ES2258515T3 - Dispositivo de medicion de la presion intracardiaca. - Google Patents
Dispositivo de medicion de la presion intracardiaca.Info
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Abstract
Un dispositivo (30) para medir telemétricamente un parámetro en el corazón de un paciente, comprendiendo el dispositivo (30); un sensor (50) para implantar en un sitio de implantación en el corazón, comprendiendo el sensor (50) un alojamiento (52), una membrana (56) en un extremo del alojamiento (52), siendo deformable la membrana (56) como respuesta al parámetro, y un microchip (90) situado en el interior del alojamiento (52) y que se comunica operativamente con la membrana (56) para transmitir una señal indicadora del parámetro; y medios para medir telemétricamente el parámetro desde el exterior del cuerpo del paciente en base a una señal transmitida por el sensor (50); teniendo el microchip (90) una agrupación (92) de células fotoeléctricas (95); un diodo emisor de luz (100) conectado operativamente al microchip (90) y separado alejándose de la agrupación (92) de células fotoeléctricas (95); y que se caracteriza por: un obturador (62) fijado a la membrana (56) y extensible de manera amovible sobre la agrupación (92) de células fotoeléctricas (95), siendo amovible el obturador (62) en asociación con la membrana (56).
Description
Dispositivo de medición de la presión
intracardíaca.
La presente invención se refiere, en general, a
dispositivos médicos telemétricos. Más en particular, la presente
invención se refiere a un sistema médico telemétrico novedoso que
puede realizar varias aplicaciones médicas, incluyendo la medida de
un parámetro en el interior del cuerpo de un paciente,
particularmente de un órgano. Una aplicación de este tipo de la
presente invención es un sistema de presión endocardíaca telemétrico
implantable, sus componentes novedosos asociados y sus
procedimientos de uso novedosos.
En general, es conocido el uso de sensores
médicos implantables en un paciente. Un ejemplo de un sensor
implantable se muestra en la patente norteamericana 4.815.469
(Cohen et al). La descripción se refiere a un sensor médico
implantable que determina el contenido de oxigeno de la sangre. El
sensor incluye un circuito híbrido miniaturizado que incluye un
medio de diodos emisores de luz, un medio de fototransistores y un
substrato en el cual el medio de diodos emisores de luz y el medio
de fototransistores se unen formando una configuración de circuito
deseada. El circuito híbrido está sellado herméticamente en el
interior de un cuerpo cilíndrico hecho de un material que es
sustancialmente transparente a la luz, tal como el vidrio. Los
terminales de alimentación proporcionan medios para realizar una
conexión eléctrica con el circuito híbrido. El medio de diodos
emisores de luz es activado con un impulso de corriente escalonado.
El propósito del sensor es detectar las propiedades de reflexión
del fluido corporal, tal como la sangre, para realizar el análisis
espectrofotométrico. En una realización, el sensor está incrustado
en el interior de un conductor de marcapasos bilumen y se encuentra
situado cerca del electrodo distal del conductor, de manera que el
sensor resida en el interior del corazón cuando el conductor se
implanta en el interior de paciente, con lo cual permite que el
contenido de oxigeno de la sangre detectado en el interior del
corazón sea un parámetro fisiológico que se puede utilizar para
controlar el intervalo de respuesta de un marcapasos que responde a
la velocidad.
La patente norteamericana 5.353.800 (Pahndorf
et al) muestra un conductor sensor de presión implantable que
tiene una aguja hueca adaptada para roscarse en el interior de un
paciente. Al sensor de presión se le suministra energía eléctrica a
través de conductores en el sensor.
Hay casos en los que se precisa el posicionado
permanente del sensor. Un caso de este tipo, por ejemplo, se
muestra en la patente norteamericana 5.404.877 (Noland et
al). Se muestra una alarma implantable sin conductores de
arritmia cardiaca que evalúa continuamente la función del corazón de
un paciente para discriminar entre el funcionamiento de corazón
normal y el anormal, y cuando detecta una condición anormal, genera
una señal de alarma para el paciente. La alarma puede detectar
mediciones de impedancia del corazón, respiración y movimiento del
paciente, y a partir de estas mediciones, generar una señal de
alarma cuando las mediciones indican la ocurrencia de una arritmia
cardiaca. Es importante hacer notar que el sensor utiliza un sistema
de antena que tiene un inductor de bobina para generar un campo
electromagnético en el tejido para detectar cambios de impedancia
que se relacionan con un fenómeno fisiológico. Por ejemplo, se
preselecciona el tamaño del inductor con el fin de que se
corresponda con las dimensiones del órgano o de la estructura que se
va a medir.
Existen también varios dispositivos implantables
conocidos que utilizan la telemetría para transmitir o recibir
datos de un dispositivo externo. Un dispositivo de este tipo, es por
ejemplo, el sistema mostrado en la patente norteamericana 6.021.352
(Christopherson et al). El dispositivo utiliza un sensor de
presión como transductor para detectar el esfuerzo respiratorio del
paciente. La información de formas de onda respiratorias es recibida
por un generador de impulsos implantable (IPG) / simulador desde un
transductor y la simulación síncrona de inspiración está
proporcionada por el IPG.
Otro dispositivo implantable telemétrico se
muestra en la patente norteamericana 5.999.857 (Weijand et
al). Esta referencia muestra un sistema telemétrico para
utilizarse con dispositivos implantables tales como marcapasos
cardiacos y similares, para telemetría en dos direcciones entre el
dispositivo implantado y un programador externo. El sistema utiliza
osciladores con circuitos de codificación para la transmisión
síncrona de símbolos de datos en la cual los símbolos forman el
portador telemétrico. El sistema proporciona circuitos para
codificación de datos de los símbolos sinusoidales de densidad más
elevada, incluyendo combinaciones de codificación BPSK, FSK y ASK.
También se muestran realizaciones de transmisores para el
dispositivo implantado y para el programador externo, así como
circuitos modulador y desmodulador. Es importante hacer notar que el
dispositivo implantado tiene su propia fuente de alimentación en
forma de una batería para energizar toda la circuitería y los
componentes del dispositivo implantado.
También es importante hacer notar que, hasta el
momento, no existe ningún sistema médico telemétrico que sea un
sistema altamente eficiente como consecuencia de sus componentes así
como por la facilidad de utilización al mismo tiempo que
proporciona información extremadamente precisa en lo que se refiere
a un parámetro medido en el cuerpo de un paciente.
