k

˜ OFICINA ESPANOLA DE PATENTES Y MARCAS

19

k kInt. Cl. : A61N 1/00

11 N´ umero de publicaci´on: 6

51

˜ ESPANA

k

2 130 222

A61N 1/365

TRADUCCION DE PATENTE EUROPEA

12

kN´umero de solicitud europea: 93301986.1 kFecha de presentaci´on : 16.03.93 kN´umero de publicaci´on de la solicitud: 0 615 770 kFecha de publicaci´on de la solicitud: 21.09.94

T3

86 86 87 87

k

54 T´ıtulo: Procedimiento y aparato para coordinar y regular el ritmo card´ıaco utilizando el tiempo

activo como par´ ametro regulador.

k

73 Titular/es: CARDIAC PACEMAKERS, INC.

4100 Hamline Avenue North St. Paul, Minnesota 55112-5798, US

k

72 Inventor/es: Spinelli, Julio C.

k

74 Agente: Urizar Anasagasti, Jos´ e Antonio

45 Fecha de la publicaci´ on de la menci´on BOPI:

01.07.99

45 Fecha de la publicaci´ on del folleto de patente:

ES 2 130 222 T3

01.07.99

Aviso:

k k

En el plazo de nueve meses a contar desde la fecha de publicaci´on en el Bolet´ın europeo de patentes, de la menci´on de concesi´on de la patente europea, cualquier persona podr´a oponerse ante la Oficina Europea de Patentes a la patente concedida. La oposici´on deber´a formularse por escrito y estar motivada; s´olo se considerar´a como formulada una vez que se haya realizado el pago de la tasa de oposici´ on (art◦ 99.1 del Convenio sobre concesi´on de Patentes Europeas). Venta de fasc´ ıculos: Oficina Espa˜ nola de Patentes y Marcas. C/Panam´ a, 1 – 28036 Madrid

1

ES 2 130 222 T3

DESCRIPCION Procedimiento y aparato para coordinar y regular el ritmo card´ıaco utilizando el tiempo activo como par´ametro regulador. Antecedentes de la invenci´ on I. Ambito de la invenci´ on Esta invenci´on se refiere generalmente a aparatos reguladores del ritmo card´ıaco con inclusi´ on de marcapasos bradicard´ıacos, cardioversores y desfibriladores y m´as especialmente a un aparato en el que el tiempo activo del coraz´ on se utiliza como una variable reguladora. II. Discusi´ on de la t´ ecnica anterior A partir de aproximadamente 1976 se ha venido desarrollando una serie de marcapasos card´ıacos y se han dado a conocer en los que se utiliza un sensor fisiol´ ogico o no fisiol´ogico para producir una se˜ nal que se pretende sea proporcional al nivel de trabajo o de ejercicio que est´ a siendo realizado por el paciente. En concreto, en 1977, el Dr.Mario Alcidi, describe, en la patente de EE.UU. 4,009,721, un sistema en el cual se determina el pH sangu´ıneo y se genera una se˜ nal de control proporcional al mismo para alterar la cadencia de un marcapaso implantado. Pero dicho aparato no tuvo ´exito comercial porque resultaba dif´ıcil de poner en pr´ actica, generalmente no se dispone de electrodos de pH estables y la medici´on no est´ a directamente relacionada con el nivel del ejercicio y cualquier re-alimentaci´on de la informaci´ on en cuanto a la inestabilidad hemodin´ amica resulta demasiado lenta. La patente n◦ 4,543,954 de Cook y col. describe un sistema en el que la temperatura de la sangre se convierte en un par´ ametro regulador del ritmo para un marcapaso implantado. Aun cuando se ha comprobado que la temperatura de la sangre aumenta durante el ejercicio y los esfuerzos emocionales, los problemas principales que surgen cuando se utiliza la temperatura como par´ ametro regulador del ritmo son los de que la respuesta al comienzo del ejercicio es demasiado lenta y el cambio de temperatura no parece ser proporcional al nivel del ejercicio. Igualmente, cuando se emplea este procedimiento tampoco se dispone de informaci´ on sobre re-alimentaci´on hemodin´ amica. La patente de Richard n◦ 4,228,803 da a conocer la idea de utilizar el intervalo QT del electrocardiograma como par´ ametro para controlar el ritmo. Al efecto, se ha comprobado que este intervalo disminuye cuando el ejercicio aumenta y, aunque este procedimiento resulta indicado para algunos pacientes, presenta el problema de que la onda T es dificil de captar y el propio intervalo var´ıa entre latidos captados y pulsados, por lo que u ´nicamente proporciona valores relativos. El bloqueo beta se traduce en una inhibici´on de respuesta a la catecolamina y, en consecuencia, en una reducci´on del est´ımulo al cambio de onda T. Adem´ as, este sistema no proporciona re-alimentaci´on hemodin´ amica alguna relacionada con el efecto del cambio de cadencia sobre el sistema circulatorio. Otra variedad de marcapasos de cadencia adaptable es el que est´ a dotado de un sensor de presi´on para detectar los cambios de la presi´ on 2

