ES2252869T3 - Desfibrilador de alta potencia con circuito de control de corriente. - Google Patents
Desfibrilador de alta potencia con circuito de control de corriente.Info
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Abstract
SE PRESENTA UN DESFIBRILADOR (10) PARA SUMINISTRAR UNA CORRIENTE DE IMPULSOS CONSTANTES AL CORAZON DE UN PACIENTE QUE UN CONDENSADOR DE ALTA TENSION (19) PARA ALMACENAR ENERGIA ELECTRICA. UN INDUCTOR (22) CONECTADO AL CONDENSADOR (19) FILTRA LA CURVA DE DESCARGA Y PRODUCE UN IMPULSO DESFIBRILADOR DE BAJA FRECUENCIA DE CORRIENTE DEBIL SUMINISTRADA AL CORAZON DEL PACIENTE. EL IMPULSO HABITUALMENTE ES BIFASICO.
Description
Desfibrilador de alta potencia con circuito de
control de corriente.
La invención se refiere en general a un
desfibrilador y en particular, a un desfibrilador para proporcionar
un impulso de alta energía a una corriente constante relativamente
baja para evitar causar molestias al paciente a quien se le
suministra el impulso desfibrilador mientras se le proporciona
desfibrilación auricular efectiva.
Los desfibriladores cardíacos se usan para
proporcionar un impulso eléctrico de alta energía desde un
condensador de alta tensión al corazón de un paciente con el
propósito de restablecer el ritmo normal del seno. En algunos casos,
personas que han tenido previamente infartos de miocardio pueden ser
propensas a taquicardia auricular o ventricular, aceleración no
deseada de una o más cámaras del corazón. Tal taquicardia puede
conducir a fibrilación de miocardio, normalmente del ventrículo. La
fibrilación es la activación aleatoria de las fibras del músculo
del miocardio. La activación aleatoria evita la contracción pulsátil
uniforme normalmente asociada al bombeo del corazón. Cuando la
fibrilación ocurre todo bombeo efectivo se para. El ritmo normal del
seno debe ser restablecido en unos pocos minutos con el fin de
evitar el daño de los tejidos que necesitan grandes cantidades de
oxigeno tales como el cerebro. El fallo en restablecer el ritmo
normal del seno conduce a la muerte.
Los desfibriladores del tipo de paletas
proporcionan típicamente hasta 400 julios de energía eléctrica a
través de la superficie del pecho y al corazón para restablecer el
ritmo normal del seno. Típicamente la descarga de corriente conduce
a "restablecer" la condición eléctrica de las células del
corazón. Las células pueden entonces despolarizarse en una onda de
despolarización que viaja a lo largo del corazón. La onda de
despolarización produce la contracción de bombeo uniforme del
corazón característica del ritmo normal del seno.
Sin embargo, se conoce también que descargar esa
cantidad de energía eléctrica en el cuerpo de un paciente es
extremadamente doloroso y puede producir una molestia grande al
paciente. Normalmente, sin embargo, el paciente en fibrilación
ventricular ha perdido ya la consciencia y no siente dolor.
Se conoce también que aunque algunos pacientes no
tienen problemas con la fibrilación ventricular, particularmente los
más mayores, pueden sufrir fibrilación auricular. A diferencia de la
fibrilación ventricular que conduce a una total pérdida de la
función de bombeo cardíaco, la fibrilación auricular, aunque no
amenaza a la vida inmediatamente, puede, sin embargo, ser peligrosa.
La fibrilación auricular produce una pérdida de la capacidad de
bombeo de las aurículas que entregan sangre a los ventrículos. En
particular, en la fibrilación auricular una porción del volumen de
sangre, que es normalmente impulsada desde las aurículas a los
ventrículos, se quedará atrás. Esto puede conducir a un
estancamiento de la sangre en las aurículas y aumenta el riesgo de
formación de un trombo o de una liberación de un émbolo. Tales
émbolos pueden ser bombeados fuera de la aurícula a través del
ventrículo y salen hacia la circulación generalizada del cuerpo. El
émbolo puede alojarse en el cerebro, causando un accidente o ataque
cerebrovascular. Puede causar flebitis si se aloja en uno de los
miembros tal como las piernas. Si el émbolo se genera en la aurícula
derecha, puede ser introducido en el sistema circulatorio de los
pulmones, conduciendo a una embolia pulmonar. Aunque ninguna de
estas condiciones diferentes de un ataque son una amenaza inmediata
a la vida, una vez que el émbolo viaja y se aloja, el eventual daño
puede ser extremadamente debilitante o incluso finalmente fatal.
Se conoce actualmente que con el fin de
proporcionar cardioversión o el restablecimiento del ritmo normal a
una aurícula, esto puede lograse mediante la introducción de un
catéter, tal como un catéter Swan-Ganz, en la
arteria braquial del brazo. El catéter es introducido a continuación
a través de la arteria pulmonar en una de las aurículas del corazón.