El documento WO - A - 97/ 33513 muestra un sensor
implantable que tiene las características del preámbulo de la
reivindicación 1 adjunta a la presente memoria descriptiva.
La presente invención se refiere a un sistema
médico telemétrico novedoso para su uso en distintas aplicaciones
médicas, tales como la monitorización de condiciones médicas o la
medición de parámetros en el interior del cuerpo de un paciente en
diferentes tipos de órganos, incluyendo tejidos, así como su
función.
De acuerdo con la presente invención, se
proporciona un dispositivo como se define en la reivindicación
1.
La presente invención es un sistema médico
telemétrico compuesto por un sensor médico telemétrico para su
implantación en el cuerpo de un paciente para la medición de un
parámetro en el mismo. El sensor comprende un alojamiento y una
membrana en un extremo del alojamiento, en el que la membrana es
deformable como respuesta al parámetro. Un microprocesador, que es
en la forma de un microchip, se sitúa en el interior del alojamiento
y se comunica operativamente con la membrana para transmitir una
señal indicadora del parámetro.
Un dispositivo de lectura y carga de señales se
puede situar fuera del cuerpo de un paciente y se comunica con el
sensor. El dispositivo de lectura y carga de señales comprende un
bastidor y un circuito en el interior del bastidor. El circuito
comprende una unidad de control lógico y una unidad de proceso
conectada operativamente a la unidad de control lógico. La unidad
de control lógico, por medio de un detector profundo, recibe la
señal del sensor transmitida. La unidad de control lógico también
envía una señal de energización al sensor por medio de un activador
de ondas sinusoidales para energizar remotamente al sensor. La señal
de energización es una señal de onda sinusoidal de aproximadamente
4-6 MHz. La unidad de proceso incluye un algoritmo
para convertir la señal transmitida recibida desde el sensor en un
parámetro medido. Además, el dispositivo de lectura y carga de
señales incluye una fuente de alimentación conectada operativamente
al circuito y un conmutador de energía para activar y desactivar el
dispositivo
El dispositivo de lectura y carga de señales
también incluye una bobina de antena para enviar la señal de
energización al sensor y para recibir la señal digital transmitida
desde sensor. La bobina de antena tiene un acoplamiento inductivo
con el sensor. El dispositivo de lectura y carga de señales también
incluye una pantalla, que es una pantalla LCD, para mostrar el
parámetro medido.
El microprocesador, que es forma de un microchip,
comprende una agrupación de células fotoeléctricas que están
dispuestas en filas al tresbolillo. La agrupación también incluye
una célula fotoeléctrica de referencia situada en un extremo de la
agrupación. Un diodo emisor de luz (LED) transmite luz a las células
fotoeléctricas y a la célula fotoeléctrica de referencia.
El sensor comprende, además, un obturador
conectado a la membrana y amovible entre las células fotoeléctricas
y el LED como respuesta a la deformación de la membrana. El sensor
se dispone de manera que la célula fotoeléctrica de referencia no
quede bloqueada por el obturador y permanezca expuesta a la luz
emitida por los LED.
El microchip comprende, además, una pluralidad de
comparadores conectados operativamente a las células fotoeléctricas
y un tampón conectado operativamente a los comparadores para
almacenar y transmitir la señal digital. El sensor comprende además
una antena, en forma de una bobina, conectada operativamente al
microchip en el que la antena se encuentra situada en el exterior
del alojamiento. Alternativamente, la antena está situada en el
interior del alojamiento del sensor. Preferiblemente, la bobina de
antena está hecha de un hilo que comprende plata y platino iridio.
Adicionalmente, la antena tiene 20 - 25 espiras.
El sensor de acuerdo con la presente invención
comprende, además, una pluralidad de patas de anclaje unidas
resilientemente al alojamiento para anclar el sensor en el tejido.
Además, el alojamiento incluye opcionalmente una muesca en una
superficie exterior del alojamiento para facilitar adicionalmente el
despliegue. El alojamiento puede incluir opcionalmente, además, una
ranura circunferencial en la muesca para facilitar el despliegue
adicional.
En otra realización del sensor, el alojamiento
incluye además un extremo ahusado y una punta de perforación en el
mismo. El extremo ahusado incluye además roscas helicoidales en el
mismo para roscar el alojamiento del sensor directamente en el
tejido. Una realización alternativa incluye una pluralidad de púas
de tejido en el extremo ahusado para anclar el alojamiento sensor
directamente en el tejido.
La presente invención se puede utilizar en un
procedimiento para medir telemétricamente un parámetro en el cuerpo
de un paciente, que comprende los pasos de proporcionar un sensor
médico telemétrico que comprende un alojamiento que tiene una
membrana en un extremo del alojamiento, en el que la membrana es
deformable como respuesta al parámetro, y se sitúa un microchip en
el interior del alojamiento y se comunica operativamente con la
membrana para transmitir una señal indicadora del parámetro. El
sensor se implanta en un lugar en el interior del cuerpo del
paciente, y el parámetro es medido telemétricamente desde el
exterior del cuerpo del paciente con un dispositivo de lectura y
carga de señales. El procedimiento también incluye energizar
telemétricamente el sensor desde el exterior del cuerpo del
paciente con el dispositivo de lectura y carga de señales. A
continuación, el parámetro medido se muestra en la pantalla del
dispositivo de lectura y carga de señales.
La presente invención se puede utilizar también
en un procedimiento para medir telemétricamente un parámetro en el
corazón de un paciente, en el que el procedimiento comprende los
pasos de generar imágenes del corazón por medio de la utilización
de generación de imágenes ultrasónicas transesofágicas, e
identificar un lugar de implantación en el corazón. Se crea una
abertura en el tejido en el lugar de implantación y se proporcionan
un sensor que comprende un alojamiento, una membrana en un extremo
del alojamiento en el que la membrana es deformable como respuesta
al parámetro, y un microchip situado en el interior del aojamiento y
que se comunica operativamente con la membrana para transmitir una
señal indicadora del parámetro. El sensor se coloca en el interior
de la abertura y el parámetro se mide telemétricamente desde el
exterior del cuerpo del paciente en base a la señal transmitida por
el sensor.
El procedimiento también puede incluir energizar
telemétricamente el sensor desde el exterior del cuerpo del
paciente y mostrar el parámetro medido con un dispositivo de lectura
y carga de señales. Las mediciones del parámetro se realizan varias
veces por segundo con el dispositivo de lectura y carga de
señales.
El sensor se puede situar en el interior de una
cavidad del corazón utilizando el septo como lugar de implantación,
por ejemplo, la fosa oval. Alternativamente, el sensor se puede
situar en otros lugares anatómicos en el interior del corazón y en
otros órganos y tejidos.
