PT1216652E - Sistema de telemetria médica. - Google Patents

Description

'D£ faÉ8ICA~'

CAMPO DA INVENÇÃO A presente invenção refere-se, de um modo geral, a dispositivos de telemetria médica. Mais particularmente, a presente invenção refere-se a um novo sistema de telemetria médica que está apto a ser utilizado em várias aplicações medicas incluindo a medição de um parâmetro no interior do corpo de um doente, particularmente um órgão. Uma aplicação deste tipo da presente invenção consiste num sistema implantável de telemetria da pressão endocárdica, nos seus novos componentes associados e nos seus novos métodos de utilização. A utilização de sensores médicos implantáveis num doente é, de um modo geral, conhecida. Um exemplo de um sensor implantável e divulgado na Patente US 4815469 (Cohen et al.). A divulgação refere-se a um sensor médico implantável que determina o teor em oxigénio do sangue. C sensor inclui um circuito híbrido em miniatura que inclui um meio de diodo emissor de luz, meio fototransístor, e um çubstrato ao qual aderem o meio de diodo emissor de luz e meio fototransístor numa configuração de circuito desejada. 0 circuito híbrido esta hermeticamente no interior de um corpo cilíndrico fabricado num material que é, sensivelmente, transparente à luz, tal como vidro. Terminais de passagem disponibilizam meios para efectuar uma conexão eléctrica com o circuito híbrido. 0 meio de díodo emissor de luz e excitado por meio de um impulso de corrente em forma de escada. A função do sensor consiste em detectar as propriedades reflectoras do fluido corporal, tal como sangue, para análise espectrofotometrica. Numa forma de realização, o sensor está embebido no interior de um fio condutor de um estimulador cardíaco (pacemaker) de duplo lúmen e posicionado junto do eléctrodo distai do fio condutor para que o sensor fique colocado no interior do coração quando o fio condutor é implantado no interior de um doente, permitindo, desse modo, que o teor em oxigénio detectado do sangue no interior do coração seja um parâmetro fisiológico que possa ser utilizado para controlar o intervalo rítmico de um estimulador cardíaco sensível à frequência. A Patente US 5353800 (Pahndorf et al.) divulga um fio condutor de sensor de pressão implantável tendo uma agulha oca preparada para ser enroscada no coração de um doente. O sensor de pressão é alimentado com energia eléctrica através de condutores existentes no sensor. Há casos em que é necessário um posicionamento permanente do sensor. Um caço desses, por exemplo, é divulgado na Patente US 5404877 (Nolan et al.). Divulga-se um alarme de arritmia cardíaca implantável, sem fios condutores, que avalia, continuamente, a função do coração de um doente para discriminar entre um funcionamento cardíaco normal e anormal e, após detectar uma condição anormal, gerar m. çinai de Ati»o para g doente. O alarme está apto a detectar medições de impedância do movimento do coração, respiratório e do doente e, a partir destas medições, gerar oo; sinal de alarme quando as medições indicarem a ocorrência de arritmia cardíaca. É importante salientar qos o sensor utiliza um sistema de antena tendo um indutor de bobina para gerar um campo electromagnético que penetra no tecido de modo a detectar alterações na impedância relacionadas com fenómenos fisiológicos. Por exemplo, a dimensão do indutor é pré-seleccionada de modo a adaptar-se as dimensões do órgão ou estrutura a medir.

Também existem vários dispositivos implantáveis conhecidos que empregam telemetria para transmitir ou receber dados provenientes de um dispositivo externo. Um dispositivo desse tipo é, por exemplo, o sistema divulgado na Patente US 6021352 (Ghristopherson et al.). O dispositivo utiliza um sensor de pressão na forma de um transdutor para detectar o esforço respiratório do doente. A informação da forma de onda respiratória é recebida por um gerador (IPG)/simulador de impulsos implantável proveniente de um transdutor, e a simulação síncrona da inspiração é fornecida pelo IPG.

Um outro dispositivo de telemetria implantável é divulgado na Patente US 5999857 (Weijand et al.). Este documento divulga um sistema de telemetria a utilizar com dispositivos implantáveis, tais como estimuladores cardíacos e afins, numa telemetria bidireccional entre o dispositivo implantado e um programador externo. O sistema emprega osciladores com circuitos de codificação para transmissão síncrona de símbolos de dados em que os símbolos constituem a portadora de telemetria. O sistema disponibiliza circuitos para codificação de dados de densidade mais elevada de símbolos sinusoidais, incluindo combinações de codificação YPÇK, FSK e ASK. Também se divulgam formas de realização de transmissores, quer do dispositivo implantado, quer do programador externo, bem como dos circuitos moduladcies e desmoduladores. E importante salientar que o dispositivo implantado tem a sua p-T&pt&ã. fonte de alimentação na forma de uma bateria para alimentar todos os circuitos e componentes do dispositivo implantado.

No documento US 5833603, divulga-se um sistema de telemetria médica do tipo exposto no preâmbulo da reivindicação 1 em anexo.

