ES2402991T3 - Activación de un neuroestimulador mediante algoritmo de la actividad cardiaca - Google Patents

Abstract

Dispositivo médico (10) para tratar a un paciente Dispositivo médico (10) para tratar a un paciente epiléptico, que comprende: medios electrónicos impepiléptico, que comprende: medios electrónicos implantables alojados en una carcasa (14) sustancialmlantables alojados en una carcasa (14) sustancialmente impermeable a tejido yfluidos corporales y opente impermeable a tejido yfluidos corporales y operativos cuando se activan para generar formas de erativos cuando se activan para generar formas de onda eléctricas seleccionadas deformas de onda eléonda eléctricas seleccionadas deformas de onda eléctricas que representan regímenes terapéuticos proctricas que representan regímenes terapéuticos programados previamente paracontrolar crisis epiléptigramados previamente paracontrolar crisis epilépticas; medios de derivación implantables adaptados pcas; medios de derivación implantables adaptados para la conexión eléctrica con los medios electróniara la conexión eléctrica con los medios electrónicos através de un conector eléctrico montado en lacos através de un conector eléctrico montado en la carcasa (14) de los mismos, para suministrar regí carcasa (14) de los mismos, para suministrar regímenesterapéuticos seleccionados de dichos regímenemenesterapéuticos seleccionados de dichos regímenes terapéuticos a un nervio craneal preseleccionados terapéuticos a un nervio craneal preseleccionado delpaciente para estimular eléctricamente y modul delpaciente para estimular eléctricamente y modular de ese modo la actividad eléctrica del nervio sar de ese modo la actividad eléctrica del nervio seleccionadode una manera que está predeterminada peleccionadode una manera que está predeterminada para controlar crisis; caracterizado porque dichos ara controlar crisis; caracterizado porque dichos medios electrónicos incluyen medios para detectar medios electrónicos incluyen medios para detectar una razón de cambio en el tiempo de lafrecuencia cuna razón de cambio en el tiempo de lafrecuencia cardiaca del paciente a partir de la actividad cardardiaca del paciente a partir de la actividad cardiaca y un aumento en la razón de cambio en eltiempiaca y un aumento en la razón de cambio en eltiempo o una disminución en la razón de cambio en el tio o una disminución en la razón de cambio en el tiempo, y medios de activación que responden adicho empo, y medios de activación que responden adicho aumento en la razón de cambio en el tiempo o a unaaumento en la razón de cambio en el tiempo o a una disminución en la razón de cambio en el tiempoque disminución en la razón de cambio en el tiempoque son indicativos de una crisis inminente, para act son indicativos de una crisis inminente, para activar automáticamente los medios electrónicos (25) ivar automáticamente los medios electrónicos (25) paragenerar un régimen terapéutico seleccionado deparagenerar un régimen terapéutico seleccionado de los regímenes terapéuticos para su aplicación a d los regímenes terapéuticos para su aplicación a dichosmedios de derivación, mediante lo cual suminiichosmedios de derivación, mediante lo cual suministrar un estímulo deseado al nervio craneal seleccstrar un estímulo deseado al nervio craneal seleccionado. ionado.

Description

Activación de un neuroestimulador mediante algoritmo de la actividad cardiaca

Antecedentes de la invención

La presente invención se refiere en general a dispositivos médicos implantables que funcionan mediante batería empleados como neuroestimuladores para tratar o controlar trastornos médicos, psiquiátricos o neurológicos mediante la aplicación de señales eléctricas de modulación a un nervio o nervios seleccionado(s) del paciente, y más particularmente, a métodos y dispositivos mejorados para activar un neuroestimulador para tratar un ataque epiléptico en respuesta a la detección de una actividad natural del cuerpo indicativa del comienzo de un ataque de este tipo.

La estimulación eléctrica extrafisiológica del nervio vago para el tratamiento de la epilepsia y diversas formas de trastornos de movimientos involuntarios se da a conocer en la patente estadounidense 4.702.254 concedida a J. Zabara (denominada en el presente documento “la patente ‘254”), autorizada exclusivamente al cesionario de la presente solicitud. Un dispositivo que constituye un generador implantable NeuroCybernetic Prosthesis (NCPTM, una marca comercial de Cyberonics, Inc. de Houston, Texas) activa o controla determinados nervios del paciente - por ejemplo, mediante el uso de discriminación espectral neurocibernética en la que la corriente externa del generador NCP se ajusta a las propiedades electroquímicas de un grupo específico de nervios inhibidores que afectan al sistema reticular del cerebro. Estos nervios pueden estar incorporados dentro de un haz de otros nervios, y se activan de manera selectiva directa o indirectamente mediante tal ajuste del generador NCP para aumentar estados de descarga neural del cerebro, mediante lo cual controlar convulsiones o crisis. Según la patente ‘254, el análisis de discriminación espectral dicta que determinados parámetros eléctricos del generador NCP han de seleccionarse basándose en las propiedades electroquímicas de los nervios que se desea activar.

Un dispositivo neuroestimulador implantable mejorado se da a conocer en la patente estadounidense 5.154.172 concedida a R. S. Terry, Jr. et al. (denominada en el presente documento “la patente ‘172”), cedida al cesionario de la presente solicitud. La descripción de la patente ‘172 se incorpora en su totalidad como referencia en el presente documento. En la figura 1 de los dibujos adjuntos, se muestran un generador de estímulos 25 y un sistema de derivaciones/electrodos asociado 16/15 de un dispositivo neuroestimulador 10 del tipo descrito en general en la patente ‘172 (pero con determinadas mejoras en los electrodos de detección descritos en la descripción detallada de la invención a continuación) implantados en un paciente.