Un parámetro que se puede medir con el sistema de
acuerdo con la presente invención es la presión sanguínea
hemodinámica en una cavidad del corazón. Como consecuencia, el
procedimiento incluiría la toma de entre 10 - 20 mediciones del
parámetro por segundo.
Además, el procedimiento puede incluir
adicionalmente crear la abertura en el tejido con una aguja. En una
realización de la presente invención, el sensor incluye una
pluralidad de patas de anclaje del sensor para anclar el sensor al
tejido. Además, el sensor está recubierto con un agente no
trombogénico con el fin de impedir trombosis en el corazón después
de la implantación del sensor.
La presente invención también se puede usar en un
procedimiento para medir telemétricamente un parámetro en el
corazón de un paciente en el que el procedimiento comprende los
pasos de realizar una representación de imágenes del corazón con
generación de imágenes ultrasónica transesofágica e identificar un
sitio de implantación en el corazón. Se proporcionan un sensor que
comprende un alojamiento y una membrana en un extremo del
alojamiento, en el que la membrana es deformable como respuesta al
parámetro, y un extremo distal ahusado y una punta de perforación
en el otro extremo del alojamiento. El sensor comprende además un
microchip situado en el interior del alojamiento y que se comunica
operativamente con la membrana para transmitir una señal indicadora
del parámetro. El sensor se implanta en el sitio con la punta de
perforación y el extremo distal ahusado del sensor. El parámetro se
mide telemétricamente desde el exterior del cuerpo del paciente en
base a la señal de transmisión del sensor. Además, el sensor está
energizado telemétricamente desde el exterior del cuerpo del
paciente. Se utiliza un dispositivo de lectura y carga de señales
fuera del cuerpo del paciente para medir el parámetro, energizar el
sensor y mostrar el parámetro medido. Como consecuencia, las
mediciones del parámetro se realizan varias veces por segundo con
el dispositivo de lectura y carga de señales.
Alternativamente, el sensor incluye roscas
helicoidales en el extremo distal ahusado del sensor y el sensor se
ancla en el tejido en el sitio roscando el extremo distal ahusado
del sensor directamente en el tejido. Alternativamente, el sensor
incluye una pluralidad de púas de tejido en el extremo distal
ahusado del sensor y el sensor se ancla en el tejido en el sitio
con las púas de tejido.
La presente invención se comprenderá más
completamente por medio de la descripción detallada que sigue de
realizaciones preferentes de la misma, tomadas junto con los
dibujos, en los cuales:
la figura 1 es una ilustración esquemática de un
sensor telemétrico implantable médico de acuerdo con la presente
invención;
la figura es una vista superior del sensor de la
figura 1;
la figura 3 es una ilustración esquemática de una
realización alternativa del sensor de la figura 1 que tiene un
extremo distal ahusado con roscas helicoidales y una punta de
perforación de tejido para que se ancle en el tejido;
la figura 4 es una realización alternativa del
sensor de la figura 1 que tiene un extremo distal ahusado con una
punta de perforación de tejido y una pluralidad de púas de
perforación de tejido sobre la misma;
la figura 5 es una vista en perspectiva parcial
del sensor de la figura 1, habiéndose eliminado algunas partes con
el fin de revelar los componentes internos del sensor;
la figura 6A es un diagrama esquemático que
ilustra un circuito de microprocesador del sensor de acuerdo con la
presente invención;
la figura 6B es un diagrama esquemático que
ilustra un circuito lógico del circuito de microprocesador de la
figura 6A;
la figura 7 es una ilustración esquemática que
muestra una agrupación de células fotoeléctricas para el sensor de
acuerdo con la presente invención;
la figura 8 es una ilustración esquemática que
muestra el sistema telemétrico de acuerdo con la presente invención,
incluyendo el sensor de la figura 1 y un dispositivo de lectura y
carga de señales situado remotamente del sensor y en comunicación
con el mismo;
la figura 9 es un diagrama esquemático que
ilustra el circuito de lectura / carga para el dispositivo de
lectura y carga de señales de la figura 8;
la figura 10 ilustración esquemática del corazón
de un paciente; y
la figura 11 es una ilustración esquemática que
muestra el sensor completamente desplegado dentro de una abertura de
tejido de acuerdo con la presente invención.
La presente invención se refiere a un sistema
telemétrico médico 30 novedoso, como se ilustra esquemáticamente en
la figura 8, así como sus componentes y procedimientos de
utilización novedosos que son útiles para varias aplicaciones
médicas, como se explica y se demuestra en la presente memoria
descriptiva.
Un aspecto del sistema 30 de la presente
invención es detectar remotamente y medir una característica o
parámetro (o un número de varios parámetros, incluyendo la magnitud
de cualquier parámetro) en el interior del cuerpo de un paciente, o
en el interior de un órgano o tejido del cuerpo de un paciente, por
medio del uso del sensor telemétrico implantable médico 50
novedoso, que es completamente sin cables, y un dispositivo de
lectura y carga de señales 140 novedoso que se comunica
operativamente con el sensor 50.
Como se ilustra esquemáticamente en la figura 1,
el sensor 50 comprende un alojamiento 52 hecho de un material
biocompatible, tal como la polisilicona o el titanio. El alojamiento
52 preferiblemente tiene una forma cilíndrica aunque es aceptable
cualquier tipo de forma para el alojamiento 52. El alojamiento 52
tiene una longitud aproximada que varía entre 4 - 5 mm y un
diámetro aproximado que varía de 2,5 - 3 mm de diámetro. El
alojamiento 52 también puede ser más pequeño, por ejemplo de 3 mm
de longitud y 1 - 2 mm de diámetro exterior. El alojamiento 52
incluye paredes cilíndricas que son de un grosor aproximadamente de
250 micrómetros. Una membrana flexible 56 hecha de un material
deformable se fija a un extremo del alojamiento 52. Se proporcionan
una muesca 58 y una ranura circunferencial 60 sobre una superficie
exterior del alojamiento 52 para facilitar el suministro y la
implantación del sensor 50.
La membrana 56 está hecha de un material flexible
o deformable, tal como el caucho de polisilicona o poliuretano. La
membrana 56 tiene un grosor aproximado de 20 micrómetros y tiene un
diámetro que varía aproximadamente de 1,5 - 2 mm. La membrana 56
normalmente está forzada hacia fuera desde el alojamiento 52 debido
a la presión interior del alojamiento 52. Se fuerza a que la
membrana 56 se abombe hacia dentro en el alojamiento 52 cuando la
presión exterior del alojamiento 52 supera a la presión interna en
el interior del alojamiento 52.