Aunque el paciente está normalmente inconsciente o fuertemente
sedado en situaciones en las que la cardioversión ventricular va a
tener lugar, y el tiempo es esencial, los pacientes no están a
menudo tan fuertemente sedados o están conscientes para la
cardioversión auricular. Como resultado, la descarga normal de
energía eléctrica a través del corazón para la cardioversión
auricular puede ser molesta y en algunos casos dolorosa. Una razón
por la cual la corriente de cardioversión auricular puede ser
dolorosa es porque una descarga capacitiva típica empieza a una
corriente muy elevada y disminuye exponencialmente con el tiempo
hasta una corriente muy baja. La gran magnitud de la corriente al
inicio tiende a causar dolor en y por sí misma. Además, al inicio de
la descarga de corriente que disminuye exponencialmente el régimen
temporal de cambio de la corriente es muy grande. Esto tiende a ser
a un régimen que estimula directamente los nervios del dolor
asociados con el corazón y añade dolor adicional.
Se conoce también de estudios fisiológicos que la
elevada corriente de inicio que cambia rápidamente, que a menudo
produce dolor, no es particularmente efectiva para la cardioversión
auricular. Más bien, es la corriente total sobre la curva
exponencial que se requiere para estar a un nivel mínimo con el fin
de lograr la cardioversión. Típicamente, por ejemplo, pueden usarse
cinco a diez julios para la cardioversión auricular. Deben
suministrarse treinta julios al corazón para la cardioversión
ventricular.
Algunos trabajadores del sector pueden haber
resuelto parcialmente estos problemas proporcionando desfibriladores
que tienen condensadores de descarga de alta tensión que suministran
corriente desfibriladora a inductores para una posterior entrega al
paciente. Como se explica en la Patente de U.S. No. 4,566,457 de
Stemple, la Patente de U.S. No. 5,249,573 de Fincke et al.,
la Patente de U.S. No. 5,443,490 de Flugstad, la Patente de U.S. No.
5,591,209 de Kroll y 5,607,454 de Cameron et al., los
inductores se usan para dar forma al impulso. Cameron et al.
cite Anderson et al., "The Efficacy of Trapezoidal Wave
Forms por Ventricular Defibrillation", Chest,
70(2):298-300 (1976), que describe que
impulsos de corriente de forma de onda trapezoidal pueden usarse
para desfibrilación. El uso de formas de onda triangulares y
trapezoidales para desfibrilación se describe también en Schuder,
J.C., Rahmoeller, G.A., y Stoeckle, H., "Transthoracic Ventricular
Defibrillation with Triangular and Trapezoidal Waveforms",
Circulation Research, vol. XIX, pp. 689-694, Octubre
1966. Schuder et al. cite Schuder, J.C., Stoeckle, H., West,
J.K. y Dolan, A.M., "A very High Power Amplifier for Experimental
External Defibrillation", 16th Annual Conference on Engineering
in Medicine and Biology, p. 40, (1963).
Un sistema de desfibrilación de conmutación se
describe en la Patente de U.S. No. 5,222,492 de Morgan et al.
El sistema de Morgan et al. incluye un condensador acoplado
mediante un conmutador de transistor de efecto de campo conectado en
serie, conectado a un inductor. El transistor es conmutado varias
veces durante un impulso de desfibrilación con el fin de
proporcionar el impulso con una forma senooidal. Un circuito de
control recibe realimentación representativa del impulso de
desfibrilación y controla la forma del impulso controlando los
anchos de impulso en una puerta del transistor de efecto de campo.
El documento EP-A-0 569 616 describe
en la figura 5 un desfibrilador para suministrar un impulso
desfibrilador que comprende una fuente de alta tensión que tiene un
terminal positivo y un terminal negativo; un conmutador y un
inductor en serie entre la fuente de alta tensión y una salida,
siendo el citado conmutador capaz de ser abierto y cerrado muchas
veces durante el impulso desfibrilador; un sensor para medir un
parámetro físico de la salida de desfibrilación durante el impulso
desfibrilador; y medios de control que responden a la salida del
sensor para controlar la conmutación del conmutador durante el
impulso desfibrilador.
Lo que se necesita entonces es un modo de
suministrar una corriente uniforme sin la elevada corriente de
inicio y la alta velocidad de cambio de la corriente producida por
los desfibriladores auriculares actuales.
La presente invención es como se define en las
reivindicaciones adjuntas, se refiere a un desfibrilador de
frecuencia relativamente baja, de baja corriente para su uso en
desfibrilación auricular en un paciente. El sistema proporciona, por
medio de un condensador, una cantidad de energía eléctrica
relativamente grande. Sin embargo, la corriente desfibriladora es
suministrada como un impulso de corriente relativamente constante.
La tensión disponible para proporcionar fuerza electromotriz se
origina en el condensador. La tensión del condensador genera una
corriente a través de un inductor que elimina una porción de los
componentes de alta frecuencia de la corriente exponencial del
condensador. Un circuito de control que incluye un microcontrolador
conecta y desconecta el circuito de un paciente, incluyendo un
catéter Swan-Ganz, por medio del inductor a una alta
frecuencia. Esto proporciona una corriente relativamente constante a
través del circuito del paciente de alrededor de 5 amperios. Aunque
se presenta un ligero diente de sierra debido a la oscilación de la
corriente de desfibrilación auricular, el desfibrilador que
incorpora la presente invención evita el dolor que se genera en el
paciente suministrándole solamente corriente de desfibrilación de
relativamente baja frecuencia. El aparato evita también las
molestias al paciente suministrando una corriente relativamente
constante pero de baja amplitud de alrededor de 5 amperios que no
tiene componentes de alta frecuencia que estimulen los nervios del
dolor.