En referencia a los detalles de la figura 1, la parte de generador de estímulos 25 del dispositivo 10, que tiene en general una forma fina circular, ovalada o rectangular y una dimensión adecuada para su implantación, se implanta normalmente dentro de una cavidad formada quirúrgicamente justo debajo de la piel en la región pectoral izquierda de un paciente 12. El lado posterior del generador de estímulos 25 (o el lado frontal, dependiendo de la preferencia de implantación del médico en cuanto a la dirección en la que se extenderá una derivación eléctricamente conductora recubierta de manera aislante 16 del dispositivo neuroestimulador 10 para la implantación de la serie de electrodos 15 de la derivación en el nervio vago u otro nervio craneal seleccionado del paciente) reside contra el músculo pectoral en este ejemplo. El alojamiento de generador 14 (denominado normalmente en la técnica “cubierta” o “carcasa”) está compuesto de material biocompatible (es decir, biológicamente compatible con el tejido y fluidos del cuerpo del paciente), normalmente un metal tal como titanio o acero inoxidable de calidad para medicina, y está sellado herméticamente para impedir la penetración de fluido en los componentes electrónicos y la(s) batería(s) (denominados en ocasiones en el presente documento “paquete de componentes electrónicos”) contenidos en el mismo.

Un conductor macho en el extremo proximal de la derivación o conjunto de derivaciones 16 se inserta en un conector hembra en una cabecera 51 en la carcasa 14, para conectar eléctricamente la serie de electrodos de estimulación de nervio 15 en el extremo distal de la derivación 16 al/a los nodo(s) apropiado(s) del conjunto de circuitos eléctricos del paquete de componentes electrónicos en el generador de estímulos. La serie de electrodos es preferiblemente un conjunto de electrodos de estimulación bipolares, por ejemplo, del tipo descrito en la patente estadounidense 4.573.481 concedida a Bullara. La forma de onda del pulso de salida eléctrico del generador de estímulos 25 se aplica a través del sistema de derivación-electrodo a un nervio craneal seleccionado o haz de nervios del paciente en el que se ha implantado la serie de electrodos, tal como en la ubicación cervical del nervio vago mostrada en la figura 1.

El dispositivo estimulador implantado se comunica mediante telemetría con un programador y/o monitor (denominado en ocasiones en el presente documento “consola de programa”) externo al cuerpo del paciente, mediante comunicación en serie asíncrona, para controlar y detectar selectivamente estados de funcionamiento del dispositivo. Los componentes externos convencionales empleados para tales fines pueden incluir, por ejemplo, un lápiz lector de programación 18 que transmite cambios de parámetro al dispositivo 10 y recibe información de señal y parámetro del dispositivo para monitorizarse, conjuntamente con el ordenador 20 de la consola de programa. El software convencional instalado en el ordenador facilita el ajuste controlado por el médico de los parámetros seleccionados y de comunicación con el dispositivo implantado.

Un diagrama de bloques simplificado del generador de estímulos 25 del dispositivo implantable 10 se ilustra en la figura 2. El generador de estímulos incluye batería/baterías 32, tal como una pila de monofluoruro de litio-carbono, conectada(s) eléctricamente a la entrada de un regulador de tensión 33, que alimenta el dispositivo. La tensión de salida regulada se suministra a una sección lógica y de control 35 y a otras secciones electrónicas, incluyendo un microprocesador 36 que implementa y controla las funciones programables del dispositivo. Las funciones programables pueden incluir la magnitud de corriente o tensión, la frecuencia, la anchura de pulso y el tiempo de conexión y el tiempo de desconexión de los pulsos de salida generados por el generador de estímulos para su aplicación al conjunto de derivaciones y de ahí a la serie de electrodos distales y al nervio en el que se implanta. La capacidad de programación del dispositivo permite que el médico que atiende adapte selectivamente su forma de onda de pulso de salida para modular la actividad eléctrica del nervio vago para proporcionar un régimen terapéutico prescrito para el trastorno que se está tratando (epilepsia), en este caso. La sincronización de las funciones lógicas y de control y de otras funciones del generador de estímulos se controla mediante una señal de frecuencia de salida precisa de un oscilador cristalino 37. Un interruptor de láminas que puede accionarse magnéticamente 39 permite que el paciente active manualmente el generador para iniciar el suministro de sus pulsos de salida al nervio por medio de un imán externo (no mostrado).

La antena incorporada 40 está prevista para su uso en comunicación de telemetría bidireccional entre el generador de estímulos implantado y los componentes electrónicos externos de la consola de programa, para suministrar las señales de programación necesarias para fijar o cambiar los parámetros de pulso de salida y para detectar el funcionamiento del dispositivo, a través del lápiz lector 18 (figura 1). Una vez programado el generador, funciona de manera continua con los ajustes programados hasta que se vuelven a programar (por el médico que atiende) por medio de la consola de programa externa.

La sección lógica/de control 35 controla el circuito de salida 42 para producir la forma de onda de pulso de salida según la terapia prescrita. Cuando el generador de estímulos se activa, lo que puede producirse de manera continua

o periódica para proporcionar el tratamiento profiláctico/preventivo del trastorno, o que puede controlarse mediante la activación manual del paciente o mediante la activación automática con la detección de cambios fisiológicos indicativos del comienzo del trastorno, la forma de onda de salida programada se suministra a través del conector eléctrico en la cabecera de la carcasa de generador al conjunto de derivaciones 16 y la serie de electrodos de estimulación 15 (figura 1). Esta estimulación eléctrica produce una modulación predeterminada de la actividad eléctrica del nervio en el que se implantan los electrodos para tratar, controlar y aliviar el trastorno. Cuando el paciente se está tratando por crisis epilépticas, por ejemplo, la actividad eléctrica de un nervio craneal tal como el nervio vago se modula mediante el inicio de la forma de onda de estímulo en respuesta a un conjunto de criterios de detección que se han cumplido, para inhibir o interrumpir una crisis, o disminuir la frecuencia o gravedad de las crisis.

