ES2303812T3 - Aparato para tratar organismos vivos y reducir la carga cardiaca. - Google Patents
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Abstract
Aparato para el tratamiento de un mamífero u otro organismo vivo que tiene un corazón, un ritmo cardiaco que comprende ondas Q, R, S y T que se repiten periódicamente de un electrocardiograma y un sistema vascular periférico, presentando dicho electrocardiograma un ritmo cardiaco QRSTQ repetitivo que tiene una duración de la sístole Q-T, una duración de la diástole T-Q y una longitud de trayectoria R-R, teniendo dicho organismo una frecuencia cardiaca y una presión sistólica resultantes de la acción del corazón, comprendiendo el aparato medio para medir el ritmo cardiaco, medio para aplicar señales de estimulación eléctrica a dicho mamífero u otro organismo vivo a uno o más músculos esqueléticos o lisos asociados con dicho sistema vascular periférico por un procedimiento no invasivo o invasivo en sincronización con el ritmo cardiaco en un modo de contrapulsación, produciendo dichas señales de estimulación eléctrica pulsaciones de presión en el sistema vascular periférico, medio para determinar, en cada ritmo cardiaco que se repite periódicamente, un momento que se corresponde con un final de cada onda T, un medio para variar al menos un parámetro de dichas señales de estimulación eléctrica, un medio para iniciar dicha estimulación eléctrica por señales de estimulación activadas en una ventana que está dentro de un ámbito comprendido entre el 5% de la longitud de la trayectoria R - R antes del final de la onda T y el 45% de la longitud de la trayectoria R - R después del final previsto de la onda T, y un medio para seleccionar la duración de las señales de estimulación para que se corresponda con un tiempo equivalente a entre el 10 y el 25% de la duración de la diástole T - Q.
Description
Aparato para tratar organismos vivos y reducir
la carga cardiaca.
La presente invención se refiere a un aparato
para el tratamiento de mamíferos y otros organismos vivos que
tienen corazón y un sistema vascular periférico, concretamente un
ser humano, para el logro de la reducción de una carga cardiaca y
una variedad completa de otros tratamientos y beneficios
asociados.
Para ayudar al entendimiento de la invención es
necesario primero considerar el trabajo del corazón humano y la
técnica anterior conocida en este campo.
La condición del corazón humano se mide
frecuentemente por medio de un electrocardiograma, las trazas de
salida típicos que se obtienen pueden, por ejemplo, observarse en
la Figura 1. Un electrocardiograma es básicamente un registro de la
secuencia de las ondas eléctricas generadas en cada latido cardiaco
y los diferentes picos del electrocardiograma típico se designan
usualmente por las letras P, Q, R, S y T. La así llamada trayectoria
R-R, es decir, el tiempo entre dos picos R
representa un ciclo del corazón y normalmente equivale a
aproximadamente 1
segundo.
segundo.
Es de interés especial no solamente la
trayectoria R-R que corresponde a la frecuencia del
corazón o la frecuencia del pulso, sino preferentemente también la
trayectoria Q-T que reproduce el rendimiento del
trabajo del corazón, llamado la sístole. El resto de la trayectoria
equivalente a R-R menos Q-T, es
decir T-Q representa efectivamente el tiempo de
recuperación del corazón en cada latido cardiaco, llamada diástole.
La operación del corazón humano se trata más adelante con mayor
detalle haciendo referencia a las Figuras 1A, 1B y 1C.
Frecuentemente, los cardiólogos se refieren al
concepto de carga cardiaca que es proporcional a la frecuencia del
pulso cardiaco, es decir, a la frecuencia de las ondas
R-R medida en latidos cardiacos por minuto,
multiplicada por la presión sanguínea sistólica medida en milímetros
de mercurio.
Se han propuesto y utilizado muchos tratamientos
de la técnica anterior que afectan al sistema cardiovascular de los
seres humanos. Son bien conocidos entre dichos sistemas los
procedimientos y aparatos electrofisiológicos que, por ejemplo,
utilizan estimulación eléctrica para producir contracciones
musculares que dan como resultado el funcionamiento y entrenamiento
de los músculos. Las contracciones y estiramientos causados por la
estimulación eléctrica mejoran el flujo sanguíneo a través de los
músculos y mejoran la calidad del músculo sin esfuerzo sobre la
parte del paciente que esta siendo tratada.
Las interacciones electrofisiológicas con
cuerpos vivos en general, y seres humanos en particular, pueden
clasificarse en dos grupos principales, a saber interacciones
electrofisiológicas asíncronas y cardiosincronizadas.
Los procedimientos y aparatos
electrofisiológicos asíncronos operan utilizando la
electroestimulación en la cual la estimulación se sincroniza de
acuerdo con algún ritmo impuesto externamente, pero esta
sincronización no se sincroniza con la frecuencia del pulso
cardiaco. Ejemplos conocidos de procedimientos y aparatos
electrofisiológicos asíncronos incluyen:
- -
- neuroestimulación y estimulación neuromuscular y muscular directa mediante electroestimuladores, con equipos que están disponibles en Medicompex SA, Valmed SA, Nemectron GmbH y EMPI Inc. entre otros,
- -
- el uso de electroestimulación para la terapia del dolor, con equipos disponibles en Medtronic Inc. entre otros,
- -
- electroestimulación para terapia de control de temblor activo, para el cual Medtronic Inc., entre otros, suministra equipos, y
- -
- electroestimulación para control urinario, de nuevo con aparatos ofertados por, por ejemplo, Medtronic Inc., tal como el producto de Company's Interstim.
Todos los procedimientos de estimulación
asíncrona anteriores ciertamente brindan beneficios a las áreas que
están siendo tratadas, pero dan como resultado un incremento de la
carga cardiaca cuando se compara con una situación normal, es
decir, sin electroestimulación. Hasta se sabe que esta carga
cardiaca incluye un riesgo inherente de producir arritmia o
problemas cardiacos, cuando la electroestimulación se aplica cerca
del corazón sobre músculos del pecho y especialmente sobre el
hemitorax izquierdo.
Un sumario útil de la terapia con estimulación
eléctrica se encuentra en las páginas 3 y 4 del "Manual de
Usuarios" producido por Valmed SA en relación a su Microstim
(marca comercial registrada), estimulador neuromuscular P4 Physio
Model, editado en 11/96.
La otra categoría básica de las técnicas
electrofisiológicas, a saber los procedimientos y aparatos
electrofisiológicos cardiosincronizados, comprenden procedimientos
mediante los cuales se predetermina la frecuencia del pulso
cardiaco por medio de un sensor y la estimulación se aplica a un
ritmo en cualquier momento dentro de la frecuencia del pulso
cardiaco y se sincroniza con la frecuencia del pulso cardiaco.
Dichos procedimientos y aparatos
cardiosincronizados pueden subdividirse en dos clases, a saber, el
modo de simpulsación y el modo de contrapulsación.
En el modo de simpulsación de una
electroestimulación cardiosincronizada de los músculos los impulsos
eléctricos se sincronizan con la frecuencia del pulso cardiaco de
manera que el corazón y el músculo estimulado se contraigan al
mismo tiempo, es decir, en fase de sístole el corazón se contrae y
el músculo estimulado se contrae. En la fase de diástole el corazón
se relaja y el músculo se relaja.
En el modo de contrapulsación de una
electroestimulación cardiosincronizada de músculos los impulsos
eléctricos se sincronizan de manera tal respecto de la frecuencia
del pulso cardiaco que el corazón y el músculo estimulado se
contraen en oposición entre si, es decir, en la fase de sístole el
corazón se contrae y el músculo estimulado se relaja, en la fase de
diástole el corazón se relaja y el músculo estimulado se
contrae.
Los ejemplos conocidos de dichos
procedimientos/equipos electrofisiológicos cardiosincronizados
incluyen:
- -
- marcapasos cardiosincronizado, marcapasos antitaquicardia y desfibriladores, que se encuentran, por ejemplo, de nuevo disponibles en Medtronic Inc.,
- -
- cardiomioestimuladores, también disponibles en Medtronic Inc.,
- -
- procedimientos y aparatos de contrapulsación por globo intraaórtico,
- -
- cirugía cardiomioplástica para conglomerados de músculos cardiacos asistida por electroestimulación cardiosincronizada,
- -
- procedimiento de contrapulsación de aorta externo en el cual la aorta se une mediante injerto músculo-aponeurótico, con su extremo libre biseccionado para movilizar un sector de la aorta, como se revelas en la patente, SU 1509045 A y en el documento en idioma Inglés de L.V. Lapanashvili, titulado "Automuscolar System of Assisted Circulation for Surgical Correction of Cardiac Failure" ("Sistema Automuscular de Circulación Asistida por Corrección Quirúrgica de la Falla Cardiaca") publicado en "II Cuore" Rivista de Cardiocirugía y Cardiología, Vol. IX, n.1, Enero/Febrero 1992, páginas 5 a 27.
Los marcapasos y desfibriladores son bien
conocidos y se insertan en el cuerpo del paciente mediante una
operación quirúrgica. También requieren su reemplazo a intervalos
regulares. Esta clase de dispositivo es por lo tanto una técnica
quirúrgica invasiva y ciertamente estimula los músculos cardiacos
directamente y no actúa en el sistema vascular periférico.
Un cardiomioestimulador opera tomando una señal
del corazón y utilizándola para estimular otro músculo en
sincronismo con el latido del corazón.
La técnica quirúrgica utilizada en conjunción
con un cardiomioestimulador se denomina cardiomioplastia y se
describe, por ejemplo, en el libro "Transformed Muscle for
Cardiac Assist and Repair" ("Músculo Transformado por Ayuda y
Reparación Cardiaca") editado por Ray C.J. Chiu, Ivan M.
Bourgeois, Bakken Research Center Series, Volumen 2, Capítulo 21,
páginas 231 a 233.
El procedimiento de la cardiomioplastia consiste
el arrollamiento de un músculo esquelético alrededor del corazón y
la estimulación de éste músculo arrollado alrededor de manera
sincronizada con las contracciones cardiacas, es decir, en el modo
de simpulsación, con lo que se forma un conglomerado de muscular
cardiaco que ayuda a la función de bombeo cardiaco. A modo de
ejemplo, un cardiomioestimulador suministrado por Medtronic Inc.,
como el modelo SP1005, es un sistema de dos canales que consta de
un canal de marcapasos cardiaco y un canal de mioestimulación
coordinados por un circuito de sincronización. El marcapasos
cardiaco consta de un amplificador de detección, que monitoriza la
frecuencia cardiaca intrínseca y una etapa de salida, que estimula
el corazón tan pronto como cae la frecuencia cardiaca por debajo de
un valor programado. El evento cardiaco puede detectarse o
iniciarse mediante el dispositivo, como en el marcapasos
sincronizado, pero además también activa el circuito de
sincronización. Las señales activadoras se procesan a través de un
divisor programable, que permite diferentes frecuencias de
contracción del músculo arrollado alrededor del corazón dentro del
conglomerado muscular cardiaco. Seguidamente, se inicia un retraso
de la onda R después de lo cual se activa el mioestimulador. Este
envía una ráfaga de impulsos, que se inician típicamente al final de
la onda R y termina típicamente al final de la onda T, al músculo
envolvente a través de un par de conductores de activación muscular
lo que da lugar a la contracción del conglomerado muscular cardiaco
y es también un procedimiento invasivo.
La contrapulsación del globo intraaórtico es una
técnica quirúrgica invasiva complicada de alto riesgo que solo se
utiliza con pacientes de enfermedad terminal. Implica la inserción
de un globo en la aorta que es bombeado y evacuado de acuerdo con
el ritmo cardiaco de manera que, cuando se infla, el globo genera
una onda de contrapresión que mejora el flujo sanguíneo a través de
los vasos sanguíneos coronarios e incrementa de esta manera el
suministro de oxígeno al corazón y mejora optimistamente sus
condiciones
El procedimiento de contrapulsación externa de
la aorta también es una forma de cirugía mioplástica y utiliza la
electroestimulación cardiosincronizada de músculos esqueléticos
arrollados alrededor de la aorta y, cuando se opera en el modo de
contrapulsación, da lugar a un incremento de la circulación
sanguínea coronaria en la fase diastólica con una disminución en
consecuencia de la carga cardiaca. El documento antes mencionado de
Lapanashvili L.V. en "II Cuore", informa de un 28% de
incremento de circulación sanguínea coronaria. Sin embargo se
entenderá que esta es una operación quirúrgica gravemente invasiva
utilizada solamente en casos críticos y por lo tanto de aplicación
limitada.
Todos los procedimientos electrofisiológicos
cardiosincronizados anteriores que utilizan estimulación en el modo
de simpulsación no dan lugar a un cambio significativo de la carga
cardiaca cuando se comparan con la carga cardiaca de la misma
persona sin estimulación. Los procedimientos de contrapulsación
descritos hasta ahora, todos implican cirugía invasiva. Sin
embargo, existen algunos otros procedimientos de contrapulsación
citados en la literatura que son esencialmente no invasivos y se
basan en las terapias denominadas de bota neumática.
Dichas botas neumáticas o botas de compresión,
por ejemplo, la bota hecha por Circulator Boot Corporation, no
utilizan la electroestimulación, sino que, en su lugar, aplican
pulsaciones de presión neumáticamente a la parte inferior de la
pierna del paciente. Más específicamente, este equipo aplica
compresión neumática a la parte inferior de la pierna del paciente y
esta aplicación de presión se sincroniza con el ritmo cardiaco. El
producto Circular Boot se conoce por ser una bota de compresión
neumática cardiosincronizada no invasiva que comprime
neumáticamente partes seleccionadas de las extremidades del cuerpo,
por ejemplo la parte inferior de la pierna, antes de la sístole
cardiaca y la intención primaria es mejorar el flujo arterial en la
pierna.
Las indicaciones para las cuales la Circulator
Boot puede proporcionar el tratamiento son el flujo arterial escaso
en la pierna, diabetes, insuficiencias arteriales, enfermedades
venosas, linfedema, etc.
Los fabricantes afirman, en su página local del
29/6/99, que la terapia con la Circulator Boot incrementa el
volumen del latido disminuyendo la poscarga mientras que, al mismo
tiempo, disminuye el trabajo cardiaco y mantiene o incrementa la
perfusión coronaria. El hecho de que la Circulator Boot tiene algún
efecto en el corazón puede verse en las declaraciones de la página
local citada en donde se afirma, por ejemplo, que "las mediciones
anecdóticas que proporcionan evidencia del beneficio cardiaco han
incluido: reducción de la sonoridad de los soplos de insuficiencia
mitral; ampliación de la traza del pulso periférico con el bombeo
en la pierna durante la sístole; estrechamiento de la traza con el
bombeo diastólico final; elevación de la escotadura dicrótica con
el bombeo sistólico y disminución del mismo con el bombeo
diastólico final y, en pacientes con catéter
Swann-Ganz en posición, disminución gradual de la
presión e incremento del rendimiento cardiaco".
También se debe hacer referencia al documento
US-A-4.541.417. Esta referencia
describe un acrecentador coronario en fárma de aparato para el
tratamiento de mamíferos y otros organismos vivos que tienen
corazón, un ritmo cardiaco que comprende las ondas Q, R, S y T de
un electrocardiograma repetidas periódicamente y un sistema
vascular periférico, presentando dicho electrocardiograma un ritmo
cardiaco de QRSTQ repetitivo que tiene una duración de la sístole
de Q - T, una duración de la diástole de T - Q y una duración de
trayectoria de R - R, teniendo dicho organismo un ritmo cardiaco y
una presión sistólica resultantes de la acción del corazón,
comprendiendo el aparato medios de medición del ritmo cardiaco,
medios de aplicación de señales de estimulación eléctricas a dicho
mamífero u otro organismo vivo a uno o más músculos esqueléticos o
lisos asociados con dicho sistema vascular periférico por un
procedimiento no invasivo o invasivo en sincronización con el ritmo
cardiaco en el modo de contrapulsación, produciendo dichas señales
de estimulación eléctricas pulsaciones de presión en el sistema
vascular periférico, medios para la determinación, para cada ritmo
cardiaco que se repite periódicamente, un tiempo que se corresponde
con un final de cada onda T, y medios para variar al menos un
parámetro de dicha estimulación
eléctrica.
eléctrica.
Finalmente, se hace referencia a la patente
georgiana 336 del presente inventor L.V. Lapanashvili que describe
la estimulación de músculos de una técnica externa no invasiva en
el modo de simpulsación y contrapulsación. Este documento describe
la estimulación de los músculos del pecho, cerca del corazón, en el
modo de simpulsación y establece que "descarga el corazón y
permite incluso que los músculos del pecho estén situados cerca del
corazón a estimular". Así, aquí, la descarga del corazón se ha
logrado estimulando el músculo del pecho en el modo de
simpulsación. La patente establece que el régimen de
contrapulsación se utiliza más frecuentemente, pero cuando se
colocan los electrodos en el pecho, es decir, cerca del corazón, se
utiliza el régimen de simpulsación.
Un objetivo principal de la presente invención
es proporcionar un aparato aplicable casi universalmente mediante
el cual puede lograrse un grado substancial de descarga cardiaca
mediante estimulación invasiva o no invasiva apropiada del paciente
que puede aplicarse prácticamente sin limitación de tiempo y en
particular sin limitación alguna de los músculos a estimular, con
la excepción del propio músculo cardiaco.