El aparato logra esto usando un dispositivo de
almacenamiento de carga en combinación con un inductor bajo el
control activo del circuito de conmutación en combinación con un
microcontrolador. El conmutador oscila entre el terminal de tierra y
de alta tensión del condensador para proporcionar una corriente de
impulsos al inductor que alisa el impulso de desfibrilación de
salida. La presente disposición de conmutación, oscilando entre el
lado de alta tensión y tierra, proporciona una caída con menos
variación no deseada de corriente que los sistemas de la técnica
anterior, tales como el de Morgan et al. Esto reduce a su vez
la probabilidad de que el sistema nervioso sea estimulado por el
impulso de desfibrilación que produzca dolor.
Es un objeto principal de la presente invención
proporcionar un sistema desfibrilador que tenga una corriente de
frecuencia relativamente baja.
Es otro objeto de la presente invención
proporcionar un sistema desfibrilador que tenga una corriente
constante relativamente baja pero que proporcione suficiente energía
para desfibrilar a un paciente.
Es también otro objeto de la presente invención
proporcionar un desfibrilador de baja corriente para la producción
de una forma de onda de corriente bifásica o multifásica a un
paciente.
La Fig. 1 es un diagrama esquemático de un
desfibrilador que incorpora la presente invención;
la Fig. 2 es un diagrama esquemático del
desfibrilador mostrado en la Fig. 1;
la Fig. 3 es un diagrama esquemático del
desfibrilador mostrado en la Fig. 1;
la Fig. 4 es una vista, parcialmente en trazos y
puntos, que muestra detalles de un catéter de desfibrilación en el
corazón de un paciente;
la Fig. 5 es un diagrama de bloques del
desfibrilador mostrado en la Fig. 1;
la Fig. 6 es un diagrama esquemático de un
generador de impulsos de alta tensión del desfibrilador mostrado en
la Fig. 5;
la Fig. 7 es un diagrama esquemático de una
corriente de adquisición y control de datos del desfibrilador
mostrado en la Fig. 5;
la Fig. 8 es un diagrama esquemático de un primer
activador de puerta aislado para el desfibrilador mostrado en la
Fig. 5;
la Fig. 9 es un diagrama esquemático de un
segundo activador de puerta aislado del desfibrilador mostrado en la
Fig. 5;
la Fig. 10 es un diagrama esquemático de un
tercer activador de puerta aislado del desfibrilador mostrado en la
Fig. 5;
la Fig. 11 es una gráfica de corriente en función
del tiempo que muestra detalles de la naturaleza bifásica de la
corriente de desfibrilación producida por el desfibrilador mostrado
en la Fig. 5;
la Fig. 12 es una gráfica de tensión con respecto
al tiempo a través del corazón de un paciente; y
la Fig. 13 es una gráfica de corriente con
respecto al tiempo que muestra detalles de la anchura del diente de
sierra en dos frecuencias de conmutación diferentes.
En referencia ahora a los dibujos, y
especialmente a las Figs. 1 a 4, se muestra en ellas un
desfibrilador de corriente controlada multifásico, generalmente
identificado por el número de referencia 10. El desfibrilador 10 es
para cardioversión de fibrilación auricular y puede usarse también
para desfibrilación ventricular. Está pensado para suministrar
estimulación de impulsos de alta energía al corazón de un paciente a
través de un par de electrodos 11 y 12 de catéter de un catéter 13
Swan-Ganz. Los electrodos de catéter están situados
directamente en contacto con el tejido 14 de un corazón 15 de un
paciente 16. Los electrodos 11 y 12 de catéter pueden estar en
contacto con el tejido 14 del corazón de tal forma que proporcionen
una estimulación de impulsos de alta energía bien sea a una aurícula
17 o a un ventrículo 18.
En referencia ahora a las Figs. 1, 2 y 3, en las
cuales la Fig. 2 es una vista más detallada del circuito de la Fig.
1 y la Fig. 3 es una vista detallada de una porción del circuito de
las Figs. 1 y 2, una fuente 19 de alta tensión que incluye una
batería o grupo 20 de condensadores de 150 microfaradios recibe
tensión de una fuente adecuada tal como un transformador
multiplicador o similar que no necesita ser mostrado. La corriente
de descarga capacitiva usada para desfibrilación es suministrada a
través de un par de conductores 20a y 20b de condensador a un
conmutador 21. En esta realización el conmutador es un transistor de
efecto de campo. El conmutador 21 está acoplado a un inductor 22 de
5 milihenrios para proporcionar una forma de impulso. El inductor
22 está acoplado a una salida para proporcionar un impulso de
corriente de desfibrilación al paciente.
La salida 23 tiene asociada con ella un sensor 24
que suministra una señal de realimentación de salida en una línea 25
a un controlador 26. El controlador 26 indica entonces al conmutador
21 que se abra y se cierre rápidamente con el fin de proporcionar un
impulso de corriente de desfibrilación substancialmente uniforme.