Determinadas técnicas de activación manual y automática de dispositivos médicos implantables se dan a conocer en la patente estadounidense 5.304.206 concedida a R. G. Baker, Jr. et al. (denominada en el presente documento “patente ‘206”), que se cede al mismo cesionario que la presente solicitud. La patente ‘206 comenta problemas que pueden encontrarse cuando un paciente busca activar manualmente el dispositivo con la detección del comienzo del trastorno, tal como ubicar rápidamente el imán; así como problemas de la intervención quirúrgica experimentados cuando se busca implantar sensores especiales tales como electrodos de EEG para la activación automática. Según la invención dada a conocer en la patente ‘206, los medios para activar o desactivar manualmente el generador de estímulos incluyen un sensor tal como un acelerómetro o un elemento piezoeléctrico montado en la superficie interior de la carcasa de generador y adaptado para detectar ligeros golpecitos realizados por el paciente en el sitio de implante. De esta forma, se da al paciente un control limitado pero conveniente sobre el funcionamiento del dispositivo, hasta un grado que se determinará por el médico que atiende. La patente ‘206 también da a conocer una técnica de activación automática para el dispositivo implantado, en la que se detectan movimientos espasmódicos aleatorios del paciente que se producen con algunos tipos de crisis, y que no concuerdan con la actividad normal, mediante un sensor de vibración, acelerómetro u otros medios que tienen sensibilidad programable. El sensor puede ajustarse por tanto de manera fina a las características de crisis de un paciente particular sin probabilidad de activarse por la actividad normal del paciente.

Los documentos US 4 702 254 y WO 97/42990 dan a conocer sistemas para el tratamiento/prevención de crisis epilépticas que comprenden generadores de señales eléctricas implantables. Ambos documentos enseñan proporcionar sistemas de retroalimentación de sensor que detectan entre otros, cambios de la frecuencia cardiaca.

El documento WO 93/02744 también da a conocer un sistema para el tratamiento de un trastorno de ansiedad mediante la estimulación nerviosa y supuestamente puede usarse para el tratamiento de crisis epilépticas. El sistema dado a conocer en el documento D2 comprende un dispositivo neuroestimulador implantable para estimular el nervio vago de un paciente.

La presente invención se refiere a mejoras adicionales en la activación automática de un dispositivo neuroestimulador implantado, particularmente para tratar la epilepsia. Un objetivo principal de la invención es proporcionar aparatos y métodos para la activación de un generador de estímulos implantado para tratar crisis epilépticas mediante la detección de cambios en determinados parámetros fisiológicos que pueden ser un precursor fiable de un ataque próximo.

Sumario de la invención

La presente invención se basa en la premisa, confirmada por la evidencia empírica, de que la frecuencia cardiaca de un sujeto epiléptico experimenta una razón de cambio rápida, repentina, a una frecuencia elevada inmediatamente antes o al comienzo de una crisis. Más ampliamente, según la invención, se monitoriza la actividad cardiaca del paciente, preferiblemente mediante un dispositivo implantado, para determinar las características de una razón de cambio en el tiempo repentina de la frecuencia cardiaca que no concuerda o no es compatible fisiológicamente con el ejercicio físico - lo más generalmente, un aumento positivo en la razón de cambio en el tiempo (es decir, pendiente o primera derivada) de la frecuencia cardiaca, aunque también es posible una disminución (pendiente negativa) en la razón de cambio que tiene estas características - y en menor grado, un cambio en la propia frecuencia cardiaca que es sustancial y sostenido. Si se detecta una razón de cambio en el tiempo de este tipo, junto con un cambio sustancial y sostenido (normalmente, un aumento) en la frecuencia cardiaca, el dispositivo está dispuesto y adaptado para responder con neuroestimulación, y más específicamente, para iniciar la estimulación del nervio vago del paciente para modular la actividad eléctrica del mismo según una forma de onda de impulso programada para tratar la crisis inminente esperada.

Aunque el mecanismo preciso responsable de la razón de cambio en el tiempo repentina de la frecuencia cardiaca del paciente como precursor de una crisis no se entiende completamente en este momento, se plantea como hipótesis que puede atribuirse probablemente a una inestabilidad del tono autónomo producida por la actividad eléctrica asociada con una crisis. La caracterización de esto como una inestabilidad de tono autónomo es, en parte, una incertidumbre en cuanto a las contribuciones relativas de influencias simpáticas y parasimpáticas. También es posible que una inestabilidad del tono autónomo y una razón de cambio rápida complementaria de la frecuencia cardiaca preceda (es decir, sean precursoras de) a un cambio repentino en el electroencefalograma (EEG) del paciente u otra manifestación física de la actividad de crisis, tal como movimientos violentos incontrolables. Si es así, el inicio de la administración de la terapia de neuroestimulación prescrita se llevaría a cabo mucho antes, con una mayor probabilidad de que la crisis, si no se inhibe, se aborte relativamente pronto tras su comienzo, o al menos que se reduzca en gravedad o duración.

En una realización preferida actualmente de la invención, el dispositivo tiene o está conectado eléctricamente a uno

o más electrodos de detección para medir la forma de onda eléctrica asociada con la actividad cardiaca del corazón. La carcasa de metal del generador de estímulos puede usarse como electrodo de detección de una configuración bipolar. En una implementación, la detección se produce entre la carcasa de metal y un electrodo activo de la serie montada en el nervio vago, que sirve para detectar una señal cardiaca grande. El lado de la carcasa orientado hacia las costillas, cuando se implanta el generador, está recubierto con material eléctricamente aislante para inhibir la estimulación muscular a partir de la actividad eléctrica del generador. Esto también ayuda al proceso de detección. En otra implementación, se utilizan dos electrodos de detección para detectar la señal de EKG (ECG), para garantizar que la detección se lleva a cabo independientemente de la alineación del dispositivo implantado en el cuerpo del paciente e independientemente de la dirección del gradiente de campo eléctrico atribuible a la actividad cardiaca. Preferiblemente, estos electrodos se ubican en puntos separados predeterminados a lo largo del exterior de la carcasa de dispositivo, y no en una derivación o derivaciones separada(s) externa(s) a la carcasa. Como resultado, la única derivación que se requiere implantar en el paciente es la derivación asociada con la serie de electrodos que van a implantarse en el nervio vago (u otro nervio craneal) para la estimulación del mismo

Se procesa una señal obtenida a partir de la actividad cardiaca intrínseca (la “señal de detección”) por el dispositivo implantado para desarrollar y almacenar un promedio móvil de la frecuencia cardiaca, tanto a corto plazo como a largo plazo, cada uno con una constante de tiempo programable. Dado que la frecuencia cardiaca normalmente es inferior cuando el paciente está en un estado dormido, estos promedios móviles pueden usarse como detector de primer orden del sueño del paciente, para iniciar el suministro de la estimulación nerviosa como medida profiláctica.