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

2

sangu´ınea (V.la patente de EE.UU. n◦ 4,899,752 de Cohen). Este sensor se utiliza para medir el ritmo de aumento de la presi´ on intraventricular. El aumento del gradiente de presi´ on est´ a asociado al esfuerzo cardiovascular como consecuencia del incremento de catecolaminas en circulaci´on y de la respuesta de Frank-Starling. La ley de FrankStarling establece que un aumento del retorno venoso distiende el ventr´ıculo y que las fibras del miocardio se contraen con mayor fuerza. Las catecolaminas en circulaci´on, como, por ejemplo, la epinefrina, producen un aumento de la fuerza contr´actil al afectar a los beta-receptores y este incremento de la presi´on es captado por un transductor de presi´ on en un cable sensible capaz de medir los cambios de presi´on. El ritmo de cambio de la presi´on es alterado por la din´ amica de la contracci´on y, como consecuencia, los latidos intr´ınsecos y los regulados generan se˜ nales de diferente nivel que conducen a cambios de ritmo que no est´an relacionados con el ejercicio. La patente Wirtzfeld n◦ 4,399,820 emplea un sensor capaz de medir la saturaci´on en ox´ıgeno de la sangre venosa para producir una se˜ nal reguladora del ritmo en funci´ on de la misma. Como quiera que la saturaci´ on en ox´ıgeno de la sangre venosa disminuye al aumentar el ejercicio, unas cargas de trabajo bajas ocasionan una significativa disminuci´on de la saturaci´ on en ox´ıgeno; pero los cambios no est´an linealmente relacionados con la carga aplicada y, adem´ as, los procedimientos de regulaci´on de la saturaci´ on en ox´ıgeno suelen ser bastante complejos y no son especialmente seguros a la larga. Por otra parte, el aparato no proporciona una realimentaci´on hemodin´ amica. La patente Dahl n◦ 4,140,132, concedida a Medtronics, Inc., describe un regulador de ritmo adaptable que es quiz´ as el procedimiento m´as utilizado en su clase y que se basa en movimiento o actividad; pero que carece de correlaci´on entre el movimiento y la carga de trabajo efectiva que experimenta el paciente. En consecuencia, su popularidad se basa principalmente en su simplicidad intr´ınseca y no en su respuesta fisiol´ogica. En la patente Krasner n◦ 3,593,718 se da a conocer un sistema de gu´ıa para medir los cambios de impedancia de la cavidad tor´ acica. Cuando la respiraci´ on aumenta, aumenta generalmente la pulsaci´ on, salvo en periodos de control voluntario de la respiraci´ on, como, por ejemplo, cuando se habla. Tanto la frecuencia como el volumen total respiratorio de la impedancia son par´ ametros que se captan; pero este sistema no tiene en cuenta el cambio en la diferencia de concentraci´on en ox´ıgeno arterial-venosa que aumenta la absorci´on de ox´ıgeno por litro de aire inspirado. Esta absorci´on de ox´ıgeno tambi´en es susceptible de producir cambios en la concentraci´ on de ox´ıgeno del gas inspirado. Este enfoque no genera informaci´on por realimentaci´on hemodin´ amica al marcapaso implantado. Los sistemas precedentes de t´ecnicas anteriores junto con sus sensores citados resultan deficientes porque son incapaces de proporcionar al paciente una pulsaci´ on adecuada en todas las condiciones porque en ning´ un caso se tiene en cuenta la hemodin´amica b´ asica de la contracci´on card´ıaca. Un sistema regulador optimizado de-

