓN
programada en arbitraje solapado debe programarse para que sea
menor que la capacidad de corriente máxima del GII.
El circuito de arbitraje, en una realización
preferida, funciona de acuerdo con los siguientes principios. Una
vez que un canal no solapando inicia un impulso, el inicio de
impulsos de cualquier otro canal no solapado se retarda hasta que
se ha completado la fase uno del impulso en curso y el período de
mantenimiento en desconexión se ha completado. El período de
mantenimiento en desconexión se cronometra desde el extremo de la
primera fase del impulso. Si la salida de dos o más canales no
solapados se retarda por un impulso en curso y un período de
mantenimiento en desconexión, los canales pendientes se inician en
el orden en el que se habrían producido sin arbitraje. Si se
programan dos canales no solapados para que se inicien
simultáneamente, tiene prioridad el canal de número inferior y se
inicia primero (es decir, el canal (1) antes del canal (2), el
canal (2) antes del canal (3), y el canal (3) antes del canal (4)).
En la aplicación preferida, el período de mantenimiento en
desconexión es programable de 1 a 64 milisegundos en incrementos de
1 milisegundo. Se evita que la corriente de cualquier impulso de
estimulación (primera fase) o recarga activa (segunda fase activa)
atraviese cualquier electrodo que experimente una recarga pasiva.
El suministro de una primera fase activa o una segunda fase activa
en cualquier electrodo tiene prioridad sobre todas las fases de
recarga pasiva en curso. Los electrodos que experimentan una
recarga pasiva tienen sus recargas pasivas temporalmente
interrumpidas durante la(s) fase(s) activa(s).
Si el electrodo no forma parte de la fase activa, permanece en un
estado de alta impedancia (es decir, DESCONECTADO) hasta que la
fase activa se completa. El intervalo entre impulsos (1/velocidad)
se programa para que sea mayor que la suma del primer período de
fase más el período de interface más el segundo período de fase
para cada canal. En la implementación preferida, cuando se
programa la recarga pasiva, el segundo período de fase total
disponible para completar la recarga (sin incluir las
interrupciones para fases activas) es de por lo menos 7
milisegundos para cada impulso suministrado.
Los principios de funcionamiento del circuito de
arbitraje anterior se ilustran, por lo menos en parte, en el
diagrama de formas de onda de sincronización de la figura nº 3B. La
figura nº 3B muestra las formas de onda de estimulación de
corriente asociadas a los electrodos (E1-E8, E16) y
al de la carcasa. Tal como se aprecia en la figura nº 3B, y
admitiendo que un canal comprende aquellos electrodos que
proporcionan una corriente de estimulación de la misma anchura de
impulso al mismo tiempo, el canal (1) comprende el grupo de
electrodos (E1), (E2), (E3), y (E4); el canal (2) comprende el grupo
de electrodos (E16) y el electrodo de la carcasa; el canal (3)
comprende el grupo de electrodos (E3), (E5) y (E7); y el canal (4)
comprende el grupo de electrodos (E6) y (E8). Para los fines de la
figura nº 3B, los canales (1), (2) y (3) tienen el arbitraje
(período de mantenimiento en desconexión) programado en ACTIVADO,
mientras que el canal (4) no.
Todavía con referencia a la figura nº 3B, la
secuencia normal de encendidos del canal sin arbitraje sería como
sigue: el canal (1) se enciende en el momento (Ti), el canal (3) se
enciende en el momento (T2), y los canales (2) y (4) se encienden
ambos en el momento (T3). Sin embargo, con el arbitraje ACTIVADO,
los respectivos encendidos del canal se ordenan como sigue: el
primer período de fase para el canal (1), (3B10), comprende el
momento en el que el electrodo (E1) y (E2) funcionan como ánodos, y
los electrodos (E3) y (E4) funcionan como cátodos, proporcionándose
la mayoría de la corriente a través de los electrodos (E1) (ánodo)
y (E3) (cátodo). Inmediatamente después del primer período de fase
(3B10), se inician dos eventos: [1] un período de interfase (3B11),
y [2] un período de mantenimiento en desconexión (3B12). El
período de interfase (3B11) (por lo menos para la escala de tiempo
representada en la figura nº 3B) aparece como un período muy
estrecho de tiempo. En cuanto concluye el período de interfase
(3B11), comienza el período de la segunda fase (3B13) del canal
(1), cuyo período de la segunda fase del canal (1), para los fines
de la figura nº 3B, es un período de recarga fijo, por ejemplo, un
período fijo de 7 milisegundos (ms). El período de mantenimiento en
desconexión (3B12) es un retardo programable, que oscila entre 1 y
64 ms. El período de mantenimiento en desconexión (3B12) del canal
(1) mostrado en la figura nº 3B se programa a aproximadamente 3 ms.
Durante el período de mantenimiento en desconexión (3B12) no se
permite que ningún otro canal genere un impulso de estimulación. De
este modo, se evita que el canal (3) se active en el momento (T2)
en el que normalmente lo haría. En lugar de ello, debe esperar un
período de tiempo (Td3) hasta que el período de mantenimiento en
desconexión (3B12) del canal (1) concluya. De manera similar, se
evita los canales (2) y (4) se activen en el momento (T3) en el que
normalmente lo haría, debido al hecho de que el período de
mantenimiento en desconexión (3B12) del canal todavía no ha
concluido, y aun cuando lo hubieran hecho, tendrían que esperar a
que el canal (3) se activara primero.
Todavía con referencia a la figura nº 3B, a la
conclusión del período de mantenimiento en desconexión (3B12) del
canal (1), el canal (3) se enciende, lo cual significa que comienza
un período de mantenimiento en desconexión (3B14) para el canal
(3). En este momento, que es todavía durante el período de
mantenimiento en desconexión (3B13) del canal (1), la recarga
pasiva que está teniendo lugar en los electrodos (E1), (E2) y (E3)
se interrumpe temporalmente (por ejemplo, en la duración del
período de la primera fase activa (3B14)).
A la conclusión del período de mantenimiento en
desconexión (3B14) del canal (3) comienza un período de
mantenimiento en desconexión (3B15) del canal (3), tal como lo hace
un período de mantenimiento en desconexión (3B16) del canal (3). A
la conclusión del período de mantenimiento en desconexión (3B15)
del canal (3), comienza la segunda fase del canal (3), que es fija
en aproximadamente 7 ms. El período de mantenimiento en desconexión
(3B16) del canal (3) está programado para que sea de
aproximadamente 15 ms. Ni el canal (2) ni el canal (4) pueden
activarse durante el período de mantenimiento en desconexión del
canal (3). Tan pronto como concluye el período de mantenimiento en
desconexión (3B16) del canal (3), tanto el canal (2) como el canal
(4) ya han pasado el encendido. El canal (2) se activa primero ya
que tiene un número de canal inferior que el canal (4). De este
modo, a la conclusión del período de mantenimiento en desconexión
(3B16) del canal (3) comienza un período (3B17) de la primera fase
del canal (2), seguido del inicio del período de interfase (3B18)
del canal (2) y del período de mantenimiento en desconexión (3B19)
del canal (2). A la conclusión del período de interfase (3B18) del
canal (2) comienza un período (3B20) de la segunda fase del canal
(2).
A la conclusión del período de mantenimiento en
desconexión (3B19) del canal (2), tal como se aprecia en la figura
nº 3B, se producen dos eventos: [1] el canal (1) se activa, lo cual
significa que comienza un período (3B21) de la primera fase del
canal (1); y [2] el canal (4) se activa, lo que significa que
comienza un período (3B22) de la primera fase del canal (4). Debe
recordarse que el canal (4) no tiene su característica de arbitraje
programada como ACTIVADA, y por lo tanto, se activa justo tan
pronto como pueda terminar tras el período de mantenimiento en
desconexión (3B19), lo cual se produce justo al mismo momento en
que el canal (1) se activa. Nótese que no se comparte ningún
electrodo entre los canales (1) y (4) (es decir, los canales (1) y
(4) no son canales de solapamiento), y de este modo se permite la
activación simultánea si el cronometraje es tal que se requiere una
activación simultánea. Durante la activación de los canales (1) y
(4), el canal (2) todavía está experimentando una recarga pasiva
(3B20) de la segunda fase. Por lo tanto, esta recarga pasiva se
interrumpe temporalmente para los electrodos (E16) y el electrodo
común (de la carcasa) durante la fase activa de los canales (1) y
(4).
Siguiendo con la figura nº 3B, el siguiente canal
que se activa es el canal (3), cuyo canal se activa a su velocidad
programada, (f3), tal como se determina a partir de su
última activación (es decir, a un intervalo de tiempo 1/f3
desde su activación anterior).
Debe indicarse que no es necesario que el período
de la segunda fase para cada canal o grupo sea un período de
recarga pasiva. En cambio, tal como se muestra en la figura nº 3C,
la segunda fase también puede ser una fase activa, es decir, una
fase en la que se ACTIVAN una o más fuentes de corriente. En una
realización preferida, el período y la amplitud de la segunda fase
pueden programarse para crear una forma de onda bifásica simétrica
cuando un canal se programa a recarga activa. Para cada electrodo
en canales programados a un tipo de segunda fase activa (recarga),
la amplitud de la recarga se programa a polaridad y amplitud
opuesta a la primera fase. La utilización de recarga activa de esta
manera permite una recarga más rápida a la vez que se evita el
desequilibrio de cargas que, de lo contrario, podría ocurrir.
De este modo, tal como se aprecia en la figura nº
3C, comenzando a 0 ms, el electrodo (E1) se programa para que
produzca corriente de primera fase de +2 ma (ánodo) al mismo tiempo
que ese electrodo (E3) se programa para que produzca corriente de
primera fase de -2 ma (cátodo). La primera fase (anchura de
impulso) se programa para que dure aproximadamente 0,6 ms. A la
conclusión de la primera fase, comienza una segunda fase activa.
Durante esta segunda fase activa, que también se programa para que
dure aproximadamente 0,6 ms, la amplitud de electrodo (E1) se
programa a -2 mA, mientras que la amplitud del electrodo (E3) se
programa a +2 mA, creando así un impulso de corriente bifásico
simétrico y un estado de cargas equilibradas. (Debe indicarse
también que un estado de cargas equilibradas puede obtenerse
también sin tener un impulso bifásico simétrico, si se desea,
simplemente asegurando que la carga total durante la primera fase
del impulso bifásico, es decir, la amplitud 1 x la duración 1, sea
igual a la carga total durante la segunda fase, amplitud 2 x
duración 2).
Tal como se aprecia adicionalmente en la figura
nº 3C, comenzando a aproximadamente 2,6 ms desde el punto de
referencia de 0 ms, el electrodo (E2) se programa para que produzca
una corriente de primera fase de +4 ma (ánodo) al mismo tiempo ese
electrodo (E3) se programa para que produzca corriente de primera
fase de -4 ma (cátodo). La primera fase (anchura de impulso) se
programa para que dure aproximadamente 0,4 ms. A la conclusión de
la primera fase, empieza una segunda fase activa. Durante esta
segunda fase activa que también se programa para que dure
aproximadamente 0,4 ms la amplitud del electrodo (E2) se programa a
-4 mA, mientras que la amplitud del electrodo (E3) se programa a +4
mA, creando así un impulso de corriente bifásico simétrico y un
estado de cargas equilibradas.
Volviendo a la figura nº 4A, se muestra un
diagrama de bloques que ilustra los componentes principales de una
realización de un generador de impulsos implantable, o GII (100),
que puede utilizarse con un sistema SCS de acuerdo con la
invención. Tal como se aprecia en la figura nº 4A, el GII incluye
un microcontrolador \muC (160) conectado a la circuitería de
memoria (162). El \muC (160) comprende típicamente un
microprocesador y circuitería lógica asociada que, en combinación
con circuitos de lógica de control (166), lógica de temporización
(168), y un circuito oscilador y reloj (164), genera las señales de
control y de estado necesarias que permitan que el \muC controle
el funcionamiento del GII de acuerdo con un programa de
funcionamiento y parámetros de estimulación seleccionados. El
programa de funcionamiento y los parámetros de estimulación se
almacenan típicamente de manera programable en la memoria (162)
transmitiendo una señal portadora modulada apropiada a través de
una bobina receptora (170) y una circuitería de telemetría de
transmisión y carga (172) de una unidad de programación externa,
por ejemplo, un programador portátil HHP (202) y/o un programador
del médico CP (204) ayudado, según sea necesario, mediante el uso
de un dispositivo direccional (206) (véase figura nº 1). (Se
considera, de este modo, que el programador portátil se encuentra
en contacto "telecomunicativo" con el GII; y se considera
igualmente que el programador del médico se encuentra en contacto
telecomunicativo con el programador portátil, y a través del
programador portátil, con el GII). La circuitería de telemetría de
transmisión y carga (172) desmodula la señal portadora que recibe a
través de la bobina (170) para recuperar los datos de programación,
por ejemplo, el programa de funcionamiento y/o los parámetros de
estimulación, cuyos datos de programación se almacenan entonces en
la memoria (162), o en otros elementos de memoria (no mostrados)
distribuidos por todo el GII (100).
Todavía con referencia a la figura nº 4A, el
microcontrolador (160) se conecta también a unos circuitos de
control (174) a través de un bus (173). Los circuitos de control
(174) controlan el estado de varios nodos u otros puntos (175) por
todo el GII (100), por ejemplo, tensiones de la fuente de
alimentación, valores de corriente, temperatura, impedancia de
electrodos conectados a los distintos electrodos (E1) ...
(En), y similares. Pueden enviarse datos de información
detectados a través del circuito de control (174) a una ubicación
alejada externa al GII (por ejemplo, una ubicación no implantada) a
través de una circuitería de retrotelemetría (176), que incluye
una bobina de transmisión (177).
La energía de funcionamiento para el GII (100)
deriva de una fuente de alimentación reponible (180), por ejemplo,
un batería recargable y/o un supercondensador. Dicha fuente de
alimentación (180) proporciona una tensión no regulada a los
circuitos de alimentación (182). Los circuitos de alimentación
(182), a su vez, generan las diferentes tensiones (184) algunas de
las cuales se regulan y algunas de las cuales no, según requieran
los distintos circuitos situados dentro del GII. Los circuitos de
alimentación (182) dirigen también energía de manera selectiva
contenida en la señal portadora, obtenida a través de la
circuitería de telemetría de transmisión y carga (172), a la fuente
de alimentación recargable (180) durante un modo de funcionamiento
de carga. De esta manera, la fuente de alimentación (180) puede
recargarse cuando sea necesario. Una característica particular de
la presente invención es la manera en la que se produce dicha
recarga, en base a las necesidades.
En una realización preferida, la fuente de
alimentación (180) del GII (100) comprende una batería recargable,
y más particularmente una batería recargable de iones de litio. La
recarga se produce inductivamente desde una estación carga externa
(mostrada debajo en la figura nº 8) a una profundidad de implante
de aproximadamente 2-3 cm. Debido a que el GII SCS
(100) podría aceptar o recibir una carga de una fuente no
autorizada, se utiliza una circuitería de protección de la batería
interna, por motivos de seguridad, con el fin de proteger la
batería (por ejemplo, para impedir sobrecargar la batería ser y/o
que acepte solamente un carga de un dispositivo de carga
autorizado). La batería puede cargarse a un 80% de su capacidad en
aproximadamente una hora, y puede cargarse a su capacidad total en
aproximadamente dos a tres horas. Además, a una carga de un 80%,
una única descarga de batería es capaz de soportar la estimulación
con unos ajustes de parámetros típicos en un canal (grupo de
electrodos) durante aproximadamente tres semanas; y en 4 canales
durante aproximadamente una semana, en 10 años de ciclos. De este
modo, se ve que el GII (100) ofrece una vida verdaderamente
larga.
Adicionalmente, el GII (100) puede controlar y
medir a distancia el estado de su fuente de alimentación recargable
(180) (por ejemplo, la batería recargable) cada vez que se
establece un enlace de comunicación con el programador del paciente
externo (202). Dicho control no sólo identifica cuánta carga queda,
sino también la capacidad de carga. Típicamente, se establece un
enlace telecomunicador, y por lo tanto puede producirse un control
de la batería, cada vez que se produce un evento de programación,
es decir, cada vez que el paciente o el personal médico modifica un
parámetro de estimulación, o inicia una operación de carga.
Todavía con referencia a la figura nº 4A, el
circuito de alimentación (182) incluye una circuitería de
protección que protege ventajosamente la fuente de alimentación
recargable (180) de una sobrecarga. Se incorporan también
características de protección que aseguran que la fuente de
alimentación siempre funcione en un modo al acercarse a un
agotamiento de la carga. Se evitan y se impiden modos de fallo con
un peligro potencial a través de una lógica de control apropiada
que está integrada en el dispositivo, o bien dispuesta en el
dispositivo de tal manera que el paciente no pueda anularla.
Todavía con referencia a la figura nº 4A, se
aprecia que una pluralidad m de pares de fuentes de
corriente independientes (186+I1), (186-11),
(186+12), (186-I2), (186+13),
(186-I3),... (186+Im), (186-Im) se
conectan a la lógica de control (166) a través de un bus de control
(167). Una fuente de corriente de cada par de fuentes de corriente
funciona como fuente de corriente positiva (+), mientras que la
otra fuente de corriente de cada par funciona como fuente de
corriente negativa (-). La salida de la fuente de corriente
positiva y la fuente de corriente negativa de cada par de fuentes
de corriente (186) se conecta a un nodo común (187). Este nodo común
(187), a su vez, se conecta a través de una matriz de conmutación
de baja impedancia (188) a cualquiera de los n nodos de electrodos
(E1), (E2), (E3), ... (En), a través de los respectivos
condensadores de acople (C1), (C2), (C3), ... (Cn). (Nota:
una segunda realización del GII, véase figuras nº 4B y 4C,
descritas a continuación, no utilizan una matriz de conmutación de
baja impedancia (188). En cambio, en la segunda realización, existe
una fuente de corriente bidireccional independiente para cada uno
de los dieciséis electrodos). A través de un control apropiado de
la matriz de conmutación (188), si se utiliza (figura nº 4A), o a
través del accionamiento de las fuentes de corriente bidireccional
independientes, si se utilizan (figuras nº 4B y 4C), cualquiera de
los m nodos de fuentes de corriente (187) puede conectarse a
cualquiera de los nodos de electrodos (E1), (E2), (E3),...
(En). Así, por ejemplo, es posible programar la fuente de
corriente (186+I1) para que produzca un impulso de +4 MA (a una
velocidad especificada y para una duración especificada), y para
programar la fuente de corriente (186-I2) de manera
sincronizada para producir de manera similar un impulso de -4 mA (a
la misma velocidad y anchura de impulso), y después conectar el
nodo (186+I1) (187) al nodo de electrodos (E3) y el nodo
(186-I2) al nodo de electrodos (E1) en el momento
relativo t = 0 ms (y después a una velocidad recurrente) con el fin
de producir el accionamiento del canal (1) representado en el
diagrama de sincronización de la figura nº 3A. De manera similar,
puede producirse igualmente el accionamiento de los canales (2),
(3) y (4) mostrados en la figura nº 3A.
Tal como se ha descrito, se aprecia de este modo
que puede asignarse cualquiera de los n electrodos hasta
k posibles grupos (donde k es un número entero que
corresponde al número de canales, y en una realización preferida es
igual a 4). Además, cualquiera de los n electrodos puede
funcionar, o estar incluido, en cualquiera de los k canales.
El canal identifica qué electrodos se seleccionan de manera
sincronizada para consumir o suministrar corriente para crear un
campo eléctrico. Las amplitudes y polaridades de los electrodos en
un canal pueden variar, por ejemplo, tal como controle el
programador portátil del paciente (HHP) (202). El software de
programación externo del programador del médico (204) se utiliza
típicamente para asignar una velocidad de impulso y anchura de
impulso para los electrodos de un canal determinado.
Por lo tanto, se aprecia que cada uno de los
n contactos de electrodos programables puede ser programado
para que tenga una polaridad positiva (corriente de alimentación),
negativa (corriente de carga), o desactivada (sin corriente) en
cualquiera de los k canales.
Además, se ve que cada uno de los n
contactos de electrodos puede funcionar en modo bipolar o en modo
multipolar, por ejemplo, donde se agrupan dos o más contactos de
electrodos para suministrar o absorber corriente al mismo tiempo.
Alternativamente, cada uno de los n contactos de electrodos
puede funcionar en modo monopolar en el que, por ejemplo, los
contactos de electrodo asociados a un canal se configuran como
cátodos (negativos), y el electrodo de la carcasa, en la carcasa
del GII, se configura como ánodo (positivo).
Además, la amplitud de los impulsos de corriente
que se está suministrando o absorbiendo desde un contacto de
electrodo determinado puede programarse a uno de varios niveles
discretos. En una realización, las corrientes pueden establecerse
individualmente de \pm 0 a \pm 10 mA, en etapas de 0,1 mA,
dentro de los requisitos de tensión/corriente de salida del
dispositivo. Adicionalmente, en una realización, por lo menos un
canal de electrodos puede tener una salida de por lo menos \pm 20
mA, (distribuidos entre los electrodos incluidos en el grupo de
canales). La capacidad de salida de corriente de electrodos
individuales está limitada cuando funciona con más de un otro
electrodo de la misma polaridad en un canal determinado para
asegurar que se mantengan los valores de corriente máximos.