Además, un objetivo de la presente invención es
proporcionar un aparato que es totalmente inofensivo y que puede
utilizarse no solamente para la prevención y rehabilitación del
infarto coronario e insuficiencia cardiaca, sino también para la
estimulación de músculos neuromuscular o directa, lo que da lugar a
contracciones musculares visibles o no visibles, para el desarrollo
de la potencia o resistencia muscular, modelado corporal,
tratamiento de lipólisis y similares.
Otro objetivo de la presente invención es
proporcionar un aparato que puede ser utilizado en la estimulación
antidolor muscular neuro-neuromuscular o directa
incluso la estimulación nerviosa eléctrica transcutánea
(frecuentemente denominada TENS) así como en muchas otras
aplicaciones de medicina estética y curativa.
Con objeto de satisfacer este objetivo se
provee, de acuerdo con la invención, un aparato para el tratamiento
de mamíferos u otros organismos vivos que tengan un corazón, un
ritmo cardiaco que comprende la repetición periódica de ondas Q, R,
S y T de un electrocardiograma y un sistema vascular periférico,
presentando dicho electrocardiograma un ritmo cardiaco QRSTQ
repetitivo que tiene una duración de la sístole de de Q - T, una
duración de la diástole de T - Q y una longitud de trayectoria de R
- R, teniendo dicho organismo una frecuencia cardiaca y una presión
sistólica resultantes de la acción del corazón, comprendiendo el
aparato medios de medición del ritmo cardiaco, medios para la
aplicación de señales de estimulación eléctricas a dichos mamíferos
u otros organismos vivos en uno o más músculos esqueléticos o lisos
asociados con dicho sistema vascular periférico mediante un
procedimiento no invasivo o invasivo en sincronización con el ritmo
cardiaco en un modo de contrapulsación, produciendo dichas señales
de estimulación eléctricas pulsaciones de presión en el sistema
vascular periférico, medios para la determinación, para cada ritmo
cardiaco que se repite periódicamente, un tiempo que se corresponde
con un final de cada onda T, medios para variar al menos un
parámetro de dicha estimulación eléctrica, medios para iniciar dicha
estimulación eléctrica mediante señales de estimulación activadas
en una ventana temporal que está dentro del rango de entre el 5% de
la longitud de la trayectoria antes del final de la onda T y el 45%
de la longitud de la trayectoria de R - R después del final
previsto de la onda T y medios para seleccionar la duración de las
señales de estimulación para que se corresponda con un tiempo
equivalente a entre el 10 y el 25% de la duración de la diástole de
T - Q.
Se advierte que la ventana temporal especial
para activar las señales de estimulación y la duración de las
señales de estimulación no se revelan en el documento
US-A-4.541.417 antes mencionado.
La invención se basa en el descubrimiento
totalmente sorprendente de que es posible, optimizando las
pulsaciones de presión producidas en el sistema vascular periférico
de un paciente por medio de un procedimiento no invasivo en
sincronización con el ritmo cardiaco en el modo de contrapulsación,
asegurar una reducción optimizada de la frecuencia del pulso del
paciente y con ello una reducción neta significativa y en verdad
altamente significativa, de la carga cardiaca. Este es un
descubrimiento particularmente sorprendentemente porque no es
totalmente evidente que una estimulación totalmente no invasiva de,
por ejemplo, un músculo de la pierna, en solo una de las muchas
ramificaciones periféricas del árbol cardiovascular, sea siempre
capaz de incrementar el flujo sanguíneo coronario y de reducir la
carga cardiaca en una cantidad significativa. En realidad es
totalmente sorprendente que el grado de reducción de la carga
cardiaca logrado en pruebas sea similar al logrado en el colgajo
muscular extra-aórtico peligroso y totalmente
invasivo arrollado alrededor de la aorta con ayuda de la
electroestimulación. Se apreciará que estas últimas técnicas actúan
directamente en una ubicación de la aorta, el tronco principal del
árbol cardiovascular, mientras que la invención actúa externamente
en solo una de las muchas ramificaciones del sistema vascular
periférico.
Más específicamente, se ha descubierto que,
estableciendo correctamente las pulsaciones de presión de un
paciente individual, surge un tipo de fenómeno resonante que puede
ser explotado, de modo que una pequeña perturbación del sistema
vascular periférico conduce a una reducción optimizada de la
frecuencia del pulso y a través de esto una reducción neta de la
carga cardiaca. Es particularmente favorable que la reducción de la
frecuencia del pulso también sea acompañada por una reducción de la
presión sistólica de modo que se logra un efecto muy pronunciado
con respecto a la carga cardiaca mediante solo una pequeña
perturbación de únicamente una ramificación periférica del árbol
cardiovascular. En pacientes con presión sanguínea normal existe
solo una pequeña reducción de la presión sanguínea, pero una gran
reducción en la frecuencia del pulso. En pacientes con elevada
presión sanguínea la reducción de la presión sanguínea es
pronunciada, pero la reducción de la frecuencia cardiaca es menor.
El aparato de la invención pueden utilizarse, a saber, para la
estimulación de cualquier músculo liso o esquelético en el cuerpo,
que no sea el músculo cardiaco y dará lugar a un efecto benéfico de
descarga cardiaca significativa como se describió
anteriormente.
Visto de otra manera, la invención permite la
implementación de un procedimiento para lograr una reducción en la
carga cardiaca en un cuerpo vivo que tiene un corazón, tal como un
mamífero y especialmente un ser humano, midiendo el ritmo cardiaco
y produciendo pulsaciones de presión en el sistema vascular
periférico en sincronización con el ritmo cardiaco en el modo de
contrapulsación para producir una reducción optimizada de la
frecuencia del pulso y con ello una reducción neta en la carga
cardiaca, siendo la carga cardiaca una función de la frecuencia del
pulso y de la presión sistólica.
A diferencia de una bota neumática, el aparato
de la presente invención puede hacerse extremadamente ligero,
compacto y portátil y puede ser llevado por el usuario en el curso
de su vida normal diaria sin limitación significativa alguna de la
movilidad y estilo de vida del paciente. Los medios para medir el
ritmo cardiaco pueden comprender fácilmente un detector no invasivo
en alguna posición discreta sobre el cuerpo del paciente ya que el
detector solo tiene que proveer una señal básica que permita la
sincronización del aparato de estimulación en el modo de
contrapulsación.
Para asegurar la movilidad del paciente, este
aparato de estimulación es convenientemente un aparato de
electroestimulación que puede estar alimentado por una pequeña
batería portada por el paciente. Las necesidades energéticas no son
excesivamente altas porque, como se anotó anteriormente, el aparato
básicamente solo impone una perturbación en el sistema vascular
periférico del paciente y el efecto de esta perturbación se mejora
efectivamente mediante un fenómeno que no se entiende en su
totalidad, pero que puede estar relacionado con un fenómeno
resonante donde una pequeña perturbación produce un gran
efecto.
Este fenómeno resonante puede explicarse como
sigue:
Durante la diástole surge un cambio dinámico del
nivel de presión de la sangre expelida del corazón y la reflexión
parcial o total de dos diferentes ondas de presión, que se propagan
simultáneamente desde diferentes lugares en direcciones opuestas.
La sangre expelida del corazón se origina en la contracción del
corazón durante la sístole e implica una velocidad del flujo
sanguíneo inferior a 1 metro por segundo.
La primera onda de presión considerada durante
la diástole es inducida por la sangre eyectada por el corazón, es
decir, por la apertura de la válvula cardiaca y la onda de presión
resultante se propagan a mucha mayor velocidad - típicamente unos
4 a 7 metros por segundo - desde la válvula cardiaca a través del
sistema arterial. Esta primera onda de presión se refleja
parcialmente en una contracción muscular inducida. La parte no
reflejada de la onda de presión se propaga a través de los vasos
sanguíneos capilares y arteriales del músculo en el sistema venoso.
Sin embargo, la onda de presión reflejada se propaga en el sistema
arterial de regreso al corazón y, seguidamente, se refleja en la
válvula cardiaca ahora cerrada. A continuación, se propaga de nuevo
corriente abajo y de nuevo corriente arriba etc. Esta reflexión de
la propagación de la onda de presión continúa mientras que el
músculo esta siendo contraído, es decir, mientras el paso del flujo
sanguíneo esta siendo parcialmente obstruido por la compresión de
los vasos sanguíneos resultante de la contracción muscular.
La segunda onda de presión es la onda de presión
inducida por el inicio de la contracción muscular en la periferia
que es prácticamente idéntica en tiempo que el inicio de los pulsos
de estimulación. Esta contracción muscular presiona los vasos
sanguíneos capilares y arteriales del músculo y expele parte de la
sangre de regreso hacia el sistema arterial y parcialmente hacia el
sistema venoso, induciendo así la propagación de la onda de presión
a una velocidad mayor que la velocidad de propagación de la onda de
presión normal de 4 a 7 metros por segundo. El incremento de
velocidad de esta propagación de la segunda onda de presión es
proporcional a la resistencia del músculo a la contracción. Esta
segunda onda de presión se propaga en el sistema arterial de
regreso al corazón y se refleja en la válvula cardiaca cerrada.
Seguidamente, se propaga corriente abajo a velocidad de propagación
de la presión de pulso normal y de nuevo corriente arriba y así
sucesivamente. Esta reflexión de propagación de la onda de presión
continúa mientras el músculo esta contraído, es decir, mientras el
paso de flujo de sangre esta siendo parcialmente obstruido por la
compresión de los vasos sanguíneos resultante de la contracción
muscular.
Optimizando la sincronización de la contracción
muscular con relación al bombeo del corazón a través de la
selección del retardo adecuado, es posible lograr un tipo de
interferencia constructiva entre las ondas de presión que conducen
a un incremento de la presión en la aorta en forma de una joroba de
presión justo después de la apertura de la válvula cardiaca y este
incremento de la presión se corresponde con un fenómeno resonante
que incrementa el flujo a través de las arterias coronarias y es
seguido por una reducción de presión que da lugar a una presión
sistólica reducida del corazón. Este es un elemento que contribuye
a la descarga cardiaca.
Las investigaciones han puesto de manifiesto que
el retraso produce buenos resultados, es decir, el retraso adecuado
mencionado anteriormente puede variar dentro de una ventana
relativamente amplia en diferentes personas y maneras de
estimulación. Más específicamente, se ha descubierto que el retraso
adecuado resultante de la descarga cardiaca a través de incrementos
de presión debido a la contracción muscular está en una ventana de
entre el 5% de la longitud de la trayectoria R-R
antes del final de la onda T y el 45% de la longitud de la
trayectoria R-R después del final de la onda T. Es
decir, en una modalidad con estimulación eléctrica, la estimulación
tiene que iniciarse en un momento dentro de esta ventana para
producir el efecto deseado, la sincronización precisa puede
optimizarse para diferentes
individuos.
individuos.
El aparato de la presente invención puede ser
utilizado durante días si se desea. Es importante que la
estimulación se aplique en un modo de contrapulsación y que los
parámetros de la estimulación sean seleccionados adecuadamente para
el paciente, comprendiendo dichos parámetros:
- -
- el retraso de impulsos en tiempo entre el final de la onda Q de una señal de ritmo cardiaco QRS y el inicio de un tren de impulsos de estimulación generador de pulsaciones de presión,
- -
- la duración del tren, es decir, el tiempo entre el inicio y el final de un tren de impulsos de estimulación dentro de un ritmo cardiaco,
- -
- la frecuencia de los impulsos que forman un tren de impulsos de estimulación generador de pulsaciones de presión,
- -
- el ancho de los impulsos, es decir, el tiempo entre el inicio y el final de un impulso de estimulación de cada uno de dichos trenes,
- -
- la amplitud de los impulsos de estimulación generadores de pulsaciones de presión,
- -
- la forma del impulso, que es la forma geométrica del impulso de estimulación resultante cuando una amplitud del impulso se extiende sobre una duración total del impulso,
- -
- el modo del impulso, que es la relación entre los medios ciclos positivo y negativo de cada uno de dichos impulsos de estimulación.
El aparato de la presente invención puede ser
utilizado también en conjunción con un ECG a largo plazo, por
ejemplo, un ECG de 12 canales, que permite a los médicos obtener
una perspectiva detallada de la respuesta del paciente al
tratamiento durante un periodo de tiempo más prolongado. Dichos
ECGs a largo plazo, un almacenamiento temporal de datos y un medio
de compresión de los datos almacenados y un medio de extracción a
intervalos regulares, por ejemplo, una vez al día.
El aparato de electroestimulación de
cardiorresonancia de la invención produce efectos adicionales en
todos los sistemas corporales afectados por cambios dinámicos en el
sistema cardiovascular. Es decir, al utilizar la invención se
descubre que se producen reacciones en todos los sistemas
corporales del cuerpo vivo, que son activados por cambios dinámicos
en el sistema cardiovascular por el fenómeno de la
cardiorresonancia resultante del uso de la invención.
Las reacciones en estos otros sistemas
corporales no están aún totalmente explicadas, sin embargo, se han
observado resultados en varios sistemas corporales y estos sistemas
corporales son bien conocidos por ser afectados por cambios
dinámicos en el sistema cardiovascular. Algunos de los resultados
observados son hechos medidos, algunos de ellos son percepciones y
sensaciones de las que han informado los probadores. Sin embargo,
estos resultados observados permiten asumir que, reacciones
físicas/fisiológicas/bioquímicas similares tienen lugar en estos
sistemas intercomunicados con el sistema cardiovascular. Estos
resultados observados incluyen observaciones conocidas parcialmente
de electroestimulación asíncrona, sin embargo, con
electroestimulación de cardiorresonancia estas reacciones son más
pronunciadas debido al fenómeno de la cardiorresonancia.
Las mejoras observadas Incluyen:
- -
- resistencia, potencia y masa musculares incrementadas
- -
- lipólisis regional intensificada por el metabolismo incrementado
- -
- reducción del dolor en sistemas de soporte y motriz corporales (hueso, nervios y músculos que trabajan juntos), por ejemplo, mediante el fortalecimiento selectivo de músculos de la pierna y con ello descarga de las articulaciones de la rodilla cambiando el ángulo de carga, con lo que la fuerza de carga en las articulaciones se aplica en otras áreas, dando como resultado la reducción del dolor causado, por ejemplo, por artrosis o por osteocondrosis con lo que el fortalecimiento de músculos de la espalda selectivos reducirán el dolor causado por dorsalgia o radiculitis e isquiasis.
- -
- calidad de la piel mejorada, se hace suave y elástica por la circulación sanguínea regional mejorada
- -
- resistencia inmunológica incrementada, por ejemplo, se midió por la reducción y eliminación de la inflamación crónica
- -
- condición mental y psicológica mejorada, por ejemplo, alegría, mejoramiento del humor por la producción incrementada de endorfina, etc.
- -
- normalización del sueño
- -
- forma física, bienestar y capacidades de trabajo y efectividad en general mejorados
- -
- sensación de ligereza al andar, etc.
La invención puede utilizarse, por ejemplo, para
lograr beneficios de uno o más campos seleccionados del siguiente
grupo:
- -
- promoción de la forma física y del bienestar,
- -
- formación física para el deporte,
- -
- medicina estética, que incluye todo tipo de modelado corporal deseado y/o cambios en tejidos, por ejemplo, debido al quemado de grasa corporal (lipólisis), drenaje de fluidos y desarrollo de tejidos y músculos y/o reducción así como cambios asociados con la piel,
- -
- medicina curativa, que incluye procedimientos invasivos y no invasivos,
- -
- medicina cósmica
Además, la invención puede utilizarse en el
campo de la medicina curativa o para la prevención de enfermedades
en alguno o más de los siguientes campos:
- para anestesiología, por ejemplo para reducir el riesgo de fallo cardiaco agudo, para cardiología, por ejemplo, para remediar la taquicardia, enfermedad cardiaca isquémica, cardiomiopatía, hipertensión, fallo cardiaco, patología valvular,
- para angiología, por ejemplo, para insuficiencias linfovenosa y arterial, para ortopedia y neurología, por ejemplo, para remediar la hipotrofia y atrofia de los músculos,
- para la reducción del dolor que incluye el tratamiento TENS antidolor de todo tipo de patología en el sistema de soporte corporal y motriz de un ser humano, por ejemplo para osteocondrosis,
- para urología y proctología, por ejemplo, para insuficiencias de esfínter, para ginecología y sexología, por ejemplo, para el tratamiento de la vagina dilatada, úteros caídos, adnexitis, amenorrea, frigidez,
- para endocrinología, por ejemplo, para adipositas parciales, hipomastia, para cirugía, por ejemplo, para diastasis de músculo recto abdominal, decubiras, para medicina cósmica, por ejemplo, para preservar el tono muscular de los astronautas.
Un aspecto especialmente importante de la
presente invención es la manera en que se ajusta el tiempo, es
decir, el retraso del impulso, en el que se aplica la estimulación
al organismo vivo por el sistema de entrada para compensar la
reducción en la frecuencia del pulso resultante del tratamiento que
se ha descubierto que mejora el fenómeno de la cardiorresonancia
subyacente en la presente invención.
Sin embargo, se debe advertir que es concebible
que la estimulación pueda realizarse sin esta regulación. Por
ejemplo, el tiempo, es decir, el retraso del impulso, en el cual se
aplican los impulsos de estimulación al organismo vivo o paciente
podría retrasarse inicialmente más allá del final de cada onda T, a
fin de que la frecuencia cardiaca del paciente caiga como resultado
de la estimulación y que el final de la onda T ocurra más tarde,
debido a la duración incrementada de cada latido del corazón, los
impulsos de estimulación finalmente coinciden con el final de la
onda T en el latido cardiaco inferior.
