ES2349305T3 - Electroestimulación intermitente de aumento de estrés para efecto cardioprotector. - Google Patents
Electroestimulación intermitente de aumento de estrés para efecto cardioprotector. Download PDFInfo
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Abstract
Un dispositivo de regulación del ritmo cardiaco, que comprende: un canal (32A, 32B, 32C, 32D) de estimulación para aplicar pulsos de estimulación en un lugar miocárdico ventricular seleccionado; un controlador (10) para controlar el suministro de pulsos de estimulación según un modo de electroestimulación programado; y un sensor (330) de nivel de exigencia, en el que el controlador (10) está programado para conmutar intermitentemente entre un modo de funcionamiento normal y un modo de aumento de estrés, en el que una región o regiones concretas del miocardio ventricular se someten a mayor estrés mecánico en comparación con el estrés experimentado por aquellas regiones durante el modo de funcionamiento normal; y caracterizado porque el controlador (10) está programado de forma que la conmutación entre el modo de funcionamiento normal y el modo de aumento de estrés es inhibida si el nivel de exigencia medido es superior a un valor límite especificado.
Description
Esta invención se refiere a equipos y procedimientos
para el tratamiento de enfermedades cardiacas y a
dispositivos que proporcionan electroestimulación al
corazón, tales como marcapasos.
Antecedentes
La enfermedad de las arterias coronarias (CAD) se
produce cuando las arterias coronarias que suministran
sangre al músculo cardiaco se endurecen y estrechan debido a
aterosclerosis. Las arterias se endurecen y estrechan debido
a la acumulación de placas en las paredes internas o
recubrimiento interno de las arterias. El flujo sanguíneo al
corazón disminuye a medida que las placas estrechan las
arterias coronarias. Esto disminuye el suministro de oxígeno
al músculo cardiaco. La CAD es el tipo más común de
enfermedad cardiaca, que es la principal causa de
fallecimiento en los EEUU tanto en hombres como en mujeres.
Una placa aterosclerótica es el lugar de una reacción
inflamatoria dentro de la pared de una arteria y está
constituida por un núcleo que contiene lípidos y células
inflamatorias rodeado por una cápsula de tejido conectivo.
Un infarto de miocardio (MI), o ataque al corazón, se
produce cuando una placa aterosclerótica dentro de una
arteria coronaria se rompe y produce la coagulación de la
sangre (trombosis) dentro de la arteria, exponiendo el
núcleo lipídico, muy trombogénico, de la placa a la sangre.
La obstrucción completa o casi completa del flujo sanguíneo
coronario puede dañar un área importante del tejido cardiaco
y producir una muerte repentina, generalmente debido a un
ritmo cardiaco anormal que impide un bombeo eficaz.
Además de producir MI, la CAD también puede producir
isquemia cardiaca en menor grado debido al estrechamiento
del lumen las arterias coronarias por la placa
aterosclerótica. Cuando el flujo sanguíneo y el suministro
de oxígeno al corazón disminuyen, a menudo los pacientes
experimentan dolor o molestias en el pecho, lo que se
denomina angina de pecho. La angina de pecho sirve como
advertencia útil de perfusión miocárdica insuficiente, lo
que puede conducir a una situación más grave, tal como un
ataque al corazón o arritmia cardiaca. Los pacientes que
experimentan episodios de angina generalmente se tratan con
medicación o mediante revascularización quirúrgica. También
se ha descubierto, sin embargo, que los pacientes que
experimentan episodios de angina antes de un ataque al
corazón a menudo tienen una menor tasa de mortalidad que los
pacientes con ataques al corazón que no han experimentado
tales episodios. Se ha especulado con la teoría de que este
fenómeno puede ser debido a un preacondicionamiento
isquémico del corazón por los episodios de angina, lo que
hace que el tejido miocárdico tenga menos probabilidades de
sufrir infarto si el suministro sanguíneo disminuye
bruscamente por un posterior trombo coronario.
Se conoce un dispositivo según el preámbulo de la
reivindicación 1 a partir del documento US2003/120315.
Breve descripción de las figuras
la fig. 1 es un diagrama de bloques de un dispositivo a modo
de ejemplo de regulación del ritmo cardiaco para
poner en práctica la presente invención;
la fig. 2 ilustra un algoritmo a modo de ejemplo para
implementar electroestimulación intermitente de
aumento de estrés;
la fig. 3 ilustra cambios isquémicos en un electrograma
grabado.