El promedio móvil a corto plazo se compara de manera continua dentro de los componentes electrónicos del dispositivo con el promedio móvil a largo plazo, lo que ayuda a detectar la aparición de una razón de cambio significativa repentina de la frecuencia cardiaca (normalmente, tal como se observó anteriormente, una pendiente positiva) que supera un nivel umbral programado (por ejemplo, un grado predeterminado) que se toma para indicar el comienzo de la crisis epiléptica. El umbral programado puede fijarse, por ejemplo, en una pendiente o grado representativo de, pongamos, un aumento en la frecuencia cardiaca absoluta de desde 80 pulsaciones por minuto (bpm) hasta 100 bpm en un periodo de algunos (por ejemplo, diez) segundos. Una razón de cambio repentina de este tipo es mucho más pronunciada que un cambio provocado por ejercicio físico, y aunque podría representar fibrilación o taquicardia patológica atribuible a enfermedad o trastorno cardiaco, para un paciente con epilepsia sin historia de una enfermedad o trastorno de este tipo se considera que es indicativa de una necesidad de terapia inmediata para prevenir o aliviar una crisis inminente. Cuando esto ocurre, un microprocesador inicia la activación de un generador de estímulos en el dispositivo para aplicar la terapia de estímulos de forma de onda eléctrica programada previamente a la serie de electrodos implantada en el nervio vago del paciente, para modular de manera apropiada la actividad eléctrica del nervio para inhibir, abortar o aliviar la crisis.

Aunque no se aplique suficientemente pronto para inhibir una crisis inminente o para abortar un ataque que comienza, estudios clínicos realizados en nombre del cesionario de la presente solicitud han demostrado que un régimen de tratamiento que incluye la aplicación de estimulación vagal apropiada en o poco después del comienzo de una crisis puede ser eficaz para reducir la gravedad y/o la duración de la crisis en un porcentaje significativo de la población de pacientes con epilepsia. También se ha demostrado que la aplicación profiláctica de una terapia de este tipo reduce la frecuencia de la crisis, y estudios con animales de estimulación vagal muestran algunos resultados prometedores de que un régimen de este tipo puede ser eficaz para proporcionar una moderación de mayor duración de las crisis.

Aunque se supone que una pendiente positiva en una razón de cambio en el tiempo repentina de la frecuencia cardiaca del paciente es el precursor más probable de una crisis inminente, también es posible que una pendiente negativa (es decir, indicativa de una disminución repentina en la frecuencia cardiaca absoluta) pueda tener validez a este respecto. Para los pacientes de esta última clase, una realización alternativa del dispositivo implantado está programada para activar la neuroestimulación con la detección de una pendiente negativa significativa repentina en la razón de cambio en el tiempo de la frecuencia cardiaca que supera (es decir, en una dirección negativa) el nivel umbral programado, o el grado, que se considera que indica el comienzo de la crisis epiléptica. En respuesta, el generador de estímulos se activa para aplicar el estímulo de forma de onda eléctrica programado previamente a la serie de electrodos de nervio, con el efecto descrito anteriormente. Partiendo de la premisa de que el tratamiento no es perjudicial aunque la actividad cardiaca detectada sea una indicación falsa de una crisis próxima, el dispositivo puede programarse para estimular y modular de manera apropiada la actividad eléctrica del nervio vago siempre que la frecuencia cardiaca del paciente supere o caiga por debajo del umbral de pendiente positiva o negativa programado aplicable. El dispositivo puede programarse adicionalmente para aplicar una estimulación profiláctica periódica del nervio o haz de nervios para modular su actividad eléctrica de una manera apropiada para inhibir la crisis mientras el paciente está durmiendo, pudiéndose reconocer el estado dormido como un periodo sostenido durante el cual la señal de detección es indicativa de una frecuencia cardiaca inferior en un margen predeterminado que la frecuencia cardiaca promedio a largo plazo.

Por consiguiente, un objeto más específico de la presente invención es proporcionar un aparato para modular de manera automática y selectiva la actividad eléctrica de un nervio craneal, preferiblemente el nervio vago, del paciente epiléptico de una manera predeterminada en respuesta a la detección de una razón de cambio en el tiempo repentina de la frecuencia cardiaca del paciente, para inhibir, abortar o aliviar una crisis. La detección de una razón de cambio de este tipo de la frecuencia cardiaca, acoplada con la detección de un aumento sustancial y sostenido en la frecuencia cardiaca absoluta, ofrece facilidad de detección relativa, fiabilidad como indicador y simplicidad del sensor y el procedimiento de implante.

En un ejemplo alternativo de la invención, la señal de actividad cardiaca detectada se somete a análisis espectral, prestándose atención particular a la banda de frecuencia más alta. Si el pico de alta frecuencia de la actividad cardiaca muestra un aumento de magnitud y duración predeterminadas, esto se considera indicativo de una crisis próxima, y el generador de estímulos se activa para aplicar su estímulo de salida eléctrico a la derivación/serie de electrodos y, de ahí al nervio vago para suprimir la crisis o para minimizar su efecto. Por otra parte, si el pico de alta frecuencia muestra un cambio, pero en forma de una disminución en la magnitud, se supone que el cambio está inducido por un ejercicio o actividad física que comienza por el paciente. En este último caso, no se inicia estimulación vagal.

Por tanto un objetivo adicional de la invención es iniciar la estimulación vagal de un paciente epiléptico según un algoritmo basado en el análisis espectral de la señal de actividad cardiaca del paciente.