Puede apreciarse que uno de los terminales para el conmutador 21,
terminal 21a, está acoplado a un lado positivo de la batería 20 de
condensadores, mientras que el otro terminal 21b está acoplado al
lado negativo o de tierra de la fuente de alta tensión o batería 20
de condensadores. El conmutador está rápidamente entre los
terminales positivo y negativo bajo el control del controlador 26
para proporcionar la tensión de corriente de desfibrilación
uniforme.
Un diodo 28 de protección está conectado a través
del inductor 22. El sensor 24 puede comprender una resistencia de
detección de corriente conectada en el bucle de corriente como se
muestra en la Fig. 2. La salida puede estar conectada al conmutador
29 inversor de polaridad que puede ser un conmutador de doble
dirección, bipolar, para invertir la dirección de la corriente de
salida durante una porción de un impulso de corriente de
desfibrilación con el fin de proporcionar un impulso de
desfibrilación bifásico. El controlador 26 puede incluir un
comparador que recibe una forma de onda de impulso de desfibrilación
en una línea 31 y la compara con la forma de onda de impulso de
desfibrilación detectado en una línea 32. En respuesta, el
controlador 26 genera la señal de control de posición del conmutador
que depende de si la corriente que está siendo detectada en el
sensor 24 está por encima o por debajo de los límites relativos a la
forma de onda deseada. La disposición de conmutación real puede
incluir también un diodo 33 polarizado en sentido inverso
normalmente acoplado entre el nodo del transistor de efecto de campo
21 y el inductor 22 y el conductor 20b negativo del condensador. El
diodo 28 proporcionará un camino de corriente para permitir que la
corriente de desfibrilación continúe fluyendo a través del inductor
22 cuando el FET 21 está en corte, conectando efectivamente el
inductor 22 al terminal negativo de la batería 20 de condensadores
de alta tensión.
En referencia ahora específicamente a la Fig. 3,
la batería 20 de condensadores de alta tensión tiene su flujo de
corriente de salida controlado por el transistor 21 de efecto de
campo o EGFET, que funciona como un dispositivo de conmutación de
alta tensión rápido. El transistor de efecto de campo o conmutador
21 acopla selectivamente el terminal positivo del condensador 20 de
alta tensión al inductor 22 y cuando el transistor abre circuitos el
inductor 22 es conectado efectivamente en el circuito con el diodo
33 de alta tensión rápido. Así, el inductor 22 es conmutado
efectivamente entre la tensión 20a de alimentación positiva en la
batería 20 de condensadores y el lado 20b de tensión de alimentación
negativo de la batería 20 de condensadores.
La oscilación del conmutador es controlada por el
controlador 26. Incluye un transmisor 37 de desplazamiento de nivel
acoplado para recibir una señal de otra porción del controlador que
compara el impulso de corriente detectado con la forma de onda
deseada. El transmisor 37 de desplazamiento de nivel señala a su vez
un receptor 36 de desplazamiento de nivel que está acoplado a la
puerta del transistor 21 de efecto de campo haciendo que conmute. El
transmisor 37 de desplazamiento de nivel y el receptor 36 de
desplazamiento de nivel proporcionan almacenamiento con el fin de
activar al transistor de efecto de campo de alta tensión. Entre
otras porciones del comparador 26 el transmisor 37 recibe una señal
que es cambiada de nivel y enviada a continuación al receptor 36. El
enlace entre el transmisor 37 y el receptor 36 puede ser eléctrico,
óptico o inductivo aunque serían más deseables enlaces de
transmisión inductivos u ópticos.
Cuando la forma de onda detectada desde la línea
32 excede la forma de onda deseada en un factor de alrededor de 10%,
la señal será suministrada al transmisor 37 para hacer que el
receptor 36 desconecte el transistor 21. Esto hará que el diodo 33
sea polarizado en sentido directo y, en el bucle de corriente con el
inductor 22 efectivamente conectando el inductor al terminal
negativo libre de potencial, el diodo caiga en sentido directo.
Durante la transición de conmutación el diodo protector 28
proporcionará un camino de flujo de corriente para la corriente del
inductor 22.
En referencia ahora a la Fig. 5, la fuente 19 de
alta tensión, que incluye la batería 20 de condensadores de alta
tensión de 150 microfaradios, está conectada mediante una línea 42
de alimentación de alta tensión a un generador 44 de impulsos de
alta tensión. El generador 44 de impulsos de alta tensión entrega
corriente de desfibrilación auricular en forma de un impulso de
corriente por medio de un par de líneas 46 y 48 de corriente de
desfibrilación a un conectador 50 de un catéter. El conectador 50
del catéter está conectado eléctrica y liberablemente al catéter 13
Swan-Ganz para recibir los impulsos de corriente de
desfibrilación del generador 44 de impulsos de alta tensión y
llevarlos a los electrodos 11 y 12 del catéter.
La fuente 40 de alta tensión es energizada
primeramente desde una fuente 60 de baja tensión acoplada para
recibir energía de un conectador 62. Un interfaz 64 de serie
comunica datos a un circuito 66 de adquisición y control.
