ES2279445T3 - Estimulacion del miocardio. - Google Patents
Estimulacion del miocardio. Download PDFInfo
- Publication number
- ES2279445T3 ES2279445T3 ES04778975T ES04778975T ES2279445T3 ES 2279445 T3 ES2279445 T3 ES 2279445T3 ES 04778975 T ES04778975 T ES 04778975T ES 04778975 T ES04778975 T ES 04778975T ES 2279445 T3 ES2279445 T3 ES 2279445T3
- Authority
- ES
- Spain
- Prior art keywords
- heart
- stimulation
- biological material
- cells
- transplanted
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Active
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/36—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses containing ingredients of undetermined constitution or reaction products thereof, e.g. transplant tissue, natural bone, extracellular matrix
- A61L27/38—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses containing ingredients of undetermined constitution or reaction products thereof, e.g. transplant tissue, natural bone, extracellular matrix containing added animal cells
- A61L27/3839—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses containing ingredients of undetermined constitution or reaction products thereof, e.g. transplant tissue, natural bone, extracellular matrix containing added animal cells characterised by the site of application in the body
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/36—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses containing ingredients of undetermined constitution or reaction products thereof, e.g. transplant tissue, natural bone, extracellular matrix
- A61L27/38—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses containing ingredients of undetermined constitution or reaction products thereof, e.g. transplant tissue, natural bone, extracellular matrix containing added animal cells
- A61L27/3804—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses containing ingredients of undetermined constitution or reaction products thereof, e.g. transplant tissue, natural bone, extracellular matrix containing added animal cells characterised by specific cells or progenitors thereof, e.g. fibroblasts, connective tissue cells, kidney cells
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/3627—Heart stimulators for treating a mechanical deficiency of the heart, e.g. congestive heart failure or cardiomyopathy
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
- A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
Abstract
Un sistema que comprende al menos dos electrodos (20, 22) configurados para suministrar estimulación eléctrica a material biológico transplantado en un miocardio de un corazón; y un procesador (54); caracterizado porque el procesador (54) está configurado para controlar el suministro de la estimulación durante la fase de expulsión de un ciclo cardiaco.
Description
Estimulación del miocardio.
La presente invención se refiere a sistemas
asociados con el corazón y, en particular, a sistemas asociados con
la estimulación del miocardio.
Durante la enfermedad arterial coronaria, la
formación de placas estrecha la luz de la arteria coronaria,
reduciendo el suministro de O_{2} al tejido cardiaco. Si la
arteria coronaria se ocluye, el tejido cardiaco por el que pasa la
arteria coronaria muere pronto de privación de O_{2}. La necrosis
real del tejido del corazón se denomina infarto de miocardio, o
ataque cardiaco.
Una vez que el tejido cardiaco ha muerto, se
infiltra el tejido con fagocitos no contráctiles, que finalmente se
sustituyen con tejido cicatrizado fibroso. El tejido cicatrizado
fibroso, que incluye fibroblastos y una matriz extracelular, no
contribuye de forma significativa a la contracción del corazón. Las
células cardiacas no repueblan de forma natural la región
dañada.
La cardiomioplastia celular implica transplantar
células en el miocardio dañado para repoblar la región dañada. En
un procedimiento, las células se transplantan mediante inyección
directamente en o próximas al tejido afectado. Las células
transplantadas son más elásticas que el tejido fibroso cicatrizado,
y por lo tanto la presencia de las células potencia la elasticidad
del corazón. La elasticidad proporcionada por las células mejora el
rendimiento del corazón durante la diástole, que es la fase de
relajación y llenado del ciclo cardiaco.
En general, la invención se refiere a sistemas
para estimular eléctricamente material biológico transplantado, tal
como células transplantadas, para mejorar el rendimiento del corazón
durante la sístole. En particular, la invención se refiere a
dispositivos y técnicas para estimular material biológico
transplantado en un miocardio de un corazón durante una fase de
expulsión de un ciclo cardiaco. La invención proporciona un sistema
que incluye al menos dos electrodos para suministrar estimulación
al material biológico transplantado en un miocardio de un corazón y
un procesador para controlar el suministro de la estimulación
durante la fase de expulsión de un ciclo cardiaco. El sistema puede
realizarse en un único IMD o en múltiples dispositivos. El sistema
también puede incluir un sensor para detectar una señal biológica y
también puede incluir la capacidad de suministrar terapia de
desfibibrilación.
El material biológico transplantado puede
incluir células, tales como mioblastos esqueléticos, células
precursoras, fibroblastos y células manipuladas genéticamente. El
material biológico puede comprender además componentes de células,
tales como material genético, o un quimioatrayente para atraer
células precursoras. Algo del material biológico tal como células
esqueléticas, puede ser contráctil de forma natural. Se ha
descubierto que la estimulación eléctrica puede provocar la
diferenciación de la conversión fenotípica, causando que el material
biológico se vuelva más contráctil.
En una aplicación típica, un dispositivo médico
implantable (IMD) suministra un conjunto de pulsos de estimulación
al tejido biológico transplantado cuando la contracción del tejido
transplantado ayude a la función hemodinámica. En general, la
estimulación durante la fase de expulsión del ciclo cardiaco, cuando
las válvulas aórtica y pulmonar están abiertas, proporciona ayuda
hemodinámica.
La invención abarca diversas técnicas para
estimular el material biológico durante la fase de expulsión. El
IMD puede, por ejemplo, temporizar el suministro de las
estimulaciones observando una señal eléctrica generada por el
corazón, tal como una onda R. En algunas realizaciones, el IMD puede
suministrar estimulaciones que marquen el ritmo al corazón, y el
IMD puede temporizar el suministro de las estimulaciones de acuerdo
con el ritmo. El IMD también puede temporizar el suministro de las
estimulaciones de acuerdo con una señal biológica detectada por un
sensor, tal como un sensor de sonido, sensor de presión, sensor de
impedancia, medidor de flujo o acelerómetro.
En una realización, la invención puede usarse en
un método que comprende estimular eléctricamente material biológico
transplantado en un miocardio de un corazón durante una fase de
expulsión de un ciclo cardiaco. El material biológico transplantado
puede estar en, o próximo a, una región infartada del miocardio. La
estimulación puede incluir un conjunto de pulsos de
estimulación.
En otra realización, la invención puede usarse
en un método que comprende estimular eléctricamente material
biológico transplantado en un miocardio de un corazón durante una
fase de expulsión de un primer ciclo cardiaco, suspender la
estimulación eléctrica del material biológico durante la fase de
expulsión de un segundo ciclo cardiaco y controlar un parámetro
hemodinámico durante el segundo ciclo cardiaco. El método también
incluye determinar si estimular eléctricamente el material
biológico durante la fase de expulsión de un tercer ciclo cardiaco
en función del control. Este método puede usarse para determinar si
la estimulación se debe continuar, interrumpir, continuar con un
régimen de terapia de estimulación diferente, o si se indica la
intervención del médico.
La invención puede dar como resultado una o más
ventajas. El desarrollo de tejido necrótico causa que el corazón se
vuelva menos elástico, y también puede afectar negativamente a la
función hemodinámica. Se ha observado que el material biológico
transplantado en o próximo a una región infartada de un corazón
mejora la elasticidad del corazón. Además, la estimulación del
material biológico de acuerdo con la invención puede mejorar la
función hemodinámica del corazón, causando la contracción de al
menos una porción del material biológico, contribuyendo de este
modo a la expulsión de la sangre. Además, la aplicación de la
estimulación puede acelerar la formación del tejido contráctil y
prevenir la invasión de la región infartada por fibroblastos no
contráctiles.
Los detalles de una o más realizaciones de la
invención se muestran en los dibujos adjuntos y la descripción a
continuación, solamente a modo de ejemplo. Otras características,
objetos, y ventajas de la invención serán evidentes a partir de la
descripción y dibujos, y a partir de las reivindicaciones.
La Fig. 1 es una ilustración de un corazón
humano que muestra el uso de cables y electrodos de acuerdo con una
realización de la invención.
La Fig. 2 es un diagrama de bloques que muestra
un sistema que puede estimular eléctricamente material biológico
transplantado en un miocardio.
La Fig. 3 es un diagrama de temporización que
ilustra señales y el tiempo de estimulación eléctrica de acuerdo
con diversas realizaciones de la invención.
La Fig. 4 es un diagrama de temporización que
ilustra un conjunto de estímulos que marcan el ritmo y una respuesta
correspondiente del material biológico transplantado que tiene
propiedades contráctiles de músculo esquelético.