Puesto que la membrana 56 es deformable y está
forzada normalmente hacia fuera desde el alojamiento 52, la
membrana 56 responde directamente al ambiente del tejido o del
órgano que está siendo monitorizado y/o medido en una
característica particular o parámetro. Como respuesta a incluso los
cambios más ligeros en estas características o parámetros, la
membrana 56 se deforma hacia dentro, hacia el interior del
alojamiento 52. Como consecuencia, hay una relación directa o una
correspondencia entre cualquier cambio en la característica medida o
parámetro y la cantidad o grado de acción de deformación o
movimiento de la membrana 56.
Es importante hacer notar que la membrana 56
tiene un área relativamente grande en dimensiones cuando se la
compara con los dispositivos de membrana de estado sólido, tal como
los sensores piezoeléctricos o los chips de memoria fabricados
utilizando membranas. Como consecuencia, los requisitos para los
componentes electrónicos del sensor 50 son menos exigentes.
Adicionalmente, la membrana 56 tiene una deflexión mucho mayor que
la de las membranas de estado sólido.
El sensor 50 también incluye una bobina 68 de
antena que está conectada operativamente a los componentes internos
del sensor 50 por un conductor 70 de antena. La bobina 68 de antena
es una bobina de inductancia que tiene una configuración de bobina
en espiral. El material utilizado para el hilo de la antena es de un
contenido del 90% de plata aproximadamente, con un recubrimiento de
platino iridio de aproximadamente el 10% de contenido. La bobina 68
de antena preferiblemente está hecha con 20 - 25 espiras de un hilo
de grosor 30 micrómetros. El diámetro exterior de la antena es 1,5 -
2,0 cm (figura 2).
Como consecuencia, debido a estas
características, la bobina 68 de antena posee una capacidad parásita
muy baja. Además, la bobina 68 de antena, debido a su contenido de
plata / platino en el hilo, tiene una conductividad extremadamente
alta y es extremadamente flexible.
Aunque se describe la antena 68 como siendo
externa al alojamiento 52, se encuentra en el alcance de la
invención incluir cualquier tipo de antena adecuada, tal como una
antena que se encuentre contenida en el interior del alojamiento
52.
El sensor 50 incluye, además, patas de anclaje 64
forzadas resilientemente al exterior del alojamiento 52. El número
de patas 64 de anclaje puede variar dependiendo del grado deseado de
anclaje y de la geografía y de la anatomía en la cual se va a
colocar el sensor 50. Las patas 64 de anclaje están hechas de hilo
que utiliza material metálico con memoria de forma, como puede ser
una aleación de níquel y titanio (NiTinol). Las patas 64 de anclaje
tienen una configuración cóncava con un radio de curvatura que se
curva en el tejido u órgano en el cual se va a anclar el sensor 50.
Otras configuraciones apropiadas para las patas 64 de anclaje
también se contemplan en la presente memoria descriptiva.
Si es deseable, se recubre el sensor 50 con un
agente no trombogénico o anticoagulante, tal como la heparina, antes
de la implantación con el fin de impedir trombosis, coagulaciones,
etc.
La figura 3 ilustra una realización alternativa
del sensor 50 que tiene un extremo ahusado 54 en el alojamiento 52.
El extremo ahusado 54 tiene una punta 55 de perforación de tejido y
roscas helicoidales 57 dispuestas en una superficie exterior del
extremo ahusado 54, con el fin de facilitar el anclaje directo del
extremo ahusado 54 del alojamiento 52 por medio de roscado directo
en el tejido.
La figura 4 ilustra otro sensor 50 de realización
alternativa que incluye una pluralidad de púas 59 de tejido fijadas
al extremo ahusado 54 del alojamiento 52. Las púas 59 tienen una
punta de perforación de tejido curvada hacia fuera, separándose de
la punta 55 de perforación del tejido. Como consecuencia, junto con
esta punta 55 de perforación de tejido, las púas 59 de tejido
agarran firmemente el tejido para anclar firmemente el alojamiento
52 en el tejido.
Como se muestra en la figura 5, el interior del
alojamiento 52 incluye un microprocesador 90, en forma de un
microchip, fijado en el interior de una de las paredes interiores
del alojamiento 52. El conductor 70 de la bobina 68 de antena está
conectado operativamente al microprocesador 90. El microprocesador
90 incluye una agrupación 92 de células fotoeléctricas 95
dispuestas con un patrón de configuración, por ejemplo, ocho filas
al tres bolillo que contienen 8 células fotoeléctricas 95 en cada
fila. Se sitúa una célula fotoeléctrica 97 en un extremo de la
agrupación 92 lo cual produce una agrupación 92 que tiene un total
de 65 células fotoeléctricas, tal como se ilustra en la figura 7.
La agrupación 92 de células fotoeléctricas proporciona 64 grados de
resolución. La distancia de paso entre cada fotocélula 95 es
aproximadamente 1/4 el tamaño de una fotocélula 95. Además, la
fotocélula de referencia 97 tiene una dimensión que es
aproximadamente el tamaño del paso, por ejemplo, 1/4 el tamaño de
una fotocélula 95, proporcionando de esta manera una resolución que
es igual a un movimiento de 1/4 de fotocélula.
Un diodo emisor de luz (LED) 100 está conectado
operativamente al microprocesador 90 y está situado encima y
separado en paralelo y alejándose de la agrupación 92 de células
fotoeléctricas. Se conecta un obturador 62 a la superficie interior
de la membrana 56 y se extiende longitudinalmente desde la membrana
56 en el interior del alojamiento 52. El obturador 62 tiene una
configuración sustancialmente en forma de D y se extiende
longitudinalmente entre el LED 100 y la agrupación 92 de células
fotoeléctricas. El obturador 62 está hecho de una aleación de
aluminio y está situado de manera que la superficie plana del
obturador 62 esté orientada directamente hacia la agrupación 92 de
células fotoeléctricas. El obturador 62 está fijado a la membrana
deformable 56 de manera que el obturador 62 se mueva asociado a la
membrana 56. Como consecuencia, cuando la membrana 56 se deflecta
hacia dentro en el alojamiento 52 (debido al parámetro monitorizado
o medido de tejido u órgano), el obturador 62 se extiende
longitudinalmente sobre un número de células fotoeléctricas 95 en la
agrupación 92 en relación directa al movimiento hacia dentro de la
membrana 56, cuando la misma está siendo deformada. De manera
similar, cuando la membrana 56 se deflecta hacia fuera desde el
alojamiento 52, el obturador 62 se mueve longitudinalmente hacia
fuera desde el extremo del alojamiento 52, junto con la membrana 56.