Existen dos maneras básicas para establecer el
final de la onda T desde el punto de vista de la activación cada
nuevo tren de impulsos de estimulación. En el primer caso el final
de la onda T puede detectarse directamente, por ejemplo, en un
electrocardiograma y los trenes de pulsos activados tan pronto como
se detecta el final de la onda T.
Alternativamente, se pueden reconocer otros
puntos de referencia del electrocardiograma, por ejemplo los
finales de las ondas Q o los picos R, y seguidamente puede
calcularse un retraso adecuado para el final de cada onda T
respectiva, ya que la longitud de la trayectoria Q-T
tiene una relación fija conocida a la lo longitud de la trayectoria
R-R. Los trenes de impulsos de estimulación se
activan a continuación en los finales calculados de las ondas T.
La duración de cada tren de impulsos de
estimulación se selecciona preferentemente para totalizar entre el
10 y el 25% de la duración de la diástole T-Q, por
ejemplo de la duración de la diástole T-Q de un ser
humano normal en reposo. Esto conduce a una duración de pulsaciones
de presión del sistema vascular periférico para cada fase de
diástole de entre el 5 y el 40% de la longitud de la trayectoria
R-R. Si se utiliza la estimulación mecánica, por
ejemplo, una almohadilla de presión, en ese caso la duración de la
presión aplicada se corresponde con el valor del 5% al 40% de la
trayectoria R-R y es posteriormente igual a la
contracción del músculo.
En las reivindicaciones dependientes
incorporadas a la presente como referencia se explican otras
realizaciones ventajosas y un aparato preferente de la
invención.
Ahora se va a explicar la presente invención más
detalladamente con referencia a realizaciones preferentes y a los
dibujos adjuntos en la que se muestra:
La figura 1A es un diagrama esquemático que
ilustra un electrocardiograma típico,
La figura 1B es un diagrama esquemático del
corazón humano,
La figura 1C es una vista ampliada de la aorta
en su unión con el corazón y con las arterias coronarias,
La figura 2A es un diagrama esquemático de una
primera variante del aparato para la aplicación de
electroestimulación de acuerdo con la presente invención,
La figura 2B es una gráfica que ilustra la
terminología utilizada para describir un impulso rectangular
bifásico,
La figura 2C es una gráfica que ilustra la
sincronización de los pulsos aplicados a un paciente en el modo de
contrapulsación para lograr la cardiorresonancia de acuerdo con la
invención,
La figura 3 es un conjunto de diagramas que
muestran el efecto del aparato de la invención en la operación del
corazón de un paciente,
La figura 4 es un diagrama de un circuito en
bloques que ilustra la operación del aparto de la variante de la
figura 2A,
La Figura 5 es una segunda variante de un
aparato de acuerdo con la invención para aplicar la
electroestimulación a un paciente, utilizando la frecuencia del
pulso y/o un medidor de la presión sanguínea como señal de
entrada,
La figura 6 es un diagrama de un circuito en
bloques que ilustra la operación del aparato de la Figura 5,
La figura 7 es un diagrama que ilustra un
sistema de tratamiento que puede ser usado por un paciente mientras
se conduce en una vida normal,
La figura 8 es un diagrama de un circuito en
bloques que ilustra la operación del aparato de la Figura 7,
La figura 9 es un diagrama de un circuito en
bloques similar al de la Figura 8 que muestra un desarrollo
adicional del mismo, utilizando la frecuencia del pulso y/o un
medidor de presión sanguínea como una señal de entrada,
La figura 10 es un diagrama de un circuito en
bloques que sumariza el efecto que el aparato de la invención tiene
sobre el cuerpo humano,
La figura 11 es un diagrama que explica los
diversos tipos de estimulación muscular que son posibles cuando se
utiliza la presente invención,
La figura 12A es un diagrama que ilustra un uso
alternativo de un aparato para la estimulación de un paciente de
acuerdo con la presente invención utilizando un tratamiento de
acupuntura activado eléctricamente,
La figura 12B es un diagrama de flujos que
ilustra la operación del aparato de la Figura 12A,
La Figura 13A es un diagrama que ilustra la
combinación de la invención con un cardioestimulador,
La Figura 13B es un diagrama que ilustra la
función de la invención en combinación con un marcapasos,
La Figura 13C es un diagrama que ilustra la
función de la invención en combinación con un desfibrilador,
La Figura 14 es una combinación alternativa a la
de la Figura 13A,
La Figura 15 es un diagrama que ilustra la
función de la invención en combinación con un
cardiomioestimulador,
La Figura 16 es un diagrama que ilustra la
operación del equipo combinado de la Figura 15,
La Figura 17 es un diagrama que muestra una
alternativa a la combinación de la Figura 15,
Las figuras 18A y 18B son diagramas que ilustran
la invención cuando se realiza en conjunción con sujetador,
Las figuras 19A, 19B y 19C ilustran la invención
cuando se realiza en conjunción con un asiento,
La figura 20 es un diagrama que ilustra una
realización preferente con una ventana de interferencias, y
La figura 21 es un diagrama que ilustra
procedimientos de optimización de la sincronización de las señales
de estimulación.
Volviendo ahora a las Figura 1A, 1B y 1C, se da
una breve descripción de la operación normal del corazón humano con
el fin de facilitar el entendimiento de la presente invención.
El corazón 10 mostrado en la Figura 1B tiene
cuatro cámaras, a saber, la aurícula derecha RA, el ventrículo
derecho RV, el ventrículo izquierdo LV y la aurícula izquierda LA.
La sangre venosa que regresa al corazón fluye hacia el interior de
la aurícula derecha, después hacia el interior del ventrículo
derecho y pasa a los pulmones a través de la arteria pulmonar PA. En
los pulmones la sangre recoge oxígeno y regresa a la aurícula
izquierda LA, como se indica con la flecha 14. De ahí, la sangre
oxigenada pasa al ventrículo izquierdo y después hacia la aorta AO
donde inicia su viaje a través de la así llamada circulación mayor
alrededor del cuerpo. La circulación desde el ventrículo derecho
hacia los pulmones y después hacia la aurícula izquierda es llamada
circulación menor.
La operación del corazón está asociada con las
señales eléctricas, que se muestran en el electrocardiograma de la
Figura 1A. El punto P significa la contracción de las dos aurículas
RA y LA, que empuja la sangre hacia los respectivos ventrículos RV
y LV a través de las respectivas válvulas 16 y 18, que actúan como
válvulas de no retorno. La sección del electrocardiograma que se
inicia con Q y finaliza con T se refiere a la sístole y representa
la contracción ventricular que sirve para expeler la sangre desde el
ventrículo derecho hacia la arteria pulmonar y desde el ventrículo
izquierdo hacia la aorta. Durante esta contracción, las válvulas 16
y 18 se cierran para evitar el flujo inverso hacia la aurícula
derecha y la aurícula izquierda. La sección TQ se denomina
diástole, que significa la relajación o expansión de los
ventrículos. Se suministra oxígeno al corazón con sangre oxigenada a
través de las arterias coronarias CA, que se ramifican a partir de
la aorta justo corriente arriba de las válvulas 20, 22, que se
cierran para evitar el retorno sanguíneo desde la aorta hacia el
ventrículo izquierdo durante la fase diastólica. Claramente el
corazón, en si mismo un músculo, debe recibir sangre oxigenada para
mantener el trabajo muscular. El corazón recibe esta sangre
oxigenada a través de las arterias coronarias CA durante la
diástole. En T las válvulas 20, 22 de la aorta AO se cierran y en
este momento la presión sanguínea en la aorta hace que la sangre
entre a las arterias coronarias CA. Consecuentemente, un incremento
de la presión en la aorta AO durante la diástole favorece a las
arterias coronarias.
Como se verá a continuación, uno de los
resultados importantes de la presente invención es un pequeño
incremento de la presión en la aorta durante la diástole y se ha
descubierto que esto tiene un profundo efecto sobre la operación
del músculo cardiaco.
La Figura 2A muestra una ilustración de un
aparato básico que se ha utilizado para probar la presente
invención y que claramente representa también un aparato
perfectamente viable para practicar la invención, aunque es posible
una amplia variedad de mejoras y desarrollos adicionales, como se
describirá más adelante.
Como se muestra en la Figura 2A, se muestra un
paciente 24 que yace en una cama 26 y está conectado a un
electrocardioscopio 28 a través, en esta realización, de tres
electrodos 30 de detección, que permiten el electrocardioscopio
muestre las trazas ECG 32 del paciente 24 en particular en la
pantalla 34. A partir de la información disponible para el
electrocardioscopio a través de los tres electrodos 30, se extrae
una señal que corresponde a la frecuencia de repetición de la
trayectoria R-R de la traza ECG de la Figura 1A. Es
decir, esta señal representa la frecuencia a la cual late el corazón
del paciente, es decir, la frecuencia de su pulso.
Esta señal se introduce en un generador 36 de
pulsos a través de la línea 38 que no se muestra en la Figura 2A
pero que se ilustra esquemáticamente en el diagrama de la Figura 4
relativo a la operación del aparato de la Figura 2A. El generador
36 de pulsos envía un tren de pulsos rectangulares bifásicos al
paciente 24 a través de los electrodos 40 activos, de los cuales se
muestran cuatro en la Figura 2A.
El electrodo 42 adicional es un electrodo neutro
necesario para completar el circuito. Como se ilustra en la Figura
2C el tren de pulsos 44 se activa una vez por ciclo del corazón del
paciente y se sincroniza para coincidir con el final de la fase T
del ECG. El tren de impulsos 44 también se muestra en la pantalla
34 del ECG, que permite que el operador 46 vea la relación de fase
entre el tren 44 de pulsos y el electrocardiograma 34.
A partir de la presentación conjunta del ECG y
del tren de pulsos 44 en la pantalla 34 del electrocardioscopio, el
operador 46 puede ver si el tren de pulsos tiene el retraso
apropiado con relación a la onda Q para asegurar la
cardiorresonancia deseada de acuerdo con la invención.
Como se advirtió anteriormente, el tren de
pulsos se establece preferentemente para iniciarse al final de la
onda T. El operador 46 es capaz de ajustar la fase para el inicio
de cada tren de pulsos, es decir, el retraso, a fin de que coincida
con el final de la onda T. Esta es una entrada manual en el
generador de pulsos indicada en 48 en las Figuras 2A y 4.
Antes de tratar el efecto que tiene el tren de
pulsos 44 aplicado al paciente, es apropiado tratar la terminología
utilizada en esta especificación con respecto a los pulsos
generados por el sistema de entrada que comprende el generador 36
de pulsos y los electrodos 40, 42.
La producción básica del generador 36 de pulsos
se muestra en la Figura 2B. Puede observarse que el tren de pulsos
comprende una pluralidad de los así llamados impulsos rectangulares
bifásicos. Cada impulso rectangular bifásico tiene un medio pulso
50 positivo rectangular y un medio pulso 52 negativo rectangular
que sigue inmediatamente al medio pulso medio positivo, de modo que
el ancho del impulso se determina por la anchura 50 más la anchura
52. El impulso 50, 52 bifásico de la Figura 2B es seguido, a
continuación, por un intervalo y es seguido a continuación por un
segundo impulso bifásico indicado como 50', 52' en la Figura 2B. La
distancia entre las medias ondas positivas secuenciales 50, 50' de
los pulsos bifásicos determina la frecuencia de repetición de los
pulsos de la señal y durante los intervalos entre trenes de pulsos
bifásicos secuenciales, el voltaje aplicado a los electrodos 40 es
cero, es decir, el mismo voltaje que en el electrodo 42 neutro, de
modo que no se produce estimulación alguna del paciente. Este
voltaje cero está indicado por 54 en el diagrama de la Figura 2B.
Se debe advertir que en lugar de aplicar voltajes a los electrodos,
pueden aplicárseles corrientes en cuyo caso las referencias
anteriores a voltajes deben considerarse como referencias a
corrientes.
Como se advirtió anteriormente, cada tren de
pulsos rectangulares bifásicos se sincroniza para iniciarse al
final de la fase T del ECG, es decir, en los puntos 56 del diagrama
de la Figura 2C que muestra una sección ampliada de una traza del
ECG con los trenes 44 de impulsos superpuestos en él. En un ejemplo
específico, la frecuencia de repetición de pulsos de los pulsos
rectangulares bifásicos de cada tren se selecciona de modo que diez
de dichos pulsos se produzcan dentro de la duración del tren. La
duración del tren se selecciona normalmente para que se corresponda
con un tiempo equivalente a entre el 10 y el 25% de la duración de
la diástole TQ de un ser humano que sometido a tratamiento.
Un valor típico de la duración del tren puede
totalizar hasta el 10% de la duración total del latido del corazón,
es decir, la distancia R-R. Así, la frecuencia de
repetición de pulso suministrado por el generador 36 de pulsos
sería, en este ejemplo, diez pulsos en un décimo de la duración del
latido del corazón, que puede ser típicamente equivalente a 1
segundo, con lo que se produce una frecuencia de repetición de
pulsos de los pulsos individuales de los trenes de 100 Hz.
Con el fin de dar un ejemplo razonable, la
amplitud de la señal producida por generador 36 de pulsos, es
decir, aplicadas a los electrodos 40, puede variar desde una
amplitud positiva 50 de más 20 V hasta una amplitud negativa 52 de
menos 20 V.
Se debe destacar que estos valores se dan
simplemente a modo de ejemplo y que pueden hacerse variaciones
substanciales, dependiendo de una variedad completa de
factores.
En lo que se refiere a la amplitud de la señal
bifásica, se ha descubierto que diferentes pacientes tienen
diferentes voltajes de umbral a los que perciben el tratamiento como
no confortable. Así, el operador 46 tiene la posibilidad de variar
la amplitud de los pulsos bifásicos hasta que el paciente los
perciba como ligeramente no confortables y después reducir la
amplitud ligeramente de manera que el paciente no sufra
molestias.
En términos generales, es posible una amplitud
con un límite inferior de inicio de ligeramente por encima de cero
voltios (digamos dos o tres voltios). El límite superior no se ha
investigado aún, pero depende, ciertamente, de si el paciente se
siente confortable con el nivel de voltaje aplicado y si la
corriente resultante (al menos en teoría se podría utilizar voltajes
muy altos supuesto que la corriente se limita hasta valores no
dañinos).
La relación entre el ancho del pulso y el
intervalo de los pulsos de cada tren de pulsos determina la entrada
de energía total en los músculos estimulados a través de los
electrodos 40, 42. Aunque se ha descubierto que una relación de
1:10 es efectiva, esta relación se puede variar substancialmente y,
por supuesto, un intervalo no es absolutamente esencial. En
términos generales, con todos los pacientes se alcanza un umbral,
dependiendo de la amplitud de los pulsos y de la relación de la
amplitud de pulso al intervalo, en el cual las contracciones
involuntarias del músculo son evidentes para un observador
adiestrado y el aparato se operará normalmente con amplitudes y
relaciones del ancho de pulso a intervalo de pulsos a las que se
producen contracciones musculares involuntarias evidentes, es decir,
por encima del valor del umbral.
Una razón especialmente importante para utilizar
los pulsos bifásicos es evitar el inicio de la electrolisis en el
tejido afectado por los impulsos aplicados. Cualquier efecto de
este tipo que pueda ser activado durante un medio impulso se
invierte inmediatamente en el siguiente medio pulso. Aunque los
pulsos rectangulares bifásicos del tipo anteriormente descrito se
ha descubierto que son satisfactorios y actualmente representan el
tipo de pulsos preferente, no significa que sean la única
posibilidad. En términos generales, se prevé que los pulsos
suministrados por el generador de pulsos serán bifásicos en el
sentido de que tienen algún componente de señal que va a ser
positivo y algún componente de señal que va a ser negativo. Sin
embargo, no esta fuera de la cuestión que pulsos rectangulares
monofásicos puedan utilizarse también con ventajas en algunas
circunstancias. Ciertamente no es esencial que la media onda
negativa sea del mismo tamaño y forma que la media onda positiva. La
media onda positiva podría ser de diferente amplitud y ancho que la
amplitud y ancho de la media onda negativa. Además, no es esencial
que los pulsos sean pulsos rectangulares. Podrían ser sinusoidales o
de alguna otra forma si se desea.
Como es evidente en la Figura 4, una realización
preferente de la invención proporciona al operador 46 siete
diferentes parámetros que puede establecer durante el tratamiento
de un paciente. El primero de estos es el retraso o retraso del
impulso que, como se muestra en la Figura 2C, es la diferencia en
tiempo entre el final de la onda Q de una señal cardiaca QRS y el
inicio efectivo de los impulsos, es decir, el inicio del tren o
ráfaga de impulsos que comienzan al final de la onda T. El operador
46 tiene la posibilidad de ajustar este retraso en 48, por ejemplo,
variando un potenciómetro que determina el retraso.