Também é importante salientar que, até hoje, não há qualquer sistema de telemetria médica que seja, tanto um sistema altamente eficiente, devido aos seus componentes, como também fácil de utilizar, ao mesmo tempo que fornece informação extremamente precisa no que se refere a um parâmetro medido no corpo de um doente. A presente invenção refere-se a um novo sistema de telemetria médica a utilizar em várias aplicações médicas, tais como monitorização de condições médicas ou medição de parâmetros no interior do corpo de um doente para diferentes tipos de órgãos, incluindo tecido, bem como a sua função. A presente invenção consiste num sistema de telemetria médica compreendendo um sensor de telemetria médica para implantação no corpo de um doente destinado a medir um parâmetro do mesmo. O sensor compreende um invólucro, e uma membrana r.uma extremidade do invólucro, em que a membrana é deformável em resposta ao parâmetro. Um rnicrcprccessador, que tem a forma de um microchip, é posicionado no interior do invólucro e comunica, e modo operacional, com a membrana para transmitir um sinal indicativo do parâmetro. O sinal transmitido pelo sensor é um sinal digital. 0 sistema compreende ainda um dispositivo de Leitura e carregamento de sinais passível de ser localizado no exterior do corpo de um doente para comunicar com o sensor. 0 dispositivo de leitura e carregamento de sinais compreende uma caixa e um circuito no interior da caixa. 0 circuito compreende uma unidade de controlo lógico e uma unidade de processamento conectada, de modo operacional, á unidade de controlo lógico. A unidade de controlo lógico serve para enviar um sinal de alimentação para o sensor, opcionalmente através de um dispositivo de excitação de onda sinusoidal conectado, de modo operacional, a unidade de controlo, para alimentar o sensor a distância. A unidade de controlo lógica, opcionalmente através de um detector ultra-sensível, também serve para receber o sinal transmitido pelo sensor. A unidade de processamento está conectada, de modo operacional, a unidade de controlo lógico para converter o sinal transmitido no parâmetro medido. 0 sinal de alimentação pode ser um sinal de onda sinusoidal com, aproximadamente, 4-6 MHz. A unidade de processamento pode incluir uma fonte de alimentação conectada, de modo operacional, ao circuito e um interruptor de alimentação para activar e desactivar o dispositivo. 0 dispositivo de leitura e carregamento de sinais também pode incluir uma bobina de antena para enviar o sinal de alimentação para o senscr e para receber o sinal digital transmitido pelo sensor. C dispositivo de leitura e carregamento ífe sinais também pode incluir « 'tibíque pode ser um ecrã LCD, para apresentar o parâmetro medido. De um modo preferido, a unidade de processamento descodifica c sinal transmitido. 0 microprocessador, que tem a forma de um mícrochip, compreende uma rede de células fotoeléctricas que podem ser dispostas em filas alternadas. A rede também pode Incluir uma célula fotoeléctrica de referência localizada numa extremidade da rede. Um díodo emissor de luz (LED) transmite luz para as células fotoelectricas e, quando a rede inclui uma célula fotoeléctrica de referência, para a célula fotoeléctrica de referência. 0 sensor compreende ainda um obturador conectado a membrana e amovível entre as células fotoeléctricas e o LED em resposta a deformação da membrana. 0 sensor pode estar configurado para que a célula fotoeléctrica de referência não fique bloqueada pelo obturador e permaneça exposta a luz emitida pelo LED. 0 mícrochip pode compreender ainda múltiplos comparadores conectados, de modo operacional, as células fotoeléctricas e uma memória tampão conectada, de modo operacional, aos comparadores para memorizar e transmitir o sinal digital. Uma memória tampão pode ser ccnectada, de modo operacional, aos comparadores para memorizar e transmitir o sinal. 0 sensor pode compreender ainda uma antena, na forma de uma bobina, conectada, de modo operacicnal, ao mícrochip, em que a antena está localizada no exterior do invólucro. Em alternativa, a antena pode estar localizada no interior do ibváluetCi do sensor. A presente invenção irá ser melhor compreendida a partir da descrição pormenorizada que se segue das suas formas de nos realizaçao preferidas, feita em associação com os desenhos, quais:

BREVE: DESCRIÇÃO DOS DESENHOS A FIG. 1 è uma ilustração esquemática de um sensor implantável de telemetria medica de acordo com a presente invenção; A FIG. 2 e uma vista em planta do sensor da FIG. 1; A FIG. 3 é uma ilustração esquemática de uma forma de realização alternativa do sensor da FIG. 1 tendo uma extremidade distai cónica com roscas helicoidais e ponta perfuradora de tecido para se fixar no tecido; A FIG. 4 é outra forma de realização alternativa do sensor da FIG. 1 tendo uma extremidade distai cónica com ponta perfuradora de tecido e múltiplas farpas perfuradoras de tecido na mesma; A FIG. 5 é uma vista em perspectiva parcial do sensor da FIG. 1, sem algumas peças, de modo a revelar os componentes internos do sensor; A FIG. 6A ê um diagrama esquemático que ilustra um circuito de microprocessador para o sensor de acordo com a presente invenção; A FIG. 6B é cm diagrama esquemático que ilustra um circuito ;ó:'s; o/: para o circuito de microprocessador da FIG. 6A; A FIG. 7 é uma vuHvtrãoàn esquemática que representa uma rede de células fotoeléctricas para o sensor de acordo com a presente invenção; A FIG. 8 é uma ilustração esquemática que representa o sistema de telemetria de acordo com a presente invenção incluindo o sensor da FIG. 1 e um dispositivo de leitura e carregamento de sinais localizado longe do sensor e em comunicação com este; A FIG. 9 e um diagrama esquemático que ilustra um circuito de leitura/carregamento para o dispositivo de leitura e carregamento de sinais da FIG. 8; A FIG. 10 é uma ilustração esquemática do coração de um doente; e A FIG. 11 é uma ilustração esquemática que representa o sensor completamente posicionado no interior de uma abertura de tecido de acordo com a presente invenção. A presente invenção refere-se a um novo sistema 30 de telemetria médica, como ilustrado esquematicamente na FIG. 8, bem como aos seus novos componentes e métodos de utilização úteis para várias aplicações medicas, como aqui explicado e demonstrado.

Uma vertente do sistema 30 da presente consiste em detectar e medir, à distância, uma característica parâmetro (ou número de vários parâmetros incluindo a magnitude de qualquer parâmetro) no interior do corpo de um doente, ou no interior de um órgão ou tecido do corpo do dcente, através da utilização de um novo sensor 50 implantável de telemetria médica, que funciona completamente sem fios, e um novo dispositivo 140 de leitura e carregamento de sinais que comunica, de modo operacional, com o sensor 50.