Adicionalmente, con el fin de evitar "sacudidas", los cambios
en la amplitud de la corriente siempre se varían gradualmente, por
ejemplo, en un modo de elevación, de un valor a otro dentro del
margen de valores disponible entre los ajustes. Dicha
característica de elevación también se utiliza cuando se alimenta
inicialmente el GII, evitando de este modo suministrar impulsos de
estimulación de magnitud total al paciente durante un período de
tiempo de subida, y se utiliza un período de bajada cuando se
desactiva el GII. El período de tiempo de subida y de bajada puede
variar, dependiendo del canal y de la amplitud programada, entre
aproximadamente 1 y 10 segundos. Esta característica de subida de
impulsos se explica con mayor detalle a continuación en combinación
con la figura nº 10.
También, en una realización, la anchura de
impulso de los impulsos de corriente puede regularse en incrementos
apropiados. Por ejemplo, el rango de anchuras de impulso es
preferiblemente de por lo menos 0 a 1 ms en incrementos de 10
\mus. Generalmente, es preferible que la anchura de impulso sea
igual para todos los electrodos en el mismo canal.
De manera similar, en una realización, la
velocidad de impulso puede regularse dentro de los límites
aceptables. Por ejemplo, la velocidad de impulso abarca
preferiblemente por lo menos dos márgenes: [1] una velocidad
normal; y [2] una velocidad alta. El margen de velocidad normal
abarca 0-150 pps por canal en incrementos de
aproximadamente 1 pps. El margen de velocidad alta cubre
100-1200 pps, con restricciones apropiadas en la
anchura de impulso, y solamente requiere estar disponible en uno o
dos canales. Cuando se utiliza, el margen de velocidad alta limita
el accionamiento de los canales adicionales a velocidades normales
cuando se determina que existen conflictos de estimulación y/o
alimentación.
Debido a que el GII (100) típicamente sólo es
capaz de suministrar impulsos de corriente hasta \pm 20 mA de
amplitud en cualquier instante de tiempo, el sistema SCS también
regula las velocidades del canal para evitar la superposición (es
decir, para evitar que dos o más impulsos de canales diferentes se
produzcan al mismo tiempo). La citada regulación de la velocidad
del canal es transparente para el paciente.
Los impulsos de estimulación generados por el GII
(100) también tienen que estar equilibrados en cuanto a cargas.
Esto significa que la cantidad de carga positiva asociada a un
impulso de estimulación determinado debe compensarse con una carga
igual y opuesta negativa. El equilibrio de cargas puede conseguirse
por medio de un condensador de acople, el cual proporciona una
descarga de condensador pasiva que logra el estado de equilibrio de
cargas deseado. Dicha descarga del condensador pasiva es evidente
en las formas de onda representadas en la figura nº 3A como la
forma de onda que decae lentamente siguiendo al corto borde
posterior de cada impulso. Alternativamente, pueden utilizarse
impulsos bifásicos o multifásicos activos con fases positivas y
negativas que estén equilibradas para lograr el estado de
equilibrio de cargas necesario.
En algunas realizaciones de la invención, se
incorpora también un reloj de tiempo real en los circuitos de
sincronización del GII (100). Dicho reloj de tiempo real permite
programar ventajosamente una ejecución programada. Es decir, el
paciente puede fijar programas de tiempos de ejecución automática
para un accionamiento del GII en ciertos momentos del día. Cuando
comienza un tiempo de ejecución automática, se activan todos los
canales y proporcionan un patrón de corrientes de estimulación
previamente programado, es decir, se generan y se suministran
impulsos de corriente que tienen una anchura, velocidad, y amplitud
programada a través de cada canal. El tiempo de ejecución
automática continúa durante un período de tiempo establecido, por
ejemplo, de varias horas, o durante sólo unos minutos. Cuando el
paciente u otro personal médico realiza un cambio en la
programación, el tiempo de ejecución automática, cuando se activa
en un momento del día programado, invoca los cambios de
programación más recientes realizados a cada canal.
Una característica importante incluida dentro del
GII (100) es su capacidad para medir la impedancia de los
electrodos, y para transferir la impedancia así medida de nuevo a
un programador remoto, u otro procesador, a través los circuitos de
retrotelemetría (176). También puede programarse el
microcontrolador (160) en combinación con los otros circuitos
lógicos, con el fin de utilizar las mediciones de la impedancia de
los electrodos para regular las tensiones permitidas y mantener
mejor, de este modo, un consumo de batería bajo. En una realización
del GII (100), la impedancia del electrodo se mide para cada
contacto del electrodo suministrando o absorbiendo un impulso de
corriente de 1 mA desde el contacto del electrodo al electrodo de
carcasa, midiendo la tensión en el contacto del electrodo, y
calculando la impedancia resultante. (La impedancia es igual a
tensión/corriente). Para un implante de médula espinal, la
impedancia del electrodo oscilará típicamente entre aproximadamente
400 ohmios y 1000 ohmios. La característica de medición de la
impedancia se describe con mayor detalle a continuación en
combinación con la descripción de las figuras nº 11A y 11B.
El tipo de fuentes de corriente que se ilustra en
la figura nº 4A puede llevarse a cabo por el experto en la materia
utilizando cualquier circuitería apropiada. Por ejemplo, podrían
utilizarse las indicaciones de la solicitud de patente
internacional nº PCTlUS99/14(190), presentada el 23.06.1999,
titulada "Etapa de estímulo de salida de corriente programable
para dispositivo implantable", publicada como publicación
internacional nº W000/00251, el 06.01.2000.
Ventajosamente, utilizando las fuentes de
corriente del tipo que se describe en la solicitud de patente
internacional de referencia, u otras fuentes de corriente
bidireccionales apropiadas, el GII (100) puede controlar
individualmente los n contactos de los electrodos asociados a los
n nodos de electrodos (E1), (E2),
(E3), ... (En). Controlando las fuentes de corriente y la matriz de conmutación (188) utilizando el microcontrolador (160), en combinación con la lógica de control (166) y la lógica de temporización (168), es posible de este modo emparejar o agrupar cada contacto de electrodo con otros contactos de electrodos, incluyendo el electrodo de carcasa monopolar, con el fin de controlar la polaridad, la amplitud, la velocidad, la anchura de impulso y el canal a través del cual se suministran los impulsos de estimulación de
(E3), ... (En). Controlando las fuentes de corriente y la matriz de conmutación (188) utilizando el microcontrolador (160), en combinación con la lógica de control (166) y la lógica de temporización (168), es posible de este modo emparejar o agrupar cada contacto de electrodo con otros contactos de electrodos, incluyendo el electrodo de carcasa monopolar, con el fin de controlar la polaridad, la amplitud, la velocidad, la anchura de impulso y el canal a través del cual se suministran los impulsos de estimulación de
\hbox{corriente.}
Tal como se muestra en la figura nº 4A, la
mayoría de la circuitería incluida en la realización del GII (100)
ilustrada en la figura nº 4A puede realizarse en un único circuito
integrado para aplicaciones específicas ASCI (190). Esto permite
que el tamaño global del GII (100) sea bastante reducido, y pueda
alojarse fácilmente dentro de una carcasa herméticamente cerrada
apropiada. El GII (100) incluye n entradas para permitir que
el contacto eléctrico se realice individualmente desde el interior
de la carcasa cerrada herméticamente con los n electrodos
que forman parte del sistema conductor fuera de la carcasa. La
carcasa del GII está fabricada preferiblemente en titanio y tiene
forma de carcasa redondeada, tal como se ilustra, por ejemplo, en
la figura nº 2B. La carcasa redondeada del GII tiene un diámetro
circular máximo (D) de aproximadamente 50 mm, y preferiblemente de
sólo 45 mm aproximadamente. La carcasa del implante tiene unas
transiciones curvas lisas que minimizan o eliminan bordes o
esquinas afiladas. El espesor máximo (W) de la carcasa es de
aproximadamente 10 mm, y preferiblemente de sólo 8 mm
aproximadamente.
Volviendo a la figura nº 4B, se ilustra un
diagrama de bloques híbrido de una realización alternativa de un
GII (100') que puede utilizarse con la invención. El GII (100')
incluye unos chips analógicos y digitales, o circuitos integrados
(CI), alojados en una única carcasa circular herméticamente cerrada
que tiene un diámetro de aproximadamente 45 mm y un espesor máximo
de aproximadamente 10 mm. Muchos de los circuitos contenidos
dentro del GII (100') son idénticos o similares a los circuitos
contenidos en el GII (100), mostrado en la figura nº 4A. El GII
(100') incluye un chip procesador, o chip, (160'), un circuito de
telemetría de RF (172') (típicamente realizado con componentes
discretos), un bobina de carga (171'), una batería de iones de
litio (180'), circuitos de protección y de carga de la batería
(182'), circuitos de memoria (162') (SEEROM) y (163') (SRAM), un CI
digital (191'), un CI analógico (190'), y un conector de cabezales
y de una serie de condensadores (192').
El conector de cabezales y la serie de
condensadores (192') incluye 16 condensadores de desacople de
salida, así como respectivos conectores de entrada para conectar un
lado de cada condensador de desacople a través de la carcasa
herméticamente cerrada a un conector al cual la serie de electrodos
(110), o extensión conductora (120), puede conectarse de manera
liberable.
El procesador (160') está formado por un circuito
integrado para aplicaciones específicas (ASCI) que comprende el
dispositivo principal para una total comunicación y programación
bidireccional.
El procesador (160') utiliza un núcleo 8086 (el
8086 es un microprocesador disponible en el mercado, por ejemplo,
de Intel), con una memoria SRAM de 16 kilobytes, dos circuitos de
interfaz de serie síncronos, una interfaz EEPROM de serie, y un
cargador de arranque ROM. El chip procesador (160') incluye además
un circuito oscilador y de reloj eficaz (164') y un circuito
mezclador y modulador/desmodulador que implementa el procedimiento
de telemetría de RF QFAST que soporta telemetría bidireccional a 8
Kbits/segundo. QFAST significa "Técnica de ensanchamiento del
espectro de adquisición rápida en cuadratura" y representa
una aproximación conocida y viable, véase la patente americana nº
5.559.828, para la modulación y desmodulación de datos. Un circuito
convertidor analógico/digital (A/D) (734) también está residente
en el procesador (160') para permitir el control de varias señales
analógicas del nivel del sistema, impedancias, el estado del
regulador y la tensión de la batería. El procesador (160') incluye
también los enlaces de comunicación necesarios a otros ASCIs
individuales utilizados en el GII (100').
El CI analógico (ACI) (190') comprende un ASCI
que funciona como circuito integrado principal que realiza varias
funciones necesarias para la funcionalidad del GII (100'),
incluyendo proporcionar la regulación de la alimentación, y una
medición y control de la salida de estímulos y de la impedancia. La
circuitería electrónica (194') realiza la medición de la impedancia
y la función de control. El área principal del CI analógico (190')
está dedicada a los generadores de estimulo de corriente (186').
Estos generadores (186') pueden realizarse utilizando la
circuitería descrita en la solicitud PCT citada anteriormente nº
PCT/US99/14190, o una circuitería similar. Estos generadores (186')
están diseñados para un suministro de hasta 20 mA total y hasta
12,7 MA en un solo canal en etapas de 0,1 mA, cuya resolución
requiere la utilización de un circuito convertidor
digital/analógico (CDA) de siete [7] bits en el CDA (186') de
corriente de salida. Unos reguladores para el GII (100')
suministran al procesador y al secuenciador digital una tensión de
2,7 V \pm 10%. Unos circuitos de interfaz digital que residen en
el ACI (190') son suministrados de manera similar con una tensión
de 2,7 V \pm 10%. Un regulador programable de 5V a 18V suministra
la tensión de funcionamiento a los CDAs de corriente de salida
(186').
En la figura nº 4C se muestra un diagrama de
bloques de los generadores de estimulación de salida (186')
incluidos en el ACI (190'). Tal como se aprecia en la figura nº 4C,
un bus de datos (4C01) del CI digital (191') conecta datos
recibidos del CI digital a unos circuitos secuenciadores del ACI
(4C02). Dichos datos incluyen datos de amplitud impares y pares,
datos de modo impares y pares, datos de cambio impares y pares,
donde "impares" y "pares" hacen referencia al número del
electrodo (siendo los electrodos (E1), (E3), (E5), los electrodos
"impares" etc; y comprendiendo los electrodos (E2), (E4),
(E6), etc., los electrodos "pares"). Una pluralidad de
circuitos de transferencia de latch (4C03) se encuentran conectados
al secuenciador del ACI (4C02), un circuito de transferencia de
latch para cada electrodo. Por lo tanto, si existen dieciséis
electrodos (E1), (E2),... (E16), existen dieciséis circuitos de
transferencia de latch (4C03) idénticos. Cada circuito de
transferencia de latch incluye un bus de amplitud (4C04) en el cual
se disponen los datos de amplitud, una línea (S1) para designar una
amplitud positiva, una línea (S2) para designar una amplitud
negativa, y una línea (S3) para designar un estado de recarga. Se
activa un circuito PCDA (4C05) por medio de una señal en la línea
(S1) cuando debe suministrarse una corriente que tiene la amplitud
especificada en el bus de amplitud (4C04) desde una fuente de
corriente (4C06) a través de un condensador de acople (Cn)
donde n es un número entero de 1 a 16. De manera similar, se activa
un circuito NCDA (4C07) por medio de una señal en la línea (S2)
cuando una corriente que tiene amplitud especificada en el bus de
amplitud (4C04) debe ser absorbida hacia la fuente de corriente
(4C06) a través del condensador de acople (Cn). Un
conmutador de recarga (4C08) se activa por medio de una señal en la
línea (S3) cuando se deseaba eliminar la carga del condensador de
acople (Cn). Otro conmutador (4C09) permite que un electrodo
indiferente (4C11), por ejemplo, la carcasa del GII, se active al
recibir una señal (SC1). De manera similar, un conmutador de
recarga (4C10) permite conectar el electrodo indiferente (4C11) de
manera selectiva a tierra, u otra fuente de tensión, al recibir una
señal (SC2).
De este modo, en la figura nº 4C se aprecia que
el CI analógico (186') incluye una pluralidad fuentes de corriente
de salida (4C06), por ejemplo, dieciséis fuentes de corriente de
salida direccional, cada una configurada para funcionar como fuente
de corriente CDA. Cada fuente de corriente de salida CDA (4C06)
puede enviar o absorber corriente, es decir, cada fuente de
corriente de salida CDA es bidireccional. Cada fuente de corriente
de salida CDA se conecta a un nodo de electrodos (4C11). Cada nodo
de electrodos (4C11), a su vez, está conectado a un condensador de
acople (Cn). Los condensadores de acople (Cn) y los
nodos de electrodos, así como el resto de la circuitería en el CI
analógico (186'), se encuentran todos alojados en el interior de la
carcasa herméticamente cerrada del GII (100). La línea de puntos y
rallas (4C12) representa el límite entre la zona sellada de la
carcasa del GII y la zona no sellada. Un pin de entrada (4C13) que
se encuentra incluido como parte del conector de cabezales (192')
(figura nº 4B) permite realizar la conexión eléctrica entre cada
uno de los condensadores de acople (Cn) y el electrodo
respectivo (E1), (E2), (E3),..., o (E16) al cual está asociado la
fuente de corriente de salida del CDA.
Volviendo a la figura nº 4B, se dispone un CI
digital (DigCI) (191') que funciona como interfaz principal entre
el procesador (160') y los circuitos de salida ACI (186'). La
función principal del CI digital (191') es proporcionar la
información estimulación a los bancos de registro del generador de
corriente de salida. El CI digital (191') controla y modifica así
los niveles y secuencias de estimulación cuando lo indica el
procesador (160').
La circuitería de RF (172') incluye unas antenas
y unos preamplificadores que reciben señales del HHP (202) y
proporcionan una interfaz a niveles adecuados para la
desmodulación/modulación de las estructuras de comunicación
utilizadas en el procesador (160'). Puede utilizarse cualquier
frecuencia portadora apropiada para dichas comunicaciones. En una
realización preferida, la frecuencia de la señal de RF portadora
utilizada para las citadas comunicaciones es de 262,144 KHz, o de
aproximadamente 262 MHz.
Los circuitos de carga y de protección de la
batería (182') proporcionan carga a la batería y funciones de
protección para la batería de iones de litio (180'). Una bobina de
carga (171') recibe inductivamente (es decir,
electromagnéticamente) energía de rf de la estación de carga
externa. La batería (180') tiene preferiblemente una capacidad de
720 mWh. La batería preferida (180') tiene una vida de 500 ciclos
en 10 años con no más de un 80% de pérdida de capacidad. Los
circuitos de carga de la batería realizan tres funciones
principales: [1] durante el funcionamiento normal, controlan
continuamente la tensión de la batería y proporcionan información
del estado de carga al paciente al principio de un enlace de
comunicación, [2] aseguran que la batería no se descarga
excesivamente, y [3] controla la tensión de la batería durante un
ciclo carga para asegurar que la batería no experimenta una
sobrecarga. Estas funciones se explican con mayor detalle a
continuación en combinación con las figuras nº 9A, 9B y 9C.
El GII (100') tiene tres modos principales que
pueden iniciar una secuencia de restablecimiento o bien un estado
de hibernación. El primer modo es un restablecimiento profundo de
alimentación que se produce en una conexión inicial. El segundo
modo es un estado en el que un GII totalmente funcional experimenta
un agotamiento de la batería que puede producir una comunicación
errónea entre módulos, requiriendo así una desconexión del sistema
para proteger al paciente. El tercer modo es un modo de vuelta a la
conexión que se activa a partir del estado de agotamiento o
hibernación, cuyo modo de vuelta a la conexión requiere que el
sistema realice estados de auto-chequeo y de
validación.
Tal como se ha descrito anteriormente, se aprecia
de este modo que la zona de implante (10) del sistema SCS de la
presente invención (véase figura nº 1) incluye un generador de
impulsos implantable (GII) (100) tal como se ha descrito en las
figuras nº 4A-4C. Dicho GII incluye también la
electrónica de estimulación (que comprende fuentes de corriente
programables y la lógica de control asociada), una fuente de
alimentación, y un sistema de telemetría. Ventajosamente, la fuente
de alimentación puede recargarse una y otra vez, según sea
necesario, y de este modo puede proporcionar una larga vida, así
como una elevada capacidad de salida de corriente.
Una característica importante de la presente
invención es su capacidad para asignar campos de corriente a través
del control selectivo de las fuentes de corriente que se conectan a
cada nodo de electrodos. En una realización preferida, la invención
logra su función deseada de poder asignar de manera independiente
una corriente deseada a cada nodo de electrodos mediante el uso de
un procesador (160'), uno o más ASCIs (190') o (191'), dieciséis
CDAs de corriente de salida bidireccional independientes (figura nº
4C, elementos, (4C05)-(4C07)), y temporizadores y registros de
control, configurados para funcionar en una arquitectura de máquina
de estado. El ASCI tiene una interfaz de bus normal al
microcontrolador lo que permite un acceso simple, directo y eficaz
a todos sus registros de control y de parámetros de estimulación.
La activación y la sincronización de la circuitería de control
permiten la activación simultánea de cualquiera de los canales. En
una realización (figura nº 4A), una matriz de conmutación de baja
impedancia permite ventajosamente asignar la asignación de cada una
de las dos salidas del generador de corriente a cualquiera de los
nodos de electrodos de los generadores de impulsos (o cables que
están conectados a los nodos de electrodos) o a la carcasa. En una
realización preferida (figuras nº 4B y 4C), la matriz de
conmutación de baja impedancia no es necesaria. En cambio, unas
fuentes de corriente bidireccionales independientes para cada uno
de los dieciséis electrodos (CDAs de corriente de salida
accionables de manera independiente) permiten asignar las
corrientes de salida a cualquiera de los nodos de electrodos de
salida o a la carcasa. De esta manera, pueden conectarse uno o más
generadores de corriente a uno o más nodos de electrodos (cables
conductores) y de este modo los electrodos, y a la inversa,
cualquier nodo de electrodos (cable conductor) puede conectarse a
una o más salidas del generador de corriente, conectarse a tierra, o
dejarse abierto. La importancia de la naturaleza bifásica, o (en
algunos casos) multifásica, de los impulsos de estimulación es que
las corrientes pueden transmitirse activamente en la dirección
anódica o bien catódica a los nodos de electrodos de salida de los
generadores corriente. Esta característica, junto con la matriz de
conmutación de los conductores de salida, o los CDAs de corriente
de salida accionables de manera independiente, dependiendo de la
realización utilizada, permite la creación de un control del campo
de corriente de electrodos "virtuales" y de estimulación, no
posible con otros diseños conocidos. Esta característica
proporciona de este modo un importante adelanto en la capacidad
para dirigir los impulsos de estimulación a grupos de neuronas de
destino de la médula espinal.