Como consecuencia, el obturador 62 obscurece o bloquea un número de
células fotoeléctricas 95 de acuerdo con el grado de movimiento de
la membrana 56. De esta manera, cuando el obturador 62 se sitúa
sobre un número específico de células fotoeléctricas 95, se impide
que la luz del LED 100 alcance las células fotoeléctricas 95 y
afecta la transmisión de señales de estas células 95. Esta
disposición constituye una conversión analógica a digital (A/D) que
es efectiva en energía puesto que solamente se produce un simple
recuento del número de fotocélulas que están conectadas o
desconectadas como medida del movimiento del obturador. De esta
manera se produce la conversión analógica a digital. Como
consecuencia, el microprocesador 90 se comunica operativamente con
la membrana 56.
La célula fotoeléctrica de referencia 97 nunca
está obscurecida o cubierta por el obturador 62 puesto que la misma
se encuentra situada en el extremo alejado (extremo separado de la
membrana 56) de la agrupación 92. Se calibran el obturador 62 y la
membrana 56 de manera que, incluso con la deflexión máxima hacia
dentro en el alojamiento 52, la célula fotoeléctrica de referencia
97 queda permanentemente expuesta al LED 100 para utilizarse como
señal de referencia para el sensor 50. Incluso así, la disipación de
energía de la fotocélula es muy baja.
Como mejor se muestra en la figura 6A, el
microprocesador 90 es un circuito en el que la bobina 68 de antena
y el condensador 102 de resonancia funcionan como un oscilador
resonante para el sensor 50. La bobina 68 de antena recibe las
señales RF transmitidas enviadas por el dispositivo 140 de lectura y
carga de señales como se ilustra en las figuras 8 y 9. La señal RF
recibida en la bobina 68 de antena es una señal de carga para
energizar al microprocesador 90. Cuando recibe la señal de carga RF,
la bobina 68 de antena y el condensador 102 resuenan y cargan un
condensador 114 de carga por medio del diodo 116. Cuando alcanza un
umbral de voltaje predeterminado de aproximadamente 1,2 V, el
condensador 114 energiza al LED 100 y a un circuito lógico 91 por
medio de la unidad de control 104. Cuando el LED 100 ha sido
energizado por el condensador cargado 114, el LED emite luz a la
agrupación 92 de células fotoeléctricas que se mantienen con un
voltaje negativo.
Como se ilustra en la figura 6B, la agrupación 92
de células fotoeléctricas está designada como P_{1}, P_{2} ,…
P_{64} y P_{REF}, respectivamente. Cada célula fotoeléctrica 95
(P_{1} - P_{64}) está conectada en paralelo a una pluralidad
de comparadores 120 denominados C_{1}, C_{2}, … C_{64}. La
célula fotoeléctrica de referencia 97 está conectada operativamente
a cada comparador 120 (C_{1} - C_{64}) para proporcionar una
señal de referencia a cada comparador 120 que se compara con la
señal recibida desde cada célula fotoeléctrica respectiva 95. El
circuito lógico 91 es energizado y controlado por la unidad de
control 104 y por un reloj 106. La unidad de control 104 está
conectada a cada comparador 120.
Un tampón 126 que tiene una pluralidad de células
tampón 129 (en total sesenta y cuatro células tampón que se
corresponden a cada comparador C_{1} - C_{64}) está conectado
operativamente a los comparadores 120. Cada célula tampón 129 es
una célula flip-flop o de memoria, que recibe una
señal de su comparador respectivo C_{1} - C_{64} lo que produce
un número binario que tiene una longitud de sesenta y cuatro dígitos
(una serie de unos o ceros). Todas las células tampones 129 están
llenas con un único ciclo de reloj y cada tampón 129 tiene ya sea
"0" o "1". Después de que las sesenta y cuatro células
tampón 129 se hayan llenado con su número binario respectivo, la
señal digital que representa los sesenta y cuatro bites se envía al
dispositivo 140 de lectura y carga de señales por medio de la
unidad de control 104. Después de transmitir la señal digital, la
unidad de control 104 es restablecida por el reloj 106 esperando
entradas de señal adicionales del dispositivo 140 de lectura y
carga de señales. La encriptación del número binario está
proporcionada por el dispositivo 140 de lectura y carga de señales
que se describirá con mayor detalle más adelante.
Cuando se llena las sesenta y cuatro células
tampón, la señal digital se transmite desde el tampón 126 y activa
el conmutador 112, lo cual produce una transmisión de la señal
digital desde la bobina 68 de antena a la bobina 162 de antena del
dispositivo 140 de lectura y carga de señales.
Un aspecto principal del sistema 30 de la
presente invención es que el sensor 50 es un transpondedor sin
cables así como un dispositivo de baja energía que puede tener una
velocidad de actualización rápida, a pesar de su naturaleza pasiva,
debido al mecanismo de conversión analógico a digital (A/D)
inherente utilizado en el sensor 50, por ejemplo, la agrupación 92
de células fotoeléctricas, que convierte directamente la deflexión
de la membrana 56 en una señal digital, sin consumo de energía, como
se requeriría en un convertidor A/D electrónico convencional.
Como se ilustra en la figura 8, el dispositivo
140 de lectura y carga de señales de acuerdo con la presente
invención es para su utilización fuera del cuerpo de un paciente o
en la superficie exterior del cuerpo del paciente. El dispositivo
140 de lectura y carga de señales incluye un bastidor 145, que es un
alojamiento, que tiene una pantalla de visualización 172 (LCD) de
pantalla de cristal líquido montada en una abertura en el
alojamiento 145. El dispositivo 140 de lectura y carga de señales,
también denominado comúnmente como dispositivo de lectura / carga,
lector / cargador o dispositivo lector / cargador, es activado por
un conmutador de potencia o disparador 146 que se extiende desde el
bastidor 145. La bobina 162 de antena se comunica operativamente
con la bobina 68 de antena del sensor 50 por acoplamiento
inductivo.
Como se muestra en la figura 9, una vez que el
circuito lógico 91 transmite la señal digital desde el sensor 50 a
través de la bobina 68 de antena sensora, la constante de
acoplamiento de la bobina 162 de antena del lector / cargador
cambia y es detectada por un detector profundo 168 conectado
operativamente a la bobina 162 de antena del lector / cargador. El
detector profundo 168 es sensible para detectar un cambio en la
amplitud de la señal tan bajo como un cambio del 0,01% de
amplitud.