El circuito 66 de adquisición y control de datos
está también acoplado a un circuito 68 de detección para recibir
información, por medio de un circuito 70 de protección de alta
tensión, desde un catéter 13 de Swan-Ganz conectado
al conectador 50. La circuitería 66 de adquisición y control de
datos controla la generación del impulso desfibrilador por medio del
generador 44 de impulsos de alta tensión. Un circuito 80 de medición
de impedancia puede opcionalmente ser incluido para medir la
impedancia del circuito del paciente, que comprende al paciente y al
catéter. La medida de la impedancia del circuito del paciente puede
ser usada por el circuito de adquisición de datos y control para
ajustar los parámetros del impulso de desfibrilación.
Como se muestra en la Fig. 6, el generador 44 de
impulsos de alta tensión tiene una entrada 90 de alta tensión desde
la línea 92 de alta tensión. La entrada de alta tensión está
acoplada por medio del transistor 21 de conmutación del condensador
al inductor 22. El transistor 21 de conmutación del condensador está
controlado en su puerta 110 por una señal de control proporcionada
desde un activador 106 aislado.
Como puede verse mejor en la Fig. 8, el activador
106 aislado controla el transistor 21 de conmutación del
condensador. El activador 106 aislado tiene un circuito integrado
130 de transmisor aislado Unitrode 3726 que suministra energía
eléctrica a través de un transformador 132 de aislamiento al
circuito integrado 134 activador aislado Unitrode UC3725. El
activador aislado 134 controla la conmutación de un par de
transistores 136 y 138 bipolares para polarizar una línea 109
DRIVEOUT conectada a la puerta 110. El control de la línea 110 de
DRIVEOUT se usa para controlar la corriente del condensador y
permite el flujo de corriente en el inductor 22.
Un segundo activador aislado 150 está conectado a
un transistor 152 para controlar la entrega de corriente
desfibriladora a una línea 156. La línea 156 está acoplada a un
conmutador 158 de doble dirección bipolar, que es una porción del
conmutador 29 de inversión de la polaridad, que comprende una
porción del relé 160. El estado del relé 160 es controlado por un
transistor 162 polarizado a través de una resistencia 164 desde una
línea de armado 166 activada por un microcontrolador en el circuito
de adquisición y control 66. La salida del conmutador 158 basculante
bipolar es por medio de las líneas 170 y 172 que están conectadas
respectivamente al electrodo 14 auricular y al electrodo 12 de la
arteria pulmonar. Otro transistor 180 es controlado por medio de un
activador aislado 182.
El activador de puerta 150 aislado, como puede
verse mejor en la Fig. 9, incluye un transmisor 200 de activación
aislado Unitrode UC3726. El transmisor de activación aislado está
conectado para recibir energía y también para suministrar una salida
a través de un transformador 202 de aislamiento. El transformador
202 de aislamiento aísla la línea de alta tensión del activador de
alta tensión de otras porciones del circuito. El transformador de
aislamiento envía señales de control a un circuito integrado
Unitrode UC3725 que suministra energía de CC (corriente continua)
rectificada de onda completa a un par de diodos Zener 210 y 212. Los
diodos Zener limitan las fluctuaciones de tensión del terminal
DRIVEOUT 214 que está acoplado al transistor 152 para controlar la
conmutación de la corriente de desfibrilación auricular de alta
tensión en la línea 156.
De forma similar, la activación de puerta 182
aislada, como puede verse mejor en la Fig. 10, incluye un transmisor
de activación 230 aislado Unitrode UC3726 acoplado a un
transformador de aislamiento 232 para aislar el impulso alto de
otras porciones del circuito, y al circuito 234 UC3725 a un par
Zener 236 y 238 idéntico para proporcionar activación de base en un
activador 240 al transistor 180.
En referencia ahora al circuito de adquisición y
control de datos 66, el circuito incluye un microcontrolador 400
acoplado a un convertidor 402 Maxim 505 quad de
8-bits, de digital en analógico para recibir señales
digitales en un bus 404 y generar salidas analógicas para
suministrar a otras porciones del circuito.
El microcontrolador 400 está acoplado a un
convertidor 412 de analógico en digital para recibir una variedad de
señales analógicas, por ejemplo, desde el electrodo auricular 406,
la señal relativa a presión sanguínea en un electrodo 420 y un valor
de impedancia en un electrodo 422. Las señales son convertidas a
señales digitales y enviadas por el bus 404 al microcontrolador
400.
La característica de control de corriente
incorporada en el generador 44 de impulsos de alta tensión que
incluye el inductor 22, el diodo 103, la resistencia 161 y los
medios de control de forma de onda de corriente 26 que incorporan la
presente invención operan con el condensador 20 tarado a más de 700
voltios a un valor inicial de tensión V_{s}. El conmutador 158 de
relé bipolar de doble dirección conecta el par de electrodos 11 y 12
del corazón en el catéter 14 a través del condensador 20 de alta
tensión durante la generación de impulsos desfibrilador y durante
los cambios de polaridad para suministrar un impulso bifásico (o
multifásico), y los medios de medición 80 de impedancia están
conectados a través de los electrodos 11 y 12 del corazón en el
catéter 13 para medir la resistencia y usan tensión de menor
amplitud, de subestimulación para obtener tal impedancia, y el
microcontrolador 400 proporciona unos medios de control capaces de
controlar en tiempo real durante la generación de los impulsos.