En funcionamiento, el GII (100) se dispone
típicamente en un receptáculo realizado quirúrgicamente en el
abdomen, o bien justo en la parte superior de las nalgas, y se
conecta de manera liberable al sistema conductor (que comprende la
extensión conductora (120) y el grupo de electrodos (110)). Aunque
el sistema conductor está destinado a quedar permanente, el GII
puede reemplazarse si falla su fuente de alimentación, o por otras
razones. De este modo, se utiliza un conector apropiado para
realizar una conexión liberable entre el sistema conductor y el GII
(100).
Una vez que se ha implantado el GII (100), y el
sistema de implante (10) se encuentra en su posición, el sistema se
programa para proporcionar un patrón de estimulación deseado en
momentos deseados del día. Los parámetros de estimulación que
pueden programarse incluyen el número de canales (definidos por la
selección de electrodos con estimulación sincronizada), la
velocidad de estimulación y la anchura de los impulsos de
estimulación. La salida de corriente de cada electrodo está
definida por la polaridad y la amplitud. Adicionalmente, tal como se
ha indicado anteriormente, puede descargarse una programación de
ejecución y guardarse en la memoria del GII (100) que, cuando se
utiliza, active el GII en momentos preprogramados del día.
Las características del retrotelemetría del GII
(100) permiten verificar el estado del GII. Por ejemplo, cuando el
programador portátil externo (202) (y/o el programador del médico
(204)) inician una sesión de programación con el sistema de
implante (10) (figura nº 1), la capacidad de la batería se mide a
distancia de manera que el programador externo puede calcular el
tiempo estimado para recargar. Adicionalmente, las mediciones de
la impedancia de los electrodos se miden a distancia al principio
de cada sesión de programación, o cuando se solicite. Cualquier
cambio realizado en los parámetros de estimulación de corriente se
confirman a través de retrotelemetría, asegurando de este modo que
dichas cambios se han recibido correctamente y se han implementado
en el sistema de implante. Además, en la interrogación realizada
por el programador externo, todos los ajustes programables
almacenados en el sistema de implante (10) pueden enviarse a uno o
más programadores externos.
Volviéndose a la figura nº 5, se ilustra un tipo
de estimulador de ensayo externo (ETS) (140) que puede utilizarse
como componente de la invención. Tal como se ha explicado
anteriormente en relación con la figura nº 1 y la figura nº 2B, el
ETS (140) se conecta al grupo de electrodos (110) a través de una
extensión percutánea (132) y un cable externo (134). Debido a esta
conexión percutánea o "a través de la piel", el estimulador de
ensayo (140) también se denomina "estimulador percutáneo"
(140). El objetivo principal del ETS (140) es proporcionar un
ensayo de estimulación de 2-7 días con el grupo de
electrodos (110) colocados quirúrgicamente antes de implantar el
GII (100).
Tal como se aprecia en la figura nº 5, el ETS
(140) se encuentra alojado en el interior de una carcasa portátil
(220). Un grupo de botones de control intuitivo (224, 225) se
visualizan en la carcasa (220) los cuales controlan el
funcionamiento del dispositivo. Ventajosamente, estos botones de
control son iguales o muy similares a los tipos de botones que se
encuentran en el programador portátil del paciente, o HHP, (que se
explica a continuación). Se dispone un puerto de contacto por cable
(226) que incluye una pluralidad de contactos, por ejemplo, 16
contactos, en un lado del dispositivo al cual puede conectarse de
manera liberable el cable externo (134) y/o la extensión percutánea
(132). Típicamente, durante el implante del conjunto de electrodos,
cuando el ETS (140) se encuentra bajo el control de un cirujano, el
ETS (140) se conecta al grupo de electrodos (110) a través del
cable externo (134) (véase figura nº 1) y la extensión percutánea
(132). Después, tras el implante, durante un período de ensayo en
el que el estimulador (140) se encuentra bajo el control del
paciente, el estimulador de ensayo (140) se conecta directamente al
grupo de electrodos (110) a través de la extensión percutánea
(132). En otras palabras, una vez que el paciente ha abandonado la
sala de operaciones (OR), el cable externo (134) generalmente no es
necesario.
Tal como se aprecia en las figuras nº 1 y 2B, la
extensión percutánea (132) es una extensión conductora temporal que
se utiliza para conectar el grupo de electrodos (110) al
estimulador de ensayo externo (140) y/o al cable externo (134)
durante el período de ensayo. Este conductor lo coloca el cirujano
utilizando unas herramientas de tunelización (152) apropiadas para
crear un túnel entre el grupo de electrodos (110) y el sitio de
salida percutáneo. Una vez que se ha realizado el túnel, la
extensión percutánea se repone para la conexión al grupo. El extremo
de salida de la extensión percutánea puede conectarse entonces al
puerto del estimulador de ensayo (226) o bien al cable externo
(134).
Los conectores externos utilizados en el cable
externo (134) y la extensión percutánea (132) son fáciles de
conectar y desconectar en sus conectores o enchufes
correspondientes. Puede disponerse más de un cable externo (132),
según sea necesario, por ejemplo, de diferentes longitudes para
permitir que el estimulador de ensayo se mueva alrededor de la mesa
de operaciones. Es evidente que dichos cables deben esterilizarse
para su uso en la (OR).
El estimulador de ensayo externo (ETS) (140)
incluye una circuitería que permite realizar las mismas funciones
de estimulación que el GII (100). Además, la circuitería del
estimulador de ensayo externo (140) permite recibir y almacenar
programas que controlen su funcionamiento a través de un enlace
telecomunicativo apropiado (205) (figura nº 1) establecido con el
programador del médico (204). De este modo, con dicho enlace (205)
establecido, el programador del médico (204) puede utilizarse para
programar el estimulador de ensayo externo (140) de la misma manera
que el programador del médico se utiliza para programar el GII 100,
una vez el GII (100) ha sido implantado. Ventajosamente, el enlace
(205) es bidireccional, permitiendo que los datos de programación
enviados al estimulador (140) desde el programador del médico (204)
sean verificados enviando los datos, tal como se han guardado en el
estimulador (140), de nuevo al programador (204) del ETS (140). En
una realización, el enlace (205) comprende un enlace por
infrarrojos (IR); en otra realización, el enlace (205) comprende un
enlace por cable. El enlace (205) es preferiblemente funcional a
una distancia de por lo menos 7 pies, permitiendo así utilizar el
estimulador de ensayo fácilmente en un entorno de una sala de
operaciones (OR).
El estimulador de ensayo externo (140) incluye
además funciones de programación limitadas que permiten la
modificación de algunos de los valores programables utilizando los
botones de control (224) y (225). Se dispone también un
visualizador de pantalla plana (222) en el cual puede visualizarse
información de programación u otra información. Típicamente, la
pantalla (222) se utiliza para mostrar valores programables tal
como se seleccionan y/o modifican. Una pantalla de acceso del
médico oculta puede visualizarse también en la pantalla del
estimulador (222) cuando se habilita. Esto permite al médico
verificar datos de programación y de los pacientes, así como
verificar el estado de las condiciones de funcionamiento del
estimulador.
Ventajosamente, el estimulador de ensayo externo
(140) es de tamaño compacto, y puede sostenerse fácilmente en una
mano. Para hacer que sea todavía más fácil de llevar, sobre todo
por el paciente, se dispone un clip de cinturón en su parte
posterior, de modo que el paciente la puede llevar en el cinturón,
como si se tratase de un buscapersonas o un teléfono móvil. La
carcasa del dispositivo incluye un compartimiento de la batería
accesible en el cual pueden disponerse baterías reemplazables (y/o
recargables) que tengan capacidad suficiente para proporcionar
energía de funcionamiento tanto a su circuitería del generador de
impulsos interno como a la electrónica de programación durante al
menos una semana.
El estimulador de ensayo externo (140), o ETS, se
utiliza primero en la sala de operaciones (OR) para probar los
electrodos del grupo de electrodos (110) durante la colocación del
grupo de electrodos. Durante dicho uso en la (OR), es crítico que
el cirujano rápidamente acceda y regule la amplitud, la anchura de
impulso, la velocidad, la selección del canal y el electrodo sin
tener que cambiar de un lado a otro entre pantallas o desplazarse a
través de cada parámetro. El acceso inmediato a la amplitud de
impulso y al electrodo al cual se aplica el impulso es muy
importante. El enlace de comunicación (205) establecido entre el
estimulador (140) y el programador (204) facilita mucho dicho
acceso rápido.
Una vez que los electrodos han sido probados con
el estimulador de ensayo externo (140) en el entorno (OR)
inmediatamente después del implante, y el cirujano está satisfecho
de que el estimulador de ensayo ha sido programado de una manera
aceptable y ha estado funcionando adecuadamente, el paciente
utiliza entonces el ETS (140) durante un período de ensayo, por
ejemplo, de 2-7 días. Durante este tiempo, el
paciente puede realizar la programación limitada del estimulador
(240), por ejemplo establecer el canal, la amplitud, la velocidad y
las funciones de activación/desactivación de la programación.
Se describe ahora brevemente el sistema de
programación del médico. Este sistema incluye, tal como se aprecia
en la figura nº 1, un programador del médico (204) conectado a un
dispositivo direccional (206). El programador del médico (204) está
interconectado típicamente con el programador portátil del paciente
(202) en comunicación con el generador de impulsos implantado GII
(100). Tal como se ha descrito anteriormente, el programador del
médico (204) también puede acoplarse selectivamente al estimulador
de ensayo externo (140).
El sistema de programación del médico se utiliza
para optimizar la programación del implante para el paciente. En
una aplicación preferida, dicho sistema funciona bajo un sistema
operativo Windows de 32 bits. La función del sistema de
programación del médico es programar el GII (100). La programación
del (GII) implica el ajuste de la anchura del impulso, la amplitud,
y la velocidad a través de la cual se aplican los estímulos
eléctricos al paciente a través de las combinaciones o grupos de
electrodos seleccionados en el grupo de electrodos (110) (figura nº
1). Como tal, podría utilizarse cualquier software u otros medios
de programación para lograr este propósito de programación. La
breve descripción del sistema de programación que sigue se da
solamente con el fin de proporcionar una apreciación global del
sistema preferido empleado para este objetivo de programación del
GII. Los detalles asociados al sistema de programación no están
aquí presentes ya que dichos detalles no se consideran una parte
crítica de la invención.
El programador del médico (204), que incluye su
software asociado, está configurado para comunicarse con el GII
(100) a través del programador portátil (202). En una aplicación
preferida, el software programador del médico se instala en una
agenda electrónica o un ordenador portátil que funciona bajo
Windows 98 o sistema operativo mejorado o equivalente. El ordenador
puede conectarse directamente con un cable de conexión al HHP
(202), pero se conecta preferiblemente al HHP (202) a través de un
puerto de serie de infrarrojos compatible IrDA que utiliza una
extensión de cable de infrarrojos. El HHP (202) se conecta entonces
al GII utilizando comunicaciones por radiofrecuencia (RF). El HHP
(202) también puede conectarse al estimulador de ensayo externo
(140) a través de un enlace por infrarrojos.
El sistema de programación mantiene una base de
datos del paciente, y es capaz de programar todas las
características del implante de una manera simple e intuitiva.
Adicionalmente, el sistema permite realizar mediciones límite,
identificar electrodos operativos, y puede interconectarse con el
paciente.
Una característica fundamental del sistema de
programación es que incluye un joystick accesorio, o dispositivo
direccional equivalente (206) (figura nº 1). Dicho dispositivo,
conectado con un software del subsistema adicional apropiado,
permite que el paciente quede interconectado con el programador del
médico (204), el estimulador de ensayo externo (140), u otro
procesador (por ejemplo, un ordenador portátil, tal como un
ordenador PalmPilot®, o equivalente) para permitir que el paciente,
u otro personal médico que ayuda al paciente, configure los
electrodos y ajuste los distintos parámetros de estimulación. Esta
programación direccional se describe con mayor detalle en la
patente americana nº 6.052.624, titulada "Programación direccional
para grupos de electros implantables". Tal como se describe en
la patente '624, dicha programación direccional puede realizarse
ventajosamente tanto en un entorno (OR) como en la oficina del
doctor. El médico o enfermera simplemente acciona el joystick, o
programación direccional equivalente, durante la cirugía en
combinación con el estimulador de ensayo para configurar y
seleccionar, de este modo, los electrodos que proporcionan la
estimulación. El paciente puede utilizar entonces el joystick para
concluir la programación del dispositivo durante una sesión de
ajuste post-implante. De este modo, si se comunica
con el estimulador de ensayo externo (140) o con el GII (100) a
través del HHP (202), el dispositivo de programación direccional
(206) puede utilizase para configurar eficazmente qué electrodos
proporcionan los estímulos al paciente.
En la realización preferida, el sistema de
programación del médico es de fácil uso y puede proporcionar (en
algunas versiones) un ajuste automatizado del paciente y una
programación direccional de electrodos virtuales. Es capaz de
mantener una base de datos del paciente e informes gráficos.
También proporciona, a través de cálculos basados en mediciones
realizadas, una estimación automática de la capacidad de la batería
del implante.
En funcionamiento, tal como se aprecia en la
figura nº 1, el sistema de programación del médico comunica al
programador del paciente (202) en un enlace telecomunicativo u otro
enlace de comunicación (203), el cual mide entonces a distancia los
datos al GII (100). Asimismo, el programador del médico puede
comunicarse con el estimulador de ensayo externo (140) con el
enlace telecomunicativo (205), por ejemplo, un enlace de
infrarrojos. Los enlaces de comunicación (203) y (205) son enlaces
seguros capaces de operar en el entorno de una (OR) ocupada. Las
velocidades de los datos hacia y desde el GII (100), a través del
enlace intermedio del programador del paciente (202), es lo
suficientemente elevada para no retrasar de una manera percibible
la programación. Siempre se muestra en una pantalla el estado del
enlace de comunicación entre dispositivos, o en otro dispositivo
visualizador, asociado al programador (204).
En cuanto el programador del médico se conecta
inicialmente al sistema del implante se produce el reconocimiento
del equipo. Es decir, el sistema identifica el estimulador, el
programador del paciente, y la disponibilidad del electrodo (a
través de las mediciones de la impedancia de los electrodos).
Por motivos de seguridad, el programador del
paciente (202) está codificado para trabajar solamente con un
sistema de implante específico. Si el paciente pierde su
programador (202), entonces el médico, utilizando el programador
del médico, puede codificar un nuevo programador para utilizarlo
con el sistema de implante del paciente. El programador del médico,
en cambio, puede comunicarse con cualquier implante a través de
cualquier programador (202) empleando un código universal
prioritario. Esto permite extraer el código del paciente del GII
(100) y utilizarlo para volver a codificar un nuevo programador
(202).
Cuando un GII (100) se encuentra en contacto con
un programador del médico (204), los ajustes del dispositivo y la
información del equipo (modelo, número de serie, número de
electrodo por impedancia, y similares) se envían primero al
software de programación adicional del SCS en el programador del
médico (204). Todos los dispositivos en el enlace con el GII, por
ejemplo, el dispositivo portátil (202), y/o el estimulador de
ensayo (140), y el programador del médico (204), y el programador
del médico (204), están sincronizados para que cada dispositivo
reciba datos exactos y actuales. Los cambios de programación
introducidos en el (los) estimulador(es) se confirman a
través de retrotelemetría u otros medios antes de que el software
adicional de SCS refleje el cambio. Ventajosamente, el médico puede
programar el estimulador a través del programador paciente (202) o
el programador del médico (204) mientras están enlazados entre sí a
través del enlace (203), reflejándose todos los cambios de
programación en ambos dispositivos.
Las distintas características de la programación
del sistema hacen que el sistema de programación sea de manejo
sumamente fácil. En la realización preferida, estas características
de programación incluyen por lo menos las características que se
describen a continuación.
Una ventana de información del paciente es
accesible a través del sistema de programación que permite crear o
abrir un nuevo archivo de paciente o bien un archivo de paciente
existente. Dicho archivo de paciente se presenta como una ventana
vacía o una ventana existente, que incluye una serie de
sub-ventanas escalonadas, que incluyen:
"información del paciente," "cita" e "historial
médico". La selección de nuevo paciente coloca la ventana de
"información del paciente" en la parte superior de la
configuración escalonada para la entrada de datos. La selección
desde los archivos de pacientes coloca la ventana "cita" en la
parte superior de la configuración escalonada. El nombre del
paciente se escribe automáticamente en todas las ventanas del
archivo de pacientes. Cuando el sistema detecta un número de serie
de implante que coincide con un archivo de paciente, ese archivo de
paciente se abre automáticamente y se visualiza como punto de
partida.
La ventana de "información del paciente"
incluye campos de entrada para los apellidos, nombre, fecha de
nacimiento, y un número de identificación del paciente. Un menú
desplegable proporciona una lista de diagnósticos del paciente que
puede introducirse, es decir, lesión de los nervios, ciática,
aracnoiditis, y similares. Se incluye también un listado del equipo
del paciente, el cual se introduce automáticamente en base al
equipo que se detecta cuando los dispositivos están enlazados.
La ventana "cita" muestra el nombre del
paciente y el equipo, e incluye además campos de entrada con
selecciones desplegables para el diagnóstico, razón de la visita
(por ejemplo, ensayo, implante, sustitución, programación, y
similares), y un campo de notas.
La ventana "historial médico" presenta una
figura del cuerpo humano, o partes del cuerpo humano, en las
cuales se ilustran los sitios de dolor que han sido tratados en el
pasado y una cronología de las fechas de las citas del paciente. La
selección de una fecha de una cita del paciente provoca que se
muestren los programas de estimulación, ilustraciones y notas que
fueron aplicados en esa fecha. Estos archivos del historial médico
no pueden alterarse a través de medios normales, sino que en lugar
de ello están destinados a ser almacenados como archivos guardados
permanentes.
El sistema puede generar distintos informes
específicos del paciente. Si se generan estos informes puede
imprimirse, enviarse por fax, guardarse como archivos, o enviarse
por correo electrónico a una ubicación designada. Los informes
incluyen, como cabecera, el logotipo u otra identificación de la
clínica en la que se creó, el nombre del paciente, la fecha de
nacimiento y el tipo de implante. El cuerpo de los informes puede
incluir: [1] información del paciente, es decir, información
capturada en las ventanas de información del paciente; [2] el
historial de visitas del paciente, es decir, una lista de fechas en
las que el paciente visitó la clínica con las razones para la
visita, el tipo de equipo empleado por el paciente, y el número de
serie del implante; [3] el informe de programas, es decir, los
detalles de aquellos programas utilizados por el paciente para
proporcionar la estimulación, la configuración de los electrodos, y
similares; [4] el historial de medición, es decir, una
representación gráfica y/o tabular de las mediciones (umbral
bipolar y/o monopolar y niveles máximos) para cada electrodo. Esto
se realiza típicamente en una gráfica o tabla o en una serie de
ellas que muestran el electrodo en el eje (x) y la unidad de medida
en el eje (y); y [5] una evaluación de la estimulación, es decir,
una representación ilustrativa de parestesia/dolor.
El software de programación proporciona además
una ventana de programación que facilita la programación del
estimulador. La ventana de programación, en una realización, puede
incluir por lo menos tres subventanas dispuestas de manera
escalonada que pueden titularse por ejemplo, "mediciones",
"programación", y "avanzada". La ventana de programación
es ventajosamente accesible tanto desde un menú principal como
desde una ventana de información del paciente.
La ventana de medición, que también puede
llamarse ventana "límite" se utiliza para establecer el umbral
máximo y mínimo, y para asignar dolor y parestesia con electrodos
implantados a sitios anatómicos. En la figura nº 6 se ilustra una
ventana de medición representativa. (En la práctica puede haber más
de una ventana, cada una ofreciendo una medición o ajuste
diferente). Tal como se aprecia en la figura nº 6, en la
visualización de la ventana de medición se incluye una
representación (230) del tipo y orientación del (los)
conjunto(s) de electrodos que ha(n) sido
seleccionado(s). Dicha selección se realiza de un grupo de
posibles opciones de electrodo. Los umbrales de sensibilidad
monopolar y bipolar (máximo y mínimo) pueden determinarse entonces
para cada electrodo para la configuración del grupo de electrodos
mostrada, con la ayuda de los ajustes de amplitud, velocidad
(frecuencia), y anchura de impulso (232A), (232F) y (232P),
respectivamente. La asignación de dolor y/o parestesia está
disponible para identificar los efectos de los electrodos a través
del proceso de prueba del umbral. Para ayudar en este proceso, se
visualiza una figura humana (234) y se divide en zonas para la
selección.