Esta es una regulación extremadamente importante
en el aparato de las Figuras 2A y 4 por la siguiente razón:
Como se explicará en breve, el efecto de los
pulsos es la descarga del corazón. Esta se pone de manifiesto por
si mismo mediante una reducción de la frecuencia de los, es decir,
de la frecuencia del latido cardiaco. Esto significa que el tiempo
entre picos R sucesivos de la traza del ECG se incrementa. No solo
se incrementa R-R, sino que también se incrementa la
distancia desde Q hasta el final de la onda T porque permanece en
una relación conocida respecto del intervalo de tiempo
R-R. Así, si el retardo fuera fijo, el inicio del
tren de pulsos 44 no siempre coincidiría con el final de la onda T
debido al cambio en la frecuencia de los pulsos. Consecuentemente,
con el aparato de la Figura 2A, donde el operador 46 forma un
eslabón importante de la cadena, el operador es capaz de ajustar el
retardo en 48 para asegurar que el tren de pulsos se inicie siempre
al final de la onda T. A modo de ejemplo, es totalmente normal
cuando se utiliza el aparato de la presente invención, que la
frecuencia del pulso del paciente caiga desde, digamos 72 hasta 62
durante un periodo de diez minutos, de manera que el operador 46
tenga suficiente tiempo para efectuar la regulación necesaria.
Se estima que los mejores resultados se obtienen
cuando el retraso se sincroniza de manera que el tren de pulsos se
inicia al final de la onda T. Sin embargo, es bastante probable que
se obtengan resultados beneficiosos si el tren de pulsos inicia
justo antes del final de la onda T.
En términos prácticos, se considera deseable
mantener el inicio del tren de pulsos dentro de una ventana
comprendida entre el 5% de la longitud de la trayectoria
R-R antes del final de la onda T de un
electrocardiograma y el 45% de la longitud de la trayectoria
R-R después del final de la onda T. En la práctica,
con un paciente en particular, este retraso también puede variarse
para ver con precisión que el retardo produce los resultados más
beneficiosos para el paciente.
Otro parámetro que puede ser variado por el
operador 46 es la duración del tren de pulsos aplicado al paciente
después del final de cada onda T. Como se muestra en la Figura 2C,
la duración de un tren se define como el tiempo entre el inicio y
el final de los impulsos dentro de un tren o ráfaga de impulsos.
Esta posibilidad de variación está indicada en la Figura 4 por el
numeral de referencia 58.
El propio tren es el paquete de impulsos
eléctricos que se repiten uno después del otro durante el tiempo
definido por la duración del tren. El número de impulsos eléctricos
en cada tren se puede variar variando la frecuencia de salida del
generados de. pulsos, es decir, la frecuencia de repetición de
pulsos de los pulsos en cada tren de pulsos, es decir, el número de
pulsos que se repiten por segundo si el tren de pulsos fuera de una
duración de un segundo. Además, la duración del tren determina la
duración de la estimulación que se repite con una frecuencia dada,
es decir, cuantos impulsos se aplican de manera efectiva dentro del
ciclo cardiaco. Esta frecuencia y la duración del tren pueden ser
variadas por el operador 46 en la entrada 60, en el ejemplo de las
Figuras 2A y 4. La otra variable que puede ser cambiada fácilmente
por el operador 46 en la realización de las Figuras 2A y 4 es la
amplitud de los impulsos rectangulares bifásicos, es decir, la
diferencia máxima entre el valor pico del medio ciclo positivo 50 y
el valor pico del medio ciclo negativo 52, como se muestra en la
Figura 2B. Esta posibilidad de regulación está indicada en 62 en la
Figura 4. La amplitud se mide normalmente como una diferencia de
potencial en voltios. En una realización alternativa (no mostrada)
es posible trazar una curva de corriente en lugar de un voltaje y
variar la amplitud con referencia a la amplitud del pico
correspondiente de la curva de corriente.
En el aparato de las Figuras 2A y 4 existen
otros tres parámetros de los pulsos que son fijos, es decir, no
pueden ser variados en esta realización por el operador 46. El
primero de estos parámetros es el ancho de pulso, es decir, el
tiempo entre el inicio y el final de un impulso eléctrico, como se
muestra en la Figura 2B. El ancho de pulso se selecciona en el
ejemplo de las Figuras 2A y 4, de manera el intervalo en una
frecuencia de repetición de pulsos de 100 Hz sea diez veces el
ancho del pulso. Es decir, fijando el ancho de pulso el intervalo
variará automáticamente al variar la frecuencia de repetición de
los pulsos. Si el ancho de pulso se hace variable, como es en
algunas otras realizaciones, en ese caso, al variar el ancho de
pulso se produce automáticamente un intervalo mostrado en la Figura
2B que varia, supuesto que no cambia la frecuencia de repetición de
los pulsos del tren. El cuadro 64 de la Figura 4 se refiere a la
entrada en la cual se selecciona el valor fijo del ancho de
pulso.
Los otros cuadros 66, 68 de la Figura 4
representan otros dos parámetros de la salida del generador de
pulsos, que en aparato de las Figuras 2A y 4 son fijos y no pueden
ser variados fácilmente por el operador 46. El cuadro 66 se refiere
a la forma del impulso, es decir, la forma geométrica del impulso
eléctrico que se produce cuando la amplitud del impulso eléctrico se
presenta sobre la totalidad del ancho de pulso. En el presente
ejemplo este es un pulso rectangular bifásico, pero podría tener
diferentes formas, por ejemplo sinusoidal o de dientes de
sierra.
El cuadro 68 se refiere a la posibilidad de
cambiar el modo de impulso que se refiere al modo alternante de
cómo las formas de los impulso se repiten entre la fase eléctrica
positiva y la negativa de los impulsos. En el presente ejemplo el
modo del impulso es claramente bifásico, con positivo y negativo,
pero en todo caso, impulsos eléctricos idénticos que alternan uno
después del otro. Sin embargo, este modo cambiaría permitiendo al
operador seleccionar algún otro modo, por ejemplo dos medios pulsos
positivos seguidos por un medio pulso negativo.
Se debe mencionar también otro aspecto de la
invención con referencia a la Figura 2A. Este es la posibilidad de
utilizar una pluralidad de electrodos 40, 42. Como se mencionó
anteriormente, el electrodo 42 es un electrodo neutro y solo es
necesario proporcionar un electrodo neutro. Sin embargo, puede
utilizarse más de un electrodo neutro cuando se tratan diferentes
áreas del cuerpo, a fin de permitir que un electrodo neutro se
encuentre cerca de cada electrodo activo o de cada grupo de
electrodos activos. Sin embargo, en un tratamiento de larga duración
de un paciente, se recomienda proporcionar una pluralidad de
electrodos activos 40.
La razón es que el cuerpo humano puede llegar a
acostumbrarse a los pulsos aplicados, y si solo se dispone de un
electrodo activo 40, es decir, solamente un electrodo al que se
aplica la señal de impulso rectangular bifásico de la Figura 2B,
los músculos que son estimulados por el potencial entre este
electrodo y el electrodo neutro 42 llegan a fatigarse gradualmente y
son estimulados menos efectivamente. Aplicando los impulsos
estimulantes a los diferentes electrodos activos 40 en secuencia,
es posible asegurar que el grupo de músculos afectados por los
impulsos aplicados no van a fatigarse. El número mínimo de
electrodos activos para secuenciar es dos.
Experimentalmente se ha puesto de manifiesto que
aplicando la señal de salida de un generador de impulsos a varios
electrodos 40 en secuencia el tratamiento puede llevarse a cabo
durante un periodo de muchos días sin problema y, por supuesto,
solo dos electrodos son suficientes para esto. Sin embargo, tres o
cuatro electrodos son preferentes.
También es posible utilizar solo un electrodo
activo y llevar a cabo el tratamiento durante muchos días, siempre
que se limite la duración del periodo de contracción muscular.
En los experimentos realizados hasta la fecha el
primer tren de pulsos 44 ha sido aplicado al primer electrodo 40,
el siguiente tren de pulsos se aplicó al segundo electrodo, el
siguiente tren al tercer electrodo y el siguiente tren al cuarto
electrodo y el siguiente tren al primer electrodo y así
sucesivamente. Sin embargo, una secuencia de este tipo no es
esencial. Puede ser perfectamente factible llevar varios trenes de
pulsos a un electrodo y, seguidamente, cambiar al siguiente
electrodo etc. La conexión aleatoria de los electrodos con trenes o
grupos de trenes de pulsos o grupos de trenes de pulsos sucesivos
también sería totalmente factible.
Se debe destacar que nada es crítico en la
colocación de los electrodos 40 y 42 individuales. Aunque aquí
estos se muestran el la región del estomago del paciente bajo
tratamiento, podría estar virtualmente en cualquier otro lugar del
cuerpo del paciente. Es un aspecto sorprendente de la presente
invención que la estimulación de cualquier parte del sistema
vascular periférico con cantidades con incluso pequeñas de energía
de excitación se ha descubierto que producen el efecto benéfico de
la invención.
Más adelante en esta descripción se ofrecerá una
exposición más detallada de los tipos de electroestimulación
posibles.
Se observará que la Figura 4 muestra también con
una serie de cuadros cómo afecta al cuerpo la entrada de
estimulación al paciente del generador de pulsos. El cuadro 70
indica que la estimulación puede ser estimulación directa o
estimulación neuromuscular que es más usual. Como se anotó
anteriormente, el aspecto de estimulación se describirá
posteriormente más detalladamente.
El cuadro 72 muestra que la estimulación puede
aplicarse bien a músculos esqueléticos o a músculos lisos. El
efecto de la aplicación de la estimulación a músculos esqueléticos
o lisos es, en ambos casos, la producción de una pulsación de
presión en un vaso sanguíneo local del sistema vascular periférico
indicado por el cuadro 74. Esta fluctuación de la presión local se
propaga a través de la sangre, esencialmente un líquido
incompresible indicado en el cuadro 76, hasta el corazón indicado
por el cuadro 78. Supuesto que los pulsos se sincronicen
correctamente y se aplican de acuerdo con las enseñanzas de la
presente invención, en ese caso, se ha descubierto que tienen un
efecto significativo en la reducción de la carga cardiaca, que por
si misma tiene un efecto sobre el cuerpos del paciente indicado por
el cuadro 80. Este efecto se recoge mediante los electrodos 30 del
electrocardioscopio.
Como se anotó anteriormente, una señal
correspondiente a la frecuencia de los pulsos, por ejemplo, la
señal R-R, se pasa entonces al generador de pulsos
y activa la generación de los pulsos rectangulares bifásicos de los
trenes de pulsos individuales. La forma 82 de onda del ECG se
muestra en la pantalla 34 del electrocardioscopio ya que es la señal
de salida del generador de pulso, como se muestra mediante las
líneas 82 y 84 de la Figura 4. El operador 46 tiene la capacidad de
variar el retraso de los impulsos para asegurar que cada tren de
pulsos se inicie al final de la onda T del electrocardiograma o en
la posición considerada óptima en cada caso.
El operador 46 es capaz de ver, observando la
pantalla 34, como la frecuencia cardiaca del paciente cae en
respuesta al tratamiento y es capaz de variar el retraso de los
impulsos consecuentemente. Aunque el retraso de los impulsos se
considera conceptualmente medido desde el final de la onda Q, puede
medirse a partir de otro dato si se requiere. De hecho, el retraso
de los impulsos se mide más fácilmente desde los picos R porque
estas son señales más grandes que también se producen en momentos
claramente definidos.
La Figura 3 es una representación gráfica del
efecto del tratamiento con el método y aparato de la invención. La
curva 86 superior muestra varios picos de una forma de onda del ECG
y está dividida básicamente en tres secciones A, B y C. La sección
A muestra un ritmo cardiaco del paciente en situación normal, es
decir, sin estimulación. La sección B muestra el ritmo cardiaco del
mismo paciente al inicio de la estimulación y la sección C muestra
el ritmo cardiaco durante una estimulación continuada. Esta
división en secciones A, B y C también se aplica a las otras curvas
88 y 90. En la curva 86, la sección B muestra el primer tren de
impulsos 44 que se inicia después del final de la onda T y dura
aproximadamente el 15% de la trayectoria T-Q. Esta
misma forma de onda se repite en la fase C y continua repitiéndose
hasta la terminación de la estimulación. El efecto de esta
estimulación es producir una reducción significativa de la
frecuencia del corazón del paciente de manera que la longitud entre
posiciones R sucesivas extensiones del ECG se alarga en transcurso
del tiempo. Se notará que el patrón R-R en la
sección C es más largo que en la sección A, en una longitud
etiquetada "b" como se muestra en la curva 90 de la Figura
3.
La curva 88 muestra la modulación de la potencia
muscular resultante de los trenes de impulsos eléctricos tales como
el 44. En la fase A de la línea 88, no existe estimulación alguna
y, consecuentemente, la línea es una línea recta. La primera
estimulación se produce en la sección B y da lugar a una
estimulación de un músculo que afecta el sistema vascular
periférico. Se notará que la contracción 3 muscular se inicia al
comienzo del tren de pulsos 44 y tiende a alcanzar su contracción
máxima al final del tren de pulsos y después se relaja durante un
periodo de tiempo ligeramente más largo que la duración del tren.
Se notará que el tren de pulsos 44 contiene una pluralidad de
impulsos eléctricos de estimulación pero produce una contracción
muscular simple. Esta contracción 3 muscular produce una pulsación
de presión en el sistema vascular periférico del paciente que se
propaga de regreso hasta el corazón del paciente.
El resultado de esto puede observarse en la
curva 90, que de hecho es una curva compuesta que muestra la
presión en la aorta y la presión ventricular izquierda. La presión
ventricular izquierda se inicia desde un valor 92 inicial y se
incrementa suavemente hacia un pico 94 redondeado, que tiene un
valor superior al valor 92 inicial desde el inicio de la onda Q
hasta justo después del final de la onda T. Superpuesta a esta
curva está una curva 96 de la presión en la aorta.
En el punto 98 las válvulas 20, 22 de la Figura
I C se abren y la presión en el ventrículo izquierdo se comunica
directamente hacia la aorta de manera que la presión en la aorta se
eleva a la misma velocidad y con el mismo valor que la presión en
el ventrículo izquierdo hasta que se alcanza el final de la onda T,
es decir, hasta el punto 100 de la Figura 3, donde las válvulas 20,
22 se cierran de nuevo y la presión en la aorta desciende
gradualmente a medida que la sangre se desplaza a través de las
arterias del cuerpo humano. En el punto 98' las válvulas 20, 22 se
abren nuevamente y el ciclo se repite.
El efecto de la contracción muscular, indicada
por 3 en la curva 88, es modular la presión en la aorta mediante
una onda de presión que viaja de regreso hacia la aorta, a partir
de la pulsación del vaso sanguíneo periférico inducida por la
contracción muscular, para que en la fase B sea ligeramente mayor -
se muestra como una cresta visible - en la región etiquetada 2 que
el valor correspondiente en la fase A de la curva 96. Sin embargo,
después del final de la contracción muscular, la presión en la
aorta desciende hasta los valores inferiores que estuvieron
presentes en la sección correspondiente de la curva de presión en
la fase A.
Al mismo tiempo se notará que el pico 94'' de la
presión ventricular izquierda también se ha reducido respecto del
valor 94 del pico en la fase A. La reducción está etiquetada 4 en
la figura 3.
Lo que esto significa en la práctica es que la
cresta 2 en la presión de la aorta en diástole da como resultado
una circulación coronaria incrementada, es decir, se está
suministrando más sangre y más oxígeno a los músculos cardiacos, lo
que da lugar a más energía disponible para el corazón. Esto hace
que la frecuencia del pulso se reduzca de manera que la duración de
cada latido cardiaco se incrementa desde el valor de una
estimulación anterior en la cantidad b hasta el valor a + b después
de una estimulación prolongada. La reducción medida típica con
varias validaciones es aproximadamente 10 pulsos por minuto en el
modo de reposo, por ejemplo 70 descendiendo hasta 60 o hasta 30 o
más en una frecuencia del pulso alta, por ejemplo desde 140 hasta
110, debido a un incremento de la relación DPTI/TTI (índice de
tiempo de presión sanguínea diastólica/índice de tensión
temporal).
Además, la reducción indicada por 4 desde del
valor 94 de pico en la fase A hasta el valor 94'' de pico en la
fase C representa una caída de la presión sistólica en el
ventrículo izquierdo y, de esta manera, una reducción de la tensión
de la pared ventricular izquierda.
Teniendo en mente que la carga cardiaca es
proporcional a los tiempos de la frecuencia del pulso de la presión
sistólica, el efecto de la invención en la disminución tanto la
frecuencia del pulso como de la presión sistólica conduce a una
reducción significativa de la carga cardiaca.
La presión sanguínea
pre-sistólica, es decir, la presión en los puntos
98, 98', 98'' de la Figura 3 parece reducirse en aproximadamente -5
mm de Hg durante una validación con presión sanguínea normal de
120/60. Extremadamente benéfico es el hecho de que con pacientes
con presión sanguínea demasiado elevada, la reducción es mucho más
pronunciada, aunque la reducción de la frecuencia cardiaca de
dichos pacientes tienda a ser menor que en pacientes normales.
También se observa que la electroestimulación
por cardiorresonancia de la invención no solo produce una menor
presión sistólica sino también un incremento gradual de la presión
gradual en la diástole, que puede observarse también en la curva 90
en la fase C de la Figura 3.
En términos generales, se puede decir que el
DPTI se incrementa en aproximadamente entre un +10 y un 15%
dependiendo de las validaciones resultantes de la cresta en la
presión sanguínea incrementada en la diástole, frecuencia del pulso
cardiaco reducida en la diferencia desde la presión sanguínea
pre-sistólica reducida, supuestas las validaciones
con presión sanguínea normal.
El TTI disminuye en alrededor del 4 al 5%, como
consecuencia de la menor presión sanguínea presistólica corregida
por el incremento gradual de la presión en sístole (como se muestra
en 7 de la Figura 3).
