desfibrilador de alta potencia con circuito de control de

OFICINA ESPAÑOLA DE
PATENTES Y MARCAS
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11 Número de publicación: 2 252 869
51 Int. Cl.:
A61N 1/39 (2006.01)
ESPAÑA
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TRADUCCIÓN DE PATENTE EUROPEA
T3
86 Número de solicitud europea: 98957675 .6
86 Fecha de presentación : 09.11.1998
87 Número de publicación de la solicitud: 0956095
87
Fecha de publicación de la solicitud: 17.11.1999
54 Título: Desfibrilador de alta potencia con circuito de control de corriente.
30 Prioridad: 26.11.1997 US 979059
73 Titular/es: Procath Corporation
Cooper Run Executive Park
575 Route 73 North
West Berlin, New Jersey 08091-9292, US
45 Fecha de publicación de la mención BOPI:
16.05.2006
72 Inventor/es: Baker, Ross, G., Jr. y
Gordon, Pat, L.
45 Fecha de la publicación del folleto de la patente:
74 Agente: Díez de Rivera y Elzaburu, Ignacio
ES 2 252 869 T3
16.05.2006
Aviso: En el plazo de nueve meses a contar desde la fecha de publicación en el Boletín europeo de patentes, de
la mención de concesión de la patente europea, cualquier persona podrá oponerse ante la Oficina Europea
de Patentes a la patente concedida. La oposición deberá formularse por escrito y estar motivada; sólo se
considerará como formulada una vez que se haya realizado el pago de la tasa de oposición (art. 99.1 del
Convenio sobre concesión de Patentes Europeas).
Venta de fascículos: Oficina Española de Patentes y Marcas. Pº de la Castellana, 75 – 28071 Madrid
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DESCRIPCIÓN
Desfibrilador de alta potencia con circuito de control de corriente.
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La invención se refiere en general a un desfibrilador y en particular, a un desfibrilador para proporcionar un impulso
de alta energía a una corriente constante relativamente baja para evitar causar molestias al paciente a quien se le
suministra el impulso desfibrilador mientras se le proporciona desfibrilación auricular efectiva.
Los desfibriladores cardíacos se usan para proporcionar un impulso eléctrico de alta energía desde un condensador
de alta tensión al corazón de un paciente con el propósito de restablecer el ritmo normal del seno. En algunos casos,
personas que han tenido previamente infartos de miocardio pueden ser propensas a taquicardia auricular o ventricular,
aceleración no deseada de una o más cámaras del corazón. Tal taquicardia puede conducir a fibrilación de miocardio, normalmente del ventrículo. La fibrilación es la activación aleatoria de las fibras del músculo del miocardio. La
activación aleatoria evita la contracción pulsátil uniforme normalmente asociada al bombeo del corazón. Cuando la
fibrilación ocurre todo bombeo efectivo se para. El ritmo normal del seno debe ser restablecido en unos pocos minutos
con el fin de evitar el daño de los tejidos que necesitan grandes cantidades de oxigeno tales como el cerebro. El fallo
en restablecer el ritmo normal del seno conduce a la muerte.
Los desfibriladores del tipo de paletas proporcionan típicamente hasta 400 julios de energía eléctrica a través de
la superficie del pecho y al corazón para restablecer el ritmo normal del seno. Típicamente la descarga de corriente
conduce a “restablecer” la condición eléctrica de las células del corazón. Las células pueden entonces despolarizarse
en una onda de despolarización que viaja a lo largo del corazón. La onda de despolarización produce la contracción
de bombeo uniforme del corazón característica del ritmo normal del seno.
Sin embargo, se conoce también que descargar esa cantidad de energía eléctrica en el cuerpo de un paciente es
extremadamente doloroso y puede producir una molestia grande al paciente. Normalmente, sin embargo, el paciente
en fibrilación ventricular ha perdido ya la consciencia y no siente dolor.