Descripción detallada
La presente memoria descriptiva se refiere a un
dispositivo según se define en la reivindicación 1 que usa
terapia de electroestimulación para preacondicionar el
corazón para que sea menos vulnerable a disminuciones
repentinas del flujo sanguíneo. Se ha descubierto que la
electroestimulación intermitente del corazón produce un
efecto cardioprotector que hace que el miocardio sea más
resistente (es decir, menos probabilidades de que sufra un
infarto) durante un posterior episodio de isquemia
miocárdica. Como se explica posteriormente, la terapia de
electroestimulación se puede aplicar de tal modo que
determinadas regiones del miocardio ventricular sean
sometidas a un mayor estrés mecánico. Se cree que un mayor
estrés mecánico preacondiciona el corazón para resistir
mejor los efectos de una posterior isquemia mediante una
cascada de transducción de señales que produce la liberación
de determinados constituyentes celulares y/o induce la
expresión de genes concretos. El mecanismo responsable del
efecto cardioprotector debido a un mayor estrés puede ser o
no similar al mecanismo por el cual una isquemia previa
preacondiciona el corazón. Se ha observado experimentalmente
en estudios en animales, sin embargo, que la terapia de
electroestimulación que produce mayor estrés en una región
concreta del miocardio puede producir un efecto
cardioprotector sin hacer que la región sea isquémica. A
continuación se describe un dispositivo ejemplar para
aplicar terapia de electroestimulación cardiaca de forma que
reacondicione el corazón para resistir mejor una posterior
isquemia, denominada en el presente documento
electroestimulación intermitente de aumento de estrés.
También se expone una explicación de cómo la
electroestimulación cardiaca puede producir un mayor estrés
mecánico en una región miocárdica y un algoritmo ejemplar de
electroestimulación.
1. Efectos mecánicos de la terapia de
electroestimulación
El grado de tensión o estrés de la fibra de un músculo
a medida que se contrae se denomina postcarga. Debido a que
la presión dentro de los ventrículos aumenta rápidamente
desde un valor diastólico a uno sistólico, a medida que la
sangre es bombeada fuera hacia la aorta y las arterias
pulmonares, la parte del ventrículo que se contrae primero
lo hace con una postcarga menor que la de la parte del
ventrículo que se contrae después. El grado hasta el cual se
estira una fibra del músculo cardiaco antes de que se
contraiga se denomina precarga. La tensión y velocidad
máximas de acortamiento de una fibra del músculo aumenta
para precargas crecientes y el aumento de la respuesta
contráctil del corazón con precargas crecientes se conoce
como el principio de Frank-Starling. Cuando una región
miocárdica se contrae más tarde respecto a otras regiones,
la contracción que se produce más pronto en regiones
opuestas estira la anterior región en contracción y aumenta
su precarga. Por tanto, una región miocárdica que se contrae
más tarde que otras regiones durante la sístole está
sometida tanto a una mayor precarga como a una mayor
postcarga, las cuales hacen que la región experimente un
mayor estrés en las paredes.
Cuando los ventrículos son estimulados para contraerse
por un pulso de electroestimulación aplicado mediante un
electrodo situado en un lugar concreto de
electroestimulación, la excitación se propaga desde el lugar
de electroestimulación mediante conducción a través del
miocardio. Esto es diferente de la situación fisiológica
normal, en la que la propagación de la excitación a los
ventrículos desde el nodo AV utiliza el sistema de
conducción especializado del corazón constituido por fibras
de Purkinje, lo que permite una excitación rápida y síncrona
de todo el miocardio ventricular. Por otra parte, la
excitación resultante de un pulso de electroestimulación
aplicado en un único lugar produce una contracción
relativamente asíncrona debido a la menor velocidad a la
cual la excitación es conducida a través del miocardio. Las
regiones del miocardio situadas más distalmente respecto al
lugar de electroestimulación son excitadas más tarde que las
regiones proximales respecto al lugar de electroestimulación
y, por los motivos anteriormente explicados, están sometidas
a mayor estrés mecánico.
Por tanto, las contracciones ventriculares resultantes
de los pulsos de electroestimulación generalmente no están
tan sincronizadas como las contracciones intrínsecas y
pueden, por tanto, ser hemodinámicamente menos eficaces. Por
ejemplo, en la electroestimulación convencional para
bradicardia, el lugar de electroestimulación está situado en
el ventrículo derecho de forma que la excitación se debe
propagar desde el lugar de electroestimulación ventricular
derecho a través del resto del miocardio. La contracción
ventricular izquierda se produce entonces de una forma menos
coordinada que en la situación fisiológica normal, lo que
puede disminuir el rendimiento cardiaco. Este problema se
puede solucionar electroestimulando el ventrículo izquierdo,
tanto además de como en vez del ventrículo derecho, para
producir una contracción ventricular más coordinada, lo que
se denomina electroestimulación de resincronización
cardiaca. La electroestimulación de resincronización, además
de solucionar los efectos de desincronización de la terapia
de electroestimulación convencional, también se puede
aplicar a pacientes que padecen déficits de conducción
ventricular intrínseca para mejorar la eficacia de las
contracciones ventriculares y aumentar el rendimiento
cardiaco. La terapia de resincronización ventricular se
puede aplicar como electroestimulación sólo del ventrículo
izquierdo, electroestimulación biventricular o
electroestimulación aplicada en múltiples lugares en uno o
ambos ventrículos.