Sensor de Telemetria

Como ilustrado esquematicamente na FIG. 1, o sensor 50 compreende um invólucro 52 fabricado num material biocompatível, tal como polissilício ou titânio. O invólucro 52 tem, de um modo preferido, uma forma cilíndrica, embora se possa aceitar um qualquer tipo de forma para o invólucro 52. O invólucro 52 tem um comprimento aproximado que varia entre 4-5 mm, e um diâmetro aproximado que varia entre 2,5-3 mm. O invólucro 52 também pode ser mais pequeno, e. g., um comprimento de 3 mm e um diâmetro externo de 1-2 mm. O invólucro 52 inclui paredes cilíndricas que têm uma espessura de, aproximadamente, 250 μπι. Uma membrana 56 flexível fabricada num material deformável está fixa a uma extremidade do invólucro 52. Um entalhe 58 e uma ranhura 60 circunferencial são providenciados numa superfície exterior do invólucro 52 para facilitar a colocação e implantação do sensor 50. A membrana 56 é fabricada num material flexível ou deformável, tal como borracha de polissilício ou poliuretano. A membrana 56 tem uma espessura aproximada de ÍQ μηι e tem um diâmetro que varia entre, aproximadamente, 1,5-2 mm. A membrana 56 é, normalmente, impelida para fora do ihúélueri:; 52 devido a pressão interior existente dentro do invólucro 52. A membrana 56 é forçada a abaular-se para dentro do invólucro 52 sempre que a pressão exterior do invólucro 52 exceda a pressão interna no interior do invólucro 52.

Dado que a membrana 56 é deformável e, normalmente, é impelida para fora do invólucro 52, a membrana 56 responde, directamente, ao ambiente do tecido ou órqão a monitorizar e/ou medir no que se refere a uma caracteristica ou parâmetro particular. Em resposta, mesmo as alterações mais liqeiras destas caracteristicas ou parâmetros, a membrana 56 deforma-se para dentro, na direcção do interior do invólucro 52. Consequentemente, existe uma relação ou correspondência directa entre qualquer alteração na caracteristica ou parâmetro medidos e a quantidade ou grau de acção ou movimento de deformação da membrana 56. E importante salientar que a membrana 56 possui uma área com dimensões relativamente grandes quando comparada com dispositivos de membrana do estado sólido, tais como sensores piezoeléctricos ou chips de memória fabricados com a utilização de membranas. Consequentemente, os requisitos impostos pelos componentes electrónicos do sensor 50 são menos exigentes. Além disso, a membrana 56 deflecte-se muito mais do que a membrana do estado sólido. com um O sensor 50 também inclui uma bobina 68 de antena que esta conectada, de modo operacional, aos componentes internos do sensor 50 por meio de um fio 70 condutor de antena. A bobina 68 de antena é uma bobina de indutância tendo uma configuração de bobina espiralada. O material utilizaao para o fio de antena tem, aproximadamente, um teor em prata de 90% revestimento de platina-irídio cujo teor é de, aproximadamente, 10%. A bobina 68 de antena é, de um modc preferido, fabricada com 20-25 espiras de fio com uma espessura de 30 pm. O diâmetro externo da antena é de 1,5-2,0 cm (Fig. 2).

Consequentemente, devido a estes atributos, a bobina 68 de antena possui uma capacidade parasita muito baixa. Alem disso, a bobina 68 de antena, devido ao seu fio com teor de prata/platina, tem uma condutividade extremamente elevada e e extremamente flexível.

Embora a antena 68 seja descrita como estando colocada fora do invólucro 52, o âmbito da invenção permite a inclusão de um qualquer tipo de antena adequada, tal como uma antena contida no interior do invólucro 52. 0 sensor 50 inclui ainda braços 64 de fixação impelidos, de modo resiliente, para o exterior do invólucro 52. O número de braços 64 de fixação pode variar, consoante o grau desejado de fixação e a geografia da anatomia na qual se vai colocar o sensor 50. Os braços 64 de fixação são fabricados em fio utilizando material metálico com memória de forma, tal como uma liga de níquel-titânio (NiTinol). Cs braços 64 de fixação apresentam uma configuração côncava com um raio de curvatura que se curva no sentido do tecido ou órgão no qual o sensor 50 vai ser fixado. Também se contemplam aqui outras configurações apropriadas para os braços 64 de fixação. O sensor 50 é, se desejável, revestido com um agente não coagulação, etc. trombogénico ou anti.coagulante, tal como Heparina, antes de ser implantado, de modo a evitar tromboses, A FIG. 3 ilustra uma forma de realização alternativa do sonoor 50 tendo uma extremidade 54 cónica no invólucro 52. A extremidade 54 cónica possui uma ponta 55 perfuradora de tecido e roscas 57 helicoidais dispcstas numa superfície externa da extremidade 54 cónica de modo a facilitar a fixação directa da extremidade 54 cónica do invólucro 52 por meio de enrcscamento directo no tecido. A FIG. 4 ilustra outra forma de realização alternativa do sensor 50 incluindo múltiplas farpas 59 de tecido fixadas na extremidade 54 cónica do invólucro 52. As farpas 59 possuem uma ponta perfuradora de tecido curvada para fora e para longe da ponta 55 perfuradora de tecido. Consequenternente, em conjunto com a ponta 55 perfuradora de tecido, as farpas 59 de tecido prendem-se, firmemente, ao tecido para fixar, firmemente, o invólucro 52 ao tecido.