Breve descripción de los dibujos

Los objetos, objetivos, aspectos, características y ventajas esperadas anteriores y otros de la invención se entenderán adicionalmente a partir de la siguiente descripción detallada del mejor modo contemplado actualmente para la puesta en práctica de la invención, haciendo referencia a una realización preferida actualmente, tomada conjuntamente con los dibujos adjuntos, en los que:

la figura 1 es una ilustración simplificada de un dispositivo neuroestimulador para la generación de estímulos con un sistema de derivación-electrodo asociado implantado en el cuerpo de un paciente, junto con una consola de programa externa relacionada tal como se describe en la sección de antecedentes anterior;

la figura 2 es un diagrama de bloques simplificado de un generador de estímulos implantable del tipo usado en el dispositivo de la figura 1, descrito en la sección de antecedentes anterior, en la medida de una parte de la técnica anterior, y que utiliza un circuito de detección según la presente invención;

la figura 3 es una vista lateral de la parte frontal de la carcasa de generador de estímulos que muestra la ubicación de un conjunto de electrodos de detección en el exterior del generador según la presente invención; y la figura 3A es una vista fragmentaria del lado posterior de la carcasa;

la figura 4 es un diagrama de bloques simplificado de un circuito de detección usado en el generador de estímulos de las figuras 2 y 3;

la figura 5 es un diagrama de flujo del funcionamiento de un circuito de sincronización y estado usado en el generador de estímulos de la figura 2 para ayudar al circuito de detección a distinguir cambios en actividad cardiaca inducidos por crisis, que pueden detectarse en el EKG del paciente, de las taquicardias fisiológicas normales atribuibles al ejercicio del paciente; y

la figura 6 es un diagrama de bloques simplificado de una realización alternativa en la que la actividad cardiaca detectada se somete a análisis espectral para diferenciar entre cambios inducidos por ejercicio e inducidos por crisis en la actividad cardiaca de un paciente.

Descripción de la realización preferida actualmente

En referencia de nuevo a la figura 2, distinta de la técnica anterior, el generador de estímulos 25 de un dispositivo neuroestimulador 10 de la realización preferida de la invención incluye un circuito de detección 45 para medir las señales eléctricas 47 indicativas de la actividad cardiaca del paciente (por ejemplo, tal como el EKG o ECG). Los detalles del circuito de detección se comentarán en mayor detalle en la descripción de la figura 4, más adelante. Por ahora, sin embargo, es suficiente con observar que el circuito responde a una entrada que supera una pendiente umbral prefijada (y también, si se desea, a la detección de una frecuencia cardiaca absoluta superior sostenida) mediante la producción de una salida de nivel lógico. La señal de salida de nivel lógico 48 se aplica a un circuito de sincronización y estado 65 que también está dispuesto para recibir una señal que representa la secuencia de frecuencia cardiaca similar a la aplicada al circuito de detección, y para suministrar una salida a la sección lógica y de control 35 a partir de la cual se controla el circuito de salida 42. El funcionamiento del circuito 65 se describirá en mayor detalle ahora, con referencia a la figura 5.

En la figura 3 se ilustra una vista del lado frontal de un generador de estímulos implantable 25 de un dispositivo neuroestimulador 10 implementado para tratar crisis epilépticas según la invención. El generador 25 está equipado con uno o más electrodos de detección para medir los impulsos eléctricos que constituyen la actividad cardiaca del corazón. En una realización preferida actualmente, la carcasa de metal (alojamiento de generador) 14 se usa como electrodo de detección en cualquiera de dos implementaciones de detección. En una preferida de dos alternativas, se realiza la detección entre la carcasa de metal 14 y uno de los dos electrodos activos (de estimulación) de la serie 15 (figura 1) que están conectados al nervio vago. Estos electrodos, cuando se usan para la detección, se colocan para detectar una señal cardiaca relativamente grande. En esta alternativa, el lado posterior 21 de la carcasa 14 del generador 25, mostrado en la figura 3A, está recubierto preferiblemente con una capa de material eléctricamente aislante, biocompatible 22 de cualquier tipo convencional para tal fin y uso, para minimizar la estimulación muscular. Para este fin, el generador se implantaría con el lado posterior aislado 21 orientado “hacia abajo”, es decir, hacia dentro, hacia las costillas del paciente.

En la otra alternativa de detección, que no forma parte de la invención, un par de electrodos de detección adicionales 49, 50 están expuestos en la superficie exterior de la carcasa, uno ubicado en la cabecera 51 y el otro en el cuerpo principal de la carcasa pero aislado del mismo, preferiblemente a lo largo del borde de la carcasa, de modo que los electrodos están colocados para una mayor sensibilidad a la actividad eléctrica del corazón independientemente de si el generador se implanta con el lado frontal (logo) “hacia arriba” (orientado hacia fuera del cuerpo del paciente), o hacia abajo. Además, los electrodos exteriores 49, 50 están desplazados de manera preferible aproximadamente 90 grados (de manera ortogonal) entre sí alrededor de la periferia de la carcasa a lo largo de su borde, tal como se muestra en la figura 3, para garantizar una buena sensibilidad independientemente de la orientación o la alineación de la carcasa en relación con el campo producido por la actividad eléctrica cardiaca. El fin de estos procedimientos es potenciar la detección de la señal cardiaca colocando los electrodos para que estén en los puntos de mayor magnitud.

Cada uno de estos electrodos está aislado eléctricamente de la carcasa de metal 14. El aislamiento del electrodo 50 se logra mediante el uso de un aislante eléctrico 52 colocado entre el electrodo y la carcasa, que también se implementa para proporcionar un sellado estanco frente a la intrusión de fluidos corporales en el interior de la carcasa. El electrodo 49 está aislado eléctricamente de la carcasa en virtud del carácter eléctricamente aislante de la propia cabecera 51. Los dos electrodos externos 49, 50 pueden estar conectados en paralelo de modo que actúan eficazmente como un único electrodo adicional (es decir, adicional al electrodo proporcionado por la propia carcasa de metal).