La ventaja de esto es que la relación DPTI/TTI
se incrementa consecuentemente en alrededor del 15 al 20%
dependiendo de las validaciones de los que tienen presión sanguínea
normal. Así, la reducción típica de la carga cardiaca es alrededor
del 10 al 25% o más dependiendo de las validaciones y su condición
física, que son consecuencia de la menor frecuencia del pulso
cardiaco y de la menor presión sanguínea sistólica reducida y de la
menor presión pre-sistólica. Además, se mejora la
contractividad miocardial, se incrementa la circulación sanguínea
coronaria y se reduce la isquemia.
Volviendo a la Figura 5, puede observarse un
aparato similar al mostrado en la Figura 2A, pero con varias
modificaciones. Debido a la similitud con el aparato de la Figura
2A, se utilizarán las mismas referencias numéricas básicas para
identificar los elementos del aparato de la Figura 5 y de la Figura
6 cuando se utilizaron en conexión con las Figuras 2A y 4, pero
incrementadas en 100 para una diferenciación más clara. Solo
aquellos elementos en los que se presente una diferencia
significativa se describirán específicamente. Todos los elementos
no descritos específicamente con referencia a las figuras 5 y 6
pero mostrados en los dibujos se debe entender que tienen la misma
función y operación que los elementos correspondientemente
numerados en las Figuras 2A y 4. La descripción de estos elementos
en las Figuras 2A y 4 se entenderá que es aplicable a las Figuras 5
y 6.
La disposición general del paciente 124 sobre la
cama 126 es la misma que anteriormente. La primera diferencia
significativa de la realización de las Figuras 5 y 6 es el hecho de
que el generador 136 de pulsos se ha incorporado en el alojamiento
del electrocardioscopio 128. A pesar de esta modificación las
configuraciones de los electrodos 140 y 142 son las mismas que
antes y estas son introducidas por el generador 136 de pulsos 136
exactamente de la misma manera que se describió antes en relación
con las Figuras 2A y 4. Igualmente, el electrocardioscopio 128
tiene tres electrodos 130 de detección conectados al paciente en la
región cardiaca. Debe notarse aquí que electrocardioscopios
diferentes tiene diferentes números de electrodos, dependiendo de
las mediciones precisas que se requieran. A los fines de la
presente invención es suficiente una sola medición. El operador de
nuevo está indicado esquemáticamente en 146.
Otra diferencia significativa de la Figura 5 es
la provisión adicional de un medidor 131 de presión sanguínea que
está conectado a un brazalete 133 de medición de la presión
sanguínea a través de las líneas 135 normales (solo se muestra
una). Así, además de llevar a cabo una medición de ECG, también se
efectúa una medición de la presión sanguínea del paciente. El
medidor 131 de presión sanguínea tiene una pantalla 137 en la cual
puede presentar la presión sanguínea del paciente bien como una
curva o simplemente como valores diferentes de las presiones
sistólica y diastólica.
Con referencia ahora a la Figura 6 se notará que
la disposición del generador 136 de pulsos es esencialmente la
misma que la del generador de pulsos de la realización de las
Figuras 2A y 4. Pueden estar establecidos los mismos siete valores
de los pulsos producidos por el generador de pulsos que en la
realización de las Figuras 2A y 4. Sin embargo, en esta realización
todos los parámetros son variables y, por supuesto, bien por medio
del operador 146 o automáticamente. Cuando se quiere ajustar el
aparato mediante regulación manual, el operador es capaz de
efectuar las regulaciones individuales a través de las respectivas
entradas 148' a 168'. Alternativamente, todas estas regulaciones
pueden efectuarse electrónicamente a través de una interfaz 141 de
programas externa adecuada, que se comunique con una interfaz 143 de
programas de entrada conectada al generador de pulsos, que se
realiza preferiblemente como un chip. La comunicación entre la
interfaz 141 externa 141 y la interfaz 143 interna puede ser
directa, es decir, mediante cableado duro o puede ser indirecto,
por ejemplo, a modo de transmisor infrarrojo o similar.
Cuando las regulaciones se efectúan
automáticamente, el generador de pulsos, es decir, la unidad de
control que controla la operación del generador de pulsos, se
programa bien para detectar el final de cada onda T o para calcular
la posición temporal del final de cada onda T a partir de los datos
proporcionados por el electrocardioscopio y para controlar
automáticamente la activación del tren de pulsos a fin de que cada
tren se active automáticamente al final de cada onda T. Dicha
operación sincronizada de un generador de pulsos es bien conocida
generalmente en las técnicas electrónicas, por ejemplo, en
transmisores que responden para reconocer una señal entrante y así
puede ser realizada fácilmente por un experto en la técnica.
Además, el aparato mostrado en la Figura 6 está
provisto con un sistema 151 de almacenamiento de datos que incluye
una memoria que es capaz de almacenar cualquier parámetro deseado o
valores medidos del aparato. Así, el sistema de almacenamiento
puede estar diseñado para almacenar, opcionalmente en forma
comprimida, ondas de ECGs completas durante un periodo de tiempo,
de, por ejemplo, una hora, un día o una semana y también los datos
relativos a la presión sanguínea del paciente en los mismos
intervalos. La interfaz del programa externo también puede
utilizarse para transmitir los datos contenidos en el sistema de
almacenamiento de datos.
Otra característica especial del aparato de la
Figura 6 es el interruptor 161 de seguridad.
La finalidad de este interruptor de seguridad es
analizar los parámetros medidos y compararlos con parámetros
establecidos a fin de que el tratamiento pueda ser descontinuado
automáticamente si los parámetros medidos muestran cualquier
desviación indeseable de los valores deseados.
A modo de ejemplo, los valores limitadores de
los parámetros críticos tales como la frecuencia del pulso y la
presión sistólica o diastólica pueden registrarse y almacenarse en
el interruptor de seguridad o en una memoria asociada con el
aparato al cual el interruptor de seguridad tiene acceso. Durante
la electroestimulación, el interruptor de seguridad recibe los
valores correspondientes a la frecuencia del pulso y a la presión
sanguínea sistólica y diastólica y verifica si cualquiera de estos
valores son mayores o inferiores que los valores límite
establecidos antes del inicio de la electroestimulación. Si
cualquiera de los valores se eleva por encima de los valores límite
o se eleva por encima de los valores límite en una cantidad
significativa, en ese caso el interruptor de seguridad estará
programado para operar y alertar al operador 146 y/o para
interrumpir el generador de pulsos si es apropiado. Los valores
límite también pueden establecerse como valores iniciales antes de
la electroestimulación.
El interruptor de seguridad también podría estar
diseñado para activar su función, por ejemplo, para interrumpir la
estimulación o para señalar una alarma, si se detectan desviaciones
estadísticas de la señal de entrada se detecta durante un cierto
periodo de tiempo o cuando se detectan arritmias cardiacas.
Además, el interruptor de seguridad también
puede comparar la frecuencia del pulso del paciente y los valores
de la presión sanguínea con los valores del umbral inferior
almacenados, que se establecen en un nivel de seguridad, por debajo
de los cuales no deben caer. Si los valores medidos durante la
electroestimulación caen por debajo de los valores de seguridad
mínimos, en ese caso el operador puede ser alertado otra vez y/o el
sistema puede interrumpirse automáticamente. En lugar de utilizar
los valores actualmente medidos tomados del propio paciente para
definir los límites superiores de los parámetros críticos, también
es posible programar el interruptor de seguridad, por ejemplo,
utilizando las interfaces 141 y 143 del programa externa e interna
con valores apropiados de una persona saludable normal o de una
persona que sufra del mismo problema típico que el paciente
sometido a tratamiento.
El aparato de las Figuras 2A, 4, 5 y 6 es
utilizado claramente para el tratamiento de pacientes en estado
reclinado.
Sin embargo, la invención es muy capaz de ser
utilizada por pacientes que están próximos a su vida diaria
normal.
Así, la Figura 7 muestra un paciente equipado
con un aparato adecuado para llevar a cabo el tratamiento durante
su vida normal mientras está próximo a su vida diaria normal, o
durante el sueño.
Por motivo de consistencia, los elementos o
aparatos de la presente realización que se corresponden con los de
la realización de la Figura 2A se designarán con los mismos
numerales de referencia generales pero incrementados en 200. De
nuevo, la descripción anteriormente dada se entenderá que se aplica
a los elementos no descritos en detalle pero que tienen el mismo
numeral de referencia en general que se utilizó en la Figura
2A.
Así, el aparato de la Figura 7 comprende un
vendaje elástico de pecho que incluye dos sensores 253 de
frecuencia del pulso cardiaco y una unidad 255 transmisora
inalámbrica para transmitir una señal correspondiente a la
frecuencia del pulso cardiaco al receptor 257 incorporado en un
cinturón elástico, por ejemplo de un calzón 267. El receptor 257
forma parte de una unidad de electroestimulación que comprende un
generador 236 de pulsos con una batería incorporada. El generador
236 de pulsos se conecta de nuevo a través de cables a los
electrodos 240 y 242 correspondientes, de los cuales solo se
muestra un electrodo activo 240 y un electrodo neutro 242 en la
Figura 7. Sin embargo, se debe entender que se puede proveer una
pluralidad de electrodos 240 activos como se mencionó
anteriormente.
Un sensor de frecuencia del pulso cardiaco con
una unidad radiotransmisora del tipo utilizado aquí se encuentra
disponible para su uso por atletas bajo la marca comercial
"Polar" (marca comercial registrada). En el transmisor
"Polar" se dispone de dos electrodos para detectar una señal
eléctrica en la piel del usuario. Los electrodos se instalan en un
transmisor sellado que se une al pecho del paciente por medio de
vendaje de pecho elástico. El transmisor Polar detecta el
diferencial de voltaje sobre la piel durante cada latido cardiaco y
envía la señal continuamente y de manera inalámbrica utilizando
campos electromagnéticos a un receptor de muñeca. El receptor se
modifica, no para estar en un reloj de pulsera, sino que en su lugar
se construye en una muñequera, como se mencionó anteriormente. El
procedimiento utilizado en el transmisor Polar se basa en un consumo
energético, que está garantizado por el modo de inserción único en
un módulo electrónico y se diseña cuidadosamente y la circuitería
se prueba para recoger la señal eléctrica del corazón. La operación
del aparato de la Figura 7 es básicamente la misma que la operación
del aparato de la Figura 4, como puede verse con referencia al
diagrama de circuitos de bloques de la Figura 8.
La similitud del aparato de las Figuras 2A y 4 y
el aparato de las Figuras 5 y 6 puede observarse fácilmente en la
Figura 8. Se notará que se provee una pantalla 263 que puede
adoptar la forma de una pequeña pantalla de cristal líquido
instalada, por ejemplo, en el cinturón de los pantalones. La
pantalla 263 presentaría normalmente solo la frecuencia del pulso
del paciente, pero podría presentar opcionalmente cualquier otra
información deseada, por ejemplo, las regulaciones del generador de
pulsos. Aquí las regulaciones del generador de pulsos pueden ser
controlados por el propio paciente 224 o por un operador 246 si el
aparato está fijo a un paciente en un quirófano, por ejemplo. El
paciente 224 o el operador 246 puede controlar los siete
regulaciones variables - o solo una de ellas si las otros son fijas
- a través de entradas manuales correspondientes 248', 258', 260',
262', 264', 266' y 268', que podrían estar realizadas, por ejemplo,
como teclas de un pequeño teclado. Alternativamente, se puede
proporcionar una interfaz 243 de programa que puede utilizarse para
programar el generador de pulso mediante una interfaz 243 de
programa de entrada aparte, como en el aparato de la Figura 6.
Como se anotó anteriormente, el aparato de la
presente invención está provisto con un solo medidor de frecuencia
de pulso a fin de suministrar una señal R-R que es
más que suficiente para controlar el generador 236 de pulsos y
proveer los pulsos de estimulación correctos en el momento correcto.
No es necesario medir realmente el final de la onda T para
controlar el retraso de los pulsos, porque la trayectoria QT se
sabe que tiene una relación bien definida con la trayectoria
R-R y por lo tanto el final de la onda T se puede
calcular fácilmente a partir de las señales generadas por el medidor
de frecuencias de pulso.
Se notará que no es esencial que las señales del
medidor de pulsos sean transmitidas por radio al generador de pulso
236. La señal puede transmitirse fácilmente utilizando pequeños
cables si se desea. Además existen numerosos instrumentos
detectores de medición de la frecuencia de pulsos disponibles que
son muy pequeños y no obstructivos y que pueden utilizarse en una
ubicación diferente inmediatamente próxima al corazón del paciente.
Cualquiera de estos detectores conocidos que miden frecuencias de
pulsos puede utilizarse a los fines de la presente enseñanza. En la
realización de las Figuras 7 y 8 existe también un interruptor 261
de seguridad, pero aquí el interruptor de seguridad solo responde a
la frecuencia del corazón del paciente, es decir, solo opera para
señales de alarma y/o la desconexión del generador de pulsos si la
frecuencia de los pulsos del paciente va demasiado alta o demasiado
baja o cuando las desviaciones estadísticas se producen durante un
cierto periodo de tiempo o cuando se detecta una arritmia. Sería
también totalmente factible incorporar un aparato de ECG portátil
en el aparato de las Figuras 7 y 8 y al equipo del aparato con un
sistema de almacenamiento de datos como se muestra en la Figura 6 a
fin de que un ECG de largo plazo pueda mediarse en conjunto con el
aparato de la presente invención.
En la Figura 9 se muestra una posible
modificación del aparato de la Figura 7. Aquí los mismos numerales
de referencia básicos se utilizan como en el aparato de la Figura 8
pero prefijados con el número 300 en lugar de 200. Se puede
observar de una comparación de las Figuras 8 a 9 que la única
diferencia real es la adición de un medidor 365 de presión sanguínea
que también puede recoger una señal adecuada del cuerpo del
paciente y permitir que esta señal se muestre en la pantalla 363.
Además, si se provee un medidor de presión sanguínea, también puede
conectarse al generador de pulsos como una señal de entrada
variable en paralelo con la frecuencia de pulsos
R-R. En casos en los que la señal de la frecuencia
cardiaca se desconecte, la señal de salida del medidor de presión
sanguínea puede la única señal de entrada al generador de pulsos,
de modo que el aparato también es también capaz de operar sin un
medidor de frecuencias de pulsos aparte. Además, el medidor de
presión sanguínea también puede conectarse al interruptor 361 de
seguridad, a fin de que se de una alarma si la presión sanguínea del
paciente se eleva o cae más allá de los límites de seguridad.
El controlador del generador de pulso puede
utilizar una cualquiera de las señales de entrada únicas como
parámetro control. Es decir, el controlador puede utilizar bien la
señal 238 de frecuencia del pulso cardiaco, véase por ejemplo, la
Figura 8, o la señal de presión sanguínea sistólica incluida en la
señal 365, como parámetro de control. Alternativamente, el
controlador del generador de pulsos puede utilizar una combinación
de las dos señales de entrada en paralelo, es decir, la señal 238
de frecuencia del pulso cardiaco y la señal 365 de presión
sanguínea sistólica, véase, por ejemplo, la Figura 9.
Si el controlador utiliza como parámetro de
control un factor resultante de la señal de frecuencia del pulso
cardiaco multiplicada por un factor relativo a la presión sanguínea
sistólica - en ese caso el factor multiplicado es proporcional a la
carga cardiaca. La primera medición de la señal de entrada o
señales que entran al controlador cuando se inicia, es decir, el
valor de la señal o señales de entrada antes del inicio de la
estimulación, determinará los factores con el valor de 1. Toda
desviación de los factores será medida por el controlador con
relación a estos valores de inicio que tienen el valor de 1, cuando
se compara el resultado efectivo logrado con la reducción prevista
de los factores multiplicados, que es proporcional a la reducción de
la carga cardiaca que se pretende.
Esto significa que cuando se utilizan en
paralelo las dos señales de entrada, véase, por ejemplo, la Figura
9, el controlador tiende a minimizar los factores multiplicados de
las dos señales de entrada (frecuencia del pulso cardiaco y presión
sanguínea sistólica - que son proporcionales directamente a la
carga cardiaca) variando uno o más de los siete parámetros variables
del generador de pulsos, numerados 248 a 268 en la Figura 9, de
acuerdo con los algoritmos que se programan en el microchip que
forma la unidad de control del generador 236 de pulsos. Si las dos
señales de entrada, la frecuencia del pulso cardiaco y la presión
sanguínea sistólica, no se miden en los mismos intervalos y/o no
con la misma sincronización con relación al complejo QRS del
corazón, el controlador siempre utilizará el último factor válido
de cada señal de entrada para la multiplicación.
Si solo una de las dos señales de entrada va a
ser utilizada - ya sea la frecuencia del pulso cardiaco, véase la
Figura 8, o la presión sanguínea sistólica sola - en ese caso se da
el valor constante 1 a las señales de entrada no presentes para la
multiplicación de los factores. En este caso, la carga cardiaca
esta siendo considerada proporcional solamente a la señal de entrada
seleccionada. Esto significa que el controlador tiende a minimizar
la señal de entrada seleccionada - ya sea la frecuencia del pulso
cardiaco o la presión sanguínea sistólica - variando uno o más de
los siete parámetros variables del generador de pulsos, numerados
248 a 268 en la Figura 8, de acuerdo con los algoritmos que están
programados en el microchip.
En el caso de un aparato portátil sería
aconsejable que el interruptor de seguridad estuviera provisto con
una alarma de manera que el paciente sea alertado de una situación
peligrosa y observe la pantalla y desconecte el generador de pulsos
o detenga todo tipo de trabajo o ejercicio que esté realizando.