3

ES 2 130 222 T3

ber´ a ser capaz de determinar la pulsaci´ on o´ptima para el paciente en todas las condiciones. Aun cuando casi todos los sistemas anteriores se refieren a sensores cuya informaci´on se utiliza para identificar caracter´ısticas que se sabe van a presentarse durante el ejercicio, pr´ acticamente no se ha dedicado atenci´ on alguna al dominio de los par´ ametros hemodin´ amicos que tienen una importancia crucial para la fisiolog´ıa circulatoria. As´ı, por ejemplo, se supone normalmente que un aumento de la pulsaci´ on produce un incremento de la potencia card´ıaca y esto, no siempre es verdad. La suposici´ on solamente es correcta si se dan las dos condiciones siguientes: (1) el miocardio debe estar en condiciones de soportar el aumento de la carga de trabajo (disponibilidad de calcio, falta de isquemia, etc.) y (2) debe volver al coraz´on sangre suficiente para mantener la potencia card´ıaca. En un individuo sano, el ejercicio aumenta la catecolamina en circulaci´on, reduce el intervalo de pre-eyecci´on, aumenta la relaci´ on dP/dT max, disminuye el tiempo de eyecci´on y disminuye la relaci´ on-dP/dT max. Todos estos cambios reducen el tiempo en que el ventr´ıculo se encuentra activo; es decir, desde la c´ uspide de la pulsaci´ on hasta el final de la fase de llenado r´ apido. Los cambios con el ejercicio tambi´en est´an asociados a un aumento de la pulsaci´ on, lo que, a su vez, reduce el tiempo pasivo; es decir, la fase diast´ olica. Con carga m´axima, el tiempo pasivo es muy corto, con solamente en evidencia la fase de llenado r´ apido. La pulsaci´ on m´axima viene determinada principalmente por la capacidad del coraz´ on para reducir su tiempo activo total, as´ı como por la capacidad del sistema venoso para recargar los ventr´ıculos derecho e izquierdo durante la fase de llenado r´ apido. En el sentido en que aqu´ı se utiliza, el t´ermino “tiempo activo” (en ocasiones, abreviado como “AT”) comprende eltiempo total que debe transcurrir desde el pulso r´ıtmico ventricular u onda R ventricular captada al final de la fase de llenado, siempre que los ventr´ıculos se recarguen a un ritmo de llenado r´apido. La patente norteamericana 4,730,619 describe un aparato y un procedimiento para regular el coraz´on en la que las mediciones de la impedancia se utilizan para determinar la apertura y el cierre de la v´ alvula pulmonar para conocer el tiempo de eyecci´on. Despu´es, el tiempo de eyecci´on se relaciona con la pulsaci´on necesaria para proporcionar la capacidad card´ıaca deseada y hacer que el marcador acomode el coraz´on al ritmo card´ıaco necesario. No existe manera de determinar el final de la fase de llenado del coraz´ on, suponiendo que los ventr´ıculos se vuelvan a cargar a su ritmo de llenado r´ apido. Finalidades Por consiguiente, una finalidad principal de la presente invenci´on es la de proporcionar un aparato regulador del ritmo card´ıaco en el que el tiempo activo del coraz´on sea el par´ ametro determinante en el caso de marcadores de bradicardia de ritmo adaptable, de antitaquimarcadores o de desfibriladores. Otra finalidad de la invenci´ on es la de facilitar un marcapaso de ritmo adaptable con medios incorporados en el mismo para proporcionar in-