En contraposición a la terapia de resincronización, la
terapia de electroestimulación aplicada para producir un
efecto cardioprotector es una electroestimulación que
pretende producir una contracción relativamente asíncrona,
de forma que las regiones miocárdicas situadas más
distalmente respecto al lugar de electroestimulación estén
sometidas a mayor estrés mecánico. Tal electroestimulación,
denominada electroestimulación de aumento de estrés, produce
un patrón de despolarización miocárdica que es diferente del
patrón de despolarización crónico o dominante producido por
una activación intrínseca o electroestimulada. Sin embargo,
si la electroestimulación de aumento de estrés se aplica de
forma relativamente periódica, las anteriores regiones
ventriculares en contracción pueden experimentar hipertrofia
y otros procesos de remodelación en respuesta al mayor
estrés, y tal remodelación puede ser contraproducente para
los efectos cardioprotectores. Por tanto, la eficacia de la
electroestimulación de aumento de estrés aumenta si tal
electroestimulación se realiza como un único tratamiento o
múltiples tratamientos espaciados durante un periodo de
tiempo de forma que no se produzca la remodelación. La
electroestimulación de aumento de estrés se puede realizar
mediante diversos medios. En una realización, un dispositivo
externo de electroestimulación aplica pulsos de
electroestimulación al corazón mediante electrodos de
electroestimulación que están incorporados en un catéter que
puede estar situado cerca del corazón. Un catéter de este
tipo puede ser uno que también se usa para otros tipos de
tratamiento o diagnostico cardiaco tales como angiografía o
angioplastia. La electroestimulación de aumento de estrés
también se puede aplicar mediante un dispositivo de
electroestimulación implantable. Como se describe a
continuación, un dispositivo de electroestimulación cardiaca
puede estar programado para aplicar electroestimulación que
produzca estrés en una región miocárdica concreta de forma
intermitente. El dispositivo también se puede configurar
para electroestimular de forma intermitente múltiples
lugares de electroestimulación para proporcionar un efecto
cardioprotector en múltiples regiones miocárdicas.
2. Dispositivo cardiaco a modo de ejemplo
Los dispositivos de regulación del ritmo cardiaco,
tales como los marcapasos, habitualmente están implantados
subcutáneamente en el pecho de un paciente y tienen cables
conectados de forma intravenosa al corazón para conectar el
dispositivo a los electrodos usados para la detección y
electroestimulación. Un controlador electrónico programable
hace que los pulsos de electroestimulación sean la salida en
respuesta a intervalos de tiempo transcurrido y a la
actividad eléctrica detectada (es decir, latidos intrínsecos
del corazón no como resultado de un pulso de
electroestimulación). Los marcapasos detectan la actividad
eléctrica cardiaca intrínseca por medio de electrodos
internos dispuestos cerca de la cavidad en la que se desea
realizar la detección. Una onda de despolarización asociada
con una contracción intrínseca de las aurículas o
ventrículos detectada por el marcapasos se denomina señal
auricular o señal ventricular, respectivamente. Para
producir una contracción de este tipo en ausencia de latido
intrínseco, se aplica en la cavidad un pulso de
electroestimulación (estímulo auricular o estímulo
ventricular) con energía por encima de un determinado umbral
de electroestimulación.
La fig. 1 muestra un diagrama del sistema de un
dispositivo de regulación del ritmo cardiaco basado en un
microprocesador o marcapasos para poner en práctica la
presente invención. El controlador del marcapasos es un
microprocesador 10 que se comunica con una memoria 12
mediante un bus de datos bidireccional. La memoria 12
típicamente comprende una memoria ROM (memoria de solo
lectura) para el almacenamiento del programa y una memoria
RAM (memoria de acceso aleatorio) para el almacenamiento de
datos. El controlador se podría implementar mediante otros
tipos de circuitos lógicos (por ejemplo, componentes
individuales o conjuntos lógicos programables) usando un
tipo de diseño de autómata, pero es preferible un sistema
basado en un microprocesador. Tal como se usa en el presente
documento, se debe interpretar que el término “circuito” se
refiere bien a un circuito lógico discreto o a la
programación de un microprocesador.
El dispositivo está equipado con múltiples electrodos,
cada uno de los cuales puede estar incorporado en un canal
de estimulación y/o detección. En la figura se muestran
cuatro canales ejemplares de detección y estimulación
designados de “a” a “d” que comprenden cables bipolares con
electrodos 34a-d circulares e electrodos 33a-d con punta,
amplificadores 31a-d de detección, generadores 32a-d de
pulsos e interfaces 30a-d de canales. Por tanto, cada canal
incluye un canal de estimulación constituido por el
generador de pulsos conectado al electrodo y un canal de
detección constituido por el amplificador de detección
conectado al electrodo. Mediante la adecuada colocación del
electrodo, un canal se puede configurar para detectar y/o
estimular un lugar auricular o ventricular concreto. Las
interfaces 30a-d de los canales se comunican
bidireccionalmente con el microprocesador 10 y cada interfaz
puede incluir conversores analógico-digitales para
digitalizar las entradas de las señales de detección de los
amplificadores de detección y registros que pueden ser
almacenados por el microprocesador para dar salida a los
pulsos de estimulación, modificar la amplitud de los pulsos
de estimulación y ajustar los valores de ganancia y umbral
de los amplificadores de detección. Los circuitos de
detección del marcapasos detectan una señal de la cavidad,
bien una señal auricular o una señal ventricular, cuando una
señal de electrograma (es decir, un voltaje detectado por un
electrodo que representa la actividad eléctrica cardiaca)
generada por un canal concreto supera un umbral de detección
especificado. Los algoritmos de electroestimulación usados
en modos de electroestimulación concretos usan tales señales
para activar o inhibir la electroestimulación y los ritmos
intrínsecos auricular y/o ventricular se pueden detectar
midiendo los intervalos de tiempo entre las señales
auricular y ventricular, respectivamente.