La Fig. 5 es un diagrama de flujo que ilustra
una técnica para temporizar el suministro de estimulación
eléctrica.
La Fig. 1 es un diagrama esquemático de un
corazón humano 10. La obstrucción en una rama de la arteria
coronaria 12 ha privado a la región 14 de un suministro de sangre,
y como consecuencia de oxígeno. Como resultado, el tejido del
miocardio en la región 14 resultó dañado.
En particular, parte del tejido se ha vuelto
necrótico, y se ha desarrollado una región infartada 14. En el
ejemplo que se muestra en la Fig. 1, la región infartada 14 está en
el epicardio del ventrículo izquierdo 16.
El tejido necrótico no contribuye a la acción de
bombeo del corazón 10. En particular el tejido infartado no se
contrae en respuesta a la excitación que tiene lugar durante un
ciclo cardiaco. Normalmente, una excitación ventricular se propaga
desde las proximidades hasta el vértice 18 por todo el miocardio
ventricular mediante uniones gap en el músculo cardiaco, y el
músculo cardiaco se contrae. La excitación, sin embargo, no causa
que la región infartada 14 se contraiga. Al contrario, la región
infartada 14 puede interrumpir la propagación de la excitación,
afectando de este modo a la excitación del músculo cardiaco sano.
Además, el tejido cicatrizado en la región infartada 14 es
normalmente menos elástico que el músculo cardiaco, y puede alterar
la función del corazón 10 durante las fases sistólica y
diastólica.
En el ejemplo de la Fig. 1, una zona 15 próxima
a la región infartada 14 se ha repoblado con material biológico
transplantado. El material biológico, que puede transplantarse en,
transplantarse próximo a o transplantarse alrededor del tejido
necrótico, puede incluir cualquiera de varias sustancias biológicas,
por separado o en combinación. El material biológico puede incluir
células, tales como mioblastos esqueléticos, células precursoras,
células endoteliales, células madre diferenciadas o indiferenciadas,
células contráctiles indiferenciadas, fibroblastos y células
manipuladas genéticamente. El material biológico puede comprender
además componentes de células, tales como material genético,
vectores genéticos tales como virus, o proteínas tales como Factor
de Crecimiento similar a insulina u otros factores de crecimiento.
El material biológico también puede incluir un quimioatrayente para
atraer células precursoras del corazón o de otros órganos a la zona
repoblada 15 o a la región infartada 14. Estas categorías de
material biológico no son excluyentes entre sí, y un material
biológico particular puede pertenecer a más de una categoría.
Además, el material biológico transplantado no necesita ser
exclusivamente biológico, sino que puede incluir un material
inorgánico o manipulado, tal como un andamiaje para soportar
material biológico. Además la invención no se limita a los
materiales
particulares que se muestran en este documento.
particulares que se muestran en este documento.
La invención tampoco se limita a ninguna técnica
de transplante particular. Para un paciente típico, un cirujano
puede transplantar material biológico mediante inyección durante un
procedimiento quirúrgico, tal como un procedimiento a corazón
abierto. El cirujano puede inyectar el material biológico en el
tejido necrótico o próximo al tejido necrótico. El cirujano también
puede suministrar el material biológico a través de la vasculatura
coronaria. En la práctica, se ha observado que las células
implantadas migran, de modo que con el tiempo el material biológico
transplantado en la región infartada 14 puede migrar fuera de la
región infartada 14. Además, el material biológico transplantado en
la región infartada 14 puede migrar a un sitio diferente dentro de
la región infartada 14.
En la Fig. 1, la zona repoblada 15 rodea a la
región infartada 14, y puede incluir toda o parte de la región
infartada 14. En un paciente típico, la zona repoblada 15 puede
tener un perímetro de aproximadamente un centímetro (0,4 pulgadas)
alrededor del tejido necrótico. La invención no se limita sin
embargo, a casos en los que la zona repoblada 15 rodea
completamente la región infartada 14.
Se despliegan al menos dos electrodos próximos a
la zona repoblada 15. En particular, se despliegan los electrodos
20 y 22 de modo que una línea entre los electrodos 20 y 22 siga
sustancialmente la dirección de la contracción de las fibras de
músculo cardiaco natural. Los electrodos 20 y 22 se despliegan de
modo que una estimulación eléctrica suministrada al epicardio
mediante los electrodos 20 y 22 crea una diferencia en el potencial
eléctrico, que a su vez genera un campo eléctrico que captura
fibras contráctiles en la zona repoblada 15. En otras palabras, los
electrodos 20 y 22 se despliegan para causar que las fibras
contráctiles en la zona repoblada 15 se contraigan en una dirección
que ayude a la función hemodinámica. Una corriente fluye de un
electrodo al otro, generalmente por conducción iónica a lo largo de
la superficie del tejido, en lugar de mediante propagación por las
uniones gap.
El material biológico contráctil transplantado
tiende a orientarse por sí mismo en la dirección en la que se
extiende el tejido. Por consiguiente, las fibras contráctiles del
material transplantado se alinearán generalmente, con el tiempo,
con las fibras de músculo cardiaco próximas.
No es necesario para la invención que todo el
material biológico transplantado contribuya a la contracción. Las
células indiferenciadas, por ejemplo, pueden experimentar
diferenciación en respuesta a la estimulación, y pueden desarrollar
capacidad contráctil. Además, parte del material biológico
transplantado puede soportar al material biológico contráctil. Las
células endoteliales, por ejemplo, pueden promover la
vascularización en la zona repoblada 15, y el material genético
puede promover la diferenciación o conversión fenotípica de otras
células.
Los electrodos 20 y 22 se acoplan mediante
cables 24 y 26 a un dispositivo médico implantable (IMD) (no se
muestra en la Fig. 1). El IMD genera uno o más estímulos eléctricos,
que se suministran al epicardio mediante los electrodos 20 y
22.
En la Fig. 1, se despliegan cables de marcado
del ritmo y sensores en las cámaras del corazón 10 para controlar
el corazón 10 y para administrar un marcado del ritmo,
desfibrilación u otras terapias al corazón 10. Los cables de
marcado del ritmo y sensores pueden acoplarse al mismo IMD como
cables 24 y 26, o pueden acoplarse a IMD diferentes. Para fines de
simplicidad, se supondrá que los cables de marcado del ritmo y
sensores se acoplan al mismo IMD como cables 24 y 26.
Un cable atrial 28 se prolonga desde el IMD a
través de la vena cava superior 30 y en el atrio derecho 32. El
extremo distal del cable atrial 28 incluye uno o más electrodos de
marcado del ritmo/sensores 34. Un cable ventricular 36 se prolonga
desde el IMD a través de la vena cava superior 30, a través del
atrio derecho 32 y en el ventrículo derecho 38. El extremo distal
del cable ventricular 36 incluye uno o más electrodos de marcado
del ritmo/sensores 40. Los electrodos 34 y 40 pueden ser bipolares o
unipolares. Aunque en la Fig. 1 se muestran desplegados dentro de
las cámaras del corazón 10, los cables pueden desplegarse de forma
epicárdica, endocárdica, intravascular o en cualquier combinación
de las mismas.
En el ejemplo representado en la Fig. 1, el IMD
se configura para generar estimulaciones de marcado del ritmo, que
se suministran al atrio derecho 32 o al ventrículo derecho 38
mediante electrodos de marcado del ritmo/sensores 34 y 40. Además,
el IMD detecta la actividad eléctrica en el corazón 10 mediante los
electrodos 34 y 40. En particular, el IMD detecta activaciones
atriales y ventriculares mediante los electrodos 34 y 40. Los
electrodos 34 y 40 pueden acoplarse a amplificadores de detección
que detectan si la actividad eléctrica supera un umbral de
detección. De esta manera, el IMD detecta ondas P indicativas de la
activación atrial y ondas R indicativas de la activación
ventricular. El IMD también puede detectar ondas T mediante los
electrodos 34 y 40, que indican la repolarización ventricular que
se produce al completarse la contracción ventricular.
El IMD también puede aplicar análisis de señales
digitales a señales detectadas mediante los electrodos 34 y 40. Las
señales pueden amplificarse y convertirse en señales
multi-bit mediante un convertidor de análogica a
digital (A/D). Un microprocesador puede emplear técnicas de análisis
de señales digitales para diversos fines, tales como clasificar el
ritmo cardiaco del paciente o analizar la morfología de las señales.