En funcionamiento, se activa un dolor o
parestesia activando un cuadro de color, es decir, rojo o azul, que
está superpuesto sobre la zona del cuerpo afectada. Un color, por
ejemplo, rojo, representa dolor; mientras el otro color, por
ejemplo, azul, representa parestesia. Cuando el puntero del ratón
pasa sobre diferentes zonas del cuerpo, dichas zonas cambian de
color al color activo y pueden bloquearse al color activo haciendo
clic con el botón del ratón. El color de la parestesia siempre es
transparente (capa superior) para que puedan verse las zonas de
dolor. Pueden seleccionarse múltiples zonas del cuerpo
individualmente, o como un grupo en las intersecciones. Haciendo
clic en una zona, el color activo se desactiva y se activa sin
afectar el color alternado. El objetivo es emparejar o asignar las
zonas de parestesia con las zonas de dolor. Dicha característica de
asignación de dolor/parestesia puede utilizarse con algoritmos del
especialista para automatizar el proceso de programación.
Alternativamente, el paciente y el clínico/médico pueden simplemente
trabajar juntos y pueden utilizar un procedimiento de prueba y
error para ajustar mejor las zonas de parestesia con las zonas de
dolor.
La(s) pantalla(s) de la ventana de
programación es/son accesibles desde por lo menos una ventana de
información del paciente y un menú principal. La pantalla de
programación se utiliza para programar configuraciones de
electrodos y los parámetros de salida deseados para cada uno de los
canales disponibles. Se muestran formas de ondas de estímulos de
corriente representativas para los electrodos seleccionados en una
zona (236) de la pantalla mostrada en la figura nº 6. Una vez
seleccionada, haciendo clic continuamente en el grupo de electrodos
seleccionado se activa la estimulación entre ACTIVO y PAUSA, con un
inicio/fin lento configurable. Esta característica de inicio/fin
lento se explica con mayor detalle a continuación. La selección de
otro canal de electrodos no modifica ninguno de los ajustes de un
canal anterior.
Antes de que los electrodos se muestren en la
pantalla para la programación, debe seleccionarse el tipo de grupo
y la orientación. El número de electrodos implantados y disponibles
se determina típicamente de manera automática a través de
mediciones de impedancia durante la interrogación del equipo.
Señalando al cuadro del electrodo (230) se obtiene una selección
del grupo de electrodos, en base al número de electrodos
detectados, con las formas visuales prestablecidas. Una vez que se
ha seleccionado la configuración del grupo, se muestra en la
pantalla señalando y haciendo clic en electrodos seleccionables.
Por ejemplo, un clic especifica un cátodo; dos clics especifican un
ánodo; y un tercer clic especifica un electrodo neutro (flotante o
no conectado). Las selecciones del cátodo, ánodo y neutras se
indican mediante un cambio de color. Haciendo clic en un estado de
electrodo a cátodo o ánodo, el electrodo se asigna al canal activo.
Si se desea, puede mostrarse también dentro de esta representación
una representación de campos de corriente creados por los
electrodos de un canal.
La amplitud, anchura de impulso y velocidad
pueden ajustarse mediante el ratón o las teclas del cursor del
teclado para el canal seleccionado, utilizando por ejemplo, la zona
de "ajustes del canal" (232A), (232F) y (232P) de la pantalla
de programación. La amplitud, en esta pantalla de programación
principal, es programable por canal, y se aplica como una
distribución entre el umbral máximo y de detección para un grupo de
electrodos asignados. La amplitud para el grupo puede seleccionarse
como un nivel de 1-10, en el que "1"
representa el umbral de detección para cada electrodo del grupo, y
"10" representa el umbral máximo. La anchura de impulso y la
velocidad también pueden seleccionarse para el grupo, y se aplica a
los electrodos del grupo asignado. Aunque el software de
programación permite al médico programar los electrodos por grupo,
cada electrodo se controla individualmente por el implante, y los
datos medidos a distancia son específicos del electrodo. Cuando un
grupo se programa para velocidades de estimulación por encima de
150 pps, el número de grupos adicionales puede limitarse (debido a
la capacidad de la batería). Un interruptor basculante de
bloqueo/desbloqueo para cada parámetro permite al médico
programador establecer qué parámetros están disponibles en el
programador portátil del paciente (que se describe a continuación
en combinación con las figuras nº 7A-7C).
En una realización, los ajustes para hasta cuatro
grupos de electrodos se denominan "programa". De este modo,
los ajustes de parámetros por defecto seleccionables pueden
comprender un programa. Un botón guardar/aplicar graba todos los
ajustes con un número de programa. Pueden nombrarse, guardarse y
seleccionarse hasta veinte programas desde una lista desplegable de
programas. De esta manera, el paciente puede probar los programas
secuencialmente o selectivamente para que el paciente pueda
comparar qué sensación le da un "programa" en comparación con
otro.
Los cambios en la programación se consideran
debidamente respecto al efecto estimado que tendrán en un ciclo
previsto de descarga de la batería. Si se da un cambio de
programación por debajo de una recarga de dos días y/o menos de
tres años de vida esperada, o en otros tiempos configurados,
aparece una ventana emergente con los avisos convenientes y
posibles recomendaciones. Si es necesario, un botón de
desactivación de emergencia desactiva toda estimulación, con acceso
directo del teclado y acceso por clic del ratón.
De este modo, se aprecia que la(s)
ventana(s) de programación permite(n) programar los
parámetros de salida para cada canal con capacidad y especificidad
adicionales. Por ejemplo, impulsos de equilibrio bifásicos contra
pasivos, accionamiento multipolar activo de cátodos y ánodos
(enfoque de campo), y selección de amplitud para electrodos
individuales.
También pueden emplearse únicos algoritmos de
programación que proporcionan, por ejemplo, características de
programación automatizada y direccional. La programación
automatizada puede emplearse, por ejemplo, para utilizar umbrales
conocidos y la asignación de dolor/parestesia para recomendar
configuraciones y parámetros en base a reglas prefijadas e
información de la base de datos. La programación automatizada
asigna sitios de parestesia sobre sitios de dolor. Las
características de programación direccional pueden utilizarse tal
como se describe en la patente americana nº 6.052.624, a la cual se
ha hecho referencia anteriormente. Dicha programación direccional
emplea un joystick, u otros medios, para configurar los electrodos
dentro de ciertas limitaciones para la selección, polaridad, y
distribución de la amplitud en respuesta a una entrada direccional
y de una manera intuitiva y fisiológica.
Ventajosamente, tal como se ha indicado
anteriormente, el software de programación utilizado en el
programador del médico (204) (figura nº 1) puede funcionar
normalmente bajo sistemas operativos convencionales empleados en
ordenadores personales (PCs). El programador del médico preferido
es un PC basado en Pentium, que funciona a 100 MHz o más, con por
lo menos 32 Mbytes de RAM. Ejemplos de sistema operativo empleado
en dicho sistema incluyen Windows 98, Windows 2000 o Windows NT
4.0/5.0. Dicho software de programación también soporta múltiples
idiomas, por ejemplo, Inglés, Francés, Alemán, Español, Japonés,
etc.
Volviendo a las figuras nº 7A, 7B y 7C, se dará
una breve descripción del programador portátil del paciente HHP
(202). Tal como se ha descrito anteriormente, el HHP del paciente
(202) comprende un dispositivo portátil de RF que funciona con
baterías el cual se comunica con el GII (100), el estimulador de
ensayo externo (140), o el programador del médico (204).
Ventajosamente, la circuitería eléctrica y la interfaz de usuario
del programador portátil del paciente (202) proporcionan un
control de los parámetros limitado que es simple, intuitivo y
seguro. El programador (202) es de tamaño compacto, incluye un
visualizador de pantalla plana iluminada (240), y permite almacenar
una pluralidad de programas independientes. La pantalla (240) puede
mostrar la información de la programación para el paciente; o puede
mostrar una "pantalla de acceso del médico" que normalmente
se encuentra oculta al paciente. Funciona utilizando baterías
reemplazables y/o recargables, y preferiblemente tiene un margen de
funcionamiento de uno a dos pies aproximadamente o más con el GII
(100), y de por lo menos 7 pies desde el programador del médico
(204). Todos los sistemas de la programación (aquellos utilizados
en del programador portátil (202) y en el programador del médico
(204)) siempre están sincronizados adecuadamente (o bien
coordinados entre sí) de manera que cualquier cambio de uno se
refleja en el otro.
En la figura nº 7A se muestra una representación
de una realización del HHP (202). Tal como se aprecia en la figura
nº 7A, el HHP incluye una pantalla de visualización iluminada (240)
y un grupo de botones (241) que incluye una serie de botones (242),
(243), (244) y (245). (El número de botones mostrado en la figura
nº 7A sólo es a modo de ejemplo; puede utilizarse cualquier número
de botones). Los botones mostrados en el grupo de botones (241)
permiten que el GII se active o se desactive, permiten el ajuste o
la configuración de hasta tres parámetros en cualquier momento
dado, y permiten la selección entre canales o pantallas. Puede
accederse a algunas funciones o pantallas pulsando botones
concretos en combinación o durante períodos de tiempo prolongados.
En una realización preferida, la pantalla (240) comprende un
visualizador gráfico de matriz de puntos con 55 filas y 128
columnas.
En una realización preferida, el programador
portátil del paciente (202) se activa pulsando cualquier botón, y
se desactiva automáticamente tras un período de tiempo designado de
inactividad, por ejemplo, 1 minuto. Uno de los botones, por
ejemplo, el botón del GII (242), funciona como botón de
encendido/apagado para el acceso inmediato para encender y apagar
el GII. Cuando se activa el GII, todos los canales se activan con
sus últimas configuraciones. Si se habilita el inicio/fin lento, la
intensidad de estimulación aumenta gradualmente cuando el GII (o
ETS) se enciende primero con el HHP. Cuando el GII se desactiva,
todos los canales se apagan. Si se habilita el inicio/fin lento, la
intensidad de estimulación puede descender gradualmente en lugar de
desconectarse bruscamente. Otro de los botones, por ejemplo, el
botón SEL (243), funciona como botón de "selección" que
permite que el programador portátil cambie entre visualizaciones
y/o parámetros de pantalla. Los botones ariba/abajo (244) y (245)
proporcionan acceso inmediato a cualquiera de tres parámetros, por
ejemplo, amplitud, anchura de impulso, y velocidad.
En las pantallas mostradas en el visualizador
(240) del programador portátil (202) también se incluyen unos
iconos de estado u otras visualizaciones informativas. Un número de
cuenta atrás de la recarga de la batería (246) muestra el tiempo
estimado que queda antes de que la batería del GII necesite ser
recargada. Un icono de estado de la batería (248) también muestra o
visualiza la capacidad estimada de la batería de implante. Este
icono destella (o bien cambia de alguna manera) para alertar a los
usuarios cuando se detecta un estado de batería baja. Cada vez que
se activa el programador del paciente para programar o encender el
GII, el estado de la batería real del generador de impulsos
implantado (GII) se interroga y se recupera por telemetría para
hacer coincidir la capacidad de la batería real respecto a la
estimada. Se disponen otros iconos de estado (250) que muestran el
estado del enlace del programador del paciente con el implante y el
enlace del programador del paciente con el programador del
clínico.
Como medida de seguridad, el médico puede
bloquear o establecer márgenes de parámetros seleccionables a
través de la estación de ajuste para evitar que el paciente acceda
a ajustes no deseables (es decir, un rango de bloqueo).
Típicamente, los parámetros bloqueados se retiran de la
pantalla.
La pantalla principal que se visualiza por
defecto tras la activación del programador portátil (202) muestra la
amplitud y la velocidad por canal, tal como se ilustra en la figura
nº 7A. Tal como se muestra en la figura nº 7A, el visualizador es
para el canal (1), la amplitud es de 7,2 ma, y la velocidad es de
100 pps. De este modo, se aprecia que el número del canal (o nombre
del canal abreviado tal como lo establece el programador del
médico) se muestra en la pantalla con los parámetros. La amplitud
es la selección preferida por defecto (es decir, es el parámetro
que se muestra al encenderse primero la unidad).
Siempre que se modifica un parámetro visualizado
se modifican los ajustes del GII (100) a través de la telemetría
para reflejar el cambio. Sin embargo con el fin de asegurar que el
GII ha recibido la señal de telemetría y ha realizado el cambio
correspondiente sin una discrepancia entre el GII y el valor
mostrado, debe recibirse una respuesta de retrotelemetría desde el
GII antes de que cambie el valor de la pantalla. Sólo pueden
ajustarse los parámetros que no han sido bloqueados desde la
estación de programación del médico. Además, solamente pueden
seleccionarse aquellos canales que tienen electrodos programados
para la estimulación.
Además de las pantallas de los canales (figura nº
7A), otra pantalla que puede mostrarse es una pantalla de
características. En la figura nº 7B se muestra una representación
de una pantalla de características representativas. La pantalla de
características puede seleccionarse, por ejemplo, pulsando y
sosteniendo el botón SEL (243) durante un tiempo predeterminado,
por ejemplo, dos segundos. La pantalla de características muestra
el programa seleccionado, por ejemplo, mostrando su número, tal
como se ilustra en la posición (252) en la figura nº 7B. Además del
número del programa (u otra identificación del programa), la
pantalla también muestra opciones de programación, por ejemplo, tal
como se muestra en la posición (254). Estas opciones de programación
permiten que el paciente prefije el momento de conexión y
desconexión del GII (por ejemplo, que se encienda a las 6:00 am y
funcione hasta las 10:00 pm, en cuyo momento el GII se apaga
automáticamente). Se muestran también unos iconos de estado y otras
visualizaciones informativas (246), (248) y (250). Por ejemplo,
pueden almacenarse hasta cuatro programas en la memoria del
programador portátil (202). Los programas comprenden parámetros de
estimulación predefinidos para los cuatro posibles canales, tal
como se ha indicado anteriormente. Los programas pueden nombrarse y
descargarse del programador del médico. Tras la selección de un
programa [1-4], los parámetros de estimulación del
GII se regulan gradualmente (para evitar saltos o sacudidas
bruscas) a un grupo predeterminado de valores. El paciente puede
cambiar los parámetros desde la pantalla principal en cualquier
momento, pero la selección de un "programa" predefinido
siempre provoca que el GII vuelva a los ajustes definidos para ese
programa. Si el paciente ajusta los parámetros de modo que no
coincidan con un programa guardado, no se muestra ningún nombre de
programa de número hasta que el paciente desplace para seleccionar
uno.
El paciente también puede grabar o sobrescribir
un programa desde el programador portátil del paciente, es decir,
sin utilizar el programador del médico (204). En una realización,
esto se lleva a cabo estableciendo los parámetros a su valor
deseado para el nuevo programa, y pulsando después los botones
arriba/abajo (244) y (245) simultáneamente (lo cual guarda los
nuevos ajustes como un nuevo programa).
La primera vez que se pulsan simultáneamente los
botones arriba/abajo (244) y (245) para grabar un programa (es
decir, para grabar los ajustes actuales como un programa), el
programa se asigna como programa número 1. La segunda vez que se
pulsan los botones arriba/abajo, los ajustes existentes se guardan
como programa número dos, etc. De este modo, los primeros cuatro
programas deben grabarse secuencialmente hasta que se han escrito
todos los cuatro. Los valores de los parámetros asociados a cada
uno de los nuevos programas se guardan en la memoria no volátil en
el programador portátil (202). De este modo, en el caso de que el
GII pierda los datos, puede restablecerse fácilmente a un programa
deseado encendiendo el programador portátil y seleccionando el
programa deseado.
Adicionalmente en el programador portátil (202)
se incluye una pantalla del médico oculta. Una representación de
dicha pantalla oculta, mostrada en la figura nº 7C, queda
disponible de modo que el personal médico puede utilizar el
programador portátil (202) para establecer canales y electrodos.
Puede tenerse acceso a la pantalla del médico oculta a través de
una combinación especificada de botones codificados, por ejemplo,
pulsando el botón del GII (242) y los botones arriba/abajo (244) y
(245) simultáneamente, seguido de la pulsación de una sucesión
establecida de los otros botones, por ejemplo, pulsando una vez el
botón SEL (243), seguido de la pulsación del botón abajo (245) dos
veces. Una vez que se ha activado la pantalla del médico oculta, no
aparece solamente la pantalla del médico sino que también se inicia
una interrogación medida a distancia del GII para determinar (por
ejemplo, a través de la detección de la impedancia del electrodo)
qué electrodos están disponibles. Pueden probarse los electrodos
que se muestran de manera visible en la pantalla del médico en la
posición (254). Los ajustes de los parámetros para un canal
seleccionado se muestran en la pantalla del médico en la posición
(256), y el número del canal se muestra igualmente en la posición
(258). Mientras la pantalla del médico está activa, se utilizan los
botones arriba/abajo (244) para seleccionar electrodos individuales
para la programación, identificada en la pantalla por medio de un
cambio resaltado (contraste). También puede seleccionarse el canal
asociado. Pueden ajustarse los parámetros para un electrodo
resaltado (seleccionado). Si la amplitud se pone a cero, el
electrodo se desactiva. Aumentando la amplitud, se proporciona al
electrodo una polaridad de cátodo, ilustrada por un "-" sobre
el electrodo resaltado. Desde cero, si la amplitud disminuye, no se
muestra ningún valor numérico, pero el signo "+" se muestra
tanto en la posición de los valores de amplitud (256) como en el
electrodo resaltado, indicando un ánodo pasivo. Las amplitudes de
los electrodos deben establecerse en el umbral de detección para el
uso en las pantallas del paciente como nivel de canal (1).
De este modo, se aprecia que el programador
portátil del paciente (202) es bastante pequeño para sostenerlo
cómodamente en la mano. Tiene un visualizador de pantalla plana que
muestra los valores programables tal como se seleccionan y/o
modifican. Si se desea, puede insertarse en una carcasa con tapa
que proteja los botones impidiendo que sean pulsados
involuntariamente. Incluye también un compartimiento de baterías
accesible que permite sustituir sus baterías, según sea necesario.
Los botones u otros controles utilizados en el programador portátil
son fáciles de manipular, y proporcionan un acceso inmediato (sin
desplazar y seleccionar) a ajustes de activación/desactivación,
amplitud, anchura de impulso y velocidad. Una pantalla de
visualización dispuesta formando parte del programador portátil
marca claramente cada parámetro con el botón de control asociado, y
muestra caracteres grandes para una mejor visión. El programador
portátil programa de manera segura el GII desde una distancia de
por lo menos 2 pies, y muestra activamente el estado del enlace de
comunicación con el GII. Además, cuando se utiliza como dispositivo
de retardo entre el programador del médico (204) y el GII (100), el
programador portátil (202) proporciona una velocidad de datos y una
velocidad de bucle que son lo suficientemente altas para que el
paciente pueda introducir cambios de selección de la programación y
sienta rápidamente el resultado. Como medida de seguridad,
cualquier programador portátil determinado (202) sólo puede
comunicarse con un GII (100) cuando es accionado por el paciente,
mientras que un médico puede utilizar (si se activa la pantalla
oculta del médico) el programador portátil (202) para comunicarse
universalmente con cualquier GII.
Después, volviendo a la figura nº 8, se ilustran
los componentes externos de una estación carga portátil (CHR)
representativa que puede utilizarse con la invención. La estación
de carga portátil proporciona un sistema de recarga que se utiliza
para recargar de manera transcutánea la batería del GII (100),
cuando es necesario, a través de la conexión inductiva. Es decir,
la energía de una fuente de alimentación externa se conecta a la
batería, u otras fuentes de alimentación reponibles, en el GII
(100) a través de una conexión electromagnética. Una vez que la
energía se induce en la bobina de carga en el GII, la circuitería
de control de carga en del GII proporciona el protocolo carga
apropiado para cargar la batería de iones de litio. El cargador
está diseñado para cargar la batería del GII a un 80% de la
capacidad en dos horas, y a un 100% en tres horas, a una
profundidad de implante de hasta 2 a 3 cm. Cuando ha finalizado la
carga, el cargador genera un tono audible para avisar al usuario de
que retire el cargador. Un indicador de alineación también
proporciona información audible para ayudar al usuario a localizar
la mejor posición para inducir energía a la bobina de carga del
GII.
Tal como se aprecia en la figura nº 8, la
estación de carga incluye un sistema de dos partes que comprende un
cargador portátil (208) y una estación de base de carga (210). El
puerto de carga (210) se conecta a un enchufe de corriente alterna
(211), y de este modo puede enchufarse fácilmente en cualquier toma
de corriente alterna estándar de 110 o 220 V. El cargador portátil
(208) incluye una circuitería de recarga alojada dentro de una
carcasa (270) que puede insertarse de manera liberable en el puerto
de carga (210) para ser recargado. De este modo, el GII y el
cargador portátil (208) son recargables. La carcasa (270) puede
devolverse al puerto carga (210) entre cada uso.
En una realización, mostrada como "Paquete
B" en la figura nº 8, un cabezal de carga (272) se conecta a la
circuitería de recarga (270) por medio de un cable flexible
apropiado (274). Cuando la batería de GII necesita ser recargada,
puede deponerse un receptáculo adhesivo desechable (276) o una tira
de Velero® en la piel del paciente, sobre la posición en la cual se
implanta el GII. El cabezal de carga (272) se desliza después
simplemente en el receptáculo, o se sujeta a la tira, de modo que
se encuentra dentro de 2-3 centímetros del GII.