Debe notarse que el aparato portátil de las
Figuras 7, 8 y 9 es particularmente adecuado para todas las
categorías de tratamiento descritas en la introducción a esta
especificación y en particular para el tratamiento de la lipólisis
y de modelado corporal y que ayuda a los atletas a mejorar su
rendimiento, entrenando varios grupos musculares del cuerpo y en
general mejorando el estado físico y psíquico. En particular los
grupos musculares a entrenar, por ejemplo los músculos
concernientes al tracto urinario o el músculo del esfínter, en ese
caso los electrodos especiales tienen que situarse
consecuentemente, a fin de que tenga lugar la estimulación local
requerida.
Con referencia al diagrama de la figura 10, se
expondrán otros detalles relativos a la electroestimulación del
cuerpo.
La Figura 10 es un diagrama esquemático que
ilustra el funcionamiento del aparato de la presente invención en
el cuerpo humano.
La Figura 10 básicamente es una combinación de
elementos del diagrama de la Figura 4 con los elementos de los
diagramas de la Figura 1. Consecuentemente, se utilizarán los
mismos numerales de referencias.
La Figura 10 muestra que la electroestimulación
se aplica directamente o como estimulación 70 neuromuscular a
cualquiera de los músculo esqueléticos o lisos indicados en el
cuadro 72. Estos músculos actúan sobre el sistema vascular
periférico del paciente para producir pulsación de los vasos
sanguíneos periféricos indicados en el cuadro 74. Esta se trasmite a
través de la sangre del cuerpo del paciente como una onda de presión
inversa a la aorta AO, donde se origina un incremento de presión
correspondiente. Las pulsaciones de presión afectan a la
circulación de la sangre en el cuerpo del paciente indicado por 70
y en particular incrementan la circulación coronaria a través de
las arterias coronarias CA. Estas oxigenan directamente el corazón
10 que, a su vez, afecta a y mejora el bombeo de sangre a través del
cuerpo del paciente. Así, el mejor bombeo del corazón 10 da como
resultado una afectación en la aorta, por ello las dobles flechas
entre el cuadro AO de la aorta y el cuadro 70 del sistema sanguíneo
del paciente.
El flujo sanguíneo mejorado a través de la aorta
también tiene un efecto sobre el sistema vascular periférico, ya
que el flujo sanguíneo también se mejora. El flujo sanguíneo
claramente mejorado hacia el sistema vascular periférico da como
resultado el flujo sanguíneo de retorno incrementado a través de
las venas 71 hacia el corazón, como se indica con la flecha 12 en
las Figuras 1B y 10.
La Figura 11 explica ahora varios conceptos
diferentes de la electroestimulación neuromuscular. Más
específicamente, la Figura 11 muestra un paquete 400 nervioso que
pasa a las fibras 402 musculares de un músculo 404 esquelético.
Como anteriormente, por ejemplo, en la
realización de las Figuras 2A y 4, el electrodo neutro está
etiquetado con 42. La Figura 11 muestra electrodos 40 y 40' activos
diferentes. El electrodo 40 activo está situado cerca de un lugar
donde el paquete 400 de nervioso está claramente cerca de la
superficie de la piel. En este caso el electrodo 40 activo estimula
el paquete 400 de nervioso. Estimulando el paquete 400 de nervios
se estimulan las fibras 402 musculares del músculo 404, al que
conduce el paquete 400 de nervios. Este es un ejemplo típico de
electroestimulación neuromuscular.
Por el contrario, el electrodo 40' activo no
está situado cerca de un paquete 400 de nervios, sino más bien en
la proximidad inmediata del músculo 404, a fin de estimular
directamente las fibras 402 musculares del músculo 404. Esto se
llama estimulación directa. En términos generales, la estimulación
directa requiere más potencia y mayor voltaje o mayores corrientes
que la estimulación neuromuscular. Sin embargo, la estimulación
directa es especialmente importante en la rehabilitación des
pacientes tales como los parapléjicos, donde un paquete de nervios,
tal como 400, puede haberse cortado por una u otra razón, por
ejemplo, debido a un accidente.
En algunos casos un paquete de nervios tal como
400 pasa muy cerca de la superficie de la piel, por ejemplo de la
espalda, cerca de la espina, de modo que es posible un tipo de
estimulación de nervios denominada estimulación eléctrica de
nervios transcutánea (TENS), siendo este un caso especial de
estimulación neuromuscular.
Todos las estimulaciones tratadas hasta la fecha
han adoptado la forma de electroestimulación y, por supuesto, se
advertirá que el aparato generador de pulsos mostrado en todas las
variantes descritas en la presente tiene una disposición muy
similar, independientemente de si se utiliza para el tratamiento
estacionario de pacientes en hospitales o clínicas o para
tratamiento de pacientes externos de una u otra forma. Esta es una
ventaja particular de la invención. Significa que se puede hacer un
chip dedicado para el generador de pulsos y para las funciones
electrónicas asociadas, dispositivos y elementos de control. El
mismo módulo básico puede ser utilizado en todos los diferentes
tipos de equipo, permitiendo así los ahorros en costes y espacio de
la producción a gran escala. Gracias a la capacidad para incorporar
todas las funciones requeridas en un solo chip o en una pluralidad
de pequeños chips interconectados, el paciente tiene que llevar muy
poco peso y, por supuesto, como se tratará más adelante, el equipo
puede incorporarse en un cardioestimulador existente o.
implementarse en el cuerpo humano para su uso a largo plazo.
La figura 12 muestra un sistema en el que se
utiliza un electrodo 562 de acupuntura en la electroestimulación.
En este caso el producto del generador 136 de pulsos se aplica
directamente o por medio de un amplificador 560 adecuado a una
aguja 562 de acupuntura en el brazo del paciente. Así, en este caso
el amplificador 560 de acupuntura y un generador de señales de
electroestimulación producen la electroestimulación de manera
efectiva a través de la aguja 562 de acupuntura, que afecta a la
piel 554 del paciente.
Las realizaciones de la figura 12 podrían ser
ejecutadas usando un generador de pulsos portátil de manera similar
a la realización de la figura 7, es decir, se puede usar un equipo
pequeño similar y la posibilidad de radiotransmisión de las señales
desde el electrodo sensor, en vez del equipo fijo mostrado.
Las Figuras 13 y 14 muestran que la presente
invención también puede utilizarse con un cardioestimulador
conocido, por ejemplo en la forma de marcapasos o
desfibrilador.
Con objeto de entender las Figuras 13A y 14, es
útil considerar la función de un marcapasos con respecto a la
Figura 13B y la función de un desfibrilador con respecto a la
Figura 13C.
La Figura 13B muestra la traza típica de ECG de
un paciente adaptado con un marcapasos. El paciente con marcapasos
típico tiene un latido cardiaco irregular que, por ejemplo,
significa que el corazón pierde a veces un latido. En un tipo de
marcapasos moderno, el marcapasos detecta la falta de un latido
cardiaco e, inmediatamente, activa una señal de simulación tal como
la 612 que hace que el corazón lata solo una fracción más tarde de
que lo que lo hubiera hecho en el momento correcto. De esto, se
puede observar que el marcapasos mide de manera efectiva un
electrocardiograma y, en todo caso, contiene toda la información
sobre la frecuencia de repetición de los picos R necesaria para
activar un generador de pulsos y aplicar señales de estimulación en
el modo de contrapulsación de acuerdo con la invención. Así, la
Figura 13B muestra dichos trenes de impulsos 44 de estimulación al
final de la onda T. Los pulsos de estimulación se aplican, como se
muestra en la Figura 13A, a un músculo cerca del corazón del
paciente, ya que, de acuerdo con la invención, no importa que se
elijan músculos del sistema vascular periférico para proporcionar
pulsaciones de presión al sistema vascular periférico que afecten
al corazón.
La Figura 13C muestra la situación de un
paciente que sufre de fibrilación. Por la traza mostrada en la
Figura 13C, los dos primeros latidos cardiacos son normales, pero
seguidamente la onda eléctrica regular, que regula el latido
cardiaco, va hacia la fibrilación, es decir, el corazón del paciente
deja de latir regularmente y la onda eléctrica fluctúa ampliamente.
Un desfibrilador sigue la traza del ECG y reconoce cuándo el latido
cardiaco se pierde y se produce la fibrilación. Para conseguir que
el corazón lata de nuevo normalmente, el desfibrilador aplica una
señal eléctrica significativamente más alta que la 614 al corazón
lo que es normal y puede observarse que el corazón empieza a latir
de nuevo normalmente después de la desfibrilación.
Así, un desfibrilador, que es otra forma del
cardioestimulador, también sigue la traza del ECG del paciente al
cual está adaptado y, de esta manera, tiene disponible toda la
información sobre la frecuencia de repetición de los picor
R-R que es necesaria para calcular el final de la
onda T y para la aplicación de pulsos de estimulación al sistema
vascular periférico del paciente de acuerdo con la presente
invención. Consecuentemente, es posible adoptar un
cardioestimulador estándar, por ejemplo, un marcapasos o un
desfibrilador, y agregarle una circuitería, por ejemplo, de acuerdo
con la Figura 8, para permitir que los pulsos de estimulación se
apliquen al sistema vascular periférico del paciente.
La Figura 13A muestra un tipo de combinación.
Aquí el corazón 178 del paciente está ilustrado esquemáticamente y
el cardioestimulador está indicado por el numeral 620 de
referencia. La flecha 622 representa el marcapasos que sigue las
señales eléctricas del corazón y la flecha 624 representa el pulso
activador enviado de regreso al corazón por el marcapasos 620
cuando se detecta la falta de un latido.
Como se mencionó anteriormente, el marcapasos
620 ha sido complementado con la circuitería de la Figura 8 en
forma miniaturizada y también tiene conductores 626 de salida que
conducen a los respectivos electrodos 640 y 642 dispuestos sobre un
músculo 628 que también puede estar cerca del corazón, de manera
que los conductores no tienen que extenderse una distancia
substancial del cuerpo del paciente. De esta manera, el
cardioestimulador 620 modificado de la Figura 13 puede encontrar la
sincronización de los picos R-R de la traza del ECG,
puede calcular el final de la onda T utilizando la relación
conocida entre los pulsos Q-T y R-R
y puede sincronizar los pulsos 44 de estimulación, de manera que se
inicien al final de la onda T para obtener los efectos benéficos de
la presente invención. La misma situación se aplica de manera
precisamente al caso del desfibrilador, en este caso el
cardioestimulador 620 es una combinación de un desfibrilador con el
aparato del ejemplo de la Figura 8 de la presente invención. Debido
a que el aparato de la Figura 13A se va a utilizar para tratamiento
a largo plazo, es razonable utilizar una pluralidad de electrodos
640 activos (al menos dos) por las razones dadas anteriormente.
Esto también se aplica para la realización de la Figura 14.
La Figura 14 ilustra otra manera de realizar la
presente invención en combinación con un cardioestimulador 620 que
otra vez puede ser, por ejemplo, un marcapasos o un desfibrilador.
En este caso el cardioestimulador 620 está complementado por un
radiotransmisor 630 y este transmisor 630 transmite las ondas de
radio a través del cuerpo del paciente que contiene información
sobre los picos R-R o el final de la onda T para
otro aparato 632 que está construido de acuerdo con la invención,
por ejemplo, de acuerdo con la Figura 8, y está situado en una
posición diferente en o sobre el cuerpo del paciente. En este caso,
el aparato 632 incluiría su propia batería y, de nuevo,
transmitiría los pulsos de estimulación requeridos a los electrodos
640 y 642 que afectan a un músculo 628 que, de nuevo, produce
pulsos en el sistema vascular periférico del paciente. Se debe
advertir que la batería requerida para un aparato tal como un 632
puede fácilmente ser del mismo tamaño y tipo que la utilizada en un
marcapasos. Dado que el aparato de la invención, por ejemplo, de
acuerdo con la Figura 8, se puede minimizar fácilmente utilizando
tecnología moderna del chip semiconductor, la totalidad del aparato
632 implantado ciertamente no tiene que ser mayor que un
cardioestimulador típico y, por supuesto, puede ser menor. En la
realización de la Figura 14 el aparato 632 y los electrodos
asociados pueden implantarse bien en el cuerpo del paciente o
dispuestos externamente al
mismo.
mismo.
Volviendo ahora a la Figura 15 se muestra otra
forma de realizar la presente invención en combinación con un
cardioestimulador 750, que aquí está realizado como un
cardiomioestimulador modificado para satisfacer además la presente
invención. Como se explicó anteriormente, el cardiomioestimulador
750 comprende un marcapasos 720 cardiaco, que está comunicado con
el corazón 178 de manera que recibe señales eléctricas del corazón
178, como simbolizan la flecha 722, y envía los pulsos de activación
inversos al corazón 178, como simboliza la flecha 724. Además, el
cardiomioestimulador 750 incluye, como se sabe "per se",
un divisor 752 programable que opera para enviar una ráfaga de
pulsos eléctricos, que comienza típicamente al final de la onda R y
finaliza típicamente al final de la onda T, a un músculo 754
arrollado alrededor del corazón por medio de conductores ilustrados
esquemáticamente por la línea 756.
Como ya se explicó anteriormente en conexión con
la técnica anterior, este músculo 754, que tiene que ser implantado
por una técnica quirúrgica, es estimulado en el modo de
simpulsación.
Sin embargo, de acuerdo con la presente
invención, el divisor 752 programable se programa para activar otro
tren de impulsos comienza exactamente al final de la onda T y
enviar estos trenes de pulsos a través de los conductores 726 a
cualquier músculo 728 esquelético o liso deseado, excepto al
músculo cardiaco, de manera que este músculo se estimule para
contraerse en el modo de contrapulsación, afectando de esta manera
al sistema vascular periférico del paciente y produciendo
cardiorresonancia de acuerdo con la invención.
De esta manera, en esta versión de la invención,
el marcapasos 720 cardiaco consta de un amplificador de detección
que monitoriza la frecuencia cardiaca intrínseca, como simboliza la
flecha 722, y tiene una etapa de salida que regula el corazón, como
simboliza la flecha 724, tan pronto como la frecuencia del corazón
cae por debajo de un valor programado. Así, un evento cardiaco
puede ser detectado o iniciado por el dispositivo como en un
marcapasos sincronizado.
Además, el marcapasos 720 cardiaco activa un
circuito de sincronización (no mostrado pero es conocido "per
se"). Las señales de activación se procesan a través del
divisor programable que permite diferentes frecuencias de
contracción del corazón/músculo arrollado a su alrededor dentro del
conglomerado (178 + 754) del músculos cardiacos. Seguidamente, se
inicia un retraso después de que el mioestimulador sea habilitado,
enviando una ráfaga de pulsos a través de los conductores 756 al
músculo 754 arrollado alrededor. De acuerdo con la presente
enseñanza, el divisor programable del circuito 752 de
sincronización también produce, a continuación, un tren de pulsos
que se aplican a los electrodos dispuestos en el músculo 728.
La relación entre los pulsos aplicados en el
modo de simpulsación al músculo 754 arrollado y los pulsos
aplicados al músculo 728 en el modo de contrapulsación puede
observarse en la Figura 22 en relación con la traza del ECG ahí
mostrado. Este dibujo también indica el pulso 712 de sincronización
asociado con la función del marca-
pasos.
pasos.
La Figura 17 es muy similar a la disposición de
la Figura 15, pero aquí el cardiomioestimulador 750 incluye un
transmisor 730 inalámbrico, que transmite señales sin hilos al
receptor 732 situado en o cerca del músculo 728. Allí se utilizan
para activar pulsos de estimulación para su aplicación al músculo
728, de manera similar a la realización de la Figura 14. En ambos
casos, es decir, en las realizaciones de las Figuras 14 y 17, el
generador de pulsos actual está incorporado en el cardioestimulador
y simplemente activa pulsos de estimulación estando la fuente de
alimentación incorporada en el receptor para su aplicación al
músculo 628 o 728 respectivamente. Sin embargo, el respectivo
receptor 632 o 732 también podría ser parte de o estar asociado con
un generador de pulsos situado directamente en el respectivo músculo
628 o 728, en cuyo caso las señales transmitidas al receptor son
activadas en el generador de pulsos y, por supuesto, con o sin el
retraso pertinente.
En las configuraciones de las Figuras 15 y 17,
la simpulsación del conglomerado (178 + 754) de músculos cardiacos
ayuda a la función de bombeo del corazón y es seguida
inmediatamente por la contrapulsación del músculo 728 periférico,
que conduce a un flujo coronario incrementado, a la oxigenación del
corazón y a una reducción de la carga cardiaca.
Volviendo ahora a las figuras 18A y 18B, en
ellas se puede ver una realización práctica de la invención en
forma de sujetador 800 provisto con electrodos 830 detectores
diseñados para producir una frecuencia del pulso cardiaco y para
comunicar esta señal a un generador 836 de pulsos incorporado entre
las dos copas del sujetador en la tira que las conecta. Se destaca
que el generador 836 de pulsos se puede realizar fácilmente como un
pequeño chip.
Las copas del sujetador están equipadas con
electrodos 842 neutros y electrodos 840 activos con el fin de
aplicar trenes de impulsos de estimulación producidos por el
generador 836 de pulsos para las diferentes posiciones sobre el
pecho del paciente por medio de los electrodos 840 activos y de los
electrodos 842 neutros, de manera similar a la expuesta
anteriormente con referencia a la realización de la figura 2A.