Durante el análisis de las señales digitales, pueden medirse
diversos parámetros cardiacos, tales como la duración del complejo
QRS y el intervalo
Q-T.
Q-T.
El cable atrial 28 o el cable ventricular 36 o
los dos, pueden incluir un electrodo de desfibrilación para
suministrar terapia de desfibrilación bajo el control del IMD. Los
electrodos de desfibrilación son deseables porque los pacientes que
reciben estimulaciones a la zona repoblada 15 corren el riesgo de
fibrilación. Los electrodos de desfibrilación proporcionan
seguridad añadida en vista de este riesgo. Los cables atrial y
ventricular 28, 36 también pueden incluir otros sensores, tales
como sensores que responden a la presión sanguínea dentro del
corazón 10.
La Fig. 2 es un diagrama simbólico del corazón
10 con un IMD 50. El IMD 50 controla el suministro de estímulos
eléctricos a la zona repoblada 15 mediante los electrodos 20 y 22.
El IMD detecta además la actividad atrial y ventricular mediante
los electrodos 34 y 40, y también puede suministrar terapia de
marcado del ritmo al corazón 10 mediante los electrodos 34 y 40.
Además, el IMD 50 recibe señales de un sensor 52. El sensor 52
puede ser un sensor que detecta cualquier señal que refleje
actividad fisiológica. En general, puede seleccionarse el sensor 52
para detectar la etapa del ciclo cardiaco del corazón 10. El sensor
52 puede ser, por ejemplo, un electrodo dispuesto en el epicardio,
u un sensor de presión desplegado dentro del ventrículo derecho 38,
o un sensor de sonido desplegado en cualquier sitio del cuerpo donde
puedan detectarse sonidos del corazón. El sensor 52 también puede
ser, por ejemplo, un acelerómetro en el extremo del cable que
detecta el movimiento de la pared del corazón 10 en una, dos o tres
dimensiones. El sensor 52 puede, aunque no es necesario, desplegarse
en el cable ventricular 36 que se muestra en la Fig. 1. El sensor
52 también puede incluir múltiples sensores, tales como sensores de
impedancia intercardiaca que detectan cambios en la impedancia que
se producen durante el ciclo cardiaco.
El IMD 50 incluye al menos un procesador 54 que
regula el suministro de estimulación eléctrica a la zona repoblada
15, y que además supervisa las operaciones de marcado del ritmo y
desfibrilación. El procesador 54 comprende, por ejemplo, cualquier
microporcesador, procesador de señales digitales, circuito integrado
de aplicación específica o circuito integrado totalmente a
medida.
El procesador 54 determina si el corazón 10 está
en la fase de expulsión del ciclo cardiaco, y causa que se
suministre estimulación eléctrica a la zona repoblada 15 durante la
fase de expulsión. El procesador 54 puede, por ejemplo, almacenar
una señal del sensor 52 en la memoria 55 y analizar la señal
almacenada. El procesador 54 puede analizar una señal de presión,
por ejemplo, para identificar un suceso en el que se produce un
cambio máximo en la presión detectada en el ventrículo durante un
ciclo cardiaco. Esta técnica de análisis se describirá con más
detalle a continuación. La memoria 55 puede comprender cualquier
combinación de memoria volátil y no volátil.
El procesador 54 también puede analizar las
señales eléctricas recibidas mediante los electrodos 20, 22, 34 ó
40 y detectadas mediante un módulo de detección 56 tal como un
circuito de medida de detección de picos y umbrales. En particular,
el procesador 54 puede usar las señales eléctricas detectadas para
determinar si el corazón 10 está en la fase de expulsión.
El procesador 54 incluye uno o más generadores e
pulsos 56 para suministrar estimulaciones a la zona repoblada 15
bajo el control del procesador 54. El generador de pulsos 56 también
puede servir como un circuito de producción de ritmo, que genera
pulsos de marcado del ritmo para suministrarlos al atrio derecho 32
y al ventrículo derecho 38 mediante los electrodos 34 y 40, bajo el
control del procesador 54. El procesador 54 pude usar pulsos de
marcado del ritmo del generador de pulsos 57 para determinar si el
corazón 10 está en la fase de expulsión.
El IMD incluye además un módulo de
desfibrilación 58 que suministra terapia de desfibrilación o
cardioversión bajo el control del procesador 54. El módulo de
desfibrilación 58 suministra choques de alta energía al corazón 10
cuando el corazón 10 muestra una arritmia peligrosa. Como se ha
indicado anteriormente, la capacidad de desfibrilación no es
necesaria para la invención, pero es deseable. La existencia de un
infarto agudo de miocardio se asocia a menudo con muerte súbita
cardiaca causada por arritmias ventriculares, y las arritmias
ventriculares pueden eliminarse eficazmente mediante terapia de
desfibrilación.
En una realización de la invención, el IMD 50
controla el ritmo del corazón 10 administrando estimulaciones de
marcado del ritmo mediante el electrodo atrial 34 y el electrodo
ventricular 40. El IMD administra además estímulos próximos a la
zona repoblada 15 mediante los electrodos epicediales 20 y 22. El
IMD administra estímulos mediante los electrodos 20 y 22 para que
coincidan con la acción de bombeo del corazón 10. Más
específicamente, el IMD 50 administra estímulos mediante los
electrodos 20 y 22 cuando las válvulas pulmonar y aórtica del
corazón 10 están abiertas.
Los estímulos administrados mediante los
electrodos 20 y 22 pueden causar que el tejido en o próximo a la
zona repoblada 15 se contraiga en sincronía con otro tejido
cardiaco. En particular, los estímulos causan que el material
biológico transplantado en y próximo a la zona repoblada 15 se
contraiga. Los estímulos generalmente no causan que el tejido
cicatrizado en la región infartada 14 se contraiga.
La respuesta de diversos materiales biológicos a
la estimulación es actualmente un objeto de investigación. Existen
pruebas de que la estimulación eléctrica de algunos tipos de
material biológico puede causar que el material biológico asuma
características del tejido muscular. El material biológico puede,
por ejemplo, mostrar signos de diferenciación, o puede mostrar
indicaciones de conversión fenotípica, tales como cantidades
aumentadas de mitocondrias, mayor resistencia a la fatiga o
propiedades contráctiles mejoradas. Parte del material biológico,
después de estimulación repetida, comienza a asumir características
del músculo, tal como músculo esquelético. Se cree posible que la
estimulación eléctrica del material biológico pueda causar la
diferenciación en músculo cardiaco, que se acopla al tejido
hospedador. En otras palabras, la investigación en curso puede
incluir suplantar tejido cicatrizado con tejido contráctil vivo.
Además, la estimulación eléctrica puede promover la proliferación
de las células transplantadas, repoblando de este modo la región
infartada 14 con tejido contráctil.
Para fines de describir la invención, sin
embargo, se supone que al menos una porción del material biológico
transplantado se contrae de alguna manera en respuesta a la
estimulación eléctrica desde los electrodos 20 y 22. No es
necesario que el material biológico suplante al tejido cicatrizado.
No es necesario para la invención que todo el material biológico
transplantado sea contráctil, o que el material biológico
transplantado sea contráctil después del transplante. En su lugar,
parte del material biológico transplantado puede no ser contráctil
cuando se implanta, y puede volverse contráctil en el sitio de
transplante en respuesta a la estimulación. Además no es necesario
para la invención que el material biológico transplantado asuma
cualquier característica o fenotipo particular.
Como se ha indicado anteriormente, la invención
no se limita a ningún material o materiales biológicos particulares.
Para fines de ilustración de la invención, se supondrá que el
material biológico transplantado en y próximo a la región infartada
14 tiene características del músculo esquelético. En otras palabras,
el material biológico se contrae en respuesta a la estimulación
eléctrica, pero no necesita contraerse de la misma manera que el
músculo cardiaco. En general, el músculo esquelético se contrae y se
relaja más rápidamente que el músculo cardiaco. El músculo
esquelético se contrae y se relaja en de diez a treinta
milisegundos, pero el músculo cardiaco se contrae y se relaja en
aproximadamente cien milisegundos. Por consiguiente, el IMD 50
suministra un conjunto de estímulos al material biológico para
causar que el material biológico se contraiga y relaje de manera
similar al músculo cardiaco. En otras palabras, el IMD 50 suministra
un conjunto de estímulos al material biológico para causar que el
material biológico contribuya a la acción de bombeo del corazón
10.