Los electrodos de cada cable bipolar están conectados
mediante conductores dentro del cable a una red 70 de
conmutación MOS controlada por el microprocesador. La red de
conmutación se usa para conmutar los electrodos entre la
entrada de un amplificador de detección para detectar la
actividad cardiaca intrínseca y la salida de un generador de
pulsos para aplicar un pulso de electroestimulación. La red
de conmutación también permite que el dispositivo detecte o
electroestimule bien en modo bipolar, usando los electrodos
tanto circular como con punta de un cable, o bien en modo
unipolar, usando sólo uno de los electrodos del cable con la
carcasa del dispositivo, o 60 puede servir como electrodo a
tierra. Como se ha explicado anteriormente, una forma con la
cual el dispositivo puede modificar la distribución espacial
de la electroestimulación es conmutar entre
electroestimulación unipolar y bipolar (o viceversa) o
intercambiar qué electrodos de un cable bipolar son el
cátodo y el ánodo durante la electroestimulación bipolar.
También se conecta al controlador un generador 50 de pulsos
de choque mediante una interfaz para aplicar un choque
desfibrilador mediante un par de electrodos 51 de choque a
las aurículas o ventrículos tras la detección de una
taquiarritmia tratable por choque.
El controlador controla el funcionamiento global del
dispositivo según las instrucciones programadas almacenadas
en la memoria, incluyendo controlar la aplicación de
electroestímulos mediante los canales de
electroestimulación, interpretar las señales de detección
recibidas desde los canales de detección e implementar
temporizadores para definir intervalos de salida y periodos
de no respuesta a la detección. Un sensor 330 de nivel de
exigencia (por ejemplo, un acelerómetro, un sensor de
ventilación minúsculo u otro sensor que mida un parámetro
relacionado con la demanda metabólica) permiten que el
controlador adapte el ritmo de electroestimulación según los
cambios en la actividad física del paciente. También se
proporciona una interfaz 40 de telemetría que permite que el
controlador se comunique con un dispositivo 300 externo tal
como un programador externo mediante una conexión de
telemetría inalámbrica. Un programador externo es un
dispositivo informatizado con una pantalla de visualización
asociada y medios de entrada que puede interrogar al
marcapasos y recibir datos almacenados así como ajustar
directamente los parámetros de funcionamiento del
marcapasos. El dispositivo 300 externo mostrado en la figura
también puede ser una unidad de monitorización remota. El
dispositivo 300 externo también puede estar conectado a una
red 91 de control del paciente posibilitando que el
dispositivo implantable transmita datos y mensajes de
advertencia al personal médico a través de la red así como
que sea programado de forma remota. La conexión de red entre
el dispositivo 300 externo y la red 91 de control del
paciente se puede implementar, por ejemplo, mediante una
conexión a Internet, una línea telefónica o mediante una
conexión inalámbrica celular.
El controlador es capaz de hacer funcionar el
dispositivo en diversos modos de electroestimulación
programados que definen cómo los pulsos salen en respuesta a
los sucesos detectados y a la finalización de los intervalos
de tiempo. La mayoría de los marcapasos para tratar
bradicardia están programados para funcionar de forma
síncrona en lo que se denomina modo de demanda, en el que
los sucesos cardiacos que se producen en un intervalo
definido bien activan o bien inhiben un pulso de
electroestimulación. Los modos de electroestimulación de
demanda inhibida usan intervalos de salida para controlar la
electroestimulación según la actividad intrínseca detectada
de forma que un pulso de electroestimulación es aplicado a
una cavidad del corazón durante un ciclo cardiaco sólo
después de la finalización de un intervalo de salida
definido durante el cual no se detecta latido intrínseco en
la cavidad. Los intervalos de salida para la
electroestimulación ventricular pueden ser reiniciados
mediante sucesos ventriculares o auriculares, posibilitando
estos últimos que la electroestimulación siga los latidos
auriculares intrínsecos. Se pueden aplicar múltiples pulsos
de estimulación de excitación a múltiples sitios durante un
ciclo cardiaco tanto para electroestimular el corazón según
un modo de bradicardia como para proporcionar excitación
adicional en lugares seleccionados.