Como mostrado na FIG. 5, o interior do invólucro 52 inclui um microprocessador 90, na forma de um microchip, fixado no interior de uma das paredes interiores do invólucro 52. O fio 70 condutor da bobina 68 de antena está conectado, de modo operacional, ao microprocessador 90. O mizroprocessador 90 inclui uma rede 92 de células 95 fotoeléctricas dispostas com uma configuração em padrão, e. g.f oito filas alternadas contendo oito células 95 fotoeléctricas em cada fila. Uma célula 97 fotoeléctrica está situada numa extremidade da rede 92, o que da origem a uma rede 92 tendo um total de sessenta e cinco células fotoeléctrícas, tal como ilustrado na FIG. 7. & rede 92 de células fotoeléctricas proporciona 64 graus de resolução. A distância de passo entre cada fotocélula 95 vale, aproximadamente, H da dimensão de uma fotocélula 95. Mèm disso, a 97 de referência tem uma dimensão que tem, aproximadamente, o tamanho do passo, e. g., U da dimensão de uma fotocélula 95, proporcionando, deste modo, uma resolução que é igual ao movimento de da fotocélula.

Um díodo 100 emissor de l&s (LED) está conectado, de modo operacional, ao microprocessador 90 e está posicionado por cima da rede 92 de céluias fotoeléctricas e afastado de modo paralelo da mesma. Um obturador 62 esta conectado à superfície interna da membrana 56 e estende-se, longitudinalmente, desde a membrana 56 no interior do invólucro 52. O obturador 62 tem uma configuração sensivelmente em forma de D e estende-se, longitudinalmente, entre o LED 100 e a rede 92 de células fotoelectricas. O obturador 62 é fabricado em liga de alumínio e esta posicionado de modo a que a superfície planar do obturador 62 fique directamente virada para a rede 92 de células fotoeléctricas. O obturador 62 está fixo a membrana 56 deformável para que o obturador 62 se desloque em associação com a membrana 56. Consequentemente, quando a membrana 56 é deflectida para dentro do invólucro 52 (devido ao parâmetro de tecido ou órgão monitorizado ou medido), o obturador 62 estende-se, longitudinalmente, por cima de várias células 95 fotoeléctricas na rede 92 numa relação directa com o movimento para dentro da membrana 56, a medida que esta está a ser deformada. Do mesmo modo, quando a membrana 56 e deflectida para fora do invólucro 52, o obturador 62 desloca-çe, longitudinalmente, para fora da extremidade do invólucro 52 em conjunto com a membrana 56. Consequentemente, o obturador 62 obscurece ou bloqueia uma série de células 95 fotoeléctricas de acordo com o grau de movimento da membrana 56. Deste modo, quando o obturador 62 está posicionado por de um número especifico de células 95 fiv t o# I é v&Pibãtf> a luz proveniente do LED 100 aio consegue chegar as 95 fotoeléctricas e afecta a transmissão de sinais a partir destas células 95. Esta configuração constitui uma conversão analógica-digital (A/D) que é eficiente em termos de potência dado que existe uma simples contagem do número de fotocélulas activas ou desactivas em função do movimento do obturador. Daí, a conversão analógica-digital. Consequentemente, o microprocessador 90 comunica, de modo operacional, com a membrana 56. A célula 97 fotoeléctrica de referência nunca fica obscurecida ou tapada pelo obturador 62 dado que está situada na extremidade mais afastada (extremidade longe da membrana 56) da rede 92. O obturador 62 e membrana 56 estão calibrados para que mesmo após uma deflexão máxima para dentro do invólucro 52, a célula 97 fotoeléctrica de referência fique sempre e permanentemente exposta ao LED 100 para ser utilizada como um sinal de referência para o sensor 50. Mesmo assim, a dissipação de energia da fotocélula é muito baixa.

Como melhor mostrado na FIG. 6A, o microprocessador 90 é um circuito em que a bobina 68 de antena e um condensador 102 de ressonância funcionam como um oscilador de ressonância para o sensor 50. A bobina 68 de antena recebe sinais de RF transmitidos, enviados pelo dispositivo 140 de leitura e carregamento de sinais, como ilustrado nas FIGS. 8 e 9. C sinal de RF recebido na bobina 68 de antena é um sinal de carregamento para alimentar o microprocessador 90. Após receber o sinal RF de carregamento, a bobina 68 de antena e condensador 10% entram em ressonância e carregam um condensador li4 de carga através do díodo 116. Após atingir um predeterminado limiar de tensão de, aproximadamente, 1,2 , o condensador 114 alimenta o LED 100 e um circuito 91 lógico através da unidade 104 de controlo. Após alimentação do LED 100 por meio do condensador 114 carregado, o fotoeléctrícas que é LED emite luz para a rede 92 de células mantida com orna tensãc negativa.

Como ilustrado na FIG. 6B, a rede 92 de células foroeléctricas é designada, respectivamente, por Ρ2, P2,..., Pb< e Pref · Cada célula 95 fotoeléctrica (Pi-tá ) está conectada pp paralelo com múltiplos comparadores 120 designados por Cl, C2,...,C64. A célula 97 fotoeléctrica de referência está conectada, de modo operacional, a cada comparador 120 (C1-C64) de modo a fornecer um sinal de referência a cada comparador 120 para comparar com o sinal recebido de cada respectiva célula 95 fotoeléctrica. O circuito 91 lógico é alimentado e controlado pela unidade 104 de controlo e um relógio 106. A unidade 104 de controlo está conectada a cada comparador 120.