El conjunto de estímulos se suministra en un
momento en el ciclo cardiaco en el que la contracción del material
biológico contribuya a la función hemodinámica. En el ejemplo que se
representa en las Fig. 1 y 2, en el que la región infartada 14 y la
zona repoblada 15 están en el ventrículo izquierdo, el IMD 50
suministra los estímulos para que coincidan con la activación y el
bombeo ventriculares. La duración, temporización y otras
características del conjunto de estímulos dependen de la situación
del material biológico.
La Fig. 3 es un diagrama de temporización que
ilustra técnicas para suministrar estímulos al material biológico
transplantado. La Fig. 3 incluye tres señales. Un electrocardiograma
(ECG) 60 muestra la actividad eléctrica del corazón 10. El ECG 50
puede detectarse con electrodos desplegados en el cuerpo del
paciente, incluyendo electrodos desplegados de forma epicárdica o
endocárdica. Un marcador de sucesos 62 muestra estimulaciones
eléctricas suministradas bajo el control del IMD 50. Una presión en
forma de onda 64 muestra la presión dentro de un ventrículo del
corazón 10, que puede medirse mediante un sensor de presión
desplegado en el ventrículo derecho 38.
El IMD 50 suministra un conjunto de estímulos,
identificados como "Estallido V" 66, al material biológico.
Las características del conjunto de estímulos se describirán con más
detalle a continuación. Además, el IMD suministra un pulso de
marcado del ritmo atrial, identificado como "Ritmo A" 68, y un
pulso de marcado del ritmo ventricular, identificado como "Ritmo
V" 70. En el ejemplo que se muestra en las Fig. 1 y 2, los
electrodos epicárdicos 20 y 22 suministran el Estallido V 66. Los
electrodos 34 y 40 suministran Ritmo A 68 y Ritmo V 70.
En respuesta al suministro de Ritmo A 68, los
atrios del corazón 10 se despolarizan. La despolarización se
manifiesta en forma de una onda P 72 en el ECG 60. El suministro de
Ritmo V 70 causa que los ventrículos del corazón 10 se
despolaricen, lo que se manifiesta en el ECG 60 como el complejo QRS
74. La repolarización de los ventrículos se manifiesta en el ECG 60
en forma de onda T 76.
El IMD 50 suministra el Estallido V 66 en el
momento en que la contracción de células transplantadas en la zona
repoblada 15 ayudará en la función hemodinámica. Además, el IMD 50
evita suministrar el Estallido V 66 en el momento en que el corazón
10 es vulnerable a la inducción de arritmias. En el ejemplo que se
muestra en las Fig. 1 y 2, el Estallido V 66 puede ayudar a la
función de bombeo durante la contracción de los ventrículos, y en
particular, cuando la fase de expulsión comienza y las válvulas
aórtica y pulmonar están abiertas.
El suministro del Estallido V 66 en otros
momentos en el ciclo cardiaco podría proporcionar menos asistencia
hemodinámica, o ninguna asistencia hemodinámica en absoluto. El
suministro del Estallido V 66 antes del complejo QRS 74 no ayudaría
en la función hemodinámica, porque los ventrículos podrían estar
relajados en lugar de contraídos. El suministro del Estallido V 66
durante la fase de contracción isovolumétrica generalmente
proporcionaría poca asistencia hemodinámica, y puede causar que el
material biológico se fatigue. La estimulación del material
biológico durante la repolarización no solamente podría no conseguir
ayudar a la función hemodinámica, sino que podría generar una
arritmia peligrosa tal como fibrilación ventricular. Por
consiguiente, el IMD 50 temporiza el suministro del Estallido V 66
para que tenga lugar cuando las válvulas aórtica o pulmonar estén
abiertas. En general, las válvulas están abiertas durante una
porción del segmento S-T, es decir, en algún momento
entre el fin del complejo QRS 74 y la onda T 76.
La invención abarca temporizar el suministro del
Estallido V 66 durante la fase de expulsión, es decir, mientras las
válvulas aórtica o pulmonar están abiertas y la sangre se esta
expulsando de los ventrículos. Existen diversas técnicas para
suministrar el Estallido V 66 en un momento en el que el corazón 10
esté en la fase de expulsión.
Una técnica es suministrar el Estallido V 66 en
un intervalo después de un suceso cardiaco intrínseco, o después de
un suceso bajo el control del IMD 50. Por ejemplo, el IMD 50 puede
suministrar el Estallido V 66 en un intervalo de tiempo después la
onda R, que es el pico del complejo QRS 74, o en un intervalo de
tiempo después del suministro de un ritmo ventricular 70. El
intervalo de tiempo puede estar en función de diversos factores,
tales como el ritmo cardiaco del paciente, u otros factores que
afectan al segmento S-T.
Otra técnica de temporización usa la presión
dentro de un ventrículo como indicador de si una válvula está
cerrada o abierta. Puede desplegarse un sensor de presión en el
ventrículo derecho 38 o en el ventrículo izquierdo 16. En la Fig.
3, se supone que se ha desplegado un sensor de presión en el
ventrículo izquierdo 38. La señal de presión 64 refleja la presión
detectada.
En un ciclo cardiaco, la despolarización
ventricular causa la contracción ventricular. Durante un periodo de
tiempo corto, la sangre no abandona los ventrículos, y la
contracción de los ventrículos es isovolumétrica. Durante la
contracción isovolumétrica, la presión en los ventrículos aumenta,
pero es insuficiente para forzar que la sangre pase a través de la
válvula aórtica o pulmonar. En la señal de presión 64, el inicio de
la contracción isovolumétrica se refleja en un aumento brusco 78 de
la señal de presión 78.
Cuando la presión en el ventrículo derecho 38
supera la presión en las arterias pulmonares, la sangre abre la
válvula pulmonar, y el ventrículo derecho 38 expulsa sangre a las
arterias pulmonares. Cuando la válvula pulmonar se abre, la
contracción ya no es isovolumétrica. La presión en el ventrículo
derecho 38, aunque sigue aumentando debido a la contracción
ventricular, aumenta a un ritmo más lento. Como resultado hay un
punto de inflexión 80 en la señal de presión ventricular derecha 80
cuando la válvula pulmonar se abre. El punto de inflexión 80
representa el punto de cambio máximo de presión en el tiempo. En la
señal de presión ventricular derecha 64, el punto de inflexión 80
es el punto de máxima pendiente.
El punto de inflexión 80 puede encontrarse
mediante el análisis de la señal de presión 64. Por ejemplo, el IMD
50 puede encontrar el valor máximo de la primera derivada de la
señal de presión 64, o un corte con el eje de las x en la segunda
derivada de la señal de presión 64. Detectando el punto de inflexión
o el cambio máximo de presión, puede identificarse el momento de
expulsión del ventrículo derecho 38.
Un proceso similar se produce en el ventrículo
izquierdo 16, y puede analizarse una señal de un sensor de presión
en el ventrículo izquierdo 16 de manera similar para determinar el
momento en el que las fuerzas de presión abren la válvula aórtica.
Para muchos pacientes, el despliegue de un sensor de presión en el
ventrículo derecho 38 puede identificar adecuadamente la apertura
de las dos válvulas pulmonar y aórtica, puesto que las dos válvulas
se abren típicamente al mismo tiempo.
De esta manera, identificando un suceso en el
que se produce un cambio máximo en la presión detectada en un
ventrículo, el IMD puede detectar cuando el corazón 10 entra en la
fase de expulsión. El IMD suministra el Estallido V 66 durante la
fase de expulsión.
En una realización típica, el IMD 50 no necesita
analizar una señal de sensor de presión con cada ciclo cardiaco.
En su lugar, el IMD 50 puede suministrar el Estallido V 66 en un
intervalo después de un suceso cardiaco intrínseco o de ritmo
marcado, y puede realizar un análisis de la señal de presión de
cuando en cuando para determinar si el intervalo causa que tenga
lugar la estimulación durante la fase de expulsión.
La invención no se limita a temporizar estímulos
en función de sucesos cardiacos intrínsecos, sucesos de ritmo
marcado, o presiones. Pueden usarse otros sensores y señales para
detectar la apertura de una válvula pulmonar o aórtica, o para
estimar de forma fiable cuando están abiertas las válvulas. Un
acelerómetro, un medidor de flujo, un sensor de impedancia
intracardiaca o un sonomicrómetro, por ejemplo, pueden generar una
señal que puede usarse para detectar si el corazón está en la fase
de expulsión. Un micrófono que detecte sonidos del corazón también
puede detectar el inicio de la contracción isovolumétrica detectando
el cierre de las válvulas atrioventriculares. La identificación del
inicio de la contracción isovolumétrica puede usarse para estimar
de forma exacta cuando está el corazón 10 en la fase de
expulsión.