Un aspecto importante es que la capacidad de detección y activación automática se proporcionan únicamente con la implantación del generador de estímulos, sin necesidad de implantar una derivación y electrodos separados en contacto directo con o en proximidad al corazón. Los electrodos de detección, uno de los cuales es el electrodo de estimulación, o que son los dos electrodos colocados externamente en y aislados eléctricamente de la carcasa, son capaces de detectar la actividad eléctrica del corazón de la misma forma que se obtiene un electrograma de superficie.

La señal de detección se suministra a un microprocesador 36 dentro del alojamiento de generador de estímulos, para recibir y registrar información de señal indicativa de la frecuencia cardiaca del paciente, y la razón de cambios en el tiempo de la misma, y para mantener un promedio en curso de la frecuencia cardiaca tanto a corto plazo como a largo plazo con un intervalo de tiempo programable para cada uno. Para el promedio a corto plazo la monitorización preferiblemente oscila hasta 32 latidos y para el promedio a largo plazo, hasta 124 latidos. Puede ser deseable evaluar un promedio de veinticuatro horas con cálculo de una desviación estándar para modificar la pendiente de activación.

La monitorización del promedio a corto plazo y los cálculos basados en la misma tienden a disminuir la aparición de falsos positivos, con cierta reducción en la sensibilidad de detección. En cualquier caso, la no detección de una crisis inminente dará como resultado una oportunidad perdida de abortar la crisis, lo que es más significativo que la estimulación neural en respuesta a falsos positivos ya que no es probable que esta última produzca efectos secundarios perjudiciales. Además, la capacidad para detectar más rápidamente el comienzo de crisis es significativa ya que estudios con animales han demostrado que la reducción del intervalo de tiempo de detección y estimulación aumenta la probabilidad de abortar la crisis.

Con un algoritmo de detección automática basado en la razón de cambio repentina como en el sistema y método de la presente invención, una sensibilidad demasiado alta podría dar como resultado una terapia continua. Preferiblemente, el intervalo de tiempo entre aplicaciones consecutivas de estímulos nerviosos debe programarse para garantizar que se proporciona un tiempo de desconexión mínimo adecuado para impedir la sobreestimulación.

La razón de cambio de la frecuencia cardiaca a lo largo del promedio móvil a corto plazo se compara continuamente con el mismo cálculo para el promedio móvil a largo plazo. Si se determina que un cambio repentino en la frecuencia cardiaca sobrepasa la pendiente umbral programada, se aplica la forma de onda de terapia programada al electrodo de nervio. En la realización preferida de la invención, la detección de la pendiente se realiza fácilmente por el microprocesador 36 conjuntamente con el circuito de control. Esto se prefiere porque el microprocesador se programa fácilmente, y una técnica y disposición de este tipo tienen la ventaja adicional de requerir menos componentes y por tanto de permitir la implementación del generador en un paquete más pequeño.

Puede ser deseable el uso de algoritmos de eliminación de ruido adicionales. Un aumento repentino seguido por una disminución repentina dentro de un periodo de tiempo muy corto puede atribuirse a artefactos de movimiento. Un requisito de aumento o disminución repentino y sostenido en la razón serviría para rechazar este tipo de ruido. En cualquier caso, el algoritmo debe tener características de capacidad de distinguir entre aumentos que resultan del ejercicio o la actividad del paciente, así como la variabilidad de la frecuencia cardiaca esperada normalmente, y artefactos de ruido. Por ejemplo, un cambio de 50 ms o mayor en el intervalo entre pulsos cardiacos puede asociarse con la respiración en sujetos sanos normales.

Los electrodos externos 49 y 50 (conectados en paralelo) y la carcasa 14, o uno de los electrodos de nervio y la carcasa, están conectados eléctricamente a los terminales de entrada del circuito de detección 45 (figura 2). Como alternativa (que no es parte de la invención) al uso del microprocesador para la detección de la pendiente, lo cual se prefiere, el circuito de detección puede implementarse para proporcionar un circuito de detección analógico. En referencia al diagrama de bloques simplificado del circuito de detección en la figura 4, la señal de detección derivada por los electrodos de detección respectivos se aplica a un amplificador de carga (por ejemplo, un generador de rampa capacitivo) 60 que tiene una constante de tiempo fija para generar periódicamente pendientes de la frecuencia cardiaca a lo largo del tiempo. La salida de este último circuito se filtra mediante un filtro de detección de pendientes 62 para examinar sólo pendientes indicativas de cambios de razón en un intervalo preseleccionado por encima de los que reflejan ejercicio o actividad normal, incluso de naturaleza extenuante. Cada una de tales pendientes (rampas) se compara en un comparador de rampas 63 con una pendiente umbral programada y, si se supera el umbral, se activa el suministro de estímulo terapéutico al electrodo de nervio. La sensibilidad del circuito de detección 45 puede variarse mediante la programación apropiada de la ganancia del amplificador 60 y/o mediante el ajuste de la pendiente umbral del detector 63, usando la consola de programación externa.

La selectividad del circuito de detección 45 en distinguir la razón de cambio de la frecuencia cardiaca del paciente inducida por crisis del cambio atribuible a la actividad física normal puede potenciarse proporcionando un circuito de sincronización y estado 65 (figura 2). Este último circuito también recibe las secuencias de razón indicativas de la actividad cardiaca de los sensores, así como monitoriza la señal de salida del circuito de detección 45. El circuito 65 también funciona conjuntamente con el microprocesador 36 y la memoria de acceso aleatorio (RAM) asociada 66 dentro de la sección lógica y de control 35 del generador de estímulos.

El funcionamiento del circuito de sincronización y estado 65 se ilustra mediante el diagrama de flujo de la figura 5. La implementación de un circuito y/o software para realizar las funciones del circuito de sincronización y estado según este diagrama de flujo se logra fácilmente de diversas formas bien conocidas. El circuito 65 es esencialmente una máquina de múltiples estados que espera en el estado preparado 68 a que comience cada secuencia de frecuencia cardiaca. En el estado preparado, se pone a cero inicialmente un contador antes de cada secuencia de razón de entrada para contar las ondas R en la señal de detección de actividad cardiaca del paciente a lo largo de un intervalo de tiempo predeterminado. Un cronómetro que tiene un intervalo de tiempo máximo predeterminado (en el que el cronómetro “se desconecta”) también se mantiene en un estado a cero en la preparación para medir el tiempo transcurrido desde el inicio del último intervalo de tiempo de medición en una secuencia de tales intervalos.