El inductor 22 opera como un inductor casi
perfecto cuando es energizado con corriente de desfibrilación de
hasta 10 amperios. El conmutador 21 puede conmutar la corriente
inductiva I(t) (que es también la corriente controlada
entregada a través del corazón) bien sea hacia la batería 20 de
condensadores de la fuente de alta tensión 40 con tensión, V_{s},
en la posición superior o de tierra, en la posición inferior. La
posición del conmutador 21 es controlada por los medios de control
26 de la forma de onda de la corriente. El diodo 28 evita que la
tensión de salida V_{0} exceda la tensión del condensador V_{s}
durante las interrupciones en I(t) a través del corazón, es
decir, durante la inversión de la polaridad o al final de un
impulso. La resistencia 24 de detección de corriente con un valor
calibrado de 0,25 ohm está en serie con el camino de corriente de la
corriente inductiva inmediatamente por encima del retorno de
tierra.
tierra.
En operación la desfibrilación auricular de
corriente controlada se logra mediante la operación del
microcontrolador 400 y la circuitería de conmutación asociada. El
microcontrolador 400 está programado para suministrar la forma de
onda bifásica de corriente constante mostrada en la Fig. 13,
I_{p}(t). La forma de onda consiste en una rampa lineal de
hasta 5 amperios con una duración de 1 milisegundo. Un nivel
sostenido de 5 amperios durante 4 milisegundos sigue a la rampa. La
polaridad es entonces invertida y una corriente de 3 amperios es
mantenida en polaridad inversa durante 2 milisegundos.
Con el fin de proporcionar la corriente
controlada, el microcontrolador 400 detecta primero el valor de la
resistencia de baja tensión que es supuestamente de alrededor de 50
ohms. El microcontrolador 400 calcula a continuación la tensión
inicial necesaria a través del condensador. Hace entonces que la
fuente 40 de alta tensión cargue la batería 20 de condensadores a la
tensión seleccionada, por ejemplo, 450 voltios. El microcontrolador
400, a continuación, hace que el conmutador 160 se cierre en la
posición positiva. Esto permite que la forma de onda programada sea
enviada en tiempo real a los medios de control de forma de onda de
corriente bien sea en un formato digital o analógi-
co.
co.
Los medios de control 26 de forma de onda miden
la tensión a través de la resistencia 24 de baja resistencia a
través de una alta impedancia. Continuamente compara la corriente
medida resultante con un par de formas de onda de corriente ideales.
El par sería típicamente la forma de onda programada aumentada un
10%. I_{p} (t) y la forma de onda programada disminuida en un
factor de 10% I_{p-}(t). Los medios de control de la forma
de onda de corriente controlan al conmutador. Cuando la corriente
real medida es mayor que la corriente positiva, el conmutador está
conectado a tierra. Si la corriente medida real es menor o igual que
el valor 10% menor, el conmutador 21 se conecta al condensador 20 de
desfibrilación.
Al principio del impulso desfibrilador el
conmutador 21 estará en la posición superior. La corriente empezará
a fluir desde el condensador 20 a través del inductor 22 y el
corazón 15 del paciente, preferiblemente la aurícula 17. Durante una
pequeña fracción de un milisegundo la corriente de desfibrilación
será igual a I_{p+}(t). Los medios de control 26 harán que
el conmutador 21 se conecte al terminal negativo 20b. La corriente
desfibriladora disminuirá entonces lentamente al principio porque
V_{0} es igual a 20. Eventualmente I(t) será igual a
I_{p-}(t) haciendo que el conmutador reconecte la batería
20 de condensadores y permita que la corriente fluya de nuevo a
través del inductor 22. La forma de onda de corriente suministrada
resultante es la forma de onda programada más una pequeña forma de
onda en diente de sierra \pm 10%.
Como puede verse mejor en la Fig. 12, la tensión
de salida V_{0} y la tensión decreciente V_{S} del condensador
durante el impulso mostrado en una escala de tiempos de un
milisegundo, correspondiente al pequeño diente de sierra V_{s,}
aparecería como una escalera. Las porciones de tensión constante
corresponden a los intervalos en los que el conmutador S_{1} está
conectado a tierra. Los escalones en la forma de onda de tensión de
salida están conectados mediante rampas cuyas pendientes están dadas
por I_{p}(t)/C.
La tensión de escala de tiempos de un
milisegundo, V_{s} en el condensador está dada por las ecuaciones
siguientes como función del tiempo durante la forma de onda. Las
ecuaciones se derivan de consideraciones de conservación de la
energía e incluyen en la cantidad de energía la energía almacenada
en el inductor 102, alrededor de 1/16 julios, que es relativamente
pequeña. Debido a consideraciones de conservación de la energía, más
energía de la batería 20 de condensadores de desfibrilación es
entregada al corazón 15. La pequeña cantidad de energía transferida
al inductor 22 es bien sea entregada al corazón 22 o disipada en el
diodo 28, dependiendo de la secuencia de conmutación de los
conmutadores 21 y 158 en el tiempo en el que la polaridad está
invertida y al final del impulso.