3. Aplicación de electroestimulación intermitente de
aumento de estrés
El dispositivo mostrado en la fig. 1 se puede
configurar para aplicar electroestimulación intermitente de
aumento de estrés de diversas formas. En una realización,
que puede ser adecuada para pacientes que no necesitan
electroestimulación para bradicardia ni de sincronización,
el dispositivo está programado para no aplicar terapia de
electroestimulación excepto a intervalos periódicos (por
ejemplo, durante cinco minutos cada día). La terapia de
electroestimulación se puede aplicar entonces según
cualquier modo de electroestimulación seleccionado, tal como
electroestimulación sólo del ventrículo derecho, sólo del
ventrículo izquierdo o biventricular. En determinados
pacientes a los que se ha implantado un marcapasos, la
electroestimulación intermitente se puede producir
fortuitamente si el paciente es relativamente
cronotrópicamente competente y sin bloqueos AV y si los
intervalos de salida programados del marcapasos son
suficientemente largos. Sin embargo, para proporcionar
electroestimulación de aumento de estrés fiable y efecto
cardioprotector, el marcapasos debería estar programado de
forma que la electroestimulación se aplique
independientemente del ritmo intrínseco del paciente a
intervalos prefijados. Otras realizaciones, que pueden ser
adecuadas para pacientes que necesitan electroestimulación
para bradicardia y/o de resincronización, suministran
electroestimulación intermitente de aumento de estrés
variando intermitentemente la distribución espacial de los
pulsos de electroestimulación aplicados conmutando
intermitentemente de un modo de funcionamiento normal a uno
- o más modos de electroestimulación de aumento de estrés. La conmutación a un modo de aumento de estrés puede incluir modificar la configuración de salida de los pulsos de electroestimulación del dispositivo y/o la secuencia de salida de los pulsos para excitar inicialmente diferentes regiones miocárdicas y, por tanto, causar más tarde una excitación de diferentes regiones distales respecto al lugar
- o lugares de electroestimulación, donde la configuración de la salida de los pulsos especifica un subconjunto especifico de electrodos disponibles que se usaran para aplicar los
pulsos de electroestimulación y la secuencia de salida de
pulsos especifica las relaciones temporales entre los
pulsos. La configuración de salida de los pulsos es definida
por el controlador seleccionando canales de
electroestimulación concretos para uso en los pulsos de
electroestimulación de salida y seleccionando electrodos
concretos para uso por el canal con la matriz 70 de
conmutación. Si el modo de funcionamiento normal es un modo
de electroestimulación primaria para aplicar terapia de
electroestimulación ventricular, el modo de aumento de
estrés puede entonces excitar el miocardio ventricular en un
lugar o lugares diferentes del modo de electroestimulación
primaria para modificar el patrón espacial de
despolarización y hacer que una región concreta del
miocardio experimente mayor estrés mecánico. La variación
espacial intermitente en la electroestimulación se puede
producir, por ejemplo, conmutando intermitentemente entre un
modo de electroestimulación sólo del ventrículo izquierdo y
un modo de electroestimulación sólo del ventrículo derecho o
viceversa, o conmutando intermitentemente entre un modo de
electroestimulación biventricular o de múltiples ventrículos
y un modo de electroestimulación de un solo ventrículo o
viceversa. La variación espacial en la electroestimulación
también se puede producir usando un cable de
electroestimulación bipolar con electrodos separados
relativamente lejos y, a continuación, conmutando
intermitentemente de electroestimulación unipolar a bipolar
- o viceversa, o intercambiando intermitentemente qué electrodos del cable bipolar son el cátodo y el ánodo durante la electroestimulación bipolar.
Usando múltiples electrodos de electroestimulación
situados en diferentes lugares de electroestimulación, se
puede conmutar intermitentemente entre diversos modos de
aumento de estrés para proporcionar mayor estrés a múltiples
regiones miocárdicas. Cada uno de tales modos de aumento de
estrés puede estar definido por una configuración de salida
de pulsos y secuencia de salida de pulsos determinadas, y la
aplicación intermitente de aumento de estrés puede implicar
conmutar temporalmente entre cada modo según un programa
programado, en el que el dispositivo permanece en modo de
aumento de estrés durante un periodo de tiempo especificado,
denominado periodo de aumento de estrés (por ejemplo, 5
minutos). Mediante la adecuada colocación de los electrodos
de electroestimulación se puede proporcionar un efecto
cardioprotector a una zona grande del miocardio ventricular.
Tales múltiples lugares de electroestimulación se pueden
proporcionar mediante múltiples cables o mediante cables que
tengan múltiples electrodos incorporados en los mismos. Por
ejemplo, un cable con múltiples electrodos puede estar
conectado al seno coronario para proporcionar múltiples
lugares de electroestimulación en el ventrículo izquierdo.
En una realización, la electroestimulación de aumento de
estrés se aplica durante cada ciclo cardiaco como una
electroestimulación multi-lugar a través de una pluralidad
de múltiples electrodos. En otra realización, la
electroestimulación de aumento de estrés se aplica como una
electroestimulación en un único lugar, en la que el lugar de
electroestimulación se puede alternar entre los múltiples
electrodos durante ciclos cardiacos sucesivos o durante
diferentes periodos de aumento de estrés. Una conmutación a
un modo de aumento de estrés también puede incluir ajustar
uno o más parámetros de la electroestimulación tales como
los intervalos de salida que determinan el ritmo de
electroestimulación para garantizar que la
electroestimulación de aumento de estrés no sea inhibida por
la actividad cardiaca intrínseca.