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

4

formaci´ on de realimentaci´on sobre el efecto del cambio en la pulsaci´ on en el sistema circulatorio, de forma tal que el coraz´on puede acomodarse a un l´ımite superior que no comprometa la funci´ on circulatoria. Otra finalidad de la invenci´ on es la de proporcionar un marcapaso de cadencia adaptable en el que el TA se mida y el intervalo de dicho tiempo se utilice para desarrollar una se˜ nal reguladora para variar el intervalo de escape del marcapaso. Con este TA se proporciona una medida continuamente variable del tiempo m´ınimo necesario para que se recargue el coraz´ on y pueda responder a los cambios del retorno venoso y de los tonos simp´atico y parasimp´ atico. Todav´ıa otra finalidad m´ as de la invenci´on es la de proporcionar un marcapaso adaptable cuyo par´ ametro regulador pueda determinarse f´ acilmente y que evite el funcionamiento del marcapaso a cadencias superiores a las necesarias para garantizar un tiempo de llenado m´ınimo. Por u ´ ltimo, otro objeto de la invenci´ on es el de suministrar un aparato regulador del ritmo card´ıaco en el que el tiempo activo se capte para evaluar taquirritmias patol´ ogicas vs. fisiol´ ogicas. Resumen de la invenci´ on Las finalidades precedentes y otras finalidades y ventajas que siguen y que proporciona la invenci´on se consiguen por medio de un aparato regulador del ritmo card´ıaco y con un marcador seg´ un las reivindicaciones 1 y 4, respectivamente. De acuerdo con uno de los aspectos, se facilita un marcador card´ıaco con un generador de pulso variable que produce impulsos estimuladores card´ıacos ante la ausencia de una actividad card´ıaca intr´ınseca, as´ı como medios para acoplar el generador de impulsos al coraz´ on para captar dicha actividad card´ıaca intr´ınseca y para aplicar al coraz´on los impulsos estimulantes. El marcador de esta invenci´on comprende tambi´en un medio para medir el tiempo activo total del ciclo card´ıaco en el que dicho tiempo es el tiempo total que transcurre entre el impulso regulador ventricular u onda R captada y el final de la fase de carga de los ventr´ıculos cuando estos se est´an llenando a su “ritmo de carga r´ apido”. Entonces, el TA total medido se procesa de acuerdo con un algoritmo para generar una se˜ nal de control que es proporcional al valor medido. A continuaci´ on, esta se˜ nal de control se aplica al generador de impulsos de ritmo variable para controlar la cadencia a la que se producen los impulsos estimuladores card´ıacos o para establecer un l´ımite superior hemodin´ amicamente determinado para el citado marcador de ritmo adaptable. El valor del par´ ametro del tiempo activo total puede determinarse utilizando la impedancia en funci´ on de la se˜ nal del tiempo empleando la t´ecnica de la pletismograf´ıa de la impedancia conocida dada a conocer por Salo y col. en la patente n´ um. 4,686,987 extrapolando una l´ınea que se extiende a trav´es de dos puntos en la fase de llenado r´ apido de la curva de impedancia hasta el punto en que dicha l´ınea alcanza el nivel de impedancia m´ınimo determinado en el mismo latido. Entonces, el TA total es el intervalo que comienza con un latido natural o regulado y que acaba en el punto en que la l´ınea de regresi´on lineal alcanza 3

5

ES 2 130 222 T3

la impedancia diast´ olica final del latido anterior. La estabilidad hemodin´ amica se mantiene garantizando que nom se produce un impulso estimulador durante el tiempo activo del paciente. Debe quedar claro que si el tiempo para llenar el coraz´on al ritmo de llenado m´ aximo es insuficiente, o sea, la regulaci´on durante la fase de llenado r´ apido, entonces no podr´ a mantenerse la capacidad card´ıaca. An´ alogamente, el TA puede utilizarse en un antitaquimarcador o desfibrilador para comparar el TA a que estaba trabajando el coraz´ on antes de detectarse la taquirritmia y el intervalo de R a R de esta arritmia. Si este intervalo es inferior a un cierto porcentaje del TA, la arritmia puede caracterizarse como hemodin´ amicamente inestable y, entonces, el aparato puede iniciar una terapia adecuada. Si una disminuci´ on R-R gradual va acompa˜ nada de una reducci´ on gradual del TA, puede considerarse que la elevada cadencia resultante es fisiol´ ogica (ejercicio, esfuerzo, etc) y no una taquirritmia. Como tal, el empleo del TA coadyuvar´a a que el aparato reconozca la fuente del incremento de ritmo y sus consecuencias hemodin´ amicas. Descripci´ on de los dibujos Los expertos en la materia podr´an descubrir otras caracter´ısticas y ventajas de la invenci´on a partir de la siguiente descripci´on detallada de una realizaci´on preferente especialmente cuando se contempla en combinaci´on con los dibujos acompa˜ nantes, en los que: la fig. 1 es un diagrama esquem´ atico mostrando al aparato utilizado para la pr´ actica de la presente invenci´on; la fig. 2 es un diagrama de bloques del circuito electr´onico para ayudar a comprender el funcionamiento del aparato de la fig. 1, y la fig. 3, muestra un enfoque bial´ ambrico alternativo de cuatro electrodos para llevar a cabo la pletismograf´ıa de la impedancia para determinar el tiempo activo y, por u ´ltimo, la fig. 4 es un diagrama de la forma de onda que resalta las variaciones intracard´ıacas de la impedancia con el tiempo superpuesto con respecto a un ECG t´ıpico. Descripci´ on de la realizaci´ on preferente Refiri´endonos en primer lugar a la fig.1, en la misma se representa en 10 un coraz´on en el que se ha implantado un conductor endocardial 12 en el interior del ventr´ıculo derecho. Este conductor 12 contiene una serie de electrodos que incluyen un electrodo de punta 14 generalmente situado en la c´ uspide derecha del coraz´on y un primer electrodo captador 16 situado aproximadamente en el electrodo de la punta ya sea en el ventr´ıculo derecho, en el atrio derecho o en la cava superior. El conductor 12 va conectado a un estimulador card´ıaco implantable como, por ejemplo, a un marcapaso o a un AICD 18 con un alojamiento o envoltura met´alica 20, por lo menos una parte del cual se encuentra en contacto o´hmico con los tejidos del cuerpo del paciente. Suponiendo que el aparato sea un marcapaso, el conductor 12 se acopla a un bloque de conectores 22 formado de material aislante, pero que comprende un electrodo fijo 24. En este sentido, puede decirse que el marcapaso 18 incorpora un electrodo indiferente doble tal como se describe m´as detalladamente en 4