Para una transferencia eficaz de energía al GII, es importante que
el cabezal (272) (o más concretamente, la bobina del interior del
cabezal (272)) se encuentre alineada adecuadamente con el GII. De
este modo, en una realización preferida, una luz indicadora (273)
dispuesta sobre la carcasa (270) proporciona una indicación visual
cuando se ha conseguido la alineación apropiada. Una vez alineada,
se activa la función de recarga. La retrotelemetría con el GII
permite controlar el proceso carga. Típicamente, la carga continúa
hasta que la batería del implante se ha cargado hasta por lo menos
un 80% de capacidad.
Una realización alternativa del cargador portátil
(208), mostrado como "Paquete A" en la figura nº 8, incluye
la circuitería de recarga y la batería y un cabezal de carga
alojados en el interior de un único paquete circular (272'). Dicho
paquete es menor de tres pulgadas de diámetro y es cómodo de
mantener contra la piel. El receptáculo adhesivo (276) no necesita
comprender necesariamente un receptáculo, sino que puede utilizar
cualquier medio apropiado para sostener el cabezal (bobina) del
cargador (208) en alineación apropiada con el GII, tal como tiras
de Velero® o parches.
Alternativamente, una vez que se ha conseguido la
alineación apropiada con el GII, tal como se ha indicado mediante
el indicador visual o audible (273') incluido en el paquete
circular (272'), o el indicador (273) incluido en el paquete (270),
o sino como el incluido en la estación de carga, el cargador (208)
puede sujetarse simplemente con cinta en la piel del paciente
utilizando cinta médica que se puede quitar.
La figura nº 9A ilustra un diagrama de bloques de
los elementos de recarga de la invención. Tal como se muestra en
la figura nº 9A (y como también es evidente de las figuras nº 4A y
4B), el GII (100) se implanta bajo la piel del paciente (279). El
GII incluye una fuente de alimentación reponible (180), tal como
una batería recargable. Es esta fuente de alimentación reponible
que debe reponerse o recargarse en una base regular, o según sea
necesario, para que el GII (100) pueda llevar a cabo su función
pretendida. Para este fin, el sistema de recarga de la presente
invención utiliza el cargador externo portátil (208) para conectar
la energía, representado en la figura nº 9A por medio de la flecha
ondulada (290), en la fuente de alimentación del GII (180). El
cargador externo portátil (208), a su vez, obtiene la energía (290)
que conecta a la fuente de alimentación (180) desde su propia
batería (277). La batería (277) del cargador (208), en la
realización preferida, comprende una batería recargable,
preferiblemente una batería de iones de litio. (Alternativamente,
la batería (277) puede comprender una batería reemplazable). Cuando
es necesaria una recarga, se conecta energía (293) a la batería
(277) a través de la estación de base de carga (210) de la manera
convencional. La estación de base de carga (210), a su vez, recibe
la energía que conecta a la batería (277) desde una línea de
alimentación de corriente alterna (211). Un amplificador de
potencia (275), incluido en el cargador portátil (208), permite la
transferencia de energía de la batería (277) a la fuente de
alimentación del implante (180). La citada circuitería (275)
comprende esencialmente una circuitería de conversión de CC a CA
que convierte la energía de CC desde la batería (277) en una señal
de CA que puede conectarse inductivamente a través de una bobina
(279) situada en el cabezal carga externo (272) (o dentro de la
carcasa circular (272', véase figura nº 8) con otra bobina (680)
incluida dentro del GII (100), tal como es conocido en la técnica.
Tras recibir dicha señal de CA en el GII (100), la circuitería
rectificadora (682) la rectifica y la convierte de nuevo en una
señal de CC que se utiliza para cargar la fuente de alimentación
(180) del implante a través de un CI controlador de carga (684). Un
CI de protección de la batería (686) controla un interruptor FET
(688) para asegurarse de que la batería (180) se carga a la
velocidad apropiada, y no se sobrecarga. Un fusible (689) también
protege la batería (180) de cargarse con demasiada corriente. El
fusible (689) también la protege de una descarga excesiva en caso
de cortocircuito externo.
De este modo, a partir de la figura nº 9A, se
aprecia que el sistema de carga de la batería consiste en una
circuitería de carga externa (208), que se utiliza en función de
las necesidades, y la circuitería implantable contenida en el GII
(100). En el cargador (208), la batería recargable de iones de
litio (277) (recargada a través de la estación de base (210))
proporciona una fuente de tensión para el amplificador de potencia
(275) para accionar la bobina principal (279) a una frecuencia
resonante. La bobina secundaria (680), en el GII (100), se
sintoniza a la misma frecuencia resonante, y el circuito
rectificador (682) convierte la tensión de CA inducida en tensión
CC. En una realización preferida, el circuito rectificador (682)
comprende un circuito rectificador de puente. El CI controlador de
carga (684) convierte la energía inducida en corriente y tensión de
carga apropiada para la batería. El CI de protección de la batería
(686), con su interruptor FET (688) se dispone en serie con el
controlador de carga (684) y mantiene la batería dentro de unos
límites de funcionamiento seguros. Si se detecta un estado de
tensión excesiva, tensión demasiado baja, o cortocircuito, la
batería (180) se desconecta del fallo. El fusible (689) en serie
con la batería (180) proporciona una protección de sobrecorriente
adicional. La detección de fin de carga se consigue a través de un
transmisor de retrotelemetría (690), cuyo transmisor modula la
carga secundaria cambiando el rectificador de onda completa en un
pinzamiento de rectificador/voltaje de media onda. Esta modulación
es detectada, a su vez, en el cargador (208) como un cambio en la
tensión de la bobina debido al cambio en la impedancia reflejada.
Cuando se detecta, se genera una alarma audible a través de un
receptor de retrotelemetría (692) y un altavoz (693). La impedancia
reflejada debida a la carga secundaria también se utiliza para
indicar la alineación del cargador/GII, tal como se expone con
mayor detalle a continuación en combinación con la descripción de
la figura nº 9B.
En una realización preferida, y todavía con
referencia a la figura nº 9A, la bobina de carga (680) comprende
una boina de núcleo de aire de cobre AWG 30 de capa única y 36
vueltas y tiene una inductancia típica de 45 \muH y una
resistencia de CC de aproximadamente 1,15 ohmios. La bobina (680)
se sintoniza para una resonancia a 80 KHz con un condensador
paralelo. El rectificador (682) comprende un rectificador de onda
completa (puente) que consiste en cuatro diodos Schottky. El CI
controlador de carga (684) comprende un CI cargador de batería de
regulación lineal ya montado disponible de Linear Technology como
número de pieza LTC1731-4.1. Dicho cargador está
configurado para regular la tensión de la batería a 4,1 V CC.
Cuando la tensión de DC inducida es mayor de 4,1 V DC (más una
tensión mínima de regulación de 54 mV), el controlador de carga
(684) envía una corriente constante fija de hasta 80 mA, seguido de
una tensión constante de 4,1 \pm 0,05 V. Si se recibe energía
insuficiente para cargar a la velocidad máxima de 80 mA, el
controlador de carga (684) reduce la corriente de carga para que
pueda continuar la carga. Si la tensión de la batería cae por
debajo de 2,5 V, la batería recibe una carga de goteo a 10 mA. El
controlador de carga (684) es capaz de recargar una batería que ha
sido completamente descargada a cero voltios. Cuando la corriente
de carga cae a un 10% de la corriente de carga de escala completa,
o 8 mA, durante la fase de tensión constante, se establece una
señal de salida para indicar que la carga ha completado. Esta señal
se utiliza para la salida del oscilador para modular la
configuración del rectificador (onda completa a onda media), cuyo
cambio en la configuración del rectificador es detectado por el
circuito de carga externo para indicar el fin de la carga.
El CI de protección de la batería (686), en la
realización preferida, comprende un CI ya montado disponible de
Motorola como número de parte nº MC33349N-3R1. Este
CI controla la tensión y la corriente de la batería del implante
(180) para garantizar un funcionamiento seguro. Si la tensión de la
batería aumenta por encima de una tensión máxima de seguridad,
entonces el CI de protección de la batería (686) abre el
interruptor FET de activación de carga (688) para evitar una carga
adicional. Si la tensión de la batería cae por debajo de una
tensión mínima de seguridad, o si la corriente de carga sobrepasa
una corriente de carga máxima de seguridad, el CI de protección de
la batería (686) evita una descarga adicional de la batería
desconectando el interruptor FET de activación de carga (688).
Además, como medida de seguridad adicional, el fusible (689)
desconecta la batería (180) si la corriente de carga de la batería
excede de 500 mA durante al menos un segundo.
Volviendo a la figura nº 9B, se muestra un
diagrama de bloques de la circuitería de la estación de carga
externa (208). La estación de carga comprende un sistema de
transmisión de energía transcutáneo no invasivo portátil diseñado
para cargar la batería del implante totalmente en tres horas (un
80% de carga en dos horas). La energía para cargar la batería del
GII (180) inicialmente viene de la línea de suministro principal
(211), y se convierte a 5 V CC mediante un transformador
CA-CC (694), cuya tensión de 5 V CC muestra la
tensión de suministro adecuada para la estación de base de carga
(210). Cuando el cargador (208) se dispone en la estación de base
de carga (210), la batería de iones de litio (277) en el cargador
se carga totalmente en aproximadamente cuatro horas. Una vez que
la batería (277) se ha cargado totalmente, tiene bastante energía
para recargar totalmente la batería del implante (180) (figura nº
9A). Si el cargador (208) no se utiliza y se deja en la estación de
base de carga (210), la batería (277) se autodescargará a una
velocidad de aproximadamente un 10% por mes.
Una vez que la tensión de la batería (277) cae
por debajo de un primer límite prestablecido, por ejemplo, 4,1 V
CC, durante un modo de reserva, la carga de la batería se reinicia
automáticamente. Además, si el cargador externo de la batería (277)
se descarga por debajo de un segundo límite preestablecido, por
ejemplo, 2,5 V CC, se realiza una carga de goteo a la batería (277)
hasta que la tensión se encuentra por encima del segundo límite
prestablecido, en cuyo punto se reanuda la carga normal.
Un circuito de protección de la batería (698)
controla si se produce un estado de sobretensión, tensión demasiado
baja, o exceso de corriente, y desconecta la batería, por ejemplo,
a través de la apertura de por lo menos uno de los interruptores
FET (701) y/o (702), o desde la avería hasta que se dan las
condiciones de funcionamiento normales. Otro interruptor (699), por
ejemplo un fusible térmico, desconectará la batería si la
corriente de carga o descarga sobrepasa una corriente máxima
prestablecida para más de un tiempo prestablecido, por ejemplo, 1,5
A durante más de 10 segundos
La batería (277) proporciona una fuente de
alimentación para el amplificador de RF (275). El amplificador de
RF, en una realización preferida, comprende un amplificador de
clase E configurado para transmitir una gran corriente alterna a
través de la bobina (279).
Todavía con referencia a la figura nº 9B, un
circuito de detección de alineación (695) detecta la presencia del
GII (100) a través de los cambios de impedancia reflejados en la
bobina (279). La impedancia reflejada es mínima cuando se ha
obtenido una alineación apropiada. Esto significa que la tensión
(V1) en estado estacionario detectada en la bobina (279) también se
encuentra a un mínimo ya que se produce el acoplamiento máximo.
Cuando se detecta el acoplamiento máximo, por ejemplo, cuando (V1)
se encuentra a un mínimo, puede producirse una alarma audible o
visual. En una realización preferida, se genera un primer tono
audible siempre que la alineación no se consigue. De este modo,
cuando comienza una operación de carga, se produce el primer tono
audible, y el usuario intenta situar el cargador (208) (o por lo
menos colocar la bobina (279)) en una posición que provoca que cese
el primer tono audible. De manera similar, un circuito de detección
de carga completa (697) alerta al usuario a través de la generación
de un segundo tono audible (preferiblemente un sonido a modo de
pitido activado-desactivado) cuando la batería del
GII (180) está totalmente cargada. Un estado de carga total también
se detecta controlando la impedancia reflejada a través de la
bobina (279). Tal como se ha indicado anteriormente, un estado de
carga total es advertido desde el GII conmutando el circuito
rectificador (682) en el GII de un circuito rectificador de onda
completa a un circuito rectificador de media onda. Cuando se
produce dicha conmutación del rectificador, la tensión (V1) aumenta
de repente (por ejemplo, aparece un componente transitorio o
pulsado en la tensión (V1)) debido a que la cantidad de energía
reflejada aumenta bruscamente. Este aumento súbito en (V1) es
detectado por el circuito de detección de carga completa (697), y
una vez detectado provoca la emisión del segundo tono audible, o
secuencia de tonos, a través del altavoz (693) para indicar al
usuario que la batería de implante se ha cargado totalmente
(180).
De este modo, se aprecia que una característica
del sistema SCS que aquí se describe es el uso de una batería
interna recargable y el sistema de control utilizado para controlar
su estado de carga y controlar el proceso carga. El sistema
controla la cantidad de energía utilizada por el sistema SCS y el
estado de carga de la batería. A través de telemetría bidireccional
(telemetría y retrotelemetría) con el programador portátil (202)
y/o el programador del médico (204), el sistema SCS puede informar
al paciente o al médico del estado del sistema, incluyendo el
estado de carga, y realizando adicionalmente peticiones para
iniciar un proceso de carga externo cuando sea necesario. La
aceptación de energía del cargador externo se encuentra
completamente bajo el control del sistema SCS implantado.
Ventajosamente, existe un control tanto físico como de software
para asegurar un uso fiable y seguro del sistema recarga.
Volviendo a la figura nº 10, se muestra un
diagrama de flujo simplificado que ilustra una técnica de control
de elevación de impulsos que puede utilizarse con la invención para
proporcionar un encendido lento de la descarga de estimulación.
Dicha técnica se utiliza dado que a veces la estimulación eléctrica
puede percibirse por el usuario como si tuviera una sensación
desagradable, especialmente cuando comienza primero un tren de
impulsos de estimulaciones. Para superar esta sensación
desagradable, tradicionalmente se han modulado parámetros de
estimulación al principio del tren de impulsos, por ejemplo
aumentando la anchura de los impulsos suministrados hasta que se
consiga la anchura de impulso final deseada. Desgraciadamente, la
modulación de la anchura de impulso (duración) tiene la indeseable
característica de aplicar impulsos estrechos al principio de la
descarga de estimulación; todavía se han encontrado que dichos
impulsos estrechos en investigación clínica son desagradables por
derecho propio. La presente invención evita de este modo la
modulación de la subida de la anchura de impulso al principio de
una descarga de estimulación, y sustituye dicha modulación por la
modulación de la amplitud del impulso, manteniendo la anchura de
impulso tan ancha como sea posible, por ejemplo, tan ancha como la
duración de impulsos final.
El sistema de control de la subida de impulsos
automático que puede utilizarse con la presente invención modula la
amplitud de impulsos en lugar de la duración de impulsos y lo lleva
a cabo así con un equipo dedicado para esa función. Ventajosamente,
no es necesario que un controlador controle y realice la función de
modulación. Al principio de la descarga de la estimulación, un
grupo de registros del equipo especializado mantiene el valor de
salida de amplitud, los valores de tamaño de paso, y el número de
pasos para añadir a la amplitud de partida antes de que
estimulación alcance su meseta asignada. Los registros están
cargados por el controlador, activándose el inicio real de la
descarga de estimulación de manera convencional. La circuitería del
equipo carga el valor de partida en un acumulador, y entonces añade
el contenido del registro del valor de paso al contenido alojado en
el acumulador. El resultado de esta suma se transfiere después a
un circuito convertidor digital/analógico (CDA) que es el
responsable de generar realmente el impulso de estimulación (véase
figura nº 4A o 4C). Otro contador controla la duración de impulsos
programada. Todavía otro contador puede utilizarse para controlar
el número de impulsos que se han generado. El contador de duración,
es decir, el contador responsable de establecer la anchura de
impulso o duración de impulsos, conecta el valor del convertidor
D/A al electrodo. El contador de paso que se carga antes o en el
punto de activación de la descarga de estimulación con el número de
impulsos que se ha de incluir en la secuencia de subida, disminuye
cada vez que se genera un impulso. Para cada cuenta de impulsos
reducida de este modo, la amplitud contenida en el registro del
acumulador aumenta por el valor del paso. Cuando el contador de
paso alcanza finalmente cero, el valor del paso ya no se añade al
acumulador, y el valor del acumulador permanece entonces estático,
y se utiliza cada vez que se requiere la fase activa catódica,
hasta que la descarga se detiene. Cuando se activa de nuevo una
nueva descarga, el proceso de subida de amplitud se repite para
proporcionar un encendido lento de los impulsos de estimulación. El
mismo proceso se invierte al final de una descarga para evitar
sensaciones desagradables asociadas al cese repentino de la
estimulación.
En el diagrama de flujo de la figura nº 10 se
ilustra un proceso que puede utilizarse para modular la amplitud
del impulso de estimulación de acuerdo con el párrafo anterior. Tal
como se aprecia en la figura nº 10, cuando comienza una sucesión de
descargas (bloque (301)), un grupo de registros del equipo se carga
con datos iniciales apropiados (bloque (302)). Estos registros del
equipo y los datos iniciales cargados en el mismo incluyen un
registro de amplitud de partida, un registro del valor de paso de
la amplitud, un registro del valor de la anchura de impulso, un
registro del número de paso, y un registro del número de descarga.
El registro de la amplitud de partida se carga con datos que
definen la amplitud de partida del primer impulso en una secuencia
de descarga. El registro del valor de paso de la amplitud define
cuánto aumenta la amplitud de los impulsos de estimulación a
medida que la secuencia de descarga de impulsos aumenta hasta su
valor final. El registro de la anchura de impulso (PW) define una
duración de tiempo (T1) que establece la anchura de impulso
programada de la fase de corriente de los impulsos de estimulación.
El registro de número de paso define el número de impulsos que se
incluyen en la zona de subida de la descarga de estimulación. El
número de descarga define el número de impulsos que se incluyen en
la descarga de estimulación. (Como opción, cuando se establece a
un valor máximo, la descarga de estimulación continúa
indefinidamente hasta que la función de estimulación se desactiva
manualmente).
Una vez que los datos iniciales se han cargado en
los registros del equipo, el contenido del registro del valor de
partida se transfiere o se envía a un registro acumulador (bloque
(304)). Entonces, el microcontrolador (u otro elemento de control),
activa un impulso de estimulación (bloque (306)). Dicha activación
provoca que el contenido del registro acumulador sea enviado al (a
los) convertidor(es) D/A responsables de establecer la
amplitud de impulsos de estimulación (bloque (308)). Al mismo
tiempo, la amplitud de estimulación definida por el (los)
convertidor(es) D/A se conecta al (los) nodo(s) de
electrodos designado(s) durante el período de tiempo (T1)
establecido por una cuenta atrás (a una velocidad de reloj
conocida) del registro de (PW) (bloque (310)).
El resultado es un impulso de estimulación que
tiene una anchura de impulso tal como define el registro de
anchuras de impulso y una amplitud tal como define el contenido del
registro del acumulador. Después, el registro del número de paso se
reduce (bloque (312)). Entonces, se realiza una comprobación para
determinar si el registro del número de paso se ha reducido a cero
(bloque (314)). Si es que NO, entonces el valor del registro del
valor de paso se añade al registro del acumulador (bloque (316)) y
el proceso continúa (bloques ((306), (308), (310), (312), (314))
para el próximo impulso de estimulación en la secuencia de
descarga. Dicho impulso de estimulación siguiente tendrá una
amplitud aumentada debido a la adición del valor del paso al valor
contenido en el registro del acumulador. Si el registro del número
de paso es cero (rama SI del bloque (314)), entonces no se realiza
ningún cambio en el valor guardado en el registro del acumulador
(se evita el bloque (316)) y la amplitud de los impulsos de
estimulación generados después tienen una amplitud constante tal
como determina el ahora valor estático contenido en el registro del
acumulador.
Después de generar cada impulso de estimulación,
se realiza también una comprobación para determinar el contenido
del registro del número de descarga (bloque (318)). Si la descarga
se ha completado (rama SI del bloque (320)), entonces la secuencia
de descarga se detiene (bloque (321)). Por otra parte, el proceso
continúa para cada impulso en la secuencia de descargas. Nótese que
en algunas realizaciones el registro de número de descarga puede
establecerse en un momento determinado del día (por ejemplo, a las
10:00 pm), y la comprobación del registro del número de descarga
(bloque (320)) puede comprender la comparación del momento del día
actual (obtenido de un reloj de tiempo real apropiado incluido como
parte del estimulador) con el contenido del registro del número de
descarga. Alternativamente, el registro del número de descarga
puede cargarse con un número de impulsos establecido, por ejemplo,
1000, que ha de incluirse en una secuencia de descarga. Después de
que se haya generado el número de impulsos establecido, la
secuencia de descargas cesa automáticamente, y no se proporcionan
más impulsos de estimulación o secuencias de descarga hasta que el
microcontrolador, u otro elemento de control, indica que ha de
comenzar una nueva secuencia de descarga.