Como se describió anteriormente, el controlador del
dispositivo puede estar programado para conmutar
intermitentemente entre un modo de funcionamiento normal y
un modo de aumento de estrés. En el modo de funcionamiento
normal, el dispositivo puede bien no aplicar terapia o bien
puede aplicar una terapia de electroestimulación en un modo
de electroestimulación primaria con una configuración de
electroestimulación diferente, una secuencia de salida de
pulsos diferente y/o ajustes de los parámetros de
electroestimulación diferentes a los del modo de aumento de
estrés. El dispositivo puede estar equipado con un único
canal de electroestimulación ventricular o con múltiples
canales de electroestimulación ventricular, teniendo cada
uno un electrodo de electroestimulación dispuesto en un
lugar de electroestimulación diferente. En un ejemplo, por
tanto, el modo de aumento de estrés usa al menos un canal de
electroestimulación que no se usa en el modo de
electroestimulación primaria. El dispositivo inicia la
electroestimulación de aumento de estrés cuando recibe un
comando para conmutar al modo de aumento de estrés durante
un periodo de tiempo especificado, en el que un comando de
este tipo puede ser generado internamente según un programa
definido, ser recibido desde un programador externo o ser
recibido mediante una red de control del paciente. Cuando ha
recibido el comando, el dispositivo puede entonces
simplemente conmutar al modo de aumento de estrés durante un
periodo de tiempo especificado, durante el cual los
parámetros de electroestimulación son valores predefinidos.
Por ejemplo, la electroestimulación de aumento de estrés se
puede aplicar a los ventrículos en un modo síncrono de
activación auricular (por ejemplo, DDD o VDD) con intervalos
de salida aurículo-ventricular (AV) y ventrículo-ventricular
(VV) predefinidos o en un modo de electroestimulación
ventricular sin activación auricular (por ejemplo, VVI) con
un intervalo de salida VV predefinido, en el que la duración
de los intervalos de salida se puede ajustar a valores que
producen una elevada frecuencia de electroestimulación. Sin
embargo, puede ser deseable incorporar etapas adicionales al
algoritmo antes de la conmutación. Por ejemplo, los
intervalos de salida para el modo de aumento de estrés
pueden estar dinámicamente determinados antes de la
conmutación de modo para garantizar una elevada frecuencia
de electroestimulación. En una realización en la que el modo
de aumento de estrés es un modo de electroestimulación sin
activación auricular, el dispositivo puede medir el ritmo
cardiaco intrínseco del paciente antes de la conmutación de
modo y, a continuación, establecer el intervalo VV de salida
de forma que el ritmo de electroestimulación para el modo de
aumento de estrés sea ligeramente mayor que el ritmo
intrínseco. Si el paciente está recibiendo terapia de
electroestimulación ventricular de adaptación de ritmo en
modo de electroestimulación primaria, el intervalo VV de
salida para el modo de aumento de estrés se puede modular de
forma similar mediante una medida del nivel de exigencia. En
una realización en la que la electroestimulación de aumento
de estrés se aplica en un modo síncrono de activación
auricular, el dispositivo puede medir el intervalo AV
intrínseco del paciente antes de la conmutación de modo (por
ejemplo, como la media respecto a un numero de ciclos
anteriores a la conmutación de modo) de forma que el
intervalo de salida AV para aplicar electroestimulación
ventricular se puede ajustar para electroestimular los
ventrículos con mayor frecuencia durante el periodo de
aumento de estrés. También puede ser deseable para
determinados pacientes que el dispositivo compruebe el nivel
de exigencia del paciente antes de conmutar al modo de
aumento de estrés y cancele la conmutación de modo si el
nivel de exigencia está por encima de un determinado umbral.
Este puede ser el caso si la función ventricular del
paciente se ve comprometida en cierto grado por la
electroestimulación de aumento de estrés. El dispositivo
también puede medir el intervalo AV intrínseco del paciente
antes de la conmutación de modo (por ejemplo, como la media
respecto a un numero de ciclos anteriores a la conmutación
de modo) de forma que el intervalo de salida AV para aplicar
electroestimulación ventricular en un modo de activación
auricular se puede ajustar para electroestimular los
ventrículos con mayor frecuencia durante el periodo de
aumento de estrés.
La fig. 2 ilustra un algoritmo a modo de ejemplo para
aplicar electroestimulación de aumento de estrés. En la
etapa A1, el dispositivo espera un comando para conmutar al
modo de aumento de estrés. Cuando recibe el comando,
comprueba el nivel de exigencia de ese momento respecto a un
valor límite especificado en la etapa A2. Si el nivel de
exigencia está por debajo del valor límite, el dispositivo
ajusta a continuación el intervalo AV y los intervalos VV de
salida para la electroestimulación de aumento de estrés en
un modo de electroestimulación de activación auricular en la
etapa A3, en la que los intervalos de salida se ajustan
según el ritmo cardiaco o intervalo AV intrínseco del
paciente medidos en ese momento. En la etapa A4, el
dispositivo conmuta al modo de aumento de estrés durante un
periodo de tiempo especificado.