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

6

la patente de Hauck y col. 5,036,849, concedida al cesionario. Refiri´endonos despu´es a la fig. 2, en la misma puede verse que en un recipiente o alojamiento met´alico 20 del aparato 18 va contenido un oscilador 25 operativamente acoplado entre la superficie exterior del electrodo 21 y el electrodo de punta distal 14 del conductor 12. Los expertos en la materia comprobar´ an que en el interior del conductor 12 se alojan unos conductores alargados y flexibles para acoplar el´ectricamente los electrodos 14 y 16 al circuito del recipiente 20. El circuito 26 de amplificador detector, filtro y desmodulador tiene una primera entrada conectada al electrodo fijo 24 y una segunda entrada conectada al electrodo captador 16 del cuerpo del conductor 12. Cuando se aplica una tensi´ on de una frecuencia predeterminada del orden de 1 a 20 KHz entre el electrodo de punta 14 y el electrodo 21 del recipiente 20 cuando el coraz´ on late, se modula la se˜ nal de corriente alterna procedente del oscilador 25 a causa de los cambios de impedancia resultantes de la entrada y salida de sangre de dicha c´ amara. Esta se˜ nal modulada se desarrolla entre los electrodos 16 y 24, utiliz´andose el circuito de amplificador/desmodulador/filtro 26 para crear en la l´ınea de salida 28 una se˜ nal que corresponda a la envoltura moduladora y que tenga una impedancia instant´ anea con respecto a la se˜ nal de tiempo. Entonces, la se˜ nal Z vs. t se aplica a un convertidor anal´ogico en digital 30 que, en la pr´ actica, puede encontrarse en la parte acoplada del circuito integrado que comprende el microprocesador 32. Sin embargo, para que la representaci´on sea m´as f´ acil, el convertidor A/C 30 se muestra como un componente independiente y act´ ua de forma ya conocida para convertir la se˜ nal anal´ ogica Z vs. t de la l´ınea 28 en una representaci´on digital de la misma. En la fig.3 puede verse que en la misma se utilizan dos conductores:un atrial y un ventricular, cada uno con un electrodo de punta 37 y 39 y con un electrodo anular 41 y 43. Aplicando una fuente de corriente constante 45 a trav´es de los dos electrodos de punta 37 y 39 y detectando la se˜ nal entre los dos electrodos anulares 41 y 43, puede derivarse una se˜ nal proporcional a la impedancia del volumen sangu´ıneo en estas dos c´amaras y utilizarse para calcular el tiempo activo del coraz´on de la forma en que se describe aqu´ı. El microprocesador 32 tiene su entrada de datos “D” conectada para recibir la salida digital del convertidor de A/C 30 a trav´es del m´odulo 40 de E/S. Una barra colectora del sistema 34 contiene los datos necesarios, as´ı como las l´ıneas de direcciones y de control para soportar una memoria ROM 36 y una memoria RAM 38 y el m´ odulo de interfase de E/S 40. En la ROM 36 se encuentra almacenado un programa de instrucciones ejecutable por el microprocesador 32, asi como varias constante fijas que puedan necesitarse. La RAM 38 permite un almacenamiento temporal de c´alculos intermedios y otros parecidos. La interfase 33 de E/S permite el flujo bidireccional de datos digitales y de comandos entre el microprocesador y el convertidor de A/C 30, as´ı como el generador de impulsos estimuladores 42.