De la manera descrita anteriormente se aprecia
así que el sistema SCS de la presente invención proporciona
ventajosamente una elevación gradual, o conexión lenta, de la
amplitud de impulsos de estimulación, cuando se inicia primero al
principio de cada secuencia de descarga, para así evitar cualquier
sensación desagradable que el usuario podría percibir de otro modo,
así como una desconexión lenta, o descenso gradual, a la conclusión
de una secuencia de descarga para así evitar sensaciones
desagradables asociadas a una terminación repentina de la
estimulación.
Otra característica importante de la presente
invención es la capacidad del sistema SCS para medir la impedancia
de los electrodos. Esto es importante ya que los sistemas de
estimulación eléctrica implantados dependen de la estabilidad de
los dispositivos para poder transportar impulsos eléctricos de
energía conocida al tejido de destino que ha de ser excitado. El
tejido de destino representa una carga eléctrica conocida a la cual
se enviará la energía eléctrica asociada al impulso de
estimulación. Si la impedancia es demasiado alta, eso sugiere que
el conector y o el conductor que conecta con el electrodo puede
estar abierto o roto. Si la impedancia es demasiado baja, eso
sugiere que puede haber un cortocircuito en alguna parte del
sistema conector/conductor. En cualquier caso (impedancia demasiado
alta o baja), el dispositivo puede no ser capaz de realizar su
función prevista. Por lo tanto, la impedancia de la interconexión
de un conector/conductor/electrodo con el tejido es una medida
general de la capacidad del sistema para realizar su función
requerida. La incapacidad de un dispositivo para medir dicha
impedancia, que desgraciadamente es el caso en muchos dispositivos
estimuladores en el mercado actualmente, significa que cuando se
producen cambios en las propiedades del
conector/conductor/electrodo (tal como se probable que suceda con
el tiempo), dichos cambios pueden pasar desapercibidos hasta que se
advierten serias deficiencias en el rendimiento del sistema. En
cambio, la capacidad para medir la impedancia regularmente, de una
manera fácil y fiable de manera consistente es crítica para el
funcionamiento óptimo de dicho sistema implantado.
Para medir la impedancia del electrodo, la
presente invención tiene una circuitería (194') residente en el CI
analógico (190') (véase figura nº 4B) que se utiliza para medir la
tensión en las emisiones de estímulos. Dicha circuitería de
medición se detalla en la figura nº 11A. La arquitectura para la
estrategia de medición utilizada por el circuito mostrado en la
figura nº 11A gira entorno a la selección de señales que se
transmiten desde el lado del circuito del condensador de acople al
electrodo (C) a través de un multiplexor de 16 a 1 (730) en un
amplificador separador (732). (En la figura nº 11A, la fuente de
corriente (734) representa la fuente de corriente de salida (4C06)
programada por el NCDA (4C07), suponiendo que se aplica una
estimulación monopolar entre uno de los dieciséis electrodos
(En) y el electrodo indiferente (4C11), tal como se muestra
en la figura nº 4C). La señal de tensión que se ha de medir es la
diferencia entre la tensión en el lado del circuito del condensador
de acople (C) conectado al electrodo (En) cuando se aplica
(VH) sin flujo de corriente (I = 0), y cuando fluye una corriente
I' = 1 mA a través del electrodo (En) que tiene una anchura
de impulso de 20 microsegundos (\mus). Ventajosamente, la
estrecha anchura de impulso (20 \mus) y la baja amplitud de
corriente (1 mA) reducen las posibilidades de una activación no
deseada del tejido excitable y sensaciones desagradables. La
amplitud de corriente durante una medición de la impedancia puede
aumentarse o reducirse según sea necesario para dar cabida a las
mediciones de la impedancia en mayores o menores márgenes. El
multiplexor de 16 a 1 (730) permite realizar mediciones de tensión
independientes para cada electrodo (En).
La circuitería de medición del GII (100), tal
como se ilustra en la figura nº 11A mide, de este modo, las
tensiones en la conexión interna de los condensadores de acople de
los electrodos. Utilizando la circuitería de muestreo contenida en
el CI analógico (190'), la tensión en estos puntos puede capturarse
selectivamente para cada electrodo en un circuito de muestreo y
retención y convertirse después a través del circuito convertidor
analógico/digital (ADC) (734) en el procesador (160') a un valor
digital. Este valor digital puede enviarse entonces al HHP (202)
cuando se establece un enlace de comunicación, y el procesador del
HHP puede calcular entonces la impedancia a partir de estas
mediciones.
Ventajosamente, debido a que la medición de la
tensión realizada usando la circuitería mostrada en la figura nº
11A es de utilidad general al HHP, así como al sistema de
programación del médico, pueden utilizarse varios comandos para
realizar distintas funciones de medición de la tensión y cálculo de
impedancia. Dichas funciones incluyen: [1] leer la tensión en un
único electrodo designado; [2] leer la tensión hasta en 16
electrodos (definido por un valor de electrodo de máscara); [3]
programar parámetros de muestreo; [4] realizar un barrido de
tensión de impedancia en todos los electrodos de la máscara; y [5]
dar los valores de la tensión del grupo.
La más común de las funciones anteriores que se
realizan es el barrido de la tensión de impedancia en todos los
electrodos indicados por un valor de la máscara. (Un "valor de
máscara" es simplemente una manera de definir qué electrodos
están disponibles para utilizarlos con un paciente determinado, en
la medida en que no todos los pacientes tendrán todos los dieciséis
electrodos disponibles para su uso). El procedimiento para realizar
dicho barrido de la tensión de impedancia se ilustra en el
diagrama de flujo de la figura nº 1.
Tal como se aprecia en la figura nº 11B, una
primera etapa en las mediciones de barrido de la tensión de
impedancia es que el HHP solicite y guarde los parámetros de
estimulación del GII (bloque (740)). Después, el HHP emite una
orden para los parámetros de muestreo, incluyendo las palabras de
retraso de muestra, y la activación de muestreo (bloque (741)).
Después, el HHP solicita que se realice un barrido de la tensión de
impedancia (bloque (742)), que típicamente incluye el envío al GII
de por lo menos los parámetros siguientes: máscara del electrodo,
frecuencia, configuración actual, anchura de impulso, número de
muestreos, y ganancia y equilibrio del convertidor A/D. Cuando los
recibe el GII, el GII guarda una copia de todos los parámetros
operativos y detiene la estimulación (bloque (743)).
Adicionalmente, se desactiva el inicio lento (o suave), y todas las
amplitudes de los electrodos se ponen a cero. Entonces, la matriz de
tensiones de impedancia (posición en la que las mediciones tienen
que guardarse en el GII) se pone a cero, y un contador de
electrodos se pone a uno (bloque (744)).
Después, se toma una decisión acerca de si el
electrodo indicado por el valor del contador de electrodos está
presente en la máscara (bloque (745)). Si es que SÍ, entonces la
amplitud de la corriente de estimulación para el electrodo indicado
por el contador de electrodos se establece a la amplitud de la
medición (bloque (746)), por ejemplo, 1 mA, y otros parámetros se
establecen apropiadamente. Es decir, se establece el MUX (730) del
CI analógico (190') para el electrodo que se está midiendo, se
establece el retardo de muestreo, se activa la interrupción de
muestreo, se borra el acumulador de resultados, y se establece un
contador de muestreo al cómputo de muestreo. Entonces se genera la
corriente de estimulación. Si es que NO, entonces el contador de
electrodos se incrementa (bloque (753)); y, a menos que la cuenta
de electrodos sea igual a 17 (bloque (754)), el proceso se repite.
Es decir, se toma una decisión acerca de si el electrodo indicado
por el valor del contador de electrodos, que se ha incrementado
ahora, está presente en la máscara (bloque (745)).
Después de la generación de la corriente de
estimulación (bloque (746)), el sistema espera la existencia de una
interrupción de muestreo (bloque (747)). Cuando se produce la
interrupción de muestreo, se establece la ganancia y el equilibrio
del convertidor A/D, se establece el canal del convertidor A/D, y
comienza el proceso de conversión del convertidor A/D (bloque
(748)). Cuando se ha completado el proceso de conversión del
convertidor A/D (bloque (749)), se lee el valor del convertidor A/D
y se añade al acumulador de resultados, y el contador de muestreo
disminuye (bloque (750)). Si el contador de muestreo no es igual a
cero (bloque (751)), entonces el proceso de muestreo (bloques
(747-750)) se repite hasta que se han tomado todas
las muestras especificadas para la medición. Una vez que se han
tomado todas las muestras, se detiene la estimulación, y el valor
en el acumulador de resultados se divide por el recuento de
muestras para proporcionar un valor medio de mediciones. El
resultado promediado se guarda entonces en la matriz de tensiones y
es indexado por el número del electrodo (bloque (752)).
Después de guardar el resultado promediado, el
contador de electrodos se incrementa (bloque (753)). Si el valor en
el contador de electrodo es menor de diecisiete (bloque (754)),
entonces el proceso se repite para otros electrodos (bloque
(745-753)) hasta que se han medido todos los
electrodos de la máscara. Cuando se han medido todos los
electrodos, se restauran los parámetros de funcionamiento y se
reinicia la estimulación, si estaba activada (bloque (755)).
Entonces, cuando se establece un enlace con el HHP, los resultados
promediados de la matriz de tensiones se envían al HHP (bloque
(756)). El HHP utiliza entonces estos valores para calcular la
impedancia, o para otros fines.
Un procedimiento alternativo que puede utilizarse
para medir la impedancia de los electrodos de acuerdo con la
presente invención es muestrear automáticamente la tensión aplicada
a través de un nodo de electrodos de estimulación y el
correspondiente electrodo de referencia (es decir, a través de un
par de electrodos) utilizando un par de contadores, un registro de
control, y un circuito de muestreo y reatención, un convertidor
analógico/digital (A/D), y un registro de resultados. En
funcionamiento, los dos contadores se cargan con valores que
corresponden a la duración de impulsos catódicos y a ½ de esa
duración. El registro de control sincroniza el funcionamiento de
los dos contadores, y cuando el contador de la ½ duración cuenta
hacia atrás hasta cero, el registro de control provoca que el
circuito de muestreo y retención mida o muestree la tensión del
electrodo, después de lo cual se dan instrucciones al convertidor
A/D para que convierta la tensión muestreada a un valor digital que
se almacena en un registro de resultados. Un procesador de control,
por ejemplo, el microcontrolador (160) o (160') del GII (figuras
nº 4A o 4B), puede determinar la impedancia aparente del electrodo
conociendo la tensión medida y la cantidad de corriente generada
para el impulso. Alternativamente, el cálculo de la impedancia
puede tener lugar en el HHP utilizando el procesador del HHP (202).
De esta manera, los cambios en las propiedades del tejido del
electrodo, así como fallos en conductores, conectores, y
electrodos, pueden ser rápidamente reconocidos por el sistema de
control.
En la figura nº 11C se ilustra una técnica
utilizada para conseguir el procedimiento de medición de la
impedancia descrito en el párrafo anterior. Tal como se aprecia en
la figura nº 11C, una vez que ha comenzado el procedimiento de
medición de la impedancia, se genera un impulso de corriente de
amplitud y anchura conocida (bloque (332)). Este impulso se aplica
al par de electrodos cuya impedancia se ha de medir. El valor de la
anchura de impulso se carga en un primer registro (también bloque
(332)). Se carga entonces un medio (1/2) del valor del primer
registro en un segundo registro (bloque (334)). El primer y el
segundo registro se cuentan entonces hacia atrás bajo un control
síncrono (bloque (336)). Esta cuenta atrás continúa hasta que el
contenido del segundo registro es cero (bloque (338)). Esto
representa aproximadamente el punto medio del impulso de
estimulación que se ha generado, y representa un tiempo de muestreo
en el que los transitorios y picos que por otra parte podrían estar
presentes en la tensión medida se han calmado. En este valor de
punto medio, o tiempo de muestreo, la tensión a través del (los)
nodo(s) de los electrodos del par de electrodos se muestrea
y se mide (bloque (340)). El valor de la tensión muestreada se
mantiene en un circuito de muestreo y retención (bloque (342)). A
partir del circuito de muestreo y retención, el valor de la tensión
muestreada se pasa a un convertidor A/D en el que la medición de la
tensión es digitalizada (bloque (344)), y se mantiene un registro
de resultados (bloque (346)). El valor de la corriente aplicada al
electrodo se recupera mientras se realiza la medición de la tensión
(bloque (348)). Un procesador apropiado, por ejemplo, el
microcontrolador (160), se utiliza entonces para calcular la
impedancia como la relación de la tensión muestreada sobre la
corriente conocida (bloque (349)). Esta impedancia puede entonces
almacenarse y/o de lo contrario procesarse para que pueda notarse
inmediatamente cualquier cambio importante en la impedancia y
comunicarse (por ejemplo, a través de retrotelemetría) a los
dispositivos de programación externos utilizados por el usuario o
médico.
Aunque la invención aquí descrita se ha expuesto
a través de unas realizaciones y sus aplicaciones, los expertos en
la materia podrían introducir numerosas modificaciones y
variaciones en la misma sin apartarse del alcance de la invención
establecido en las reivindicaciones.
Claims (16)
1. Sistema de estimulación de la médula espinal,
SCS, que comprende componentes implantables (10) y componentes
externos (20); en el que los componentes implantables (10)
comprenden:
un generador de impulsos implantable multicanal
(100), GII, que incluye una fuente de alimentación recargable ((180)
o (180')) y un conjunto de electrodos (110) conectados de manera
liberable al GII, presentando el conjunto de electrodos una
pluralidad de electrodos (En) en el mismo; y
en el que los componentes externos (20)
comprenden un programador portátil (202) que puede colocarse
selectivamente en contacto telecomunicativo con el GII (100), un
programador del médico (204) que está conectado selectivamente al
programador portátil, y un cargador portátil (208) que puede
conectarse inductivamente al GII (100) para recargar la fuente de
alimentación del GII.
2. Sistema SCS según la reivindicación 1 en el
que los componentes implantables (10) se caracterizan además
por una extensión conductora (120) que conecta el conjunto de
electrodos (110) al GII (100); y en que los componentes quirúrgicos
(30) se caracterizan además por una aguja de inserción (154)
y unas herramientas de tunelización (152) para ayudar en la
implantación del conjunto de electrodos y la extensión
conductora.
3. Sistema SCS según las reivindicaciones 1 ó 2
en el que los componentes externos (20) se caracterizan
adicionalmente por:
una extensión percutánea (132) para realizar
temporalmente una conexión eléctrica con el grupo de electrodos
implantable (110) cuando se implanta primero,
un estimulador de ensayo externo (140) conectado
eléctricamente a la extensión percutánea, y
medios para conectar el programador del médico al
estimulador de ensayo externo.
4. Sistema SCS según las reivindicaciones 1 ó 2 ó
3, en el que el GII multicanal (100) se caracteriza por:
una carcasa herméticamente cerrada en la cual se
alojan la fuente de alimentación recargable y la circuitería
electrónica;
un CI procesador (160'), que incluye circuitos de
memoria (162', 163');
un CI digital (191') conectado al CI
procesador;
un CI analógico (190') controlado por el CI
digital (160'), presentando el CI analógico una pluralidad de CDAs
de corriente de salida (186'), estando conectado cada CDA de
corriente de salida a través de un condensador de acople y un
conector de cabezales (192') a un electrodo respectivo del conjunto
de electrodos (110), incluyendo cada CDA de corriente de salida una
circuitería que genera una corriente de estimulación de salida que
tiene una amplitud y una polaridad seleccionadas;
un circuito de telemetría por RF dentro de la
carcasa sellada que recibe señales de programación generadas
externamente que definen los parámetros de los impulsos de
estimulación de corriente;
una batería recargable (180') que proporciona
energía de funcionamiento para la circuitería electrónica alojada
dentro de la carcasa sellada herméticamente; y
una circuitería de protección y de carga de la
batería (182') que recibe energía generada externamente a través de
una bobina del cargador (171') y un circuito rectificador (682) y
utiliza la energía generada externamente para cargar la batería
recargable (180').
5. Sistema SCS según la reivindicación 4, en el
que el cargador portátil (208) se caracteriza por:
una batería recargable (277);
una estación de base de recarga (210) que recarga
la batería recargable a partir de la energía obtenida de la
corriente de una línea de CA (211);
un amplificador de potencia (275) para aplicar
corriente alterna derivada de la batería recargable a una bobina
principal (279);
un receptor de retrotelemetría (692) para
controlar la magnitud de la corriente alterna a la bobina principal
(279) tal como la aplica el amplificador de potencia (275),
controlando de este modo la impedancia reflejada asociada a la
energía acoplada magnéticamente a través de la bobina principal
(279); y
un generador de alarma (693) que genera una señal
de alarma audible en respuesta a cambios detectados en la impedancia
reflejada controlada por el receptor de retrotelemetría (692).
6. Sistema SCS según la reivindicación 5, en el
que el receptor de retrotelemetría (692) se caracteriza
además por:
una circuitería de detección de alineación (695)
que detecta cuándo la bobina principal (279) está alineada
adecuadamente con una bobina secundaria (680) incluida en el GII
(100) para una transferencia de energía máxima; y
una circuitería de detección de carga completa
(697) que detecta cuando la batería ((180) o (180')) del GII (100)
se ha cargado totalmente.
7. Sistema SCS según la reivindicación 6,
caracterizado en que la circuitería de detección de
alineación (695) controla el generador de alarma (693) para
transmitir un primer tono audible cuando la bobina principal (279)
se encuentra desalineada con la bobina secundaria (680), de manera
que el primer tono audible se detiene emitiéndose cuando la bobina
principal se encuentra alineada adecuadamente con la bobina
secundaria.
8. Sistema SCS según la reivindicación 6, en el
que la circuitería de protección y de carga de la batería (182') del
GII (100) se caracteriza adicionalmente por:
una circuitería de control que controla la
tensión de la batería ((180) o (180')) y la corriente de carga que
fluye a la batería ((180) o (180')), y
en que la circuitería de control genera una señal
de indicación cuando la tensión de la batería y la corriente de
carga de la batería alcanzan unos niveles prescritos, cuyos niveles
prescritos indican que la batería está totalmente cargada, y
en que el circuito rectificador (682) es
conmutable entre un circuito rectificador de onda completa y un
circuito rectificador de media onda, y
en que el circuito rectificador (682) es
conmutado para funcionar como circuito rectificador de onda completa
durante la carga de la batería ((180) o (180')), y
en que la señal de indicación provoca que el
circuito rectificador (682) se conmute a un circuito rectificador
de media onda cuando la batería está totalmente cargada, de manera
que la modulación del circuito rectificador (682) entre un circuito
rectificador de onda completa y un circuito rectificador de media
onda se utiliza para indicar si la batería ((180) o (180')) está
totalmente cargada; y
en que la circuitería de detección de carga
completa (697) del cargador externo (208) detecta la conmutación
del circuito rectificador (682) de un circuito rectificador de onda
completa a un circuito rectificador de media onda a través del
cambio en la impedancia reflejada detectado en la bobina principal
(279).
9. Sistema SCS según las reivindicaciones 1, 2, ó
3, en el que la fuente de alimentación ((180) o (180')) incluida en
el GII (100) se caracteriza por ser una batería de iones de
litio que tiene una capacidad de 720 mWh, presentando dicha batería
una vida de 500 ciclos en 10 años con no más de un 80% de pérdida
de capacidad.
10. Sistema SCS según las reivindicaciones 1, 2,
ó 3, en el que la circuitería de procesamiento (160') incluida en el
GII (100) se caracteriza además en que incluye medios (figura
nº 10) para controlar CDAs de corriente de salida de manera que la
magnitud de los impulsos de estimulación se eleva al principio de la
descarga de estimulación y desciende al final de la descarga de
estimulación.
11. Sistema SCS según la reivindicación 10,
caracterizado en que los medios para controlar los CDAs de
corriente de salida incluyen medios para aumentar o disminuir la
amplitud de los impulsos corriente mientras se mantiene la anchura
de los impulsos en un valor constante.
12. Sistema SCS según la reivindicación 4, en el
que el CI analógico (190') se caracteriza adicionalmente por
un circuito de medición (figura nº 11A) que mide la tensión en
condiciones prescritas en el lado del circuito del condensador de
acople (C) asociado a cualquiera de la pluralidad de electrodos
(En).
13. Sistema SCS según la reivindicación 12, en el
que el CI procesador (160') se caracteriza además en que
incluye un circuito de conversión analógico/digital que convierte la
tensión medida por el circuito de medición (figura nº 11A) a un
valor digital, cuyo valor digital está disponible después para
calcular la impedancia de los electrodos.
14. Sistema SCS según la reivindicación 12,
caracterizado en que el CI analógico (190') incluye además un
circuito de muestreo y retención para el muestreo y la retención de
la tensión que aparece a través de un par seleccionado de nodos
(electrodos) de salida mientras se aplica a los mismos un impulso
especificado que tiene una amplitud de corriente conocida, y además
en que la circuitería de procesamiento del GII incluye medios para
calcular la impedancia del par seleccionado de nodos de salida en
base a la tensión muestreada y la amplitud de corriente
conocida.