En general, el Estallido V 66 comprende una
serie de diferentes estimulaciones. La amplitud, anchura del pulso,
cantidad de estimulaciones y el intervalo entre estimulaciones
pueden variar en función del material biológico estimulado y la
respuesta. Estos parámetros de estimulación pueden ajustarse para un
paciente en particular, por ejemplo, para potenciar el volumen
cardiaco o la sincronía cardiaca. En general, el Estallido V 66
debería suministrar suficiente energía para excitar el tejido, pero
no tanta energía como para agotar la fuente de energía o dañar el
tejido innecesariamente.
La Fig. 4 ilustra un Estallido V 90 ejemplar que
comprende cinco pulsos bipolares que tienen formas de onda
cuadrada. Cada pulso tiene una amplitud por encima del potencial
umbral del material contráctil en la zona repoblada 15. La amplitud
del voltaje depende de la cantidad de fibras contráctiles afectadas,
que depende de la distancia entre los electrodos de estimulación 20
y 22. Por ejemplo, la amplitud del voltaje puede ser
aproximadamente un voltio por milímetro de separación entre los
electrodos 20 y 22. El Estallido V 90 puede incluir un pulso cada
centésima de segundo, y cada pulso puede tener una anchura de pulso
de un milisegundo. En términos generales, la forma de la forma de
onda no es tan importante como la energía que proporciona al
tejido, puesto que los estímulos deben ser lo suficientemente
fuertes para excitar el tejido contráctil formado recientemente.
Además, la forma de onda de estimulación debe estar típicamente en
equilibrio de cargas, lo que significa que las cargas positiva y
negativa se cancelan después de cada pulso. El equilibrio de cargas
previene daños al tejido que rodea a los electrodos. Sin embargo, no
es necesario que los segmentos positivo y negativo del pulso tengan
la misma forma o duración.
En una aplicación en la que el material
biológico incluye músculo esquelético, los pulsos del Estallido V
90 ejemplar vienen uno detrás de otro, y no permiten que el músculo
se relaje totalmente después de cada pulso. Un gráfico de actividad
contráctil 92 muestra que, después de la estimulación, la tensión
muscular aumenta desde un estado relajado 94 hasta un pico 96, y
después comienza a disminuir. Sin embargo, antes de que el músculo
pueda relajarse totalmente, otro pulso de estimulación causa una
respuesta de adición 98, aumentando más la tensión o manteniendo la
tensión. Los pulsos de estimulación adicionales pueden causar una
contracción tetánica sostenida 100. Cuando termina la estimulación,
la tensión vuelve 102 a un estado de reposo.
El efecto de estimular el material biológico con
un conjunto de estímulos es causar que las células del músculo
esquelético se contraigan durante un periodo de tiempo más largo del
que las células del músculo esquelético se contraerían normalmente.
En otras palabras, el efecto es causar que las células del músculo
esquelético tengan un tiempo de contracción comparable al de las
células del músculo cardiaco. En el periodo inmediatamente después
del transplante del material biológico, puede suspenderse la terapia
de estimulación durante algunos ciclos cardiacos para permitir que
el tejido se recupere y adquiera una tolerancia a la fatiga. Por
ejemplo, la estimulación puede suministrase cada quinto ciclos
cardiacos inmediatamente después del transplante, con la frecuencia
de estimulación aumentando en el tiempo.
Además, la terapia de estimulación puede
suspenderse de cuando en cuando de modo que el IMD 50 u otro
dispositivo pueda controlar la función hemodinámica del corazón 10.
El IMD 50 u otro dispositivo puede controlar, por ejemplo,
parámetros hemodinámicos tales como el gasto cardiaco, volumen de
expulsión, presión ventricular, flujo sanguíneo y similares.
Mediante dicho control, el IMD 50 u otro dispositivo puede reunir
datos que indiquen si el tejido transplantado contribuye o no a la
función hemodinámica cuando se estimula. Los datos pueden indicar,
por ejemplo, que el material biológico transplantado es ineficaz
para contribuir al funcionamiento hemodinámico, en cuyo caso la
terapia de estimulación puede interrumpirse para conservar energía
para otras funciones, tales como desfibrilación o marcado del
ritmo. Cuando el material biológico transplantado es ineficaz para
contribuir al funcionamiento hemodinámico, la intervención del
médico, tal como intervención para trasplantar nuevo material
biológico, puede estar también indicada. Los datos también pueden
indicar que el material biológico se ha integrado en el miocardio
nativo, en cuyo caso la terapia de estimulación puede reducirse para
permitir que el nuevo tejido se excite de forma intrínseca mediante
el sistema de conducción endógena del corazón 10. La terapia de
estimulación puede reducirse suministrando estimulación eléctrica a
una frecuencia por ciclo cardiaco reducida, tal como suministrando
un conjunto de pulsos de estimulación por cada cinco ciclos
cardiacos en lugar de un conjunto de pulsos de estimulación por
cada ciclo cardiaco. Los datos también pueden indicar que la
terapia de estimulación continuada es apropiada.
La Fig. 5 es un diagrama de flujo que ilustra
una realización de la invención. El IMD 50 detecta una o más
señales indicativas de un suceso cardiaco intrínseco o de ritmo
marcado (110). La señal detectada puede incluir una señal
biológica, tal como una señal de presión, una señal sensible al
movimiento, una señal eléctrica o una señal de sonido del corazón.
La señal puede corresponder también a un suceso de marcado del
ritmo, tal como el suministro de un ritmo ventricular. Dependiendo
de la señal detectada, el IMD 50 puede esperar durante un intervalo
de tiempo (112) para que el corazón 10 entre en la fase de
expulsión, y después el IMD 50 suministra estimulación a al zona
repoblada (114). El 50 temporiza el suministro de estimulación (114)
para que coincida con la fase de expulsión del corazón 10.
En una realización de la invención, el intervalo
de espera (112) puede eliminarse. Cuando la señal indicativa de un
suceso cardiaco es una señal de presión ventricular, por ejemplo, el
IMD 50 puede suministrar estimulación (114) inmediatamente después
de detectar el máximo cambio de presión, sin espera. Sin embargo, el
análisis de una señal de presión con cada ciclo cardiaco puede dar
como resultado un procesamiento de señales que agota la fuente de
energía del IMD 50.
Sin embargo, en una realización típica, el IMD
50 detecta al menos una señal indicativa de un suceso cardiaco en
cada ciclo cardiaco, y detecta otras señales menos frecuentemente.
En una aplicación ilustrativa, el IMD50 detecta los amplificadores
de detección de onda R en cada ciclo cardiaco (110), espera durante
un intervalo de tiempo después de la onda R (112), y suministra una
estimulación en un momento en el que se espera que el corazón 10
esté en la fase de expulsión (114). Cuando la detección de una onda
R con un amplificador de detección consume menos energía que el
análisis de la señal de presión, puede ser más eficaz temporizar el
suministro de estímulos con respecto a la onda R detectada. El
análisis de la señal de presión puede seguir realizándose
periódicamente para asegurar que la estimulación tiene lugar durante
la fase de expulsión, pero no se necesita realizar el análisis de
la señal de presión en cada ciclo cardiaco.
El IMD 50 puede detectar además la onda T (116).
Como se ha indicado anteriormente, la estimulación debe tener lugar
generalmente mientras las válvulas aórtica y pulmonar están
abiertas, y las válvulas generalmente están cerradas en el momento
en que se produce la onda T. Controlando la onda T (116), el IMD 50
verifica que la estimulación (114) tiene lugar durante el segmento
S-T, y que la estimulación no tiene lugar cuando el
corazón 10 es vulnerable a la inducción de arritmias. La onda T
puede, pero no necesita, controlarse en cada ciclo cardiaco.
De cuando en cuando, el IMD 50 puede determinar
si los estímulos se están suministrando en el momento apropiado
(118). Dicha determinación puede basarse en señales tales como
señales de presión y señales de control de la onda T, que pueden
indicar si el periodo de espera después de la detección de la onda R
es apropiado, o demasiado corto o demasiado largo. Cuando se
necesita un ajuste del tiempo, el IMD 50 aumenta o disminuye el
periodo de espera (120). El IMD 50 puede comprobar la temporización
(118) periódicamente, tal como después de una cantidad fijada de
ciclos cardiacos, o en respuesta a un suceso, tal como un aumento en
el ritmo cardiaco, o ambos.