Uma memória 126 tampão tendo múltiplas células 129 tampão (no total de sessenta e quatro células tampão correspondentes a cada comparador C1-C64) está conectada, de modo operacional, aos comparadores 120. Cada célula 129 tampão é biestável, ou célula de memória, que recebe um sinal proveniente do seu comparador C1-C64 respectivo resultando num número binário com um comprimento de sessenta e quatro dígitos (uma série de uns e zeros). Todas as células 129 tampão são cheias num único ciclo de relógio e cada memória 129 tampão tem um "0" ou "1". Depois de todas as sessenta e quatro células 129 tampão terem sido cheias com o seu número binário respectivo, o sinal digital representando todos os sessenta e quatro bytes é enviado para o dispositivo 140 de leitura e carregamento de sinais pela unidãde 104 de controlo. Depois de transmitir o sinal digital, a unidade 104 de controlo e reinicializada pelo relógio 106 que espera por mais entradas de sinal provenientes do dispositivo 140 de leitura e carregamento de sinais. A encriptação do número binário é disponibilizada pelo dispositivo 140 de leitura e carregamento de sinais descrito em seguida de moek; ma is pormenorizado.

Após encher as sessenta e quatro células tampão, o sinal digital é transmitido pela memória 126 tampão e activa o interruptor 112 o que dá origem a uma transmissão do sinal digital a partir da bobina 68 de antena para a bobina 162 de antena do dispositivo 140 de leitura e carregamento de sinais.

Uma vertente principal do sistema 30 da presente invenção consiste no facto do sensor 50 ser, tanto um transponder sem fios, como um dispositivo de baixo consumo, apto a trabalhar com uma rápida velocidade de actualização, apesar da sua natureza passiva, devido ao inerente mecanismo de conversão analógica-digital (A/D) empregue no sensor 50, e. g., a rede 92 de células fotoeléctricas, que converte, directamente, a deflexão da membrana 56 num sinal digital, sem consumo de energia, como seria o caso se se utilizasse um conversor A/D electrónico convencional.

Dispositivo de Leitura e Carregamento de Sinais

Como ilustrado na FIG. 8, o dispositivo 140 de leitura e carregamento de sinais de acordo com a presente invenção deve ser utilizado no exterior do corpo de um doente ou na superfície exterior do corpo do doente. O dispositivo 140 de leitura e carregamento de sinais inclui uma caixa 145, que é um tendo um ecrã 172 de visual isveic que consiste num eorã de cristais líquidos (LCD) montado numa abertura no invólucro 145. O dispositivo de leitura e carregamento de sinais, também normalmente designado por dispositivo de leitura/carregamento, leitor/carregador ou dispositivo leiter/carregador, & activado por meio de um interruptor de potência ou báscula 146 que sobressai da caixa 145. A bobina 162 de antena comunica, de modo operacional, com a bobina 68 de antena do sensor 50 por meio de acoplamento indutivo.

Como mostrado na FIG. 9, depois do circuito 91 lógico transmitir o sinal digital a partir do sensor 50 através da bobina 68 de antena do sensor, a constante de acoplamento da bobina 162 de antena do leitor/carregador é alterada e é detectada por um detector 168 ultra-sensivel conectado, de modo operacional, a bobina 162 de antena do leitor/carregador. O detector 168 ultra-sensivel está sensibilizado para detectar uma alteração na amplitude do sinal a níveis tão baixos quanto uma alteração em amplitude de 0,01%.

Uma unidade 154 de controlo lógico de leitura/carregamento está conectada, de modo operacional, ao detector 168 ultra-sensivel para determinar o limiar do detector 168 ultra-sensivel. A unidade 154 de controlo lógico também inclui uma fonte 151 de alimentação para alimentar os componentes do dispositivo 140 de leitura/carregamento. O circuito 150 de leitura/carregamento inclui ainda uma unidade 170 de proceçsamento conectada, de modo operacionai, á unidade 154 de controlo lógico. A unidade 170 de processamento contém o aigoritme para converter o sinal digital recebido do sensor 50 (FIG. 8) num parâmetro medido para o parâmetro médico, condição ou característica detectados no mnmz 50 impiantado. Além disso, a unidade 170 de processamento inclui um código de encriptação para encriptar c sinal digital (sinal de sessenta e quatro bits) utilizando algoritmos de encriptação, tais como OU-exclusivo (XOR), métodos RSA (RSA Security, Inc,), etc.

Aor exemplo, quando o parâmetro a medir é a pressão arterial hemodinâmica, no interior de um órgão, tal como a câmara de um coração, depois da unidade 170 de processamento receber o sinal digital, a unidade 11 de processamento, através do seu algoritmo, converte o sinal digital (número binário) num valor de pressão, utilizando uma tabela de consulta de comparações, ou expressão analítica representando a relação entre a deflexão do obturador 62 no sensor 50 versus a pressão exterior do sensor na membrana 56, que é dada em seguida:

em que Pé o valor de pressão, Dê a espessura da membrana, A é o raio da membrana, X é a deflexão a partir do ponto de equilíbrio e K é uma constante. O visor 172 de LCD está conectado, de modo operacional, a unidade 170 de processamento para exibir o parâmetro medido (pressão arterial hemodinâmica no exemplo anterior) convertido do sinal digital em tempo real.

Ao utilizar o dispositivo 140 de leitura e carregamento de sinais no exterior do corpo do doente, obtêm-se leituras continuas do parâmetro (para determinar aspectos do parâmetro, tal como magnitude), tanto para valores médios, como para valores activos ou individuais do parâmetro amostrado.

Quando se medem características de um fluido corporal, tal como sangue, o dispositivo 140 de leitura e carregamento de sinais mantém um volume de leituras activo em torno do sensor 50, que varia mais ou menos entre 5-25 cm e, de um modo preferido, um volume de leituras activo que varia, aproximadamente, entre 10-15 cm. Por outro lado, coíí; o sistema 30 de telemetria medica, através do sensor 50 e do dispositivo 140 de leitura e carregamento de sinais, é possível efectuar uma amostragem de múltiplas leituras per segundo. De um modo preferido, a presente invenção permite fazer, aproximadamente, 13-20 leituras por segundo.