4. Otras realizaciones
La electroestimulación de aumento de estrés, como se
describió anteriormente, ejerce su efecto cardioprotector
sometiendo regiones concretas del miocardio a un mayor
estrés mecánico durante breves periodos de tiempo en
comparación con el estrés experimentado de otra forma por
esas regiones bien en modo de electroestimulación primaria o
durante las contracciones intrínsecas normales. Aunque se
cree que la electroestimulación de aumento de estrés no
produce isquemia en las regiones sometidas a estrés en
condiciones normales, no obstante puede ser deseable inhibir
un cambio a un modo de aumento de estrés si el paciente
experimenta en esos momentos isquemia cardiaca en algún
grado. Por consiguiente, el dispositivo puede estar
configurado para detectar la isquemia cardiaca a partir de
un análisis morfológico de un electrograma recogido durante
un latido intrínseco o electroestimulado, este último
denominado a veces respuesta evocada. El electrograma para
detectar la isquemia se graba desde un canal de detección
que detecta la despolarización y repolarización del
miocardio durante un ciclo cardiaco. El canal de detección
usado con este fin puede ser un canal de detección usado
para detectar arritmias cardiacas y/o latidos intrínsecos o
puede ser un canal dedicado. Para detectar cambios
isquémicos en un electrograma puede ser preferible grabar el
electrograma con un electrodo unipolar que “ve” un mayor
volumen de miocardio a medida que una onda de actividad
eléctrica se propaga que un electrodo bipolar. Para detectar
un cambio isquémico, el electrograma se puede comparar con
un electrograma de referencia para ver si hay una corriente
mayor o lesión. La comparación puede implicar, por ejemplo,
correlacionar de forma cruzada los electrogramas grabado y
de referencia o comparar las amplitudes de los segmentos ST,
pendientes o integraciones con los valores de referencia.
Para detectar si un paciente está experimentando
isquemia cardiaca durante la electroestimulación, el
controlador está programado para analizar el electrograma
grabado de una respuesta evocada y buscar una “corriente de
lesión”. Cuando el suministro sanguíneo a una región del
miocardio se ve comprometido, el suministro de oxígeno y
otros nutrientes puede ser inadecuado para posibilitar que
los procesos metabólicos de las células del músculo cardiaco
mantengan su estado polarizado normal. Por tanto, una región
isquémica del corazón se despolariza de forma anormal
durante al menos parte del ciclo cardiaco y produce una
corriente que circula entre la región isquémica y las
regiones polarizadas de forma normal del corazón, denominada
corriente de lesión. Una corriente de lesión puede ser
producida por una región infartada que se despolariza
permanentemente o por una región isquémica que permanece
anormalmente despolarizada durante todo o parte del ciclo
cardiaco. Una corriente de lesión produce un cambio anormal
en los potenciales eléctricos medidos bien en un
electrocardiograma de superficie o bien en un electrograma
intracardiaco. Si la despolarización normal en los
ventrículos dura todo el ciclo cardiaco, se mide un
potencial cero sólo cuando el resto del miocardio
ventricular se ha despolarizado, lo que corresponde al
tiempo entre el final del complejo QRS y la onda T en un
electrograma y se denomina segmento ST. Después de la
repolarización de los ventrículos, marcada por la onda T en
un electrograma, el potencial medido está influido por la
corriente de lesión y se desplaza, bien positiva o bien
negativamente, dependiendo de la ubicación de la región
isquémica o infartada, respecto al segmento ST. Sin embargo,
tradicionalmente, es el segmento ST el que se considera
desplazado cuando se detecta una corriente anormal de lesión
en un electrograma o electrocardiograma. Una corriente de
lesión producida por una región isquémica que no dura todo
el ciclo cardiaco sólo se puede desplazar parte del segmento
ST, produciendo una pendiente anormal del segmento. Una
corriente de lesión también puede producirse cuando la
isquemia produce una despolarización prolongada en una
región ventricular, lo que produce una onda T anormal puesto
que la dirección de la onda de repolarización es alterada.
Para detectar un cambio en un electrograma indicativo
de isquemia, se analiza un electrograma y se compara con un
electrograma de referencia, que puede ser bien un
electrograma grabado completo o valores de referencia
concretos representativos de un electrograma. Debido a que
determinados pacientes pueden exhibir una corriente de
lesión en un electrograma (por ejemplo, debido a una CAD o
como resultado de la implantación del electrodo), el
controlador está programado para detectar isquemia buscando
una mayor corriente de lesión en el electrograma grabado en
comparación con el electrograma de referencia, pudiendo este
último exhibir o no una corriente de lesión. La fig. 3
muestra ejemplos de datos de respuestas evocadas para dos
casos etiquetados A y B, donde A es la referencia de la
línea base y B es durante un episodio de isquemia grave.