Una unidad 154 de control lógico lector /
cargador está conectada operativamente al detector profundo 168
para determinar el umbral del detector profundo 168. La unidad 154
de control lógico también incluye una fuente de alimentación 151
para energizar los componentes del dispositivo 140 lector /
cargador.
El circuito 150 lector / cargador incluye además
una unidad de proceso 170 conectada operativamente a la unidad de
control lógico 154. La unidad de proceso 170 contiene el algoritmo
para convertir la señal recibida digital del sensor 50 (figura 8)
en un parámetro medido del parámetro médico, condición o
característica detectada en el sensor implantado 50. Además, la
unidad de proceso 170 incluye un código de encriptación para la
encriptación de la señal digital (señal de sesenta y cuatro bit)
usando algoritmos de encriptación tales como procedimientos OR
(XOR), RSA (RSA Security, Inc.), etc.
Por ejemplo, cuando el parámetro que se está
midiendo es la presión de sangre hemodinámica, dentro de un órgano
tal como la cavidad de un corazón, una vez que la unidad de proceso
170 recibe la señal digital, la unidad de proceso 170, por medio de
su algoritmo, convierte la señal digital (número binario) en un
valor de presión, usando una tabla de comparación visual o una
expresión analítica que representa la relación entre la deflexión
del obturador 62 en el sensor 50 respecto a la presión del sensor
exterior en la membrana 56 y que se da a continuación:
P = (K D^{3} /
A^{2})
x^{2}
en la que P es el valor de presión,
D es el grosor de la membrana, A es el radio de la membrana, X es la
deflexión respecto al equilibrio y K es una
constante.
La pantalla LCD 172 está conectada operativamente
a la unidad de proceso 170 para mostrar el parámetro medido
(presión de sangre hemodinámica en el ejemplo anterior) convertida
de la señal digital en tiempo real.
Utilizando el dispositivo 140 de lectura y carga
de señales en el exterior del cuerpo del paciente, se pueden
obtener lecturas continuas de parámetros (para determinar aspectos
del parámetro, tales como la magnitud) de los valores medio así como
activo o individual del parámetro probado.
Cuando están midiendo las características de un
fluido corporal tal como la sangre, el dispositivo 140 de lectura y
carga de señales mantiene un volumen de lectura activo alrededor del
sensor 50, que varía en una distancia de 5 a 25 cm, y
preferiblemente, un volumen de lectura activa que varía
aproximadamente de 10 a 15 cm. Además, con el sistema médico
telemétrico 30, por medio del sensor 50 y del dispositivo 140 de
lectura y carga de señales, es posible realizar múltiples lecturas
por segundo. Preferiblemente, con la presente invención son posibles
aproximadamente 15 - 20 lecturas por segundo.
Otros atributos asociados con la presente
invención cuando se utiliza como un monitor de presión en una
cavidad del corazón, incluyen monitorizar un rango de presiones de
+/- 30 mmHg; una precisión (con una integración de 5 msec) de +/- 1
mmHg con una repetibilidad (con una integración de 5 msec) de +/- 1
mmHg. Es importante hacer notar que los límites de presión se
pueden cambiar fácilmente cambiando el tamaño y las dimensiones,
tales como la anchura, de la membrana sin ningún cambio en los
componentes electrónicos. Esto es importante para permitir que la
presente invención se adapte a varias aplicaciones utilizando el
mismo diseño.
La unidad de control 154 está conectada
operativamente a un activador de ondas sinusoidales 158 para generar
una señal de onda sinusoidal de aproximadamente 4 a 6 MHz. La señal
de onda sinusoidal es generada por el activador 158 de ondas
sinusoidales por medio del condensador 160 a la bobina 162 de antena
lector / cargador para realizar la transmisión o envío a la bobina
68 de antena del sensor 50 con el fin de energizar o cargar el
sensor 50 como se ha descrito más arriba.
Como se ha mencionado más arriba, el sistema
médico telemétrico 30, de acuerdo con la presente invención, es
útil para casi cualquier tipo de procedimiento diagnóstico médico en
el que sea deseable implantar el sensor 50 en una porción del
cuerpo, particularmente un tejido u órgano de interés. El sistema
médico telemétrico 30 de acuerdo con la presente invención permite
la monitorización y diagnosis remotas de una condición del tejido u
órgano, pudiendo tomar muestras rápidamente de varios parámetros o
variables de cualquier condición física dentro del cuerpo del
paciente en el sitio de interés. Puesto que el sistema médico
telemétrico 30 es sin cables, estos tipos de procedimientos se
conducen de una manera completamente no invasiva con mínimo trauma
al paciente.
Un ejemplo particular del sistema médico
telemétrico 30 de acuerdo con la presente invención, sus componentes
y sus procedimientos de utilización, está en el campo del fallo
coronario congestivo (CHF). El CHF se define como una condición en
la cual un corazón 400 (figura 10) no puede bombear suficiente
sangre a los otros órganos del cuerpo. Esto se puede producir por
el estrechamiento de las arterias que suministran sangre al músculo
cardiaco (debido a una enfermedad arterial coronaria), ataques
coronarios pasados o infartos de miocardio con tejido de cicatriz
que interfiere el trabajo normal del músculo cardiaco, alta presión
de la sangre, enfermedad de la válvula coronaria debido a fiebres
reumáticas anteriores (en válvulas tales como la válvula semilunar,
válvula tricúspide 417 o válvula mitral 418) u otras causas,
enfermedades primarias del mismo músculo coronario denominadas
cardiomeopatías, defectos en el corazón presentes en el nacimiento
tales como la enfermedad coronaria congénita, infección de las
válvulas coronarias y/o del mismo músculo cardíaco (endocarditis /
miocarditis).
El corazón 400 enfermo se mantiene funcionando
pero no tan eficientemente como debería hacerlo. Las personas con
CHF no pueden ejercitarse debido a que les falta la respiración y se
cansan. Cuando la sangre que circula saliendo del corazón 400
reduce su velocidad, la sangre que vuelve al corazón 400 a través de
las venas se remansa, produciendo congestión en los tejidos. A
menudo se producen hinchazones (edemas) más comúnmente en las
piernas y pantorrillas, pero posiblemente también en otras partes
del cuerpo también. Algunas veces el fluido se recoge en los
pulmones e interfiere con la respiración, produciendo incapacidad
respiratoria, especialmente cuando una persona está acostada. El
fallo del corazón también afecta la capacidad de los riñones para
eliminar el sodio y el agua. El agua retenida incrementa el
edema.