7

ES 2 130 222 T3

La salida del generador de impulsos 42 se aplica por medio del conductor 12 al electrodo de punta 14, a trav´es del conductor 44, que se extiende por el cuerpo del conductor 12 desde el aparato 18 al electrodo de punta 14. Tal como se explica m´as adelante con m´as detalle, el microprocesador 32 est´a programado para calcular a partir de la se˜ nal de impedancia versus tiempo (Z vs. t) desarrollada en la salida del circuito de amplificador/desmodulador/filtro 26, el tiempo activo del coraz´on y generar despu´es una se˜ nal de control para el generador de impulsos 42, haciendo que ´este emita unos impulsos estimuladores a un ritmo proporcional al tiempo activo calculado. En la fig. 4, el n´ umero 46 indica una forma en onda de ECG t´ıpicomostrando el complejo QRS 46, la onda T 50 y la onda P 52 y, temporalmente alineada con la forma en onda 46 delECG se encuentra la forma en onda 54 de la impedancia en funci´on del tiempo. Esta forma en onda de la impedancia, almacenada en la RAM 38 es aproximadamente la media de las formas en onda producidas por diecis´eis latidos anteriores. Para reducir al m´ınimo el tama˜ no de la RAM necesario, se utiliza el procedimiento de la media exponencial. Para explicar ahora c´omo se calcula esta media, puede servir de ayuda una explicaci´ on de la forma en que se calcula uno de sus puntos. As´ı, por ejemplo, consideremos un punto de impedancia situado t ms despu´es del radio regulador o de la onda R detectada. En primer lugar, el tiempo t se establece igual a cero en cada radio regulador ventricular o en cada proceso ventricular detectado. A continuaci´ on, se calcula la nueva impedancia media (Z avg (n)(t)) en t ms a partir del radio regulador ventricular o del proceso ventricular detectado como: Z avg(n)(t ms) =

15.Z avgn−1(t ms) + Zn (t ms) 16

en donde n representa el n´ umero de latidos y Z la impedancia bruta digitizada en t ms. Esta forma de promediar se denomina forma de promediar conjunta y, de esta manera, la impedancia promediada conjunta queda exenta de cualquier cambio as´ıncrono con la actividad del coraz´ on (tal como respiraci´ on, movimiento, etc.). Como puede verse, la impedancia es m´ınima en el punto 56 inmediatamente antes de iniciarse la contracci´on ventricular y alcanza un m´ aximo en el punto 58 correspondiente al s´ıstole final cuando el volumen sangu´ıneo contenido en el coraz´on es m´ınimo. En dicho punto, el coraz´ on empieza a recargarse y la impedancia empieza a disminuir nuevamente, al principio, a un ritmo r´ apido, por ejemplo, entre los puntos 60 y 62, y despu´es, m´as suavemente o m´as lentamente como se refleja en el desnivel decreciente del segmento 64 de la forma de onda de la impedancia. El intervalo etiquetado como tiempo activo total corresponde al tiempo total que transcurre desde el impulso r´ıtmico ventricular u onda R detectada ventricularmente con el n´ umero 48 de la figura 4 hasta el final de la fase de llenado, siempre que los ventr´ıculos se recarguen al ritmo de llenado r´ apido reflejado en el desnivel de la l´ınea 66. Este par´ ametro puede calcularse midiendo el ritmo de la fase de llenado r´ apido y calculando el