Outros atributos associados com a presente invenção, quando utilizada como um monitor de pressão numa câmara do coração, incluem a monitorização de um intervalo de pressões de +/- 4 kPa (30 mmHg); uma precisão (com uma integração de 5 ms) de + /- 0,133 kPa (1 mmHg) com uma capacidade de repetição (com uma integração de 5 ms) de +/- 0,133 kPa (1 mmHg). É importante salientar que os limites da pressão podem ser facilmente alterados alterando o tamanho e dimensões, tais como largura, da membrana sem alterar os componentes electrónicos. Isto é importante para permitir que a presente invenção esteja preparada para várias aplicações, ao mesmo tempo que utiliza a mesma concepção. A unidade 154 de controlo também está conectada, de modo operacional, a um dispositivo 158 de excitação de onda sinusoidal com, aproximadamente, 4 a 6 MHz. O sinal de onda sinusoidal é gerado pelo dispositivo 158 de excitação de onda sinusoidal, através dc vondensador 160, para a bobina 162 de anteriormente. antena do leitor/carregador para ser transmitido ou enviado para a bobina 68 de antena do sensor 50 de modo a alimentar ou carregar o sensor 50 como descrito

Processos Médicos

Como mencionado anteriormente, o sistema 30 de telemetria médica de acordo com a presente invenção é útil para quase todos os tipos de processos de diagnóstico médico onde e desejável implantar o sensor 50 numa parte do corpo, particularmente tecido ou órgão de interesse. O sistema 30 de telemetria médica de acordo com a presente invenção permite a monitorização e diagnóstico a distância de um estado do tecido ou órgão, pelo facto de poder, rapidamente, efectuar a amostragem de vários parâmetros ou variáveis de qualquer estado fisico no interior do corpo do doente no local de interesse. Dado que o sistema 30 de telemetria médica funciona sem fios, estes tipos de processos são implementados de um modo completamente não invasivo causando um trauma mínimo ao doente.

Um exemplo particular do sistema 30 de telemetria médica de acordo com a presente invenção, os seus componentes e o seu método de utilização, aplica-se no campo da insuficiência cardíaca congestiva (CHF). A CHF é definida como um estado em que um coração 400 (Fig. 10) não consegue bombear sangue suficiente para os outros órgãos do corpo. Isto pode advir de artérias estreitadas que fornecem sangue ao músculo cardíaco (devido a doença das artérias coronárias), prévio ataque cardíaco, ou enfarte do miocárdic, com tecido cicatricial que interfere com o trabalho normal do músculo cardíaco, tensão arterial elevada, doença da válvula cardíaca devido a uma prévia febre reumática (em válvulas tais como a válvula semilunar, válvula 417 tricúspida ou válvula 418 mitral), ou outras causas, doença primaria do próprio músculo cardíaco, denominada cardiomíopatia, defeitos no coração desde a nascença, tal como doença cardíaca congénita, infecção das válvulas cardíacas s/do do próprio múscuio cardíaco (endocardite e/ou miocardite). 0 coração 400 enfermo continua a funcionar mas não tão eficientemente como deveria. As pessoas com CHF não conseguem esforçar-se porque ficam com falta de ar e cansadas. À medida que o sangue que circula para fora do coração 400 diminui a velocidade, o sangue que regressa ao coração 400 através das veias efectua um movimento de retorno, provocando uma congestão nos tecidos. Muitas vezes isso dá origem a inchaços (edema), muito habitualmente nas pernas e tornozelos, mas, possivelmente, também noutras partes do corpo. Algumas vezes, o fluido acumula-se nos pulmões e interfere com a respiração, dando origem a falta de ar, especialmente quando uma pessoa está deitada. A insuficiência cardíaca também afecta a capacidade dos rins eliminarem sódio e água. A agua retida aumenta o edema. A CHF é a doença do coração mais comum nos Estados Unidos e estima-se que mais de 5 milhões de doentes padeçam com ela. Um dos parâmetros hemodinâmicos mais previsíveis a medir em doentes com CHF é a tensão arterial na aurícula 410 esquerda, e. g., pressão atrial (LA) esquerda. Até hoje, este parâmetro era medido empregando uma cateterização invasiva da parte direita do coração com um cateter de balão especial, tal como o cateter Swan-Gantz.

Conçequentemente, para moderar cs efeitos da CHF, é desejável medir a tensãc arterial numa câmara particular (ou aurícula 415 direita, ventrículo 419 direito, aurícula 41C esquerda sxt ventrículo 420 esquerdo) .o* coração 400 utilizando o sistema 30 de telemetria médica de acordo com a presente invenção.

Consequentemente, ao implementar um método preferiao de acordo com a presente invenção, a tensáo arterial pode ser directamente monitorizada na aurícula 410 esquerda do coração 400. Consequentemente, é desejável implantar o sensor 50 na fossa ovaiis 407 no interior do septo 405.

No que se refere a anatomia específica do septo 405, em, aproximadamente, 15% da população normal, a fossa ovaiis 407 possui um orifício ou abertura preexistente que, ou permanece aberta ou desobstruída, e está, normalmente, coberta por uma pequena aba de tecido. Em, aproximadamente, 85% da população normal, a fossa ovaiis 407 está completamente obstruída, e. g., não há nenhum orifício no septo 405. (1) Abordagem por Transcateter

Em concordância com o método de acordo com a presente invenção, verificou-se que uma abordagem por transcateter era particularmente útil para a população doente tendo o orifício preexistente na fossa ovaiis 407. Consequentemente, ao executar este método de acordo com a presente invenção, em primeiro lugar, uma sonda ultrassónica transesofágica (não mostrada) é inserida na boca do doente e colocada no esófago. Na maioria dos casos, a sonda ultrassónica transesofágica é posicionada, aproximadamente, a 30-35 cm da boca, i. e., posicionada, na maior parte dos casos, logo acima do estômago do doente.