En este dibujo está la fuente de alimentación
eléctrica, no mostrada, del sujetador 800. Esta puede ser bien una
batería pequeña incorporada en el sujetador en una posición
adecuada, por ejemplo, en el punto de encuentro de las dos tiras de
espalda, para no causar molestias al usuario, o puede ser una
batería externa llevada, por ejemplo, en un bolsillo o cinturón
usado por el paciente, que está conectada por dos conductores
discretos al generador 836 de pulsos y a los sensores 836. Tampoco
mostrados en el dibujo, los conductores están entre los sensores
830 y el generador 836 de pulsos y entre el generador 836 de pulsos
y los electrodos 840, 842 activo y pasivo. Sin embargo, se debe
entender que estos conductores pueden ser cables muy finos
difícilmente perceptibles. Aunque a algunos usuarios de dicho
aparato puede no gustarles la idea de la radiotransmisión de señales
cerca de su corazón, es también perfectamente concebible que las
señales se envíen desde el/los sensor(es) 830 al generador
836 de pulsos como señales inalámbricas en vez de por hilos.
Con respecto a los electrodos 840 y 842, estos
se introducen, preferiblemente, en el sujetador de manera que no
tengan contacto con la piel de los pechos de la usuario. Dichos
electrodos son perfectamente desmontables y sustituibles por
razones higiénicas y para facilitar el lavado. La posición de los
electrodos se selecciona de manera que tengan posiciones óptimas
para estabilizar el músculo y el tejido pectoral relacionados con el
diseño del sujetador y con su tamaño.
\newpage
Finalmente, las figuras 19A, 19B y 19C muestran
la realización de la invención en combinación con un asiento que
puede ser un asiento de vehículo, tal como un asiento de aeronave o
un asiento de automóvil o puede ser una silla usada en la casa del
paciente, en el trabajo, en una clínica o en un cine o en cualquier
otro sitio.
El asiento 900 comprende un respaldo 901 y una
base 903 de asiento. En este caso se suministran dos cinturones, a
saber, un cinturón 906 parecido al vendaje de pecho elástico de la
figura 7, pero incorporado en el respaldo 901 y que tiene al menos
un sensor 953 de pulsos cardiacos y una unidad 955 transmisora
inalámbrica para transmitir una señal correspondiente ala
frecuencia del pulso cardiaco a un receptor 957 incorporado en un
generador 956 de pulsos. El generador 956 de pulsos puede tener una
batería incorporada o se puede conectar a otra fuente de
alimentación suministrada en el asiento de vehículo o en el edificio
en el que está situado el asiento.
En este diseño se proveen almohadillas 902
inflables a presión y pueden estar incorporadas en la base 903 del
asiento y/o en el respaldo 901 y/o en un cinturón 905 de cintura o
vientre.
En el asiento 900 es importante que los
problemas de tubería se resuelvan. Un amanera de hacerlo es que
toda tubería que se necesite, tal como la 907, se instale debajo de
dos alas superpuestas de material 909, 910, que se puedan cerrar
con un sujetador 911 tipo Velcro. La mejor analogía es un conducto
de cable que se puede abrir en cualquier sitio para permitir sacar
los cables para evitar que los cables se aflojen, siendo la abertura
lo más pequeña posible, como en la configuración propuesta, en la
que la abertura está definida por las solapas superpuestas. De esta
manera, el asiento podría tener cualquier cantidad de tubos 907
flexibles incorporados dispuestos debajo de dos alas superpuestas.
Las almohadillas a presión tal como la 902 pueden estar unidas por
medio de sus propios accesorios de Velcro en cualquier lugar cerca
de un recorrido de tubería para que entre los electrodos y el
cinturón 905 se extienda un mínimo de tubería suelta. El asiento
puede ser cualquier asiento en el que se pueda sentar una persona
durante un periodo de tiempo prolongado, tal como en un automóvil,
aeronave, oficina etc.
Las figuras 19A a 19C muestran un diseño
especialmente flexible del asiento 900 que se incorpora a la
presente invención. El respaldo 901 y la base 903 del asiento ambos
comprenden una pluralidad de tiras 960, 962 desmontables que
comprenden tiras 960 pasivas y tiras 962 activas. Tanto las tiras
960 pasivas como las tiras 962 activas, que cada una es rectangular
generalmente en una vista en planta, están provistas con un aparte
de sujetador de tipo Velcro (marca comercial registrada) 964 en su
parte posterior, que se puede engranar con un elemento sujetador de
tipo Velcro de acoplamiento (no se muestra) provisto
sustancialmente sobre la totalidad del área de un entrante 966
situado en el respaldo 901 y sobre la totalidad del área de un
entrante 968 situado en la base 903 del asiento. La profundidad de
cada entrante 966 y 968, respectivamente, se corresponde
sustancialmente con el espesor de las tiras 960 y 962, de manera
que cuando estas están acomodadas en sus respectivos entrantes 966,
968, la superficie expuesta al exterior de las tiras 960 pasivas y
de las tiras 962 activas sigan generalmente el contorno deseado del
respaldo 901 y de la base 903 del asiento, respectivamente.
En lo que se refiere a las tiras 962 activas,
estas están provistas con elementos sujetadores tipo Velcro que
permiten que las almohadilla 902 a presión estén situadas en
cualquier sitio deseado a lo largo de la tira, y las áreas entre
las almohadillas a presión y las no ocupadas por las almohadillas a
presión pueden estar tapadas por elementos 970 de cobertura.
Este diseño permite una gran flexibilidad. El
usuario puede, por ejemplo, situar las tiras activas en cualquier
posición verticalmente a lo largo del respaldo u horizontalmente a
lo largo de la base del asiento, lo que sea más confortable para él
o donde el médico aconseje que la almohadilla está mejor adaptada
para si fisiología. Los espacios no ocupados por tiras activas se
pueden llenar con tiras pasivas para mantener el grado de confort
desea-
do.
do.
Seguidamente, las almohadillas 902 a presión se
pueden situar en dirección transversal, es decir, como indica la
doble flecha X, en cualquier lugar a lo largo de las tiras activas
donde se desea el tratamiento. La doble flecha Y muestra como se
puede variar de las tiras activas en cualquier dirección entre la
parte anterior y la posterior de la base del asiento. Análogamente,
la doble flecha Z indica como se pueden situar las tiras activas a
cualquier altura deseada entre la parte inferior y la superior del
respaldo.
De esta manera, usando este diseño de acuerdo
con la invención, el asiento se puede fabricar fácilmente a la
medida de individuos concretos y modificarlo a voluntad para variar
el tratamiento si fuera necesario. Como es evidente en la figura
19B, especialmente en la representación en sección transversal
mostrada a la derecha de la vista en planta alargada, se puede
hacer que la tubería 907 discurra embutida dentro de las tiras 962
activas y, por consiguiente, que no alteren el confort del asiento,
incluso cuando no está en uso.
Las almohadillas a presión se pueden hacer
fácilmente de manera que se puedan conectar junto a la tubería en
cualquier lugar deseado, y la tubería puede estar terminada con un
simple tapón si un determinado tubo no está en uso por cualquier
razón.
El cinturón 906 de pecho puede tener dos o más
electrodos detectores con radiotransmisores incorporados si se
desea, que transmiten a un receptor incorporado en el generador de
pulsos. El cinturón 905 de vientre/pecho es un extra opcional y,
preferiblemente está elastizado con cualquier tubería requerida,
por ejemplo, con las almohadillas a presión situadas dentro del
mismo. El uso de sujetadores tipo Velcro para la unión de las
almohadillas a presión significa que se pueden situar en casi
cualquier posición deseada de la base 903 del asiento, o del
respaldo 901 o de los cinturones 905,906 y los conectados al
generador 936 de pulsos por medio de tubería oculta en el asiento
y/o en el cinturón 905 de vientre/pecho.
Un asiento de acuerdo con la invención se puede
usar para producir estimulación inducida por almohadillas a presión
para una variedad de fines tales como:
- -
- tratamiento antidolor en una espalda doliente
- -
- para quemar grasa corporal en el vientre o glúteos
- -
- para endurecer músculos abdominales y/o de la espalda
- -
- para estimular y descargar el corazón contrarrestando la posibilidad de fallo cardiaco
- -
- para calmar al paciente, superar el estrés y darle sensación de bienestar general
- -
- para crear resistencia inmunológica y generar endorfinas.
De esta manera, en términos generales, el
asiento se puede usar generalmente para aliviar el estrés,
especialmente cuando la gente está obligada a estar sentada en él
durante varias horas continuamente.
El uso de sujetadores tipo Velcro para la unión
de electrodos es también posible con la realización del sujetador
de las figuras 18A y 18B. De esta manera, aquí los electrodos
desprendibles se pueden unir con sujetadores tipo Velcro en
cualquier posición deseada dentro de las copas para estabilizar los
músculos o el tejido del pecho. La realización de sujetador tiene
además la ventaja de que se puede usar en cualquier momento del día
o de la noche y, por ello, puede operar continuamente mientras que
el paciente está dormido. Aquí su función no es solamente
estabilizar los músculos y los tejidos del pecho por
electroestimulación con cardiorresonancia, sino también estimular y
descargar el corazón, generar endorfinas y mejorar la resistencia
inmunológica del paciente.
Un desarrollo importante de la invención con
relación a la estimulación eléctrica está en un aparato de
activación periódica especial.
Los dispositivos de detección de la frecuencia
cardiaca utilizados en mamíferos (trazas de ECG, monitores de
frecuencia cardiaca, etc.) miden las señales eléctricas del corazón
en varios puntos del cuerpo utilizando bien electrodos en la piel
para mediciones no invasivas o conductores implantados para
mediciones invasivas. En ambos casos la señal eléctrica medida es
relativamente pequeña y depende de la situación de la medición. Por
ejemplo, la señal eléctrica del corazón medida por electrodos en la
piel no invasivos sobre la superficie del tórax de un ser humano es
típicamente de unos 3 - 4 mV de amplitud máxima en los picos R.
Sin embargo, las señales eléctricas requeridas
para estimular músculos son de mucha mayor magnitud comparadas a
las señales cardiacas medidas. Por ejemplo, la señal eléctrica
utilizada para crear una fuerte contracción muscular isométrica en
un músculo esquelético de un ser humano por medio de
neuroestimulación tiene una magnitud de +/- 20 V y, para
estimulación directa del músculo cuando la neurotransmisión ya no es
posible, esta señal eléctrica requerida puede ser mucho mayor.
Cuando se utiliza una estimulación muscular
eléctrica sincronizada, puede observarse un fenómeno muy
perturbador que llamamos interferencia.
Cuando se utiliza cualquier traza de QRS
cardiaco medido, por ejemplo como se muestra en la Figura 20, la
señal de activación se deriva generalmente de la pendiente
ascendente positiva de cada pico R. La señal de activación es
generalmente una señal de activación digital tal como la 1 en la
Figura 20. Esta señal de activación inicia la señal de estimulación
eléctrica del músculo después del retraso requerido, en un tiempo
dentro de la ventana de retraso descrita anteriormente. Dado que
esta señal de estimulación es una señal eléctrica con una magnitud
muchas veces mayor que la propia señal de frecuencia cardiaca, el
impulso eléctrico de estimulación se transmite en el cuerpo humano
y consecuentemente el sensor de señales cardiacas también detecta
la señal de estimulación eléctrica. Si ahora la regulación del de
control es tal que el pulso de estimulación del músculo se aplica
en contrapulsación al corazón, como puede de los pulsos del tren 1
en la Figura 20, la unidad de activación ahora recibe del sensor de
frecuencia cardiaca no solo la entrada de activación deseada para
activar la señal 1 del pico R, sino también dentro del ciclo
R-R, exactamente en el momento de la estimulación
muscular (controlada por el tren 1 de pulsos que se aplica después
del retraso respecto de la señal de activación R), la señal
eléctrica mucho mayor aplicada al músculo, que está marcado por
interferencia en la Figura 20, y ahora esta señal 2 de activación
activa. Esta señal 2 de activación ahora conduce a una segunda
estimulación muscular no deseada marcada por el tren de pulsos 2 en
la Figura 20 dentro del mismo ciclo R-R en
exactamente el mismo retraso establecido, sin embargo ahora después
de la señal 2 del activación. Esta segunda señal de estimulación no
deseada del tren 2 de pulsos es percibida por la persona estimulada
como una alteración sorprendente súbita que es totalmente irregular
en comparación al ritmo de tranquilo previsto en el modo de
contrapulsación. Como consecuencia, la frecuencia cardiaca se
incrementa inmediatamente de manera abrupta, probablemente por medio
de neurotransmisión al cerebro y al corazón. La estimulación
sincronizada en contrapulsación no funciona cuando dicha
interferencia está presente, y en ese caso no se puede lograr la
reducción deseada de la carga cardiaca.
La presente invención proporciona un medio para
evitar dicha interferencia eléctrica no deseada de las señales de
detección y estimulación por un mecanismo de selección de impulsos
que cierra de manera efectiva una ventana de interferencia, véase
la figura 20, después que la señal 1 de activación del sensor de
frecuencia cardiaca ha sido registrada por la unidad de control.
Esta ventana de interferencia se reabre mediante la unidad de
control a tiempo para aceptar el pulso 1 de activación, pero se
cierra para evitar el pulso 2 de activación no deseado.
A modo de ejemplo, una ejecución practicable de
este mecanismo de selección de impulsos se realiza en la forma de
software que controla un microprocesador, mediante lo cual el borde
ascendente de la señal 1 de activación digital activa el
microprocesador en una rutina de interrupción y, seguidamente se
activa el cierre de la ventana de interferencia por medio de una
compuerta de software que deshabilita la aceptación de cualquier
señal de activación no deseada, por ejemplo, la señal 2 de
activación, de ser transmitida al microprocesador mientras se
cierra la ventana de interferencia. El cierre y apertura de la
ventana de interferencia se establece por los valores de
determinación programables, ajustables que se seleccionan con
relación al ciclo R-R medido.
Esta sincronización ajustable para cerrar y
reabrir dicha ventana de interferencia permite el funcionamiento
fiable de esta ventana de interferencia a optimizar, dependiendo
del dispositivo de detección de trazas QRS cardiaco que se está
utilizando y teniendo la reducción de la frecuencia cardiaca
resultante de la descarga cardiaca.
Ahora se va a describir una forma importante de
optimizar la sincronización de las señales de estimulación
aplicadas al paciente con referencia a la Figura 21. Este esquema
de optimización se puede aplicar a cualquier tipo de estimulación,
es decir, no solo a la estimulación eléctrica.
Aquí, un algoritmo programable define la forma
en que una unidad de control adaptable encuentra automáticamente la
posible carga cardiaca más baja. Ante todo, se definen los valores
mínimo y máximo realistas del retraso, es decir, del retraso de cada
pico R para la activación de la señal de estimulación. Estos
límites se muestran en la Figura 21 y se establecen respecto de la
frecuencia cardiaca prevalente medida de sucesivos picos
R-R. Normalmente se seleccionará el retraso mínimo
en el inicio o justo antes de la ventana de retraso, es decir, en
un momento o justo antes de un momento que se corresponde con el 5%
de la trayectoria R-R antes del final esperado de la
onda T, por ejemplo, como el calculado utilizando la relación
denominada relación de BAZETT. Como precaución de seguridad, se
selecciona un retraso máximo, que puede ocurrir justo antes de la
onda P. Sin embargo, el retraso máximo se podría
omitir.
omitir.
Ahora se define un valor de compensación y se
agrega al retraso mínimo y se utiliza para definir el momento en el
que se inician las señales de estimulación. Un valor inicial típico
de la compensación podría ser de 5% a 10% de la trayectoria
R-R. La estimulación se inicia ahora utilizando este
tiempo de retraso, es decir, el retraso mínimo más la compensación,
y la frecuencia cardiaca se monitoriza midiendo la distancia entre
picos R-R sucesivos. Si se produce una reducción de
la frecuencia cardiaca, es decir, un alargamiento de la trayectoria
R-R, en ese caso se efectúa una reducción de la
compensación en una cantidad predeterminada, por ejemplo, una
fracción fija de la compensación original, y se hace de nuevo una
comprobación de si se ha reducido la frecuencia cardiaca. Si es
así, la compensación se reduce de nuevo y su proceso iterativo se
continúa hasta que ya no se detectan más reducciones de la
frecuencia cardiaca o, alternativamente, hasta que se haya logrado
el establecimiento de la frecuencia cardiaca mínima en el
interruptor de seguridad o hasta que la frecuencia cardiaca se
incremente de nuevo.
Un incremento renovado en la frecuencia cardiaca
indica que el retraso (retraso mínimo más la compensación) ya no es
un valor óptimo.
Si la frecuencia cardiaca se incrementa, en ese
caso también debe incrementarse la compensación para intentar
reducir la frecuencia cardiaca. Una vez que la frecuencia cardiaca
ha empezado a incrementarse de nuevo, en ese caso esto es una
indicación de que la compensación es ahora demasiado grande. Esto
significa que se ha encontrado el valor óptimo de la compensación,
es decir, el valor de la compensación resultante de la frecuencia
cardiaca mínima. La compensación puede regresar ahora a este valor
óptimo.
Se podría adoptar un procedimiento similar para
la duración de la estimulación aplicada o para cualquier otro
parámetro relevante. El proceso descrito anteriormente también se
puede llevar a cabo teniendo en cuenta no solo la frecuencia
cardiaca, sino también la presión sanguínea sistólica, es decir, el
valor de la frecuencia cardiaca multiplicado por la presión
sistólica, que define la carga cardiaca. Esta medición generalmente
puede y generalmente debe hacerse a lo largo de varios ciclos
cardiacos.