En general, la tensión de condensador está dada
por
V(t) =
\sqrt{\frac{2}{C}\Delta E(t) -
V^{2}_{0}(0)}
En la expresión anterior, \DeltaE(t)
representa la energía transferida desde el condensador en función
del tiempo durante el curso de la aplicación del impulso.
El microcontrolador 400, que funciona de acuerdo
con las ecuaciones mencionadas anteriormente como modelos, determina
la tensión inicial a la cual la batería 20 de condensadores debe
cargarse con el fin de suministrar la forma de onda de corriente
deseada. Para hacer esto, primero determina el momento, durante la
forma de onda, en el que V_{s} – V_{0} está en un mínimo. En el
ejemplo mencionado anteriormente el mínimo está en T = 5
milisegundos al final del impulso positivo de corriente constante de
5 amperios. El microcontrolador 400 calcula a continuación
V_{O}(t) = 5 amperios x 50 Ohms para dar 250 voltios con el
fin de que la fem mínima active la corriente de 5 amperios. Añade a
continuación una tensión de margen de cesión programada, en el
instante actual de 50 voltios para seleccionar V_{s} en S = 300
voltios. El microcontrolador 400 calcula entonces la cantidad de
energía que debe ser eliminada del condensador durante los primeros
5 milisegundos de operación, la cual es igual a \DeltaE(5).
Despreciando la energía acumulada en el inductor 22.
La tensión inicial puede ser calculada a partir
de
\Delta
E(t) = R \int\limits^{t}_{0}
I^{2}(\tau)d\tau.
Vs(0)=\sqrt{V^{2}_{5}(5)+\frac{2}{C}\Delta
E(5)}
Durante el primer milisegundo se suministrarán
0,416 julios al corazón 15 y se almacenarán 0,0625 julios en el
inductor 22. Por tanto, la transferencia de energía \DeltaE desde
la batería 20 de condensadores durante el primer milisegundos es
0,48 julios.
Durante cada milisegundo de las porciones de
corriente constante de 5 amperios se entregan 1,25 julios de energía
eléctrica al corazón 15. Por lo tanto, la energía total transferida
desde la batería 20 de condensadores durante los 5 milisegundos es
5,48 julios.
La tensión inicial requerida a través de la
batería 20 de condensadores es por lo tanto V_{s}(0) =
403,8 voltios. Como puede verse en la Fig. 6, la forma de onda
detallada de I_{t} en t = 1 milisegundos y t = 5 milisegundos,
incluyendo el pequeño diente de sierra, puesto que la constante de
tiempo de 100 milisegundos dividida por L/R es mayor que la duración
de uno de los dientes de sierra resultantes.
Los dientes de sierra son aproximadamente
lineales, teniendo pendientes positivas dadas por la cantidad
(V_{s} – V_{0})/L. Las pendientes negativas están dadas por
–V_{0}/K. Puede verse que la frecuencia de conmutación requerida
para mantener al conmutador 21 dentro de los límites de control de
corriente del 10 por ciento disminuyó desde 18,5 kHz al principio de
la porción de corriente constante de 5 amperios de la forma de onda
a 7,7 kHz al final de la forma de onda puesto que se necesitaban
menos correcciones de corriente cuando la tensión del condensador
disminuía. El punto de cumplimiento crítico a 5 milisegundos
corresponde a la frecuencia de conmutación menor durante toda la
forma de onda.
Aunque en algunas realizaciones puede ser posible
usar realimentación de detección para el conmutador 158 de inversión
de polaridad con el fin de lograr la forma de onda de control de
corriente, esta solución no es deseable. Disiparía energía a través
de la resistencia del conmutador 158 porque la regulación de la
corriente se lograría al coste de cerrar parcialmente el conmutador
158. Disminuir la caída de tensión a través del conmutador 158
crearía una fuente de corriente controlada.
En el presente ejemplo un total de 6,3 julios de
energía eléctrica es suministrada al corazón 15 durante un impulso
de desfibrilación bifásico. La batería 20 de condensadores
necesitaría cargarse a 450 voltios y la tensión del condensador
disminuiría a 250 voltios durante la aplicación de la corriente de
impulsos al corazón 15. Esto corresponde a 10,1 julios de energía
eléctrica que se extraen de la batería 20 de condensadores. La
diferencia de energía de 3,8 julios es absorbida por el conmutador
158 durante la duración de 7 milisegundos. Esto da una entrada de
potencia media de alrededor de 600 vatios y una entrada de potencia
de pico de 1 kilovatio. La carga de calor resultante en el
conmutador 158 lo dañaría y podría conducir a un fallo del
desfibrilador 10.
Aunque se ha ilustrado y descrito una realización
particular de la presente invención, se ha de apreciar que a los
expertos en la técnica se les ocurrirán numerosos cambios y
modificaciones, y se pretende en las reivindicaciones adjuntas
cubrir todos esos cambios y modificaciones que caigan dentro del
ámbito de la presente invención, como se define en las
reivindicaciones.