Sob a orientação de uma ssnda ultrassónica transesofágica, um fio (não mostrado) é inserido na aurícula 415 direita através de um recipiente apropriado, tal como & veia cava 4 08 inferior, em que o fio é guiado através da fossa ovaiis 407 levantado, com suavidade, a aba de tecido, afastando-a da abertura desobstruida na fossa ovalis 407. Depois do fio ser inserido através da fossa ovalis 407, c fio é guiado para uma das veias 416 pulmonares para colocar a extremidade distai do fio de modo a posicionar e fixar correctamente o fio na abertura da veia 416 pulmonar. Consequentemente, demonstrou-se que a veia 416 pulmonar era um ponto de fixação muito fiável e estável para c fio.

Depois do fio estar correctamente posicionado na fossa ovalis 407 e fixo a veia 416 pulmonar, uma bainha de cateter (do tipo "por cima do fio" - não mostrada) é guiada por cima do fio através da auricuia 415 direita e da fossa ovalis 407 e posicionada no interior da aurícula 410 esquerda, por exemplo, muito perto da abertura da veia 416 pulmonar.

Depois da bainha do cateter ter sido correctamente posicionada, o fio é removido do coração 400 do doente e o sensor 50 é enfiado através da bainha de cateter por meio de um dos muitos dispositivos padrão de colocação com base em cateter (não mostrado). Consequentemente, o sensor 50 pode ser colocado na fossa ovalis 407 por qualquer dos típicos dispositivos de colocação com base em cateter normalmente associados a estimuladores cardíacos, eléctrodos, dispositivos de oclusão de defeito no septo atrial (âSlu implantáveis, etc. Consequentemente, o sensor 50 pode ser colocado com dispositivos típicos de colocação, tais como c Amplatzer® Delivery System, fabricado pela AGA Medicai Corporation em Golden Valley, Minnesota.

Depois de colocar a bainha do cateter, c sensor 50 é posicionado no interior da fossa ovalis 407 através da bainha de cateter, como melhor ilustrado na Fig. 11. Após o posicionamento, c sensor 50 utiliza os braços 64 de fixação para fixar o sensor 50 ao septo 405 e obstruir a abertura na fossa ovalis 407. (2) Abordagem Anterógrada O sensor 50 é colocado na fossa ovalis 407 para os doentes não tenham uma abertura preexistente na fossa ovalis 407 através da utilização de uma abordagem anterógrada. Uma vez mais, uma sonda ultrassónica transesofágica é posicionada no esófago do doente, como descrito anteriormente. Sob a orientação de imagens captadas por uma sonda ultrassónica transesofágica, faz-se uma abertura no septo 405 na fossa ovalis 407 de modo a colocar e acomodar o sensor 50. Deste modo, a abertura é feita com um cateter agulha padrão (não mostrado), tal como o BRK™ Séries Transseptal Needle fabricado pela St. Jude Medicai, Inc. em. Paul, Minnesota. Consequentemente, sob a orientação de uma sonda ultrassónica transesofágica, o cateter-agulha e, inicialmente, colocado na aurícula 415 direita e posicionado na fossa ovalis 407. Nesta altura, a ponta da agulha do cateter-agulha penetra na fossa ovalis 407 e o cateter é inserido através da fossa ovalis 407 no interior da aurícula 410 esquerda através da abertura recentemente criada na fossa ovalis 407 pelo cateter-agulha. Depois da abertura na fossa ovalis 407 estar criada, o sensor 50 é introduzido com o dispositivo de colocação, tal como o dispositivo de colocação descrito anteriormente, e colocado na abertura da fossa ovalis 407, como mostrado na Fig. 11. Após posicionamento dos braços 64 de fixação, a abertura na fossa ovalis 407 fica obstruída em torno do invólucro 52 do sensor e o sensor 50 é fixo, firmemente, ao septo 405. E importante salientar que a representação de imagens por meio da sonda ultrassónica transesofágica é utilizada, tanto na abordagem por transcateter, como anterógrada, como descrito anteriormente de accrdo com cada etapa do método da presente invenção. Dado que qualquer dos métodos de acordo com a presente invenção pode ser utilizado sob a orientação da sonda uitrassónica transesofágica, podem eliminar-se outras modalidades que utilizem representação de imagens, tais como a fluoroscopia. Desta forma, os métodos de acordo com a presente invenção podem ser implementados numa clinica ambulatória ou consultório médico na forma de um processo a cabeceira do doente. Ao suprimir a necessidade de um fluoroscópio, o método de acordo com a presente invenção também suprime a necessidade de implementar o processo numa sala de cateterizaçâo que só faz perder tempo e aumenta os custos do processo e faz o doente perder tempo, além de ser incómodo.

Depois do sensor 50 ter sido implantado no septo 405 do doente, o doente é proporcionado com um tratamento padrão para evitar coagulação excessiva ou o crescimento do endotélio. Por exemplo, é uma prática comum prescrever aspirina e/cu anticoagulante, tal como a Heparina, durante um período de tempo, tal como seis meses.

Com qualquer dos métodos descritos anteriormente, o sensor 50 é fixo ao septo 45 de modo a proporcionar uma monitorização da pressão em tempo real na aurícula 410 esquerda. Dado que o sensor 50 é um transponder sem fios e um receptor com bateria de baixo consumo, o sensor 50 não impede a função natural do coração 403 e é, na verdade, minimamente invasivo.

Mi utilizar o dispositivo 140 de leitura e carregamento de sinais no exterior do corpo do dcente, obtêm-se leituras continuas de pressão, tanto para valores médios, como pulsantes, de pressão na aurícula 410 esquerda, fornecidos pelo sensor 50.