El CHF es la enfermedad coronaria más común en
los Estados Unidos y se estime que la padecen más de 5 millones de
pacientes. Uno de los parámetros hemodinámicos más predictivos que
se está midiendo en los pacientes con CHF es la presión de la
sangre en la aurícula izquierda 410, es decir, la presión auricular
izquierda (LA). Hasta el momento, este parámetro se mide utilizando
cateterización de corazón derecho invasiva con un catéter de balón
especial tal como el catéter de Swan - Gantz.
Como consecuencia, para moderar los efectos del
CHF, es deseable medir la presión sanguínea en una cavidad
particular (ya sea la aurícula derecha 415, el ventrículo derecho
419, la aurícula izquierda 410 o el ventrículo izquierdo 420) en el
corazón 400 utilizando el sistema médico telemétrico 30 de acuerdo
con la presente invención.
Como consecuencia, cuando se ejecuta un
procedimiento preferente para utilizar el dispositivo de acuerdo con
la presente invención, la presión sanguínea se puede monitorizar
directamente en la aurícula izquierda 410 del corazón 400. Como
consecuencia, es deseable implantar el sensor 50 en la fosa oval 407
en el interior del septo 405.
Con respecto a la anatomía específica del septo
405, en aproximadamente el 15% de la población normal la fosa oval
407 tiene un orificio preexistente o abertura que bien se mantiene
abierta o es patente y está normalmente cubierta por una pequeña
aleta de tejido. En aproximadamente el 85% de la población normal,
la fosa oval 407 está completamente ocluida, es decir, no hay ningún
orificio en el septo 405.
De acuerdo con el procedimiento para usar el
dispositivo de acuerdo con la presente invención, se ha encontrado
que un enfoque de transcatéter es particularmente útil para la
población de pacientes que ya tiene el orificio preexistente en la
fosa oval 407. Como consecuencia, cuando se efectúa este
procedimiento de acuerdo con la presente invención, en primer lugar
se inserta una sonda ultrasónica transesofágica (no mostrada) en la
boca del paciente y se la coloca en el esófago. En la mayor parte
de los casos, la sonda ultrasónica transesofágica se sitúa
aproximadamente a 30 - 35 cm de la boca, es decir, en la mayor parte
de los casos se sitúa justamente encima del estomago del
paciente.
Bajo el guiado ultrasónico transesofágico, un
cable (no mostrado) se inserta en la aurícula derecha 415 a través
de un vaso apropiado tal como la vena cava inferior 408, siendo
guiado el hilo a través de la fosa oval 407 levantando suavemente
la aleta de tejido y separándola de la abertura patente en la fosa
oval 407. Una vez que el hilo se haya insertado a través de la fosa
oval 407, el hilo se guía a una de las venas pulmonares 416 para
colocar el extremo distal del hilo con el fin de posicionar
adecuadamente y anclar el hilo en la abertura de la vena pulmonar
416. En consecuencia, se ha probado que la vena pulmonar 416 es muy
fiable y es un punto de anclaje estable para el hilo.
Una vez que el hilo se haya situado adecuadamente
en la fosa oval 407 y se haya anclado en la vena pulmonar 416, una
vaina de catéter (del tipo "sobre el hilo"- no mostrada) se
guía sobre el hilo a través de la aurícula derecha 415 y de la fosa
oval 407 y se sitúa en el interior de la aurícula izquierda 410, por
ejemplo muy cercana a la abertura de la vena pulmonar 416.
Una vez que la vaina del catéter se haya situado
adecuadamente, se retira el hilo del corazón 400 del paciente y se
suministra el sensor 50 a través de la vaina de catéter por medio de
uno de los numerosos dispositivos de suministro en base al catéter
estándar (no mostrado). Como consecuencia, se puede suministrar el
sensor 50 a la fosa oval 407 por cualquiera de los dispositivos
típicos de suministro en base al catéter asociados normalmente con
los marcapasos implantables, electrodos, dispositivos de oclusión de
defecto séptico auricular (ASD), etc. Como consecuencia, se puede
suministrar el sensor 50 con dispositivos de suministro típicos
tales como el Amplatzer® Delivery System, fabricado por AGA Medical
Corporation de Golden Valley, Minnesota.
Después de la colocación de la vaina del catéter,
se despliega el sensor 50 de la vaina del catéter en el interior de
la fosa oval 407, como mejor se ilustra en la figura 11. Después del
despliegue, el sensor 50 utiliza las patas de anclaje 64 para
anclar el sensor 50 al septo 405 y ocluir la abertura en la fosa
oval 407.
Se coloca el sensor 50 en la fosa oval 407 en
aquellos pacientes que no tienen una abertura preexistente en la
fosa oval 407, por medios de acercamiento de anterogrado. De nuevo,
se sitúa la sonda ultrasónica transesofágica en el esófago del
paciente como se ha descrito más arriba. Bajo el guiado de imágenes
ultrasónicas transesofágicas, se realiza una abertura en el septo
405 en la fosa oval 407 con el fin de colocar y acomodar el sensor
50. De esta manera, se realiza la abertura con un catéter de aguja
estándar (no mostrado) tal como la BRK^{TM} Series Transseptal
Needle, fabricada por St. Jude Medical, Inc. de St. Paul, Minnesota.
Como consecuencia, bajo el guiado ultrasónico transesofágico, el
catéter de aguja se coloca inicialmente en la aurícula derecha 415
y se coloca en la fosa oval 407. En este punto, la punta de la aguja
del catéter de aguja penetra en la fosa oval 407 y se inserta el
catéter a través de la fosa oval 407 en la aurícula izquierda 410 a
través de la abertura que se acaba de crear en la fosa oval 407 por
medio del catéter de aguja. Una vez se haya creado el orificio en
la fosa oval 407, se introduce el sensor 50 con el dispositivo de
suministro, tal como el dispositivo de suministro que se ha
descrito más arriba, y se coloca en la abertura de la fosa oval como
se muestra en la figura 11. Con el despliegue de las patas de
anclaje 64, la abertura en la fosa oval 407 se ocluye alrededor del
alojamiento 52 del sensor y el sensor 50 se fija al septo 405 de una
forma segura.