Las diversas realizaciones de la invención
pueden dar como resultado una o más ventajas. Aunque el tejido
necrótico es menos elástico que el tejido cardiaco sano, el
transplante de material biológico puede mejorar la elasticidad del
corazón. Además, el tejido necrótico afecta negativamente a la
función hemodinámica, pero el transplante de material biológico,
combinado con estimulación eléctrica, puede restaurar parte de la
capacidad de bombeo a una región dañada del tejido del corazón.
Además, la invención puede complementar otros
tratamientos para el infarto de miocardio. El bypass de arteria
coronaria, por ejemplo, puede abordar la provisión de un suministro
de sangre al tejido del corazón, pero no aborda los efectos del
tejido cicatrizado sobre la elasticidad y la capacidad de bombeo del
corazón. La invención, sin embargo, puede abordar estos
asuntos.
El siguiente ejemplo, que demuestra algunos de
los aspectos de la invención, es para fines ilustrativos. Los
sujetos del ensayo incluyeron nueve perros.
Tres perros formaron el grupo de control y seis
perros formaron el grupo de "ensayo" o "tratamiento". Se
obtuvieron biopsias de músculo esquelético de aproximadamente 5
gramos del músculo masetero de todos los animales para el
aislamiento de células de músculo esquelético, o células
"satélite". Los detalles de un procedimiento para aislar y
cultivar células satélite se describen en Chiu RC-J
et al., "Cellular Cardiomyoplasty: Myocardial Regeneration
With Satellite Cell Implantation.," Ann. Thorac. Surg
60:12-8 (1995).
Aproximadamente dos semanas después del
procedimiento de biopsia, se indujo infarto de miocardio en todos
los animales mediante la oclusión temporal de la arteria coronaria
descendente anterior izquierda (LAD) seguido de reperfusión. Esta
técnica se describe en Kao RL et al., "Satellite Cell
Transplantation to Repair Injured Myocardium," Card. And
Vasc. Regener. 1: 31-42 (2000). Después del
infarto/reperfusión, los animales en el grupo de control recibieron
inyecciones de medio de cultivo (Sigma), y los animales en el grupo
de tratamiento recibieron 5 x 10^{7} células satélite autólogas
mediante inyección intra-miocárdica. Seis semanas
después de la cirugía inicial, se anestesiaron los animales, se
abrió la caja torácica, y se colocaron los instrumentos para la
medición fisiológica de la función cardiovascular. Se introdujeron
catéteres de presión intravasculares (Millar Instruments, Inc.,
Houston, TX) en el ventrículo izquierdo y se colocaron sondas de
flujo (Transonic System, Inc., Ithaca, NY) alrededor de la
aorta.
Los nueve animales del estudio se sometieron a
estudios de la función cardiovascular, durante los cuales el
miocardio recibió estimulación eléctrica. La función hemodinámica
del corazón de cada animal se evaluó antes de que los animales
recibieran la estimulación eléctrica.
Se unieron cables epicárdicos unipolares al
atrio y al ventrículo para marcar el ritmo a las dos cámaras del
corazón. Los separadores de costillas usados en la cirugía sirvieron
como el electrodo de retorno para los pulsos marcadores del ritmo
unipolares enviados al atrio y al ventrículo. Se unieron dos
electrodos epicárdicos al miocardio, cerca del perímetro de la
región infartada, que se usaron para suministrar estimulación
bipolar al músculo esquelético formado en la región infartada. Los
electrodos epicárdicos se colocaron de modo que el campo eléctrico
creado por estos electrodos era perpendicular a la orientación de
las fibras del músculo, lo que permitía la captura del máximo
número de fibras en la zona repoblada. Los cinco cables, cable de
estimulación atrial y ventricular, electrodo de retorno conectado
al separador de costillas y los dos cables que van a la zona
infartada se unieron a un estimulador diseñado a medida para el
estudio.
La porción marcapasos de este estimulador a
medida proporcionaba pulsos en modo DOO, lo que significa que a las
dos cámaras se les marcaba el ritmo en todo momento, sin detección
de la activación intrínseca, y sin ninguna inhibición del marcado
del ritmo. Se eligieron la velocidad del marcado del ritmo y el
retraso atrioventricular marcado para que fueran ligeramente
superiores que la velocidad intrínseca del animal para sobreimpulsar
el nodo sinoatrial y para asegurar que el marcapasos exclusivamente
gobernaba la temporización de las contracciones atrial y
ventricular. La amplitud de salida del estimulador se ajustó hasta
que la captura de las dos cámaras del corazón pudo verificarse a
partir del ECG de superficie controlado. Los parámetros fisiológicos
medidos, tales como flujo aórtico y presión ventricular izquierda,
mientras se aplicó un marcado del ritmo DOO, formaron el punto de
referencia para mediciones posteriores.
En referencia a la Fig. 2, cada animal recibió
un electrodo atrial 34 dispuesto en el atrio derecho 32 y un
electrodo ventricular 40 dispuesto en el ventrículo derecho 38. Cada
animal recibió además electrodos de estimulación 20 y 22 próximos a
la región que había recibido el medio de cultivo (en el caso del
grupo de control) o las células satélite (en el caso del grupo de
ensayo). Los electrodos 20 y 22 estaban separados aproximadamente
50 milímetros.
En referencia a la Fig. 3, cada animal recibió
un ritmo atrial 68, un ritmo ventricular 70 y un Estallido V 66.
Como se ha indicado anteriormente, se controló el ECG 60 de cada
animal.
Puesto que las células satélite colocadas en o
próximas a la región infartada, se obtuvieron de músculos
esqueléticos que tenían respuesta de contracción rápida, la
estimulación incluía un tren de cinco pulsos en la estimulación del
Estallido V 66. La duración de la estimulación del Estallido V 66
era de 41 milisegundos. El objeto de suministrar un conjunto de
pulsos era causar una contracción de larga duración del músculo
esquelético formado en la zona repoblada, lo que aumentaría la
función sistólica producida por el miocardio nativo sano. La
estimulación del estallido se aplico en modo bipolar, es decir,
entre los electrodos 20 y 22. El objeto de la estimulación bipolar
era reducir la estimulación involuntaria de los músculos
esqueléticos de alrededor del pecho.
Cada pulso en el tren de estallido era catódico
(negativo) durante un milisegundo, anódico (positivo) durante ocho
milisegundos, y el sistema de circuitos de estimulación se diseñó
para eliminar todas las cargas que se dejaban en el tejido durante
la estimulación catódica usando el pulso anódico. La temporización
de la estimulación del estallido se determinó usando el pulso de
estimulación ventricular del marcapasos DOO como referencia.
Además, se tuvo cuidado para ajustar el tiempo de la estimulación
del estallido para prevenir que la estimulación coincidiera con la
onda T 76 y el periodo vulnerable del ciclo cardiaco, para reducir
la posibilidad de inducir fibrilación ventricular. La amplitud de
los pulsos, y el retraso entre el suministro del ritmo ventricular
y el tren de estallido, se controlaron de forma independiente.
Las mediciones de la presión sanguínea
ventricular izquierda y el flujo sanguíneo aórtico se repitieron
durante la aplicación del marcado del ritmo DOO combinado con
estimulación del estallido, y se usaron para medir el beneficio
añadido de la contracción estimulada del músculo esquelético en la
zona repoblada. Se estimó la presión arterial media en función de
las presiones diastólica y sistólica. El gasto aórtico multiplicado
por la presión arterial media dio la energía cardiaca, y la energía
cardiaca era indicativa de la función hemodinámica.
Los datos recogidos con respecto a la función
hemodinámica mostraban que los corazones en el grupo de ensayo
mantenían una estructura elástica, mientras que las regiones
infartadas de los corazones en el grupo de control ganaban más
propiedades plásticas. Las células transplantadas potenciaban la
elasticidad del corazón, mientras que el tejido cicatrizado fibroso
en el grupo de control no.
Cuando la amplitud de los pulsos estaba en o por
encima de cincuenta voltios (es decir, un voltio por milímetro de
separación entre electrodos), y el retraso entre el suministro del
ritmo ventricular y el tren de estallido era de aproximadamente
cincuenta milisegundos o mayor, la energía mostrada por el
ventrículo izquierdo mostraba una mejora considerable, en
comparación con el mismo animal cuando no estaba estimulado con un
tren de estallido. Tres de los seis animales en el grupo de
tratamiento mostraban mejora en la energía cardiaca cuando se les
marcaba el ritmo y se estimulaban con un tren de estallido, con la
mejora siendo de aproximadamente del cuarenta y cinco al noventa
por ciento, mientras que tres no mostraron mejora significativa. En
el grupo de control, ninguno de los animales mostró mejora en la
energía cardiaca.