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

8

tiempo total que se necesita para que el coraz´ on se llene al volumen contenido en la di´ astole final del latido anterior. Los puntos finales de la fase de llenado r´ apido pueden definirse, por ejemplo, como la resistencia sist´olica final menos el 5 por ciento y menos el 30 % de la resistencia al choque. Estos son los puntos marcados con 95 y 70 por ciento, respectivamente. Entonces, el microprocesador calcula el tiempo que transcurre entre el impulso r´ıtmico ventricular o la onda R detectada por el ventr´ıculo en el punto 56 y la intersecci´on entre la l´ınea de regresi´on lineal 66 que atraviesa los puntos del 95 y del 70 por ciento 60 y 62 y la resistencia diast´olica final asociada al latido precedente; es decir, el punto de intersecci´ on 68. Esta l´ınea puede encontrarse tambi´en utilizando un filtro digital (FIR o IIR) para conocer el m´aximo desnivel durante la fracci´ on diast´ olica de la forma en onda de la impedancia. Este desnivel y el tiempo del m´aximo pueden utilizarse para obtener la l´ınea de los errores m´ınimos cuadr´aticos. Los expertos en la materia pueden utilizar otros enfoques. Para mantener la estabilidad hemodin´ amica, la regulaci´ on deber´ a suspenderse durante el tiempo activo del paciente. Esto resulta evidente por el hecho de que, si no se dispone de tiempo suficiente para que se llenen las c´amaras ventriculares, suponiendo un ritmo de llenado m´ aximo, la capacidad card´ıaca disminuir´ a necesariamente. Seg´ un la presente invenci´ on, el regulador del ritmo cardiaco; es decir, el microprocesador 32 y el generador de impulsos 42 act´ uan para que el pulso sea m´ınimo utilizando la realimentaci´on hemodin´ amica cuando se usa el tiempo activo como par´ametro regulador del pulso. Esto puede comprenderse sabiendo que el tiempo activo proporciona una medida cont´ınuamente variable del tiempo m´ınimo necesario para que el coraz´ on vuelva a llenarse, toda vez que es responsable de los cambios que se producen en el retorno venoso, as´ı como de los cambios de los tonos simp´atico y parasimp´ atico. El tiempo activo hace que se a˜ nada un incremento r´ıtmico a la cadencia card´ıaca m´axima existente durante cada latido, de forma que se mantenga la estabilidad hemodin´ amica; es decir, una capacidad card´ıaca constante o creciente. Evitando unos ritmos m´ as r´ apidos que el m´aximo se ha comprobado que el TA no disminuye con el ritmo, excepto durante el ejercicio o el esfuerzo mental incrementado. De esta manera, se inhabilita el sistema de realimentaci´on positiva que tiende a propugnar unos ritmos card´ıacos m´as elevados. La ecuaci´on para calcular la velocidad de escape del tiempo activo total calculado, puede expresarse de la forma siguiente: 60,000 HR - AT+QG en donde Q = AT - AT min. Si Q< 0, establ´ezcase Q = 0. AT se mide en milisegundos y HR en latidos por minuto. El par´ ametro G se calcula como: 60,000 - AT ave HR G - AT min - AT ave

min

5

ES 2 130 222 T3

9

en donde AT avg es la media a largo plazo del tiempo activo y se utiliza para establecer la relaci´ on existente entre el l´ımite del ritmo inferior y el valor medio de TA. El per´ıodo de latido siguiente (T = 1/HR) se calcula utilizando un promedio m´ ovil exponencial de 16 latidos del TA calculado empleando la ecuaci´on 1. Si el intervalo entre el latido en curso y el siguiente se encuentra dentro de m´ as o menos el 20 por ciento del promedio m´ ovil actual (T avg) se pondr´ a al d´ıa el promedio m´ovil. Si el nuevo per´ıodo est´a fuera de la gama, T avg se cambiar´ a solamente en un 5 %. El ritmo en curso se determinar´a por HR avg = 1/T avg. De esta manera, HR avg deber´ a encontrarse entre los ritmos card´ıacos m´ınimo y m´ aximo programables establecidos para el estimulador card´ıaco basado en el microprocesador. Como puede verse, el ritmo card´ıaco m´aximno hemodin´ amicamente estable (MHSR) se calcula sobre una base de latido por latido, como MHSR -

5

10

15

20

60,000 AT

en donde AT se mide en milisegundos y se utiliza para regular el ritmo al cual pueden generarse los impulsos estimuladores card´ıacos por el generador 42 de las figuras 2 o 3. La presente invenci´ on es la primera en utilizar el tiempo activo total, inclu´ıdas la despolarizaci´ on el´ectrica, la contracci´on mec´anica, la relajaci´ on y la fase de llenado r´apido, como sensor hemodin´amico para evaluar la esta-

25

30

35

40

45

50

55

60

65

6

10

bilidad del sistema cardiovascular. La solicitud de Millerhagen y col., otorgada como patente US-A-5,156,318 presentada en 5 de febrero de 1991 y concedida al cesionario delsolicitante, da a conocer un sistema estimulador card´ıaco con un l´ımite superior hemodin´ amicamente determinado. Para ajustar el ritmo se utiliza un sensor en funci´ on de la demanda mientras que otro sensor determina si un nuevo aumento del ritmo puede comprometer el rendimiento hemodin´ amico del coraz´on y, si es as´ı, limitar´ a correspondientemente el aumento del ritmo. Debe reconocerse que el TA total calculado puede emplearse como “regulador” del ritmo m´ aximo; es decir, para evitar un nuevo incremento en el caso en que esto comprometiera el rendimiento hemodin´ amico. Esta invenci´ on ha sido descrita con considerable detalle con el fin de cumplir los Estatutos sobre Patentes y facilitar a los expertos en el tema la informaci´ on necesaria para aplicar los nuevos principios y para fabricar y utilizar dichos componentes especiales de acuerdo con las necesidades. Sin embargo, se sobreentiende que la invenci´on puede ponerse en pr´ actica con equipos y aparatos espec´ıficamente diferentes y que pueden introducirse diversas modificaciones, tanto en cuanto a los detalles del equipo como a los procedimientos de funcionamiento, sin apartarse del alcance de la propia invenci´ on tal como se define en las reivindicaciones del ap´endice. Lo que se reivindica es.