La detección de la primera onda R en el intervalo de tiempo predeterminado cambia la maquina de estado hacia un estado de espera (70) en el que la detección de la onda R se “devuelve” para potenciar la detección de cada onda R como un evento único. Con la expiración de un intervalo de tiempo preseleccionado de sólo algunos milisegundos del contador de tiempo (71), la máquina de estado entra en un estado de incremento (72) en el que el contador de ondas R se incrementa en uno con la detección de cada onda R individual. Se sale del estado de incremento con la aparición de cualquiera de dos condiciones diferentes.

O bien si tiene lugar un recuento máximo predeterminado de ondas R por el contador antes de que el cronómetro se desconecte (es decir, antes de que transcurra el intervalo predeterminado del cronómetro), o bien si el cronómetro se desconecta, se examina la secuencia de actividad cardiaca de interés para evaluar si la frecuencia cardiaca del paciente está experimentando una razón de cambio en el tiempo que concuerda o no con ejercicio físico (por ejemplo, caminar, o incluso meramente levantarse de una posición sentada o tumbada), o la frecuencia cardiaca es relativamente constante de modo que no se está experimentado razón de cambio. La aparición de cualquiera de las primeras dos condiciones producirá una salida y dará lugar a una interrupción del microprocesador (estado 73) en la sección lógica y de control.

El recuento de ondas R se divide por el intervalo de tiempo (o bien el intervalo de desconexión o bien el intervalo hasta el punto en que se alcanza el recuento máximo, según sea aplicable) y el resultado se evalúa para determinar si una razón de cambio de frecuencia cardiaca ocurrida en la última secuencia de razón que cumple los criterios de ser repentina y que no concuerda con el ejercicio, sino que más bien es un precursor de crisis epiléptica inminente. Una razón de cambio de la frecuencia cardiaca inducida por ejercicio se producirá a lo largo de un intervalo de tiempo considerablemente más largo que un cambio de la misma magnitud absoluta que se induce por una crisis inminente. Al mismo tiempo que se realiza el cálculo para la secuencia razón anterior, los contadores (incluyendo el cronómetro) se ponen a cero en preparación para analizar un nuevo intervalo de actividad cardiaca y el microprocesador reajusta la máquina de estado al estado preparado 68.

Si el microprocesador y el conjunto de circuitos de control lógico asociado determinan que se supera la pendiente umbral (cambio de razón) (o bien independientemente, tal como se prefiere, o bien confirmando el hallazgo del circuito de detección), se activa la forma de onda de estimulación de nervio programada. Como comprobación adicional, se monitoriza la frecuencia cardiaca absoluta por el circuito de sincronización y estado para evaluar si, cuando se supera la pendiente umbral, la razón es sostenida durante un intervalo de tiempo prefijado. En caso afirmativo, se genera el estímulo desde la sección de salida del dispositivo implantado en forma de la terapia de forma de onda seleccionada para modular de manera apropiada la actividad vagal, mediante lo cual inhibir una crisis si no ha comenzado, o si ha comenzado, abortarla o reducir su gravedad y/o duración.

Evaluaciones clínicas de respuestas de pacientes han indicado que secuencias patrón (de pulso) de estimulación que oscilan entre un tiempo “de conexión” de 30 segundos seguido por un tiempo “de desconexión” de cinco minutos y un tiempo “de conexión” de siete segundos seguido por un tiempo “de desconexión” de 14 segundos, se toleran bien y están dentro de un intervalo de idoneidad para lograr el efecto deseado. En un modo móvil libre en el que se ha preseleccionado una secuencia patrón de este tipo para suministrar la terapia deseada para un paciente particular, hay poco riesgo de sobreestimulación. Adicionalmente, pueden minimizarse los efectos secundarios de la estimulación tales como modulación de la voz y ronquera mediante técnicas conocidas, y se eliminan prácticamente cuando la estimulación vagal se activa únicamente por la detección umbral (en contraposición al tratamiento profiláctico).

Puede usarse un algoritmo de detección automático diferente o activación manual en los casos en que el paciente epiléptico también padece un trastorno o enfermedad cardiaca de un tipo que haría que el algoritmo de actividad cardiaca fuera no concluyente. Análisis espectrales de la variabilidad de frecuencia cardiaca pueden proporcionar una mayor sensibilidad para discriminar entre cambios en la razón inducidos por ejercicio e inducidos por crisis, pero implican una estructura y análisis más complejos. Se supone que un cambio de razón inducido por crisis aumenta el pico de alta frecuencia de la banda de alta frecuencia del espectro, mientras que un cambio de razón inducido por ejercicio produce una disminución en tal pico de la banda de alta frecuencia. La acción de someter la actividad cardiaca detectada a análisis espectral para diferenciar entre cambios inducidos por ejercicio e inducidos por crisis en la actividad cardiaca de un paciente se ilustra en el diagrama de bloques de la realización alternativa de la figura

6.

En la figura 6, la señal de actividad cardiaca detectada 80 se aplica a un analizador de espectro 82. La salida del analizador se usa para activar la estimulación vagal por el generador de estímulos implantado 25 según si la señal 80 muestra un aumento en el pico de alta frecuencia de la banda de alta frecuencia. En caso afirmativo, el estímulo de salida del generador 25 se habilita por una señal de activación 85 para suministrar la salida pulsada designada a la serie de electrodos de nervio 15 a través del conjunto de derivaciones 16 y, por tanto, para modular la actividad eléctrica del nervio vago de manera que se inhiba o suprima la crisis próxima antes de que la crisis pueda manifestarse completamente por sí misma en el cerebro del paciente. En contraposición, si en virtud del análisis espectral se detecta que la señal de actividad cardiaca 80 experimenta una razón de cambio en el tiempo de frecuencia cardiaca que muestra una disminución en el pico de alta frecuencia de la banda de alta frecuencia, se considera que el cambio se ha inducido por ejercicio, y el generador de estímulos 25 se deshabilita de la generación de su estímulo de salida por una señal de entrada de deshabilitación aplicada en 87.