Com o sistema 30 de telemetria, o dispositivo 140 de leitura e carregamento de sinais mantém um volume de leituras activo em torno do sensor 50, que varia mais ou menos entre 5-25 cm e, de um modo preferido, um volume de leituras activo que varia, aproximadamente, entre 10-15 cm. Por outro lado, com o sensor 50 e o dispositivo 140 de leitura e carregamento de sinais, é possível efectuar uma amostragem de múltiplas leituras por segundo. De um modo preferido, a presente invenção permite fazer, aproximadamente, 10-20 leituras por segundo.

Outros atributos associados com a presente invenção, quando utilizada como um monitor de pressão numa câmara do coração, incluem a monitorização de um intervalo de pressões de mais/menos 4 kPa (30 mmHg) ; e precisão (com uma integração de cinco ms) de mais/menos 0,133 kPa (1 mmHg) e uma capacidade de repetição (com uma integração de 5 ms) de mais/menos 0,133 kPa (1 mmHg).

Embora se tenham aqui descritas formas de realização preferidas fazendo referência a um sistema, dispositivos, componentes e métodos de utilização médicos, deve compreender-se que os princípios da presente invenção também podem ser utilizados noutros tipos de objectos. As formas de realização preferidas são citadas a titulo de exemplo, e o âmbito completo da invenção só ·'·· limitado pelas reivindicações.

Lisboa, 16 de Julho de 2007

Claims (17)

1. Sistema (30) de telemetria médica compreendendo: um sensor (50) de telemetria medica para implantação no corpo de um doente destinado a medir um parâmetro do mesmo,, o sensor compreendendo um invólucro (52), uma membrana (56) numa extremidade do invólucro, sendo a membrana deformável em resposta ao parâmetro, e um rnicrochip (90) posicionado no interior do invólucro (52) e comunicando, de modo operacional, com a membrana para transmitir um sinal indicativo do parâmetro; e um dispositivo (140) de leitura e carregamento de sinais passível de ser localizado no exterior do corpo de um doente para comunicar com o sensor (50), compreendendo o dispositivo (140) de leitura e carregamento de sinais uma caixa (145); e um circuito (150) no interior da caixa, o circuito compreendendo uma unidade (154) de controlo lógico para enviar um sinal de alimentação para o sensor (50) para alimentar o sensor a distância, também servindo a unidade (154) de controlo lógico para receber o sinal transmitido pelo sensor (50), em que o sinal transmitido pelo sensor (50) é um sinal digital, em que o rnicrochip (90) compreende uma rede (92) de células (95) fotoeiéctricas, o sistema compreendendo ainda um LED (100) para transmitir luz para as oèlcdââ (95) fotoeiéctricas, caracterizado por o circuito (150) compreender ainda uma unidade (170) de processamento conectada, de modo operacional, a unidade (154) de controlo lógico para converter o sinal transmitido pelo sensor (50) no parâmetro medido, em que o sensor (50) compreende ainda um obturador (62) conectado a membrana (56) e amovível entre as células (95) fotoeléctricas e o LED (100) em resposta a deformação da membrana.
2. 2. Sistema da Reivindicação 1, em que as células (95) fotoeléctricas são dispostas em filas alternadas.
3. 3. Sistema da Reivindicação 2, em que a rede (92) inclui uma célula (97) fotoeléctrica de referência.
4. 4. Sistema da Reivindicação 3, em que a célula (97) fotoeléctrica de referência não é bloqueada pelo obturador (62) .
5. 5. Sistema da Reivindicação 4, em que o microchíp (90) compreende ainda múltiplos comparadores (120) conectados, de modo operacional, as células (95) fotoeléctricas.
6. 6. Sistema da Reivindicação 5, em que o microchip (90) compreende ainda uma memória (126) tampão conectada, de modo operacional, aos comparadores (120) para memorizar e transmitir o sinal digital.
7. 7. Sistema da óviMitsuífe 1, em que o sensor (50) compreende ainda uma antena (68) conectada, de modo operacional, ao microchíp (90).
8. 8. Sistema da Reivindicação 7, em que a antena (68) está situada no extericr do invólucro (52).
9. 9. Sistema da Reivindicação 1, em que o dispositivo (140) de leitura e carregamento de sinais inclui uma bobina (162) de antena para enviar c sinal de alimentação para o sensor (50) e para receber o sinal digital transmitido pelo sensor.
10. 10. Sistema da Reivindicação 9, em que o dispositivo (140) de leitura e carregamento de sinais inclui um visor (172) para exibir o parâmetro medido.
11. 11. Sistema da Reivindicação 10, em que o dispositivo (140) de leitura e carregamento de sinais inclui um dispositivo (158) de excitação de onda sinusoidal conectado, de modo operacional, a unidade (154) de controlo, para enviar o sinal de alimentação para o sensor (50).
12. 12. Sistema da reivindicação 11, em que o sinal de alimentação é um sinal de onda sinusoidal com, aproximadamente, 4-6 MHz.
13. 13. Sistema da Reivindicação 10, em que o visor é um ecrã (172) LCD.
14. 14. Sistema da Reivindicação 9, «ss que a unidade (170) de processamento descodifica c sinal transmitido.
15. 15. Sistema da Reivindicação 14, em que o dispositivo (140) de leitura e carregamento de sinais inclui um detector (168) uitra-sensível para receber o sinal transmitidc.
16. 16. Sistema da reivindicação 15, em que o dispositivo (140) de leitura e carregamento de sinais inclui uma fonte (151) de alimentação conectada, de modo operacional, ao circuito (150) .
17. 17. Sistema da Reivindicação 16, em que o dispositivo (140) inclui um interruptor (146) de potência para activar e desactivar o dispositivo (140). Lisboa, 16 de Julho de 2007