Después de la medición de la función cardiaca,
los animales se sacrificaron, y los corazones se retiraron para
exámenes morfológicos e histológicos. Los resultados de los exámenes
mostraron que los animales en el grupo de tratamiento desarrollaron
tejido muscular de apariencia sana en el sitio del implante de
células satélite. En los animales de control, por el contrario, la
región infartada tenía abundante tejido conectivo formado por
fibrina y colágeno, sin rastro de cardiomiocitos.
El ejemplo anterior es ilustrativo de una
aplicación de la invención, y la invención no está limitada a los
protocolos de ensayo particulares descritos anteriormente.
Además, las realizaciones específicas anteriores
son ilustrativas de la puesta en práctica de la invención, y pueden
realizarse diversas modificaciones sin alejarse del alcance de las
reivindicaciones. Por ejemplo, no es necesario que un único
dispositivo controle el marcado del ritmo del corazón y el
suministro de estímulos a la zona repoblada. En una variación, un
primer dispositivo puede ser responsable del marcado del ritmo y
otro dispositivo puede ser responsable del suministro de estímulos a
la zona repoblada.
En otra variación, el paciente puede no requerir
marcado del ritmo, y el IMD puede ser un supervisor, en lugar de un
marcapasos. Dicho IMD puede detectar sucesos cardiacos intrínsecos,
lo que puede usarse para temporizar el suministro de los estímulos.
En una variación más, el IMD puede ser un dispositivo de
equipamiento completo, que proporciona marcado del ritmo tal como
marcado del ritmo atrial, ventricular derecho, ventricular izquierdo
y bi-ventricular. Un dispositivo de equipamiento
completo puede proporcionar además terapias tales como terapia de
cardioversión, terapia de desfibrilación marcado del ritmo
anti-taquicardia, además de la estimulación de la
zona repoblada. La invención abarca todas estas variaciones.
Las colocaciones de electrodo y sensor que se
muestran en las Fig. 1 y 2 son ejemplares, pero la invención
también abarca otros despliegues. Por ejemplo, los electrodos que
estimulan la zona repoblada pueden desplegarse de forma
endocárdica. Los electrodos pueden desplegarse, por ejemplo, en el
extremo distal del cable que entra en el ventrículo derecho,
penetra en la pared septal, y se fija al tejido en el ventrículo
izquierdo próximo a la región infartada. En otra variación, los
electrodos pueden desplegarse en un vaso, mediante el seno coronario
y la vena mayor.
Si los cables se despliegan endocárdicamente o
mediante la vasculatura coronaria puede depender de si la región
infartada es accesible a dicho despliegue. Algunos cables incluyen
equipos anti-coagulación.
La invención no se limita a ninguna colocación
particular de electrodos. Por el contrario, los electrodos de
estimulación normalmente se desplegarían de acuerdo con la posición
y orientación de la región infartada y la zona repoblada de cada
paciente individual. Aunque los ejemplos en las Fig. 1 y 2 muestran
daños al ventrículo izquierdo, las técnicas de la invención también
pueden aplicarse cuando ha habido daños al ventrículo derecho, por
ejemplo, o cuando ha habido daños al septo intraventricular. La
invención tampoco se limita a ninguna clase particular de
electrodos o ninguna técnica o mecanismo de fijación particular para
colocar los electrodos. Los electrodos pueden ser, por ejemplo,
electrodos de área-superficie pequeña o electrodos
lineales mayores cosidos en el tejido, o electrodos desplegados en
parches aplicados al tejido. Los electrodos pueden incluir, por
ejemplo, conductores metálicos o polímeros conductores
convencionales.
La invención no se limita a los esquemas de
estimulación particulares descritos en este documento. Diferente
material biológico puede responder de forma diferente a la
estimulación eléctrica. Por consiguiente, un IMD puede programarse
para aplicar un esquema de estimulación que funcione mejor para el
paciente. Además, la invención no excluye otras terapias de
estimulación. Por ejemplo, la invención incluye estimulación por
debajo del umbral, que suministra al material biológico energía
insuficiente para causar la contracción, pero que puede promover la
neovascularización de la zona repoblada o de la región
infartada.
La invención puede realizarse en un medio
legible por ordenador con instrucciones que causan que un procesador
programable realice las técnicas descritas anteriormente. Un
"medio legible por ordenador" incluye aunque sin limitación
memoria de sólo lectura, memoria Flash, EPROM y un medio de
almacenamiento magnético u óptico. El medio puede comprender
instrucciones para causar que un procesador programable estimule
eléctricamente material biológico transplantado en un miocardio de
un corazón durante una fase de expulsión de un ciclo cardiaco.
Claims (11)
1. Un sistema que comprende:
- al menos dos electrodos (20, 22) configurados para suministrar estimulación eléctrica a material biológico transplantado en un miocardio de un corazón; y un procesador (54); caracterizado porque el procesador (54) está configurado para controlar el suministro de la estimulación durante la fase de expulsión de un ciclo cardiaco.
2. El sistema de la reivindicación 1,
que comprende además un generador de pulsos (57) configurado para
generar la estimulación eléctrica.
3. El sistema de la reivindicación 1 ó
2, en el que la estimulación eléctrica comprende un conjunto de
pulsos de estimulación.
4. El sistema de la reivindicación 1, 2
ó 3, en el que el material biológico comprende células.
5. El sistema de la reivindicación 4, en
el que el material biológico comprende células seleccionadas entre
mioblastos esqueléticos, células madre diferenciadas, células madre
indiferenciadas, fibroblastos, células endoteliales y células
manipuladas genéticamente.
6. El sistema de la reivindicación 1, 2
ó 3, en el que el material biológico comprende genes.
7. El sistema de la reivindicación 1, 2
ó 3, en el que el material biológico comprende un
quimioatrayente.
8. El sistema de cualquier
reivindicación anterior, que comprende además un sensor (52)
configurado para detectar una señal biológica.
9. El sistema de la reivindicación 8, en
el que el procesador (54) se configura además para controlar el
suministro de la estimulación en respuesta a la señal biológica.
10. El sistema de la reivindicación 8, en
el que el sensor (52) comprende al menos uno de un electrodo, un
sensor de presión sanguínea, un acelerómetro, un sonomicrómetro, un
medidor de flujo, un sensor de impedancia y un sensor de
sonido.
11. El sistema de cualquier reivindicación
anterior, que comprende además un módulo de desfibrilación (58)
configurado para suministrar un choque de desfibrilación al
corazón.