11

ES 2 130 222 T3

REIVINDICACIONES 1. Un aparato regulador del ritmo card´ıaco que dispone de un generador variable de impulsos y que comprende, adem´ as: a) medios (26,30) para medir variaciones de impedancia intracard´ıacas debidas a cambios del volumen de la sangre del coraz´on; b) medios (32-40) para detectar la presencia de una se˜ nal de despolarizaci´on card´ıaca natural o estimulada; c) medios (32-40) para calcular, a partir de dichas variaciones de la impedancia, el tiempo activo total de un ciclo card´ıaco, considerando dicho tiempo activo total el intervalo que comienza con una se˜ nal de despolarizaci´on card´ıaca natural o estimulada y termina con el final de la fase de llenado del coraz´ on, suponiendo que se recargue a su ritmo de llenado r´ apido; d) medios (32-40) para generar una se˜ nal de control en relaci´on con el citado tiempo activo total, y e) medios para aplicar dicha se˜ nalde control al citado generador de impulsos variables (42) para regular la cadencia a la que el generador de impulsos emite las se˜ nales estimuladoras card´ıacas. 2. El aparato regulador del ritmo card´ıaco de la reivindicaci´on 1, que comprende, adem´ as: a) medios (32-40) para detectar si la inestabilidad hemodin´ amica reflejada en el intervalo R a R de un paciente est´a por debajo de un porcentaje predeterminado del tiempo activo total calculado; y b) medios (42) que reaccionan a la detecci´on de inestabilidad hemodin´ amica para iniciar una se˜ nal de despolarizaci´on card´ıaca estimulada.

5

10

15

20

25

30

12

3. El aparato de la reivindicaci´ on 2 en el que el generador de impulsos es un desfibrilador. 4. Un marcador card´ıaco seg´ un demanda que comprende un generador de impulsos a un ritmo variable (42) para generar impulsos estimuladores card´ıacos a un ritmo comprendido entre los l´ımites inferior y superior de la cadencia en ausencia de una actividad card´ıaca intr´ınseca, medios reguladores del ritmo (12) para acoplar el citado generador de impulsos al coraz´ on (10), contando dichos medios reguladores del ritmo con medios (16) para detectar la citada actividad card´ıaca intr´ınseca, as´ı como con medios (14) para aplicar dichos impulsos estimuladores al coraz´on y con medios (16, 24) para detectar un cambio en la demanda fisiol´ ogica en combinaci´on con el citado generador de impulsos para variar la proporci´ on en que se generan dichos impulsos estimuladores entre los l´ımites inferior y superior, comprendiendo dicho marcador: a) medios (2640) para detectar el comienzo de la contracci´on card´ıaca; b) segundos medios detectores (32-40) para detectar el final de la fase de llenado de los ventr´ıculos, llen´ andose ´estos a su ritmo de llenado r´ apido; c) medios (32-40) que reaccionan a dichos medios detectores primeros y segundos para medir el tiempo activo total que transcurre entre el comienzo de una contracci´ on card´ıaca y el final de dicha fase de llenado; d) medios (32-40) para generar una se˜ nal de control proporcional al citado tiempo activo total; y e) medios (32-40) que reaccionan a la citada se˜ nal de control para establecer dicho l´ımite de ritmo superior.

35

40

45

50

55

60

NOTA INFORMATIVA: Conforme a la reserva del art. 167.2 del Convenio de Patentes Europeas (CPE) y a la Disposici´ on Transitoria del RD 2424/1986, de 10 de octubre, relativo a la aplicaci´ on del Convenio de Patente Europea, las patentes europeas que designen a Espa˜ na y solicitadas antes del 7-10-1992, no producir´ an ning´ un efecto en Espa˜ na en la medida en que confieran protecci´ on a productos qu´ımicos y farmac´euticos como tales.

65

Esta informaci´ on no prejuzga que la patente est´e o no inclu´ıda en la mencionada reserva.

7

ES 2 130 222 T3

8

ES 2 130 222 T3

9