Para cada caso se ilustran un electrocardiograma de
superficie etiquetado como ECG, un diagrama de temporización
de electroestimulación etiquetado como PTD y un electrograma
etiquetado como ER. Se observa que el segmento ST del
electrograma para el caso B tiene diferentes amplitudes y
pendientes en comparación con las amplitudes y pendientes
del segmento ST del electrograma del caso A. Una forma de
buscar una corriente aumentada de lesión en el electrograma
grabado es comparar la amplitud y/o pendiente del segmento
ST con la amplitud y pendiente de un electrograma de
referencia. Se pueden usar diversas técnicas de procesado de
las señales digitales para el análisis, tal como usando las
derivadas primera y segunda para identificar el comienzo y
el final de un segmento ST. Otras formas de buscar una
corriente de lesión pueden implicar, por ejemplo,
correlacionar de forma cruzada los electrogramas grabado y
de referencia para determinar su grado de similitud. El
electrograma podría ser grabado implícitamente en ese caso
haciendo pasar la señal del electrograma a través de un
filtro adaptable que correlacione de forma cruzada la señal
con la de un electrograma de referencia. El segmento ST
también se podría integrar, comparando el resultado de la
integración con un valor de referencia para determinar si
hay presente una corriente aumentada de lesión.
Si se detecta un cambio en el electrograma grabado
indicativo de isquemia, el controlador se puede programar
para inhibir el cambio a modo de electroestimulación de
aumento de estrés. La detección de isquemia cardiaca también
se puede registrar como suceso clínicamente significativo en
la memoria del marcapasos, donde el registro del suceso y/o
el electrograma grabado que exhiben isquemia pueden ser
descargados posteriormente por un médico para su análisis
mediante un programador externo. La información derivada de
otros análisis u otras modalidades de detección puede ser
usada también para detectar más específicamente isquemia
cardiaca. Por ejemplo, se pueden detectar disnea u otros
patrones de respiración anormales usando un sensor de
ventilación minúsculo programando el controlador para
comparar la señal de impedancia transtorácica del sensor con
una plantilla que representa el patrón anormal.
Aunque la invención se ha descrito junto con las
anteriores realizaciones especificas, muchas alternativas,
variaciones y modificaciones serán evidentes para los
expertos en la materia. Otras de tales alternativas,
variaciones y modificaciones pretenden estar dentro del
alcance de las siguientes reivindicaciones adjuntas.
Claims (9)
- REIVINDICACIONES1. Un dispositivo de regulación del ritmo cardiaco, que comprende:un canal (32A, 32B, 32C, 32D) de estimulación para aplicar pulsos de estimulación en un lugar miocárdico ventricular seleccionado;un controlador (10) para controlar el suministro de pulsos de estimulación según un modo de electroestimulación programado; yun sensor (330) de nivel de exigencia,en el que el controlador (10) está programado para conmutar intermitentemente entre un modo de funcionamiento normal y un modo de aumento de estrés, en el que una regióno regiones concretas del miocardio ventricular se someten a mayor estrés mecánico en comparación con el estrés experimentado por aquellas regiones durante el modo de funcionamiento normal; y caracterizado porque el controlador(10) está programado de forma que la conmutación entre el modo de funcionamiento normal y el modo de aumento de estrés es inhibida si el nivel de exigencia medido es superior a un valor límite especificado.
-
- 2.
- El dispositivo de la reivindicación 1, en el que el modo de funcionamiento normal es un modo de electroestimulación primaria para aplicar terapia de electroestimulación ventricular y en el que el modo de aumento de estrés produce un patrón de despolarización diferente que el modo de electroestimulación primaria.
-
- 3.
- El dispositivo de la reivindicación 2, en el que el modo de aumento de estrés excita el miocardio ventricular en un lugar o lugares diferentes del modo de electroestimulación primaria.
-
- 4.
- El dispositivo de la reivindicación 2, en el que la conmutación entre un modo de electroestimulación primaria y
un modo de aumento de estrés implica conmutar entre una electroestimulación bipolar y una electroestimulación unipolar o viceversa. -
- 5.
- El dispositivo de la reivindicación 1, en el que la conmutación entre un modo de electroestimulación primaria y un modo de aumento de estrés implica conmutar entre qué electrodo de un cable de electroestimulación bipolar es el cátodo y qué electrodo es el ánodo.
-
- 6.
- El dispositivo de la reivindicación 2, que comprende además múltiples canales de electroestimulación para aplicar pulsos de electroestimulación a una pluralidad de lugares de electroestimulación ventriculares; y en el que el modo de aumento de estrés usa al menos un canal de electroestimulación que no se usa en el modo de electroestimulación primaria.
-
- 7.
- El dispositivo de la reivindicación 6, en el que la conmutación entre un modo de electroestimulación primaria y un modo de aumento de estrés implica conmutar entre una electroestimulación sólo del ventrículo izquierdo y una electroestimulación del ventrículo derecho o viceversa.
-
- 8.
- El dispositivo de la reivindicación 6, en el que la conmutación entre un modo de electroestimulación primaria y un modo de aumento de estrés implica conmutar entre una electroestimulación biventricular y una electroestimulación sólo de un ventrículo o viceversa.
-
- 9.
- El dispositivo de la reivindicación 1, en el que el controlador está programado para detectar isquemia cardiaca a partir de un análisis de morfología de un electrograma y, además, en el que el controlador está programado de forma que la conmutación entre un modo de funcionamiento normal y un modo de aumento del estrés es inhibida si se detecta isquemia cardiaca.
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