Claims (18)
1. Un desfibrilador (10) para suministrar un
impulso desfibrilador que comprende:
una fuente (19) de alta tensión que tiene un
terminal positivo y un terminal negativo;
un conmutador (21) y un inductor (22) en serie
entre la fuente de alta tensión y una salida (23) de desfibrilación,
siendo el citado conmutador capaz de conectarse alternativamente
entre los terminales positivo y negativo de la fuente de alta
tensión muchas veces durante el impulso desfibrilador;
un sensor (24) para medir un parámetro físico de
la salida de desfibrilación durante el impulso desfibrilador; y
medios de control (26) a la salida de sensor
responsables de controlar la conmutación alternante del conmutador
durante el impulso desfibrilador.
2. Un desfibrilador de acuerdo con la
reivindicación 1, en el que el sensor comprende una resistencia de
detección de corriente en serie con la salida.
3. Un desfibrilador de acuerdo con la
reivindicación 1, en el que el sensor comprende un dispositivo de
medición de tensión a través de los terminales.
4. Un desfibrilador de acuerdo con la
reivindicación 1, en el que la fuente de alta tensión comprende un
grupo o batería de condensadores.
5. Un desfibrilador de acuerdo con la
reivindicación 4, en el que el sensor comprende un dispositivo de
medición a través de los terminales de la batería de condensadores
para medir la energía o potencia suministradas.
6. Un desfibrilador de acuerdo con la
reivindicación 1, en el que los medios de control comprenden un
bucle de realimentación negativa en el que la señal de control que
representa la forma de onda de desfibrilación deseada es comparada
con la señal del sensor anterior y una salida de comparación se usa
para controlar la posición del conmutador.
7. Un desfibrilador de acuerdo con la
reivindicación 6, en el que el conmutador está conectado al
terminal negativo de la fuente de alta tensión cuando la señal del
sensor es mayor que la señal de control multiplicada por un primer
factor mayor o igual a la unidad, y el conmutador está conectado al
terminal positivo de la fuente de alta tensión cuando la señal del
sensor es menor que la señal de control multiplicada por un factor
igual o menor a la uni-
dad.
dad.
8. Un desfibrilador de acuerdo con la
reivindicación 1, en el que los terminales están conectados al
conmutador de dos direcciones bipolar para hacer que el impulso
desfibrilador sea un impulso desfibrilador bifásico.
9. Un desfibrilador de acuerdo con la
reivindicación 6, en el que la señal de control tiene un valor
constante.
10. Un desfibrilador de acuerdo con la
reivindicación 6, en el que un valor de la señal de control empieza
en un valor 0 y aumenta durante la primera parte de la forma de onda
hasta un valor constante para el resto de la forma de onda.
11. Un desfibrilador de acuerdo con las
reivindicaciones 8 a 10, en el que la forma de onda de control
deseada cambia a un valor constante diferente correspondiente a la
segunda fase del impulso desfibrilador bifásico.
12. Un desfibrilador de acuerdo con las
reivindicaciones 2, 3, 4 ó 7, en el que la forma de onda de
corriente deseada aumenta desde cero hasta un valor constante de 2 a
15 amperios en 1 a 3 milisegundos, con una duración total de una
primera fase que es 2 a 7 milisegundos, en el que el valor constante
deseado de la forma de onda de corriente es menor para una segunda
fase del impulso bifásico.
13. Un desfibrilador de acuerdo con las
reivindicaciones 2, 3, 4 ó 7, en el que la forma de onda de tensión
deseada aumenta desde cero hasta un valor constante de 100 a 750
voltios en 1 a 3 milisegundos, en el que la duración total de la
primera fase es de 2 a 7 milisegundos, en el que el valor constante
deseado de la forma de onda de tensión es menor para la segunda fase
del impulso bifásico.
14. Un desfibrilador de acuerdo con las
reivindicaciones 2, 3, 4 ó 7, en el que la forma de onda de
potencia deseada aumenta desde cero hasta un valor constante de 500
a 5000 vatios en 1 a 3 milisegundos, en el que la duración total de
la primera fase es de 2 a 7 milisegundos, en el que el valor
constate de potencia deseado es menor para la segunda fase del
impulso bifásico.
15. Un desfibrilador de acuerdo con la
reivindicación 7, en el que el primer factor está en el intervalo
de 1,0 a 1,2 y el segundo factor está en el intervalo de 0,8 a 1,0,
la forma de onda de potencia deseada aumenta desde cero hasta un
valor constante de 500 a 5000 vatios en 1 a 3 milisegundos, en el
que la duración total de la primera fase es de 2 a 7 milisegundos,
en el que el valor constante de potencia deseado es menor para la
segunda fase del impulso bifásico.
16. Un desfibrilador de acuerdo con la
reivindicación 1, en el que el sensor comprende un divisor en
paralelo con el inductor cuyo terminal negativo está conectado a un
nodo entre el conmutador y el inductor.
17. Un desfibrilador de acuerdo con la
reivindicación 1, en el que la fuente de alta tensión comprende una
batería de condensadores de alta tensión.
18. Un desfibrilador de acuerdo con la
reivindicación 1, en el que los medios de control comprenden un
microcontrolador o microprocesador.
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