15. Sistema SCS según la reivindicación 14,
caracterizado en que el circuito de muestreo y retención
incluye medios para muestrear la tensión a través del par
seleccionado de nodos (electrodos) en un momento que es
aproximadamente en el medio de la anchura del impulso de corriente
aplicada al par seleccionado de nodos de salida.
16. Sistema SCS según la reivindicación 1,
caracterizado además por unas herramientas quirúrgicas (30)
que ayudan a un cirujano a posicionar el GII y el conjunto de
electrodos, en el que las herramientas quirúrgicas incluyen por lo
menos un cable de guía (156), una herramienta de inserción (154), y
herramientas de tunelización (152).
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| PCT/US2000/020294 WO2002009808A1 (en) | 2000-07-26 | 2000-07-26 | Rechargeable spinal cord stimulator system |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| ES2230129T3 true ES2230129T3 (es) | 2005-05-01 |
Family
ID=36178235
Family Applications (5)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| ES14163299.2T Expired - Lifetime ES2602493T3 (es) | 2000-07-26 | 2000-07-26 | Sistema estimulador de médula espinal recargable |
| ES08014932.1T Expired - Lifetime ES2467916T3 (es) | 2000-07-26 | 2000-07-26 | Sistema estimulador recargable |
| ES00950691T Expired - Lifetime ES2230129T3 (es) | 2000-07-26 | 2000-07-26 | Sistema para la estimulacion de la medula espinal. |
| ES04078528T Expired - Lifetime ES2318238T3 (es) | 2000-07-26 | 2000-07-26 | Sistema de estimulacion. |
| ES10181417T Expired - Lifetime ES2425981T3 (es) | 2000-07-26 | 2000-07-26 | Sistema estimulador de la médula espinal recargable |
Family Applications Before (2)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| ES14163299.2T Expired - Lifetime ES2602493T3 (es) | 2000-07-26 | 2000-07-26 | Sistema estimulador de médula espinal recargable |
| ES08014932.1T Expired - Lifetime ES2467916T3 (es) | 2000-07-26 | 2000-07-26 | Sistema estimulador recargable |
Family Applications After (2)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| ES04078528T Expired - Lifetime ES2318238T3 (es) | 2000-07-26 | 2000-07-26 | Sistema de estimulacion. |
| ES10181417T Expired - Lifetime ES2425981T3 (es) | 2000-07-26 | 2000-07-26 | Sistema estimulador de la médula espinal recargable |
Country Status (7)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (5) | EP2277586B1 (es) |
| AT (2) | ATE412445T1 (es) |
| AU (2) | AU6376200A (es) |
| CA (1) | CA2416154C (es) |
| DE (3) | DE60017205T2 (es) |
| ES (5) | ES2602493T3 (es) |
| WO (1) | WO2002009808A1 (es) |
Families Citing this family (192)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7177690B2 (en) | 1999-07-27 | 2007-02-13 | Advanced Bionics Corporation | Implantable system having rechargeable battery indicator |
| US6516227B1 (en) | 1999-07-27 | 2003-02-04 | Advanced Bionics Corporation | Rechargeable spinal cord stimulator system |
| US6553263B1 (en) | 1999-07-30 | 2003-04-22 | Advanced Bionics Corporation | Implantable pulse generators using rechargeable zero-volt technology lithium-ion batteries |
| US7127296B2 (en) | 2001-11-02 | 2006-10-24 | Advanced Bionics Corporation | Method for increasing the therapeutic ratio/usage range in a neurostimulator |
| US6993384B2 (en) | 2001-12-04 | 2006-01-31 | Advanced Bionics Corporation | Apparatus and method for determining the relative position and orientation of neurostimulation leads |
| US7853330B2 (en) | 2001-12-04 | 2010-12-14 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Apparatus and method for determining the relative position and orientation of neurostimulation leads |
| EP1465701A4 (en) | 2002-01-15 | 2008-08-13 | Univ California | SYSTEM AND METHOD FOR DIRECTIVE ULTRASOUND THERAPY ON RANGING CONNECTIONS |
| EP1503685B1 (en) | 2002-01-23 | 2012-10-31 | The Regents of The University of California | Implantable thermal treatment apparatus |
| US7317948B1 (en) | 2002-02-12 | 2008-01-08 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Neural stimulation system providing auto adjustment of stimulus output as a function of sensed impedance |
| US7239920B1 (en) | 2002-02-12 | 2007-07-03 | Advanced Bionics Corporation | Neural stimulation system providing auto adjustment of stimulus output as a function of sensed pressure changes |
| US8301248B1 (en) | 2002-03-06 | 2012-10-30 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Sequenced and simultaneous stimulation for treating congestive heart failure |
| US9308044B2 (en) | 2002-04-08 | 2016-04-12 | Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. | Methods for therapeutic renal neuromodulation |
| US7162303B2 (en) | 2002-04-08 | 2007-01-09 | Ardian, Inc. | Renal nerve stimulation method and apparatus for treatment of patients |
| US7853333B2 (en) | 2002-04-08 | 2010-12-14 | Ardian, Inc. | Methods and apparatus for multi-vessel renal neuromodulation |
| US7653438B2 (en) | 2002-04-08 | 2010-01-26 | Ardian, Inc. | Methods and apparatus for renal neuromodulation |
| US9308043B2 (en) | 2002-04-08 | 2016-04-12 | Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. | Methods for monopolar renal neuromodulation |
| US8150519B2 (en) | 2002-04-08 | 2012-04-03 | Ardian, Inc. | Methods and apparatus for bilateral renal neuromodulation |
| US20080213331A1 (en) | 2002-04-08 | 2008-09-04 | Ardian, Inc. | Methods and devices for renal nerve blocking |
| US20070129761A1 (en) | 2002-04-08 | 2007-06-07 | Ardian, Inc. | Methods for treating heart arrhythmia |
| US9636174B2 (en) | 2002-04-08 | 2017-05-02 | Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. | Methods for therapeutic renal neuromodulation |
| US8145316B2 (en) | 2002-04-08 | 2012-03-27 | Ardian, Inc. | Methods and apparatus for renal neuromodulation |
| US7620451B2 (en) | 2005-12-29 | 2009-11-17 | Ardian, Inc. | Methods and apparatus for pulsed electric field neuromodulation via an intra-to-extravascular approach |
| US7756583B2 (en) | 2002-04-08 | 2010-07-13 | Ardian, Inc. | Methods and apparatus for intravascularly-induced neuromodulation |
| US8774922B2 (en) | 2002-04-08 | 2014-07-08 | Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. | Catheter apparatuses having expandable balloons for renal neuromodulation and associated systems and methods |
| US20070135875A1 (en) | 2002-04-08 | 2007-06-14 | Ardian, Inc. | Methods and apparatus for thermally-induced renal neuromodulation |
| US7617005B2 (en) | 2002-04-08 | 2009-11-10 | Ardian, Inc. | Methods and apparatus for thermally-induced renal neuromodulation |
| US20140018880A1 (en) | 2002-04-08 | 2014-01-16 | Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. | Methods for monopolar renal neuromodulation |
| US8347891B2 (en) | 2002-04-08 | 2013-01-08 | Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. | Methods and apparatus for performing a non-continuous circumferential treatment of a body lumen |
| US6937891B2 (en) | 2002-04-26 | 2005-08-30 | Medtronic, Inc. | Independent therapy programs in an implantable medical device |
| US7822480B2 (en) | 2002-06-28 | 2010-10-26 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Systems and methods for communicating with an implantable stimulator |
| AU2003279616A1 (en) | 2002-06-28 | 2004-01-19 | Advanced Bionics Corporation | Microstimulator having self-contained power source and bi-directional telemetry system |
| US7110821B1 (en) | 2002-07-10 | 2006-09-19 | Advanced Bionics Corporation | Channel interaction cancellation within a multichannel neural stimulation system |
| EP1525025A1 (en) * | 2002-07-31 | 2005-04-27 | Advanced Neuromodulation Systems Inc. | High frequency pulse generator for an implantable neurostimulator |
| US7127298B1 (en) | 2002-10-18 | 2006-10-24 | Advanced Bionics Corporation | Switched-matrix output for multi-channel implantable stimulator |
| EP1562673B1 (en) | 2002-11-13 | 2010-01-13 | Advanced Bionics, LLC | System to convey the within-channel fine structure with a cochlear implant |
| US7548786B2 (en) * | 2003-04-02 | 2009-06-16 | Medtronic, Inc. | Library for management of neurostimulation therapy programs |
| US7489970B2 (en) | 2003-04-02 | 2009-02-10 | Medtronic, Inc. | Management of neurostimulation therapy using parameter sets |
| US7505815B2 (en) | 2003-04-02 | 2009-03-17 | Medtronic, Inc. | Neurostimulation therapy usage diagnostics |
| US7894908B2 (en) | 2003-04-02 | 2011-02-22 | Medtronic, Inc. | Neurostimulation therapy optimization based on a rated session log |
| US7149583B1 (en) | 2003-04-09 | 2006-12-12 | Advanced Bionics Corporation | Method of using non-simultaneous stimulation to represent the within-channel fine structure |
| US7463928B2 (en) | 2003-04-25 | 2008-12-09 | Medtronic, Inc. | Identifying combinations of electrodes for neurostimulation therapy |
| DE10331885A1 (de) * | 2003-07-14 | 2005-02-10 | Aesculap Ag & Co. Kg | Markierelement für ein chirurgisches Navigationssystem |
| US9259584B2 (en) | 2003-10-02 | 2016-02-16 | Medtronic, Inc. | External unit for implantable medical device coupled by cord |
| US8346361B2 (en) | 2003-10-02 | 2013-01-01 | Medtronic, Inc. | User interface for external charger for implantable medical device |
| US7292892B2 (en) | 2003-11-21 | 2007-11-06 | Advanced Bionics Corporation | Methods and systems for fitting a cochlear implant to a patient |
| US7450998B2 (en) | 2003-11-21 | 2008-11-11 | Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research | Method of placing an implantable device proximate to neural/muscular tissue |
| US7702396B2 (en) | 2003-11-21 | 2010-04-20 | Advanced Bionics, Llc | Optimizing pitch allocation in a cochlear implant |
| US7532936B2 (en) * | 2004-04-20 | 2009-05-12 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Programmable switching device for implantable device |
| US8694115B2 (en) | 2004-07-20 | 2014-04-08 | Medtronic, Inc. | Therapy programming guidance based on stored programming history |
| US7819909B2 (en) | 2004-07-20 | 2010-10-26 | Medtronic, Inc. | Therapy programming guidance based on stored programming history |
| US8600515B2 (en) | 2004-11-05 | 2013-12-03 | Advanced Bionics Ag | Encoding fine time structure in presence of substantial interaction across an electrode array |
| US7277760B1 (en) | 2004-11-05 | 2007-10-02 | Advanced Bionics Corporation | Encoding fine time structure in presence of substantial interaction across an electrode array |
| DE102004059973A1 (de) * | 2004-12-13 | 2006-06-22 | Imi Intelligent Medical Implants Ag | Vorrichtung zur Steuerung der elektrischen Ladung an Stimulationselektroden |
| US7450994B1 (en) | 2004-12-16 | 2008-11-11 | Advanced Bionics, Llc | Estimating flap thickness for cochlear implants |
| US8401665B2 (en) | 2005-04-01 | 2013-03-19 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Apparatus and methods for detecting position and migration of neurostimulation leads |
| US8027733B1 (en) | 2005-10-28 | 2011-09-27 | Advanced Bionics, Llc | Optimizing pitch allocation in a cochlear stimulation system |
| US7444181B2 (en) | 2005-12-14 | 2008-10-28 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Techniques for sensing and adjusting a compliance voltage in an implantable stimulator device |
| US7805197B2 (en) | 2006-04-07 | 2010-09-28 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | System and method using multiple timing channels for electrode adjustment during set up of an implanted stimulator device |
| JP5188494B2 (ja) * | 2006-04-07 | 2013-04-24 | ボストン サイエンティフィック ニューロモデュレイション コーポレイション | 埋め込み刺激装置のセットアップ間における電極調節のために複数のタイミングチャネルを用いるシステムと方法 |
| US8712539B2 (en) | 2006-04-12 | 2014-04-29 | Medtronic, Inc. | Rule-based stimulation program search |
| US7774067B2 (en) | 2006-04-12 | 2010-08-10 | Medtronic, Inc. | Autogeneration of neurostimulation therapy program groups |
| US7616995B2 (en) | 2006-04-28 | 2009-11-10 | Medtronic, Inc. | Variable recharge determination for an implantable medical device and method therefore |
| US7881803B2 (en) | 2006-10-18 | 2011-02-01 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Multi-electrode implantable stimulator device with a single current path decoupling capacitor |
| CA2666420C (en) * | 2006-10-18 | 2014-01-28 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Multi-electrode implantable stimulator device with a single current path decoupling capacitor |
| US9452288B2 (en) * | 2007-12-06 | 2016-09-27 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Multimodal neurostimulation systems and methods |
| WO2009134477A1 (en) * | 2008-04-29 | 2009-11-05 | Medtronic, Inc. | Therapy program modification |
| US9238135B2 (en) | 2008-04-30 | 2016-01-19 | Medtronic, Inc. | Flagging of electrodes of an implantable medical device, controller, system and method therefore |
| US8494640B2 (en) | 2008-07-28 | 2013-07-23 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | System and method for increasing relative intensity between cathodes and anodes of neurostimulation system |
| US7941227B2 (en) | 2008-09-03 | 2011-05-10 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Implantable electric stimulation system and methods of making and using |
| US9717910B2 (en) | 2008-09-04 | 2017-08-01 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Multiple tunable central cathodes on a paddle for increased medial-lateral and rostral-caudal flexibility via current steering |
| US9504818B2 (en) | 2008-09-04 | 2016-11-29 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Multiple tunable central cathodes on a paddle for increased medial-lateral and rostral-caudal flexibility via current steering |
| US7987000B2 (en) | 2008-09-04 | 2011-07-26 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Multiple tunable central cathodes on a paddle for increased medial-lateral and rostral-caudal flexibility via current steering |
| US8442655B2 (en) | 2008-09-04 | 2013-05-14 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Multiple tunable central cathodes on a paddle for increased medial-lateral and rostral-caudal flexibility via current steering |
| US8437857B2 (en) | 2008-09-04 | 2013-05-07 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Multiple tunable central cathodes on a paddle for increased medial-lateral and rostral-caudal flexibility via current steering |
| US8364279B2 (en) | 2008-09-25 | 2013-01-29 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Electrical stimulation leads having RF compatibility and methods of use and manufacture |
| US8652129B2 (en) | 2008-12-31 | 2014-02-18 | Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. | Apparatus, systems, and methods for achieving intravascular, thermally-induced renal neuromodulation |
| US9399131B2 (en) | 2009-06-30 | 2016-07-26 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Moldable charger with support members for charging an implantable pulse generator |
| US8260432B2 (en) | 2009-06-30 | 2012-09-04 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Moldable charger with shape-sensing means for an implantable pulse generator |
| US8644944B2 (en) | 2009-08-03 | 2014-02-04 | Cochlear Limited | Implant stimulation device |
| AU2011313977B2 (en) * | 2010-10-13 | 2015-07-02 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Architectures for an implantable medical device system having daisy-chained electrode-drive integrated circuits |
| CN107007348B (zh) | 2010-10-25 | 2019-05-31 | 美敦力Af卢森堡有限责任公司 | 用于神经调节治疗的估算及反馈的装置、系统及方法 |
| US9186504B2 (en) | 2010-11-15 | 2015-11-17 | Rainbow Medical Ltd | Sleep apnea treatment |
| US9457186B2 (en) | 2010-11-15 | 2016-10-04 | Bluewind Medical Ltd. | Bilateral feedback |
| US20130184794A1 (en) * | 2012-01-16 | 2013-07-18 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Architectures for an Implantable Stimulator Device Having a Plurality of Electrode Driver Integrated Circuits with Shorted Electrode Outputs |
| WO2013111137A2 (en) | 2012-01-26 | 2013-08-01 | Rainbow Medical Ltd. | Wireless neurqstimulatqrs |
| EP3348220B1 (en) | 2012-03-08 | 2024-10-23 | Medtronic Ardian Luxembourg S.à.r.l. | Biomarker sampling in the context of neuromodulation devices and associated systems |
| AU2013230781B2 (en) | 2012-03-08 | 2015-12-03 | Medtronic Af Luxembourg S.A.R.L. | Ovarian neuromodulation and associated systems and methods |
| US9878168B2 (en) | 2012-04-26 | 2018-01-30 | Medtronic, Inc. | Trial stimulation systems |
| WO2013162709A1 (en) * | 2012-04-26 | 2013-10-31 | Medtronic, Inc. | Trial stimulation systems |
| EP2841150B1 (en) | 2012-04-26 | 2020-09-30 | Medtronic, Inc. | Trial stimulation systems |
| US8812125B2 (en) | 2012-08-31 | 2014-08-19 | Greatbatch Ltd. | Systems and methods for the identification and association of medical devices |
| US8868199B2 (en) | 2012-08-31 | 2014-10-21 | Greatbatch Ltd. | System and method of compressing medical maps for pulse generator or database storage |
| US9375582B2 (en) | 2012-08-31 | 2016-06-28 | Nuvectra Corporation | Touch screen safety controls for clinician programmer |
| US9259577B2 (en) | 2012-08-31 | 2016-02-16 | Greatbatch Ltd. | Method and system of quick neurostimulation electrode configuration and positioning |
| US9180302B2 (en) | 2012-08-31 | 2015-11-10 | Greatbatch Ltd. | Touch screen finger position indicator for a spinal cord stimulation programming device |
| US10668276B2 (en) | 2012-08-31 | 2020-06-02 | Cirtec Medical Corp. | Method and system of bracketing stimulation parameters on clinician programmers |
| US9615788B2 (en) | 2012-08-31 | 2017-04-11 | Nuvectra Corporation | Method and system of producing 2D representations of 3D pain and stimulation maps and implant models on a clinician programmer |
| US9507912B2 (en) | 2012-08-31 | 2016-11-29 | Nuvectra Corporation | Method and system of simulating a pulse generator on a clinician programmer |
| US8761897B2 (en) | 2012-08-31 | 2014-06-24 | Greatbatch Ltd. | Method and system of graphical representation of lead connector block and implantable pulse generators on a clinician programmer |
| US8903496B2 (en) | 2012-08-31 | 2014-12-02 | Greatbatch Ltd. | Clinician programming system and method |
| US8983616B2 (en) | 2012-09-05 | 2015-03-17 | Greatbatch Ltd. | Method and system for associating patient records with pulse generators |
| US9471753B2 (en) | 2012-08-31 | 2016-10-18 | Nuvectra Corporation | Programming and virtual reality representation of stimulation parameter Groups |
| US9594877B2 (en) | 2012-08-31 | 2017-03-14 | Nuvectra Corporation | Virtual reality representation of medical devices |
| US8757485B2 (en) | 2012-09-05 | 2014-06-24 | Greatbatch Ltd. | System and method for using clinician programmer and clinician programming data for inventory and manufacturing prediction and control |
| US9767255B2 (en) | 2012-09-05 | 2017-09-19 | Nuvectra Corporation | Predefined input for clinician programmer data entry |
| US20140110296A1 (en) | 2012-10-19 | 2014-04-24 | Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. | Packaging for Catheter Treatment Devices and Associated Devices, Systems, and Methods |
| ES2834958T3 (es) | 2012-11-06 | 2021-06-21 | Saluda Medical Pty Ltd | Sistema para controlar las condiciones eléctricas de un tejido |
| US9861812B2 (en) | 2012-12-06 | 2018-01-09 | Blue Wind Medical Ltd. | Delivery of implantable neurostimulators |
| EP2974016B1 (en) | 2013-03-15 | 2019-03-06 | Alfred E. Mann Foundation for Scientific Research | Current sensing multiple output current stimulators with fast turn on time |