Con la alternativa de detenerlo después de su
optimización, el sistema de control adaptable de acuerdo al
algoritmo programable puede repetir opcionalmente estas etapas del
procedimiento de optimización iterativo en intervalos de tiempo
regulares definidos y ajustables.
Estos intervalos de tiempo pueden ajustarse
individualmente en una o más ventanas de tiempo diferentes, es
decir periodos de tiempo calculados desde el inicio del
tratamiento.
Existen diferentes maneras de cómo se puede
derivar el final de la onda T de una traza QRS cardiaco. Una de
ellas es calculando el valor de Q-T en valores
promedio estadísticos y publicados respecto del valor de Q, que es
cercano al de la señal de activación en los sensores de frecuencia
del corazón (traza de ECG o QRS de los monitores de frecuencia
cardiaca, etc.) en la pendiente positivo de un pico R. Otro
procedimiento sería detectar directamente el final de la onda
T.
Debido a que las personas individuales son
diferentes entre sí, un valor Q-T calculado basado
en promedios estadísticos tendría que incluir márgenes de seguridad
suficientemente altos del retraso con el fin de evitar que trenes
de pulsos no deseados sean aplicados constantemente durante la onda
T. Prácticas de prueba que llevadas a cabo utilizando la invención
han mostrado que la reducción máxima de la carga cardiaca puede
lograrse cuando la estimulación se inicia al final de la onda T. Se
ha concluido que es aconsejable utilizar un sistema de control
adaptable que inicie la estimulación con un retraso, que incluya
márgenes de seguridad suficientes basados en el promedio
estadístico, sin embargo, en ese caso, se descubre que el mejor
retraso óptimo individual es consecuencia de una reducción de la
carga cardiaca máxima posible. Esto tiene una importancia comercial
significativa, porque con dicho sistema autoadaptable, todas las
unidades pueden ser fabricadas exactamente de la misma manera, pero
el sistema de control adaptable se debe adaptar las necesidades
individuales de cada persona. La presente invención permite dicho
control adaptable.
Por ejemplo, a una realización práctica de dicho
sistema de control adaptable se refiere la figura 21. La frecuencia
cardiaca se detecta, con por ejemplo, un cardioscopio de ECG que
activa inherentemente una señal de activación en la pendiente
positiva de un pico R. Se puede utilizar cualquier otra forma de
detector de frecuencia cardiaca, tal como un monitor de frecuencia
cardiaca que activa análogamente una señal de activación en la
pendiente positiva de un pico R. Esta señal de activación controla
la unidad de control como señal de entrada, siendo la unidad de
control, por ejemplo, un microprocesador programable.
El retraso mínimo se calcula en base a valores
de Q-T estadísticos conocidos y se establece con un
factor ajustable. Un ejemplo práctico de dicho cálculo es la
fórmula publicada denominada fórmula de Bazett que permite calcular
el valor de Q-T proporcional al factor k (diferente
en hombres y mujeres) multiplicado con la raíz cuadrada del tiempo
del ciclo de frecuencia cardiaca R-R. Con esto
puede establecerse un retraso mínimo respecto del ciclo
R-R. Se puede establecer un valor de compensación
ajustable. Esto significa que el inicio de los trenes de pulsos se
establecerá en el retraso mínimo más el valor de compensación.
Opcionalmente, se puede establecer un retraso máximo.
El microprocesador ejecuta automáticamente las
etapas iterativas, como se describió anteriormente, por medio de la
incorporación en el algoritmo programable incorporado para
encontrar la carga cardiaca mínima dentro del retraso mínimo
establecido, y de la ventana y tiempo de seguridad.
La descripción anterior también ha incluido
realizaciones en las que se combinan estimuladores de acuerdo con
la presente invención con varios tipos de cardioestimulador. Se
puede apreciar que estas combinaciones se pueden adaptar
posteriormente para incorporar las características de las
realizaciones de las Figuras 20 y 21.
Se debe advertir que la configuración de las
Figuras 2A, 4, 5, 6 y 9 es actualmente el mejor modo conocido para
realizar la invención en un paciente hospitalizado.
La realización de la Figura 8 representa
actualmente el mejor modo conocido para realizar la invención en un
paciente no hospitalizado. La opción de almacenamiento de datos solo
se utiliza cuando el paciente está siendo tratado por un terapista
o persona experta, es decir, por una enfermedad cardiovascular. En
el entrenamiento de atletas o en el modelado corporal se considera
se considera innecesaria.
La realización de la Figura 14 se considera
actualmente el mejor modo conocido de tratar a un paciente con una
enfermedad cardiaca que requiere un marcapasos o un
desfibrilador.
Claims (34)
1. Aparato para el tratamiento de un mamífero u
otro organismo vivo que tiene un corazón, un ritmo cardiaco que
comprende ondas Q, R, S y T que se repiten periódicamente de un
electrocardiograma y un sistema vascular periférico, presentando
dicho electrocardiograma un ritmo cardiaco QRSTQ repetitivo que
tiene una duración de la sístole Q-T, una duración
de la diástole T-Q y una longitud de trayectoria
R-R, teniendo dicho organismo una frecuencia
cardiaca y una presión sistólica resultantes de la acción del
corazón, comprendiendo el aparato medio para medir el ritmo
cardiaco, medio para aplicar señales de estimulación eléctrica a
dicho mamífero u otro organismo vivo a uno o más músculos
esqueléticos o lisos asociados con dicho sistema vascular
periférico por un procedimiento no invasivo o invasivo en
sincronización con el ritmo cardiaco en un modo de contrapulsación,
produciendo dichas señales de estimulación eléctrica pulsaciones de
presión en el sistema vascular periférico, medio para determinar,
en cada ritmo cardiaco que se repite periódicamente, un momento que
se corresponde con un final de cada onda T, un medio para variar al
menos un parámetro de dichas señales de estimulación eléctrica, un
medio para iniciar dicha estimulación eléctrica por señales de
estimulación activadas en una ventana que está dentro de un ámbito
comprendido entre el 5% de la longitud de la trayectoria R - R antes
del final de la onda T y el 45% de la longitud de la trayectoria R
- R después del final previsto de la onda T, y un medio para
seleccionar la duración de las señales de estimulación para que se
corresponda con un tiempo equivalente a entre el 10 y el 25% de la
duración de la diástole
T - Q.
T - Q.
2. Aparato de acuerdo con la reivindicación 1,
en el que dicho medio para iniciar dichas señales de estimulación
eléctrica está adaptado para activar señales de estimulación dentro
de una ventana que se extiende entre el 5% de la longitud de la
trayectoria R - R antes del final previsto de la onda T y el 5% de
la longitud de la trayectoria R - R después del final de la onda
T.
3. Aparato de acuerdo con la reivindicación 1,
en el que dicho medio de medición del ritmo cardiaco comprende un
electrocardioscopio y un juego de electrodos asociado.
4. Aparato de acuerdo con la reivindicación 1,
en el que dicho medio de medición del ritmo cardiaco comprende al
menos uno de entre un sensor de pulsos y un electrocardiógrafo.
5. Aparato de acuerdo con la reivindicación 4,
en el que dicho sensor de pulsos está situado en cualquier punto
del cuerpo de un paciente para generar señales cardiacas en
respuesta al ritmo cardiaco del paciente y adaptado para transmitir
señales por transmisión inalámbrica.
6. Aparato de acuerdo con la reivindicación 4,
en el que dicho sensor de pulsos comprende un cinturón usado
alrededor del pecho del paciente, y en el que al menos un
transmisor está dispuesto para transmitir señales derivadas de
dicho sensor de pulsos a dicho medio de producción de señales de
estimulación eléctrica.
7. Aparato de acuerdo con la reivindicación 1,
en el que dicho medio de aplicación de señales de estimulación
eléctrica comprende un generador de pulsos para la generación de
señales eléctricas y un medio para la aplicación de dichas señales
eléctricas como señales de estimulación a uno o más músculos
esqueléticos o lisos asociados con dicho sistema vascular
periférico.
8. Aparato de acuerdo con la reivindicación 7,
en el que dicho medio de aplicación comprende al menos un electrodo
neutro y al menos un primero y un segundo electrodos activos, y en
el que dichos pulsos eléctricos se aplican en una secuencia a
dichos primero y segundo electrodos activos, estando conectado
dicho al menos un electrodo neutro a un terminal neutro de dicho
generador de pulsos.
9. Aparato de acuerdo con la reivindicación 8,
en el que dicha secuencia comprende una secuencia que se repite
regularmente.
10. Aparato de acuerdo con la reivindicación 8,
en el que dicha secuencia comprende una secuencia aleatoria.
11. Aparato de acuerdo con la reivindicación 1 y
que comprende además un instrumento de medición de una presión
sanguínea de dicho de dicho mamífero u otro organismo vivo.
12. Aparato de acuerdo con la reivindicación 1 y
que comprende además un medio de seguridad, estando dicho medio de
seguridad adaptado para recibir respectivas señales
correspondientes a una frecuencia cardiaca actual y a uno o más
valores de la presión sanguínea actual y para comparar dicha
frecuencia cardiaca actual o dicho uno o más valores de la presión
sanguínea con un respectivo valor o valores preestablecidos
prevalentes en el comienzo de dicho tratamiento y emitir una señal
de aviso o desconexión de dicho aparato cuando al menos uno de
entre dicha frecuencia cardiaca actual y dichos uno o más valores
de la presión sanguínea actual sobrepasa un respectivo límite
predeterminado o un valor prevalente al comienzo de dicho
tratamiento.
13. Aparato de acuerdo con la reivindicación 7,
en el que dicho generador de pulsos está adaptado para producir
trenes de pulsos, teniendo dichos pulsos una frecuencia de
repetición de pulsos, una amplitud, una forma de pulso, un ancho de
pulso y un modo de pulso, y teniendo dichos trenes una duración y
un retraso de pulso respecto de un punto de referencia de una traza
de ECG, y en el que está dispuesto un medio para variar al menos
uno de entre dicho retraso de pulso, dicha duración de tren, dicha
frecuencia de repetición de pulsos y dicha amplitud de pulso.
14. Aparato de acuerdo con la reivindicación 13,
en el que dichos medios de variación de dicha frecuencia de
repetición de pulsos y dicha amplitud comprenden un medio ajustable
manualmente.
15. Aparato de acuerdo con la reivindicación 13,
en el que también se dispone de medios para variar al menos uno de
entre dicha forma de pulso, dicho ancho de pulso y dicho modo de
pulso.
16. Aparato de acuerdo con la reivindicación 15,
en el que dichos medios para variar dicha forma de pulso, dicho
modo de pulso y dicho ancho de pulso comprenden medios ajustables
manualmente.
17. Aparato de acuerdo con la reivindicación 13,
en el que dicho generador de pulsos comprende una unidad de control
y una memoria para almacenar regulaciones de control de dicha
unidad de control para el control de dicho generador de pulsos, y
en el que se dispone de un medio de entrada que permite la entrada
de regulaciones de control relativos a al menos dicho retraso de
pulso, dicha duración de tren, dicha frecuencia de pulso y dicha
amplitud de pulso.
18. Aparato de acuerdo con la reivindicación 17,
en el que dichos medios también están dispuestos para variar al
menos uno de entre una forma de cada pulso, un ancho de cada uno de
dichos pulsos eléctricos y un modo de dichos pulsos eléctricos, y
en el que dicho medio de entrada también está dispuesto para la
entrada de otras regulaciones de control relativas a dicha forma de
pulso, dicho modo de pulso y dicho ancho de pulso.
19. Aparato de acuerdo con la reivindicación 17,
en el que dicha unidad de control y dicha memoria están adaptadas
para permitir el almacenamiento de datos relativos a al menos uno
de entre frecuencia cardiaca y presión sanguínea del paciente y la
estimulación aplicada durante un periodo de tiempo.
20. Aparato de acuerdo con la reivindicación 19,
en el que dicho aparato incluye medio de salida que permite la
salida de dichos datos almacenados.
21. Aparato de acuerdo con la reivindicación 7,
en el que dicho aparato comprende un medio de presentación de al
menos uno de de entre frecuencia cardiaca del paciente, una traza
de ECG de dicho paciente, una traza de presión sanguínea de dicho
paciente, regulaciones actuales de dicho generador de pulsos y
regulaciones eléctricas de pulsos de estimulación aplicados a dicho
paciente.
22. Aparato de acuerdo con la reivindicación 7,
en el que dicho generador de pulsos comprende un medio de
derivación de dicho ritmo cardiaco para cada periodo de dicho ritmo
cardiaco un momento que se corresponda con el final de cada onda T
de dicho ritmo cardiaco y un medio de sincronización de la
generación de pulsos para que coincida con el final de cada una de
dichas ondas T.
23. Aparato de acuerdo con la reivindicación 1 y
que incluye medios de aplicación de dichas señales de estimulación
eléctricas a un músculo próximo al corazón, estando dicho aparato
en combinación con un cardioestimulador, en el que dicho
cardioestimulador define dicho medio de medición del ritmo
cardiaco.
24. Aparato de acuerdo con la reivindicación 23,
en el que dicho medio de aplicación de dichas señales de
estimulación eléctrica comprende un generador de pulsos integrado
en dicho cardioestimulador.
25. Aparato de acuerdo con la reivindicación 23,
en el que dicho cardioestimulador está adaptado para transmitir una
señal inalámbrica que se corresponde a dicho ritmo cardiaco y en el
que dicho medio de aplicación de dicha estimulación eléctrica es un
estimulador muscular eléctrico separado de dicho cardioestimulador
y equipado con un receptor inalámbrico para recibir señales
inalámbricas transmitidas por dicho cardioestimulador.
26. Aparato de acuerdo con la reivindicación 23,
en el que dicho cardioestimulador comprende un marcapasos o un
desfibrilador o un cardiomioestimulador.
27. Aparato de acuerdo con la reivindicación 23
incorporado en al menos un artículo de ropa, por ejemplo, un
sujetador o un par de medias.
28. Aparato de acuerdo con la reivindicación 23,
incorporado en un asiento, comprendiendo dicho asiento uno de entre
un medio de transporte, una silla de oficina o de uso doméstico,
una silla de clínica y una silla de fines recreativos.
29. Aparato de acuerdo con la reivindicación 23,
en el que dicho medio de medición del ritmo cardiaco produce una
señal de ritmo cardiaco, en el que dicho medio está dispuesto para
producir una señal de presión sanguínea sistólica, y en el que
dicho medio de aplicación de señales de estimulación eléctrica
comprende un generador de pulsos que tiene un controlador, estando
dicho controlador adaptado para recibir dicha señal de ritmo
cardiaco y dicha señal de presión sistólica y para controlar el
generador de pulsos utilizando una señal formada por una
combinación de dicha señal de ritmo cardiaco y dicha señal de la
presión sanguínea sistólica.
30. Aparato de acuerdo con la reivindicación 29,
en el que está dispuesto un medio para comparar dicha señal de
ritmo cardiaco con una referencia para formar un factor de ritmo
cardiaco, en el que está dispuesto un medio para comparar dicha
señal de la presión sanguínea sistólica con una referencia para
formar un factor de presión sanguínea sistólica, en el que está
dispuesto un medio para multiplicar dicho factor de ritmo cardiaco y
dicho factor de presión sanguínea sistólica para producir un factor
resultante, y en el que dicho controlador de dicho generador de
pulsos está adaptado para controlar dicho generador de pulsos y
minimizar dicho factor resultante.
31. Aparato de acuerdo con la reivindicación 23,
que comprende además un medio de seguridad, comprendiendo dicho
medio de seguridad un medio de monitorización de al menos uno de
entre dicha frecuencia cardiaca y dicha presión sistólica para
obtener un valor monitorizado y para comparar dicho valor con al
menos un valor límite predeterminado y un medio de discontinuación
del tratamiento o de activación de una alarma si el valor
monitorizado sobrepasa o no alcanza dicho valor límite
predeterminado.
32. Aparato de acuerdo con la reivindicación 31,
en el que dicho valor límite predeterminado comprende al menos
algún valor máximo o mínimo, un gradiente mínimo o máximo de una
tasa de cambio de dicho valor transcurrido el tiempo, una
desviación estadística de dicho valor transcurrido el tiempo o
cualquier combinación mencionada anteriormente.
33. Aparato de acuerdo con una cualquiera de las
reivindicaciones precedentes que comprende un medio de selección de
límites para definir una ventana entre picos R - R sucesivos dentro
de la cual las señales detectadas son inhibidas de activar las
señales de estimulación, y en el que dicho medio de selección de
límites es preferiblemente ajustable para variar el ancho y/o la
posición de la ventana respecto del ciclo R - R.
34. Aparato de acuerdo con una cualquiera de las
reivindicaciones precedentes que incluye un medio cronometrador
para activar una señal de estimulación después de un retraso
siguiente a cada pico R que se corresponde con un retraso mínimo
más un retraso de compensación, un medio adaptable para variar
dicho retraso de compensación en etapas monitorizando mientras
tanto uno de entre ritmo del latido cardiaco y el producto del ritmo
del latido cardiaco y la presión sanguínea sistólica y para
identificar el retraso de compensación que se produce en el latido
cardiaco más bajo o la carga cardiaca más baja y para operar
posteriormente el aparato con este retraso de compensación del
paciente implicado.
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