Aunque se ha descrito una realización preferida en el presente documento, resultará evidente para los expertos en la técnica de la invención, a partir de la consideración de la descripción anterior, que pueden realizarse variaciones y modificaciones de la realización y el método dados a conocer sin apartarse del alcance de la invención. Por consiguiente, se pretende que la invención se limite sólo al grado requerido por las reivindicaciones adjuntas y las normas y principios de la ley aplicable.

Claims (15)

1. REIVINDICACIONES

   1. Dispositivo médico (10) para tratar a un paciente epiléptico, que comprende:

   medios electrónicos implantables alojados en una carcasa (14) sustancialmente impermeable a tejido y fluidos corporales y operativos cuando se activan para generar formas de onda eléctricas seleccionadas de formas de onda eléctricas que representan regímenes terapéuticos programados previamente para controlar crisis epilépticas;

   medios de derivación implantables adaptados para la conexión eléctrica con los medios electrónicos a través de un conector eléctrico montado en la carcasa (14) de los mismos, para suministrar regímenes terapéuticos seleccionados de dichos regímenes terapéuticos a un nervio craneal preseleccionado del paciente para estimular eléctricamente y modular de ese modo la actividad eléctrica del nervio seleccionado de una manera que está predeterminada para controlar crisis; caracterizado porque

   dichos medios electrónicos incluyen medios para detectar una razón de cambio en el tiempo de la frecuencia cardiaca del paciente a partir de la actividad cardiaca y un aumento en la razón de cambio en el tiempo o una disminución en la razón de cambio en el tiempo, y medios de activación que responden a dicho aumento en la razón de cambio en el tiempo o a una disminución en la razón de cambio en el tiempo que son indicativos de una crisis inminente, para activar automáticamente los medios electrónicos (25) para generar un régimen terapéutico seleccionado de los regímenes terapéuticos para su aplicación a dichos medios de derivación, mediante lo cual suministrar un estímulo deseado al nervio craneal seleccionado.

2. 2.

   Dispositivo médico (10) según la reivindicación 1, en el que: dichos medios de detección incluyen medios para evaluar dicho aumento en la razón de cambio en el tiempo de la actividad cardiaca detectada en relación con una pendiente umbral prefijada indicativa de una crisis inminente.

3. 3.

   Dispositivo médico (10) según la reivindicación 2, en el que: dichos medios de detección comprenden un microprocesador (36).

4. 4.

   Dispositivo médico (10) según la reivindicación 1, en el que: dichos medios de detección incluyen medios para analizar la parte de alta frecuencia del espectro de actividad cardiaca detectada para la indicación de una crisis inminente.

5. 5.

   Dispositivo médico (10) según la reivindicación 1, en el que: los medios de detección incluyen medios de electrodo (49, 50) solidarios con y aislados eléctricamente de dicha carcasa (14), que incluyen electrodos primero y segundo separados en la carcasa (14) y conectados eléctricamente en paralelo para detectar la actividad cardiaca independiente de la orientación de la carcasa (14) como está implantada en el paciente.

6. 6.

   Dispositivo médico (10) según la reivindicación 5, en el que: la carcasa (14) es eléctricamente conductora para su uso como electrodo adicional para detectar la actividad cardiaca del paciente.

7. 7.

   Dispositivo médico (10) según la reivindicación 5, en el que: uno de dichos electrodos primero y segundo está ubicado en la carcasa (14) en un cabezal eléctricamente aislante en el que está montado el conector eléctrico para los medios electrónicos.

8. 8.

   Dispositivo médico (10) según la reivindicación 1, en el que: los medios de derivación tienen un extremo proximal y un extremo distal, incluyendo el extremo proximal un conector eléctrico para su acoplamiento con el conector eléctrico en la carcasa (14), e incluyendo el extremo distal un electrodo de nervio construido y adaptado para implantarse en el nervio vago del paciente para la estimulación del mismo como el nervio craneal seleccionado.

9. 9.

   Dispositivo médico (10) según la reivindicación 8, en el que: dichos medios de electrodo (49, 50) incluyen el electrodo de estimulación de nervio.

10. 10.

    Dispositivo médico (10) según la reivindicación 1, en el que la carcasa (14) es eléctricamente conductora; y comprende además medios de electrodo (49, 50) conectados eléctricamente a dichos componentes electrónicos para detectar la actividad cardiaca del paciente.

11. 11.

    Dispositivo médico (10) según la reivindicación 10, en el que: dichos medios electrónicos (49, 50) incluyen electrodos primero y segundo montados en y aislados eléctricamente de dicha carcasa (14); estando dichos electrodos primero y segundo conectados eléctricamente en paralelo y adaptados para actuar conjuntamente con dicha carcasa (14) como electrodo adicional con sensibilidad suficiente para detectar la actividad cardiaca del paciente independientemente de la orientación del generador de estímulos implantado.

12. 12.

    Dispositivo médico (10) según la reivindicación 10, en el que: dichos medios de electrodo (49, 50) incluyen dicha carcasa (14) e incluyen además un electrodo de nervio montado en dicho nervio craneal seleccionado para la aplicación de los estímulos eléctricos generados por dichos componentes electrónicos al nervio

    craneal seleccionado.

13. 13.

    Dispositivo médico (10) según la reivindicación 1, en el que: dichos medios de detección detectan un aumento en la razón de cambio en el tiempo.

14. 14.

    Dispositivo médico (10) según la reivindicación 1, en el que: dichos medios de detección detectan una disminución en la razón de cambio en el tiempo.

15. 15.

    Dispositivo médico (10) según la reivindicación 1, en el que: dichos medios de detección comprenden dicha carcasa (14), siendo dicha carcasa (14) eléctricamente conductora, y un electrodo activo de una serie de electrodos montados en dicho nervio craneal preseleccionado.