| US9440076B2 (en) | 2013-03-15 | 2016-09-13 | Globus Medical, Inc. | Spinal cord stimulator system |
| US20150018911A1 (en) | 2013-07-02 | 2015-01-15 | Greatbatch Ltd. | Apparatus, system, and method for minimized energy in peripheral field stimulation |
| WO2015017475A2 (en) | 2013-07-29 | 2015-02-05 | Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research | Microprocessor controlled class e driver |
| US9980766B1 (en) | 2014-03-28 | 2018-05-29 | Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. | Methods and systems for renal neuromodulation |
| US10194979B1 (en) | 2014-03-28 | 2019-02-05 | Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. | Methods for catheter-based renal neuromodulation |
| US10194980B1 (en) | 2014-03-28 | 2019-02-05 | Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. | Methods for catheter-based renal neuromodulation |
| JP6878269B2 (ja) | 2014-08-15 | 2021-05-26 | アクソニクス モジュレーション テクノロジーズ インコーポレイテッド | 神経位置特定に基づく神経刺激電極構成のためのシステムおよび方法 |
| CN107148294B (zh) | 2014-08-15 | 2021-08-24 | 艾克索尼克斯股份有限公司 | 用于试验神经刺激的外部脉冲发生器设备和相关联方法 |
| CA2958210C (en) | 2014-08-15 | 2023-09-26 | Axonics Modulation Technologies, Inc. | Integrated electromyographic clinician programmer for use with an implantable neurostimulator |
| US9802038B2 (en) | 2014-08-15 | 2017-10-31 | Axonics Modulation Technologies, Inc. | Implantable lead affixation structure for nerve stimulation to alleviate bladder dysfunction and other indication |
| US9555246B2 (en) | 2014-08-15 | 2017-01-31 | Axonics Modulation Technologies, Inc. | Electromyographic lead positioning and stimulation titration in a nerve stimulation system for treatment of overactive bladder |
| WO2016049023A1 (en) * | 2014-09-22 | 2016-03-31 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Systems and methods for providing therapy to a patient using intermittent electrical stimulation |
| EP3197546A2 (en) | 2014-09-22 | 2017-08-02 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Systems and methods for providing therapy using electrical stimulation to disrupt neuronal activity |
| CN106714678B (zh) | 2014-09-22 | 2020-03-20 | 波士顿科学神经调制公司 | 使用功率谱或信号关联性进行疼痛管理的设备和方法 |
| WO2016049041A1 (en) | 2014-09-22 | 2016-03-31 | Boston Scientific Neuromodulation | Devices using a pathological frequency in electrical stimulation for pain management |
| US9925377B2 (en) | 2014-09-22 | 2018-03-27 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Systems and methods for providing therapy using electrical stimulation to disrupt neuronal activity |
| TWM497992U (zh) * | 2014-10-01 | 2015-04-01 | Gimer Medical Co Ltd | 人體植入式之醫療電子裝置 |
| US9956404B2 (en) | 2014-11-19 | 2018-05-01 | Medtronic, Inc. | Electrical stimulation to inhibit bladder and/or bowel contraction |
| ES2729702T3 (es) | 2015-01-09 | 2019-11-05 | Axonics Modulation Tech Inc | Antena mejorada y procedimientos de uso para un estimulador nervioso implantable |
| CN107427685B (zh) | 2015-01-09 | 2021-09-21 | 艾克索尼克斯股份有限公司 | 与神经刺激充电设备一起使用的附接设备及相关联方法 |
| WO2016112398A1 (en) | 2015-01-09 | 2016-07-14 | Axonics Modulation Technologies, Inc. | Patient remote and associated methods of use with a nerve stimulation system |
| US9597521B2 (en) | 2015-01-21 | 2017-03-21 | Bluewind Medical Ltd. | Transmitting coils for neurostimulation |
| US9764146B2 (en) | 2015-01-21 | 2017-09-19 | Bluewind Medical Ltd. | Extracorporeal implant controllers |
| US10004896B2 (en) | 2015-01-21 | 2018-06-26 | Bluewind Medical Ltd. | Anchors and implant devices |
| US20220062621A1 (en) | 2015-02-24 | 2022-03-03 | Elira, Inc. | Electrical Stimulation-Based Weight Management System |
| US10864367B2 (en) | 2015-02-24 | 2020-12-15 | Elira, Inc. | Methods for using an electrical dermal patch in a manner that reduces adverse patient reactions |
| US10335302B2 (en) | 2015-02-24 | 2019-07-02 | Elira, Inc. | Systems and methods for using transcutaneous electrical stimulation to enable dietary interventions |
| US10765863B2 (en) | 2015-02-24 | 2020-09-08 | Elira, Inc. | Systems and methods for using a transcutaneous electrical stimulation device to deliver titrated therapy |
| US10118035B2 (en) | 2015-02-24 | 2018-11-06 | Elira, Inc. | Systems and methods for enabling appetite modulation and/or improving dietary compliance using an electro-dermal patch |
| US10376145B2 (en) | 2015-02-24 | 2019-08-13 | Elira, Inc. | Systems and methods for enabling a patient to achieve a weight loss objective using an electrical dermal patch |
| US9956393B2 (en) | 2015-02-24 | 2018-05-01 | Elira, Inc. | Systems for increasing a delay in the gastric emptying time for a patient using a transcutaneous electro-dermal patch |
| US10814126B2 (en) | 2015-05-22 | 2020-10-27 | Cochlear Limited | Dynamic current steering |
| US9782589B2 (en) | 2015-06-10 | 2017-10-10 | Bluewind Medical Ltd. | Implantable electrostimulator for improving blood flow |
| EP3319683A4 (en) | 2015-07-10 | 2018-12-26 | Axonics Modulation Technologies, Inc. | Implantable nerve stimulator having internal electronics without asic and methods of use |
| US10105540B2 (en) | 2015-11-09 | 2018-10-23 | Bluewind Medical Ltd. | Optimization of application of current |
| US9713707B2 (en) | 2015-11-12 | 2017-07-25 | Bluewind Medical Ltd. | Inhibition of implant migration |
| EP3389768B1 (en) | 2015-12-18 | 2023-03-01 | Medtronic, Inc. | High duty cycle electrical stimulation therapy |
| EP3407966B1 (en) | 2016-01-27 | 2021-03-24 | The Regents of the University of California | Wireless implant for motor function recovery after spinal cord injury |
| WO2017132374A1 (en) | 2016-01-29 | 2017-08-03 | Axonics Modulation Technologies, Inc. | Methods and systems for frequency adjustment to optimize charging of implantable neurostimulator |
| CA3014195A1 (en) | 2016-02-12 | 2017-08-17 | Axonics Modulation Technologies, Inc. | External pulse generator device and associated methods for trial nerve stimulation |
| US10525268B2 (en) | 2016-08-23 | 2020-01-07 | Medtronic, Inc. | Delivery of independent interleaved programs to produce higher-frequency electrical stimulation therapy |
| US10569088B2 (en) | 2016-09-16 | 2020-02-25 | Medtronic, Inc. | Dorsal spinal column characterization with evoked potentials |
| US11071863B2 (en) | 2016-10-28 | 2021-07-27 | Medtronic, Inc. | Controlling electrical stimulation therapy |
| US10124178B2 (en) | 2016-11-23 | 2018-11-13 | Bluewind Medical Ltd. | Implant and delivery tool therefor |
| US11045650B2 (en) | 2016-12-06 | 2021-06-29 | Medtronic, Inc. | High frequency neurostimulation for pelvic symptom control |
| EP4079368B1 (en) * | 2016-12-23 | 2024-01-31 | Ecole Polytechnique Fédérale de Lausanne | Sensory information compliant spinal cord stimulation system for the rehabilitation of motor functions |
| CN110418664B (zh) | 2017-04-07 | 2024-03-19 | 美敦力公司 | 电刺激治疗参数的复杂变化 |
| US20180353764A1 (en) | 2017-06-13 | 2018-12-13 | Bluewind Medical Ltd. | Antenna configuration |
| EP4292644B1 (en) * | 2017-08-11 | 2025-09-24 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Paresthesia-free spinal cord stimulation system |
| US10987515B2 (en) | 2017-10-10 | 2021-04-27 | Medtronic, Inc. | Management of electrical stimulation therapy |
| US10434312B2 (en) | 2017-11-03 | 2019-10-08 | Amitabh Goel | Electrode assembly for spinal cord stimulation |
| AU2018367627B2 (en) | 2017-11-17 | 2021-09-23 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Systems and methods for generating intermittent stimulation using electrical stimulation systems |
| US12357828B2 (en) | 2017-12-05 | 2025-07-15 | Ecole Polytechnique Federale De Lausanne (Epfl) | System for planning and/or providing neuromodulation |
| AU2019219879B2 (en) | 2018-02-15 | 2024-04-11 | Saluda Medical Pty Limited | Power efficient stimulators |
| EP3755418B1 (en) | 2018-02-22 | 2023-06-21 | Axonics, Inc. | Neurostimulation leads for trial nerve stimulation |
| CN119951005A (zh) | 2018-06-21 | 2025-05-09 | 美敦力公司 | 电刺激治疗的基于ecap的控制 |
| CN112351813B (zh) | 2018-06-21 | 2024-12-17 | 美敦力公司 | 电刺激治疗的基于ecap的控制 |
| US12357792B2 (en) | 2019-01-04 | 2025-07-15 | Shifamed Holdings, Llc | Internal recharging systems and methods of use |
| EP4368244B1 (en) * | 2019-02-08 | 2025-10-22 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Spinal cord stimulator for dorsal column recruitment or suppression using anodic and cathodic pulses |
| WO2020185902A1 (en) | 2019-03-11 | 2020-09-17 | Axonics Modulation Technologies, Inc. | Charging device with off-center coil |
| US11439829B2 (en) | 2019-05-24 | 2022-09-13 | Axonics, Inc. | Clinician programmer methods and systems for maintaining target operating temperatures |
| WO2020242900A1 (en) | 2019-05-24 | 2020-12-03 | Axonics Modulation Technologies, Inc. | Trainer device for a neurostimulator programmer and associated methods of use with a neurostimulation system |
| EP4464366A3 (en) | 2019-09-06 | 2025-01-22 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Management of compliance voltage for a stimulator device |
| US11951318B2 (en) | 2019-10-25 | 2024-04-09 | Medtronic, Inc. | Recharge system extending depth and area of useful recharge via dynamically adjusted rectification mode |
| US11547855B2 (en) | 2019-10-25 | 2023-01-10 | Medtronic, Inc. | ECAP sensing for high frequency neurostimulation |
| US12357830B2 (en) | 2019-10-25 | 2025-07-15 | Medtronic, Inc. | Sub-threshold stimulation based on ECAP detection |
| US11931582B2 (en) | 2019-10-25 | 2024-03-19 | Medtronic, Inc. | Managing transient overstimulation based on ECAPs |
| WO2021091721A1 (en) | 2019-11-08 | 2021-05-14 | Meagan Medical, Inc. | Spinal cord stimulation with interferential current using multiple beat signals |
| EP3824948A1 (en) | 2019-11-19 | 2021-05-26 | ONWARD Medical B.V. | A planning and/or control system for a neuromodulation system |
| DE19211738T1 (de) | 2019-11-27 | 2021-09-09 | Onward Medical B.V. | Neuromodulationssystem |
| USD1096819S1 (en) | 2019-12-23 | 2025-10-07 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Display screen with graphical user interface |
| US11006902B1 (en) * | 2019-12-23 | 2021-05-18 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | GUI for selective operation of multi-electrode catheters |
| US12128235B2 (en) | 2020-03-06 | 2024-10-29 | Medtronic, Inc. | Controlling electrical stimulation based on a sensed stimulation signal |
| WO2021217059A1 (en) | 2020-04-23 | 2021-10-28 | Shifamed Holdings, Llc | Power management for interatrial shunts and associated systems and methods |
| US12097373B2 (en) | 2020-06-10 | 2024-09-24 | Medtronic, Inc. | Control policy settings for electrical stimulation therapy |
| US11857793B2 (en) | 2020-06-10 | 2024-01-02 | Medtronic, Inc. | Managing storage of sensed information |
| US11707626B2 (en) | 2020-09-02 | 2023-07-25 | Medtronic, Inc. | Analyzing ECAP signals |
| US11896828B2 (en) | 2020-10-30 | 2024-02-13 | Medtronic, Inc. | Implantable lead location using ECAP |
| CN116635107A (zh) | 2020-11-20 | 2023-08-22 | 波士顿科学神经调制公司 | 使用低侧感测的可植入医疗设备中的顺从电压监测和调整 |
| US11400299B1 (en) | 2021-09-14 | 2022-08-02 | Rainbow Medical Ltd. | Flexible antenna for stimulator |
| US12623080B2 (en) | 2023-06-21 | 2026-05-12 | Onward Medical N.V. | Neuromodulation system |
| US20250295913A1 (en) * | 2024-03-21 | 2025-09-25 | Novocure Gmbh | Using Alternating Electric Fields to Block Pain |
| US20250303169A1 (en) * | 2024-03-29 | 2025-10-02 | The Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research | Implantable medical systems with medical leads with multiple neural interfaces |
Family Cites Families (30)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3646940A (en) | 1969-07-15 | 1972-03-07 | Univ Minnesota | Implantable electronic stimulator electrode and method |
| US3724467A (en) | 1971-04-23 | 1973-04-03 | Avery Labor Inc | Electrode implant for the neuro-stimulation of the spinal cord |
| DE2331499A1 (de) * | 1972-06-28 | 1974-01-17 | Univ Johns Hopkins | Aufladbarer herzschrittmacher mit automatisch einsetzenden pausen |
| US3822708A (en) | 1972-12-07 | 1974-07-09 | Clinical Technology Corp | Electrical spinal cord stimulating device and method for management of pain |
| JPS54119792A (en) | 1978-03-03 | 1979-09-17 | Iriyou Kougaku Kenkiyuushiyo K | Electric stimulation device for removing pain |
| US4379462A (en) | 1980-10-29 | 1983-04-12 | Neuromed, Inc. | Multi-electrode catheter assembly for spinal cord stimulation |
| US5876425A (en) * | 1989-09-22 | 1999-03-02 | Advanced Bionics Corporation | Power control loop for implantable tissue stimulator |
| US5121754A (en) | 1990-08-21 | 1992-06-16 | Medtronic, Inc. | Lateral displacement percutaneously inserted epidural lead |
| EP0532143A1 (de) * | 1991-09-12 | 1993-03-17 | BIOTRONIK Mess- und Therapiegeräte GmbH & Co Ingenieurbüro Berlin | Neurostimulator |
| US5370672A (en) * | 1992-10-30 | 1994-12-06 | The Johns Hopkins University | Computer-controlled neurological stimulation system |
| US5417719A (en) | 1993-08-25 | 1995-05-23 | Medtronic, Inc. | Method of using a spinal cord stimulation lead |
| US5501703A (en) | 1994-01-24 | 1996-03-26 | Medtronic, Inc. | Multichannel apparatus for epidural spinal cord stimulator |
| US5559828A (en) | 1994-05-16 | 1996-09-24 | Armstrong; John T. | Transmitted reference spread spectrum communication using a single carrier with two mutually orthogonal modulated basis vectors |
| US5571148A (en) * | 1994-08-10 | 1996-11-05 | Loeb; Gerald E. | Implantable multichannel stimulator |
| US5443486A (en) * | 1994-09-26 | 1995-08-22 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus to limit control of parameters of electrical tissue stimulators |
| US5690693A (en) * | 1995-06-07 | 1997-11-25 | Sulzer Intermedics Inc. | Transcutaneous energy transmission circuit for implantable medical device |
| US5702431A (en) * | 1995-06-07 | 1997-12-30 | Sulzer Intermedics Inc. | Enhanced transcutaneous recharging system for battery powered implantable medical device |
| US5925070A (en) * | 1996-04-04 | 1999-07-20 | Medtronic, Inc. | Techniques for adjusting the locus of excitation of electrically excitable tissue |
| US5938690A (en) * | 1996-06-07 | 1999-08-17 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Pain management system and method |
| US5713939A (en) * | 1996-09-16 | 1998-02-03 | Sulzer Intermedics Inc. | Data communication system for control of transcutaneous energy transmission to an implantable medical device |
| US5749909A (en) * | 1996-11-07 | 1998-05-12 | Sulzer Intermedics Inc. | Transcutaneous energy coupling using piezoelectric device |
| US5895416A (en) * | 1997-03-12 | 1999-04-20 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for controlling and steering an electric field |
| US5893883A (en) * | 1997-04-30 | 1999-04-13 | Medtronic, Inc. | Portable stimulation screening device for screening therapeutic effect of electrical stimulation on a patient user during normal activities of the patient user |
| US5792203A (en) * | 1997-08-18 | 1998-08-11 | Sulzer Intermedics Inc. | Universal programmable cardiac stimulation device |
| US5941906A (en) * | 1997-10-15 | 1999-08-24 | Medtronic, Inc. | Implantable, modular tissue stimulator |
| US6016449A (en) * | 1997-10-27 | 2000-01-18 | Neuropace, Inc. | System for treatment of neurological disorders |
| US6198969B1 (en) | 1998-02-12 | 2001-03-06 | Advanced Bionics Corporation | Implantable connector for multi-output neurostimulators |
| US6058330A (en) * | 1998-03-06 | 2000-05-02 | Dew Engineering And Development Limited | Transcutaneous energy transfer device |
| WO2000000251A1 (en) | 1998-06-26 | 2000-01-06 | Advanced Bionics Corporation | Programmable current output stimulus stage for implantable device |
| US6052624A (en) | 1999-01-07 | 2000-04-18 | Advanced Bionics Corporation | Directional programming for implantable electrode arrays |
-
2000
- 2000-07-26 WO PCT/US2000/020294 patent/WO2002009808A1/en not_active Ceased
- 2000-07-26 AU AU6376200A patent/AU6376200A/xx active Pending
- 2000-07-26 CA CA002416154A patent/CA2416154C/en not_active Expired - Lifetime
- 2000-07-26 AU AU2000263762A patent/AU2000263762B2/en not_active Expired
- 2000-07-26 ES ES14163299.2T patent/ES2602493T3/es not_active Expired - Lifetime
- 2000-07-26 DE DE60017205T patent/DE60017205T2/de not_active Expired - Lifetime
- 2000-07-26 DE DE60040698T patent/DE60040698D1/de not_active Expired - Lifetime
- 2000-07-26 ES ES08014932.1T patent/ES2467916T3/es not_active Expired - Lifetime
- 2000-07-26 DE DE04078528T patent/DE04078528T1/de active Pending
- 2000-07-26 EP EP10181417.6A patent/EP2277586B1/en not_active Expired - Lifetime
- 2000-07-26 ES ES00950691T patent/ES2230129T3/es not_active Expired - Lifetime
- 2000-07-26 EP EP04078528A patent/EP1518584B1/en not_active Expired - Lifetime
- 2000-07-26 ES ES04078528T patent/ES2318238T3/es not_active Expired - Lifetime
- 2000-07-26 AT AT04078528T patent/ATE412445T1/de not_active IP Right Cessation
- 2000-07-26 EP EP14163299.2A patent/EP2752221B1/en not_active Expired - Lifetime
- 2000-07-26 AT AT00950691T patent/ATE285816T1/de not_active IP Right Cessation
- 2000-07-26 EP EP00950691A patent/EP1303332B1/en not_active Expired - Lifetime
- 2000-07-26 EP EP08014932.1A patent/EP2002861B1/en not_active Expired - Lifetime
- 2000-07-26 ES ES10181417T patent/ES2425981T3/es not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP1303332A1 (en) | 2003-04-23 |
| ES2602493T3 (es) | 2017-02-21 |
| EP2752221A2 (en) | 2014-07-09 |
| EP2277586B1 (en) | 2013-06-26 |
| CA2416154C (en) | 2007-03-06 |
| EP2002861B1 (en) | 2014-05-21 |
| ES2318238T3 (es) | 2009-05-01 |
| EP1303332B1 (en) | 2004-12-29 |
| DE60017205D1 (de) | 2005-02-03 |
| DE04078528T1 (de) | 2005-09-01 |
| EP2277586A2 (en) | 2011-01-26 |
| WO2002009808A1 (en) | 2002-02-07 |
| ATE285816T1 (de) | 2005-01-15 |
| AU6376200A (en) | 2002-02-13 |
| EP2002861A3 (en) | 2011-03-09 |
| EP2752221B1 (en) | 2016-08-24 |
| EP2002861A2 (en) | 2008-12-17 |
| DE60040698D1 (de) | 2008-12-11 |
| EP2277586A3 (en) | 2011-03-09 |
| ES2467916T3 (es) | 2014-06-13 |
| AU2000263762B2 (en) | 2006-08-17 |
| DE60017205T2 (de) | 2006-01-12 |
| CA2416154A1 (en) | 2002-02-07 |
| ATE412445T1 (de) | 2008-11-15 |
| EP2752221A3 (en) | 2014-08-20 |
| ES2425981T3 (es) | 2013-10-18 |
| EP1518584A1 (en) | 2005-03-30 |
| EP1518584B1 (en) | 2008-10-29 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| ES2318238T3 (es) | Sistema de estimulacion. | |
| US6516227B1 (en) | Rechargeable spinal cord stimulator system | |
| US8918174B2 (en) | Patient programmer for implantable devices | |
| US6381496B1 (en) | Parameter context switching for an implanted device | |
| US11110287B2 (en) | Neural stimulation devices and systems for treatment of chronic inflammation | |
| AU2000263762A1 (en) | Rechargeable spinal cord stimulator system | |
| US6622048B1 (en) | Implantable device programmer | |
| ES2459597T3 (es) | Indicador inteligente de alineación de cargador | |
| US8655455B2 (en) | Neural stimulator with percutaneous connectivity | |
| ES2635714T3 (es) | Sistema que utiliza canales de temporización múltiple para el ajuste de electrodos durante la configuración de un dispositivo de estimulador implantado | |
| US20070055308A1 (en) | Ultracapacitor powered implantable pulse generator with dedicated power supply | |
| HK1218524B (zh) | 用於治疗慢性炎症的神经刺激设备和系统 |