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US49065903P | 2003-07-28 | 2003-07-28 | |
US490659P | 2003-07-28 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
ES2279445T3 true ES2279445T3 (es) | 2007-08-16 |
Family
ID=34115421
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
ES04778975T Active ES2279445T3 (es) | 2003-07-28 | 2004-07-22 | Estimulacion del miocardio. |
Country Status (7)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US7349740B2 (es) |
EP (2) | EP1776969A3 (es) |
AT (1) | ATE352346T1 (es) |
CA (1) | CA2533717A1 (es) |
DE (1) | DE602004004541T2 (es) |
ES (1) | ES2279445T3 (es) |
WO (1) | WO2005011808A1 (es) |
Families Citing this family (25)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US7765001B2 (en) | 2005-08-31 | 2010-07-27 | Ebr Systems, Inc. | Methods and systems for heart failure prevention and treatments using ultrasound and leadless implantable devices |
AU2005295720A1 (en) * | 2004-10-13 | 2006-04-27 | Medtronic, Inc. | Cellular and genetic intervention to treat ventricular tachycardia |
US7558631B2 (en) * | 2004-12-21 | 2009-07-07 | Ebr Systems, Inc. | Leadless tissue stimulation systems and methods |
WO2006069215A2 (en) * | 2004-12-21 | 2006-06-29 | Ebr Systems, Inc. | Leadless cardiac system for pacing and arrhythmia treatment |
EP1833553B1 (en) * | 2004-12-21 | 2015-11-18 | EBR Systems, Inc. | Implantable transducer devices |
GB0505940D0 (en) * | 2005-03-23 | 2005-04-27 | Bmr Res & Dev Ltd | Muscle stimulation apparatus and method |
US20070027512A1 (en) * | 2005-07-26 | 2007-02-01 | Medtronic, Inc. | Stimulation electrode array |
US7647122B2 (en) * | 2005-07-26 | 2010-01-12 | Medtronic, Inc. | Surgical needle driver |
US7702392B2 (en) * | 2005-09-12 | 2010-04-20 | Ebr Systems, Inc. | Methods and apparatus for determining cardiac stimulation sites using hemodynamic data |
US7844331B2 (en) * | 2005-12-20 | 2010-11-30 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for controlling anti-tachyarrhythmia pacing using hemodynamic sensor |
US7792584B2 (en) * | 2006-04-25 | 2010-09-07 | Medtronic, Inc. | System and method for characterization of atrial wall using digital signal processing |
US20100268333A1 (en) * | 2009-04-16 | 2010-10-21 | Gohean Jeffrey R | System and method for controlling pump |
EP2041438A2 (en) * | 2006-07-06 | 2009-04-01 | The Board of Regents of The University of Texas System | Positive displacement pump system and method |
EP2079516A2 (en) * | 2006-09-29 | 2009-07-22 | Second Sight Medical Products, Inc. | Method for measuring stable and reproducible electrode-tissue impedance |
US8588904B2 (en) * | 2006-10-13 | 2013-11-19 | Lifescience Solutions Llc | Pacemaker |
US7787950B1 (en) * | 2006-11-03 | 2010-08-31 | Pacesetter, Inc. | Techniques for delivery of stem cell and related therapies to treat cardiac conditions |
US7930022B2 (en) | 2007-05-07 | 2011-04-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method to determine hemodynamic tolerability |
US8224443B2 (en) * | 2007-05-08 | 2012-07-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method for controlling pacemaker therapy |
US8718773B2 (en) | 2007-05-23 | 2014-05-06 | Ebr Systems, Inc. | Optimizing energy transmission in a leadless tissue stimulation system |
WO2009120636A1 (en) | 2008-03-25 | 2009-10-01 | Ebr Systems, Inc. | Temporary electrode connection for wireless pacing systems |
EP2303401B1 (en) | 2008-06-19 | 2016-11-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management system with hemodynamic tolerability analyzer |
US8489186B2 (en) | 2008-11-07 | 2013-07-16 | Musc Foundation For Research Development | Devices and methods for treatment of myocardial conditions |
US8366401B2 (en) * | 2009-04-16 | 2013-02-05 | The Board Of Regents Of The University Of Texas Systems | Positive displacement pump system and method with rotating valve |
US8386040B2 (en) * | 2009-04-16 | 2013-02-26 | The Board Of Regents Of The University Of Texas Systems | System and method for pump variable stroke |
US8167593B2 (en) * | 2009-04-16 | 2012-05-01 | The Board Of Regents Of The University Of Texas System | System and method for pump with deformable bearing surface |
Family Cites Families (11)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6077823A (en) * | 1991-03-11 | 2000-06-20 | Creative Biomolecules, Inc. | Method for reducing tissue damage associated with ischemia-reperfusion or hypoxia injury |
US6090776A (en) * | 1991-03-11 | 2000-07-18 | Creative Bio Molecules, Inc. | Morphogen treatment of organ implants |
WO1997035636A1 (en) * | 1996-03-28 | 1997-10-02 | Medtronic, Inc. | Detection of pressure waves transmitted through catheter/lead body |
US6151525A (en) | 1997-11-07 | 2000-11-21 | Medtronic, Inc. | Method and system for myocardial identifier repair |
US6233487B1 (en) | 1999-06-08 | 2001-05-15 | Impulse Dynamics N.V. | Apparatus and method for setting the parameters of an alert window used for timing the delivery of ETC signals to a heart under varying cardiac conditions |
DE60143892D1 (de) * | 2000-07-21 | 2011-03-03 | Cellseed Ind | Herzmuskel-ähnliche zellschicht, dreidimensionales konstrukt, herzmuskel-ähnliches gewebe und verfahren zur herstellung |
US7026462B2 (en) * | 2000-12-07 | 2006-04-11 | Sangamo Biosciences, Inc. | Regulation of angiogenesis with zinc finger proteins |
US7067317B2 (en) * | 2000-12-07 | 2006-06-27 | Sangamo Biosciences, Inc. | Regulation of angiogenesis with zinc finger proteins |
AU2002230999A1 (en) * | 2000-12-21 | 2002-07-01 | Medtronic, Inc. | Electrically responsive promoter system |
US6738667B2 (en) * | 2000-12-28 | 2004-05-18 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device for treating cardiac mechanical dysfunction by electrical stimulation |
US20020124855A1 (en) * | 2001-03-12 | 2002-09-12 | Chachques Juan C. | Method of providing a dynamic cellular cardiac support |
-
2004
- 2004-07-22 ES ES04778975T patent/ES2279445T3/es active Active
- 2004-07-22 CA CA002533717A patent/CA2533717A1/en not_active Abandoned
- 2004-07-22 EP EP07001429A patent/EP1776969A3/en not_active Withdrawn
- 2004-07-22 US US10/896,760 patent/US7349740B2/en not_active Expired - Fee Related
- 2004-07-22 AT AT04778975T patent/ATE352346T1/de not_active IP Right Cessation
- 2004-07-22 DE DE602004004541T patent/DE602004004541T2/de active Active
- 2004-07-22 WO PCT/US2004/023713 patent/WO2005011808A1/en active IP Right Grant
- 2004-07-22 EP EP04778975A patent/EP1651310B1/en active Active
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
ATE352346T1 (de) | 2007-02-15 |
DE602004004541D1 (en) | 2007-03-15 |
DE602004004541T2 (de) | 2007-11-22 |
EP1776969A3 (en) | 2007-08-01 |
EP1651310A1 (en) | 2006-05-03 |
WO2005011808A1 (en) | 2005-02-10 |
CA2533717A1 (en) | 2005-02-10 |
US7349740B2 (en) | 2008-03-25 |
US20050043766A1 (en) | 2005-02-24 |
EP1651310B1 (en) | 2007-01-24 |
EP1776969A2 (en) | 2007-04-25 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
ES2279445T3 (es) | Estimulacion del miocardio. | |
US20060149184A1 (en) | Myocardial stimulation | |
JP4175662B2 (ja) | 電気的筋肉制御装置 | |
ES2229670T3 (es) | Aumento de la conduccion electrica y de la contractibilidad mediante marcacion bifasica del ritmo cardiaco administrada a traves del torrente sanguineo cardiaco. | |
US8321013B2 (en) | Electrical muscle controller and pacing with hemodynamic enhancement | |
CN106413809B (zh) | 具有改善的感测和起博能力的可植入血管外电刺激引线 | |
US7627373B2 (en) | Method and apparatus for cell and electrical therapy of living tissue | |
Pachon et al. | Ventricular endocardial right bifocal stimulation in the treatment of severe dilated cardiomyopathy heart failure with wide QRS | |
ES2237412T3 (es) | Deteccion atrial y estimulacion local multiple como intervencion para la fibrilacion atrial. | |
US7167748B2 (en) | Electrical muscle controller | |
US9457184B2 (en) | Electromedical implantable or extracorporeally applicable device for the treatment or monitoring of organs, and method for therapeutic organ treatment | |
KR19990077062A (ko) | 심장 제어 방법 및 시스템 | |
IL139917A (en) | Addition of muscle contractions by the bi-event lecturer | |
JP2002534233A (ja) | 頻脈予防の心搏調整 | |
JP2023171773A (ja) | 心臓機能を改善するための組成物および方法 | |
US8175704B2 (en) | Techniques for delivery of stem cell and related therapies to treat cardiac conditions | |
KR102634091B1 (ko) | 생체 외 및 생체 내 조직 전도의 향상을 위한 생체재료를 포함하는 전도성 벤조산계 폴리머 | |
Taneja et al. | Is all ventricular fibrillation the same? Influence of mode of induction on characteristics of ventricular fibrillation | |
CN112118889B (zh) | 借助电磁能量激活细胞结构的装置和方法 | |
Bohora et al. | Left hemothorax: a presentation of a late ventricular perforation caused by an active fixation pacing lead | |
WO1990010471A1 (en) | Method of providing a biological pacemaker | |
US20190388687A1 (en) | Device and method to activate cell structures by means of electromagnetic energy | |
Kocovic | Troubleshooting CRT devices and clinical outcomes |