Es importante hacer notar que la generación de
imágenes ultrasónicas transesofágicas se utiliza para el
acercamiento del transcatéter así como del anterogrado como se ha
descrito más arriba de acuerdo con cada paso del procedimiento de
la presente invención. Puesto que cualquier procedimiento de acuerdo
con la presente invención se puede utilizar con el guiado
ultrasónico transesofágico, se pueden eliminar otras modalidades de
representación por imágenes, tales como la fluoroscopia. De esta
manera, los procedimientos de acuerdo con la presente invención se
pueden realizar en una clínica de pacientes externos o en las
oficinas del médico como un procedimiento de cabecera. Al eliminar
la necesidad de un fluoroscopio, el procedimiento de acuerdo con la
presente invención también elimina la necesidad de realizar el
procedimiento en un laboratorio de catéter que solamente añade
tiempo y costo adicionales al procedimiento y tiempo e
inconveniencia adicionales al paciente.
Después de que el sensor 50 se haya implantado en
el septo 405 del paciente, se le proporciona al paciente un
tratamiento estándar para impedir la coagulación o endotelización
excesiva. Por ejemplo, es práctica común prescribir aspirina y/o
anticoagulante tal como la heparina durante un periodo de tiempo tal
como 6 meses.
Con cualquiera de los procedimientos que se han
descrito más arriba, el sensor 50 se fija al septo 405 con el fin
de proporcionar la monitorización de presión en tiempo real en la
aurícula izquierda 410. Puesto que el sensor 50 es un transpondedor
sin cables y un receptor de baja potencia de la batería, el sensor
50 no impide la función natural del corazón 400 y es verdaderamente
mínimamente invasivo.
Utilizando el dispositivo 140 de lectura y carga
de señales en el exterior del cuerpo del paciente, se puede obtener
lecturas de presión continuas, tanto de los valores medios como de
la pulsación de presión en la aurícula izquierda 410 proporcionado
por el sensor 50.
Con el sistema telemétrico 30, el dispositivo 140
de lectura y carga de señales mantiene un volumen de lectura activa
alrededor del sensor 50 que varía de 5 a 25 cm, y preferiblemente,
un volumen de lectura activa que varía aproximadamente de 10 a 15
cm. Además, con el sensor 50 y el dispositivo 140 de lectura y carga
de señales, es posible realizar múltiples lecturas por segundo.
Preferiblemente, con la presente invención son posibles
aproximadamente 10 - 20 lecturas por segundo.
Otros atributos asociados con la presente
invención cuando se utiliza como un monitor de presión en una
cavidad del corazón incluyen monitorizar un rango de presiones de
+/- 30 mmHg; y una precisión (con una integración de cinco mseg) de
más +/- 1 mmHg y una repetibilidad (con una integración de 5 mseg)
de +/- 1 mmHg.
Aunque se han descrito más arriba en la presente
memoria descriptiva realizaciones preferentes con referencia a un
sistema médico, dispositivos, componentes y procedimientos de uso,
se podrá entender que los principios de la presente invención se
pueden utilizar también con otros tipos de objetos. Las
realizaciones preferentes se citan a título de ejemplo y la
amplitud completa de la invención está limitada solamente por las
reivindicaciones.
Claims (13)
1. Un dispositivo (30) para medir
telemétricamente un parámetro en el corazón de un paciente,
comprendiendo el dispositivo (30);
un sensor (50) para implantar en un sitio de
implantación en el corazón, comprendiendo el sensor (50) un
alojamiento (52), una membrana (56) en un extremo del alojamiento
(52), siendo deformable la membrana (56) como respuesta al
parámetro, y un microchip (90) situado en el interior del
alojamiento (52) y que se comunica operativamente con la membrana
(56) para transmitir una señal indicadora del parámetro; y
medios para medir telemétricamente el parámetro
desde el exterior del cuerpo del paciente en base a una señal
transmitida por el sensor (50);
teniendo el microchip (90) una agrupación (92) de
células fotoeléctricas (95);
un diodo emisor de luz (100) conectado
operativamente al microchip (90) y separado alejándose de la
agrupación (92) de células fotoeléctricas (95); y que se
caracteriza por:
un obturador (62) fijado a la membrana (56) y
extensible de manera amovible sobre la agrupación (92) de células
fotoeléctricas (95), siendo amovible el obturador (62) en asociación
con la membrana (56).
2. El dispositivo (30) de acuerdo con la
reivindicación 1, que incluye una aguja para crear una abertura en
el corazón.
3. El dispositivo (30) de acuerdo con la
reivindicación 1 o con la reivindicación 2, incluyendo el sensor
(50) una pluralidad de patas de anclaje (64) en el mismo para anclar
el sensor (50) al sitio de implantación.
4. El dispositivo (30) de acuerdo con una
cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en el que el sensor
(50) comprende una punta de perforación (55) y un extremo distal
(54) ahusado.
5. El dispositivo (30) de acuerdo con una
cualquiera de las reivindicaciones precedentes, incluyendo medios
para energizar telemétricamente el sensor (50) desde el exterior del
corazón.
6. El dispositivo (30) de acuerdo con una
cualquiera de las reivindicaciones precedentes, incluyendo medios
para mostrar el parámetro medido.
7. El dispositivo (30) de acuerdo con una
cualquiera de las reivindicaciones precedentes, incluyendo un
dispositivo (140) de lectura y carga de señales.
8. El dispositivo (30) de acuerdo con la
reivindicación 7, en el que el dispositivo (140) de lectura y carga
de señales puede tomar mediciones de los parámetros múltiples veces
por segundo.
9. El dispositivo (30) de acuerdo con la
reivindicación 8, en el que el parámetro es la presión sanguínea
hemodinámica.
10. El dispositivo (30) de acuerdo con una
cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en el que el sensor
(50) está recubierto con un agente no trombogénico.
11. El dispositivo (30) de acuerdo con una
cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en el que roscas
helicoidales están provistas en un extremo distal ahusado (54) del
sensor (50) para anclar el sensor (50) en el tejido en el sitio al
roscar el extremo distal ahusado (54) en el tejido.
12. El dispositivo (30) de acuerdo con una
cualquiera de las reivindicaciones precedentes, comprendiendo el
sensor (50) una pluralidad de púas (59) de tejido en un extremo
distal ahusado (54) del sensor (50) para anclar el extremo distal
ahusado (54) del sensor (50) en el tejido en el sitio.
13. El dispositivo (30) de acuerdo con una
cualquiera de las reivindicaciones precedentes, que está adaptado
para realizar formación de imágenes usando formación transesofágica
de imágenes ultrasónicas.
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