Se conoce también que aunque algunos pacientes no tienen problemas con la fibrilación ventricular, particularmente los más mayores, pueden sufrir fibrilación auricular. A diferencia de la fibrilación ventricular que conduce a una
total pérdida de la función de bombeo cardíaco, la fibrilación auricular, aunque no amenaza a la vida inmediatamente,
puede, sin embargo, ser peligrosa. La fibrilación auricular produce una pérdida de la capacidad de bombeo de las
aurículas que entregan sangre a los ventrículos. En particular, en la fibrilación auricular una porción del volumen de
sangre, que es normalmente impulsada desde las aurículas a los ventrículos, se quedará atrás. Esto puede conducir a un
estancamiento de la sangre en las aurículas y aumenta el riesgo de formación de un trombo o de una liberación de un
émbolo. Tales émbolos pueden ser bombeados fuera de la aurícula a través del ventrículo y salen hacia la circulación
generalizada del cuerpo. El émbolo puede alojarse en el cerebro, causando un accidente o ataque cerebrovascular.
Puede causar flebitis si se aloja en uno de los miembros tal como las piernas. Si el émbolo se genera en la aurícula
derecha, puede ser introducido en el sistema circulatorio de los pulmones, conduciendo a una embolia pulmonar. Aunque ninguna de estas condiciones diferentes de un ataque son una amenaza inmediata a la vida, una vez que el émbolo
viaja y se aloja, el eventual daño puede ser extremadamente debilitante o incluso finalmente fatal.
Se conoce actualmente que con el fin de proporcionar cardioversión o el restablecimiento del ritmo normal a una
aurícula, esto puede lograse mediante la introducción de un catéter, tal como un catéter Swan-Ganz, en la arteria
braquial del brazo. El catéter es introducido a continuación a través de la arteria pulmonar en una de las aurículas
del corazón. Aunque el paciente está normalmente inconsciente o fuertemente sedado en situaciones en las que la
cardioversión ventricular va a tener lugar, y el tiempo es esencial, los pacientes no están a menudo tan fuertemente
sedados o están conscientes para la cardioversión auricular. Como resultado, la descarga normal de energía eléctrica
a través del corazón para la cardioversión auricular puede ser molesta y en algunos casos dolorosa. Una razón por la
cual la corriente de cardioversión auricular puede ser dolorosa es porque una descarga capacitiva típica empieza a una
corriente muy elevada y disminuye exponencialmente con el tiempo hasta una corriente muy baja. La gran magnitud
de la corriente al inicio tiende a causar dolor en y por sí misma. Además, al inicio de la descarga de corriente que
disminuye exponencialmente el régimen temporal de cambio de la corriente es muy grande. Esto tiende a ser a un
régimen que estimula directamente los nervios del dolor asociados con el corazón y añade dolor adicional.
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Se conoce también de estudios fisiológicos que la elevada corriente de inicio que cambia rápidamente, que a menudo produce dolor, no es particularmente efectiva para la cardioversión auricular. Más bien, es la corriente total sobre
la curva exponencial que se requiere para estar a un nivel mínimo con el fin de lograr la cardioversión. Típicamente,
por ejemplo, pueden usarse cinco a diez julios para la cardioversión auricular. Deben suministrarse treinta julios al
corazón para la cardioversión ventricular.
Algunos trabajadores del sector pueden haber resuelto parcialmente estos problemas proporcionando desfibriladores que tienen condensadores de descarga de alta tensión que suministran corriente desfibriladora a inductores para una
posterior entrega al paciente. Como se explica en la Patente de U.S. No. 4,566,457 de Stemple, la Patente de U.S. No.
5,249,573 de Fincke et al., la Patente de U.S. No. 5,443,490 de Flugstad, la Patente de U.S. No. 5,591,209 de Kroll
y 5,607,454 de Cameron et al., los inductores se usan para dar forma al impulso. Cameron et al. cite Anderson et al.,
“The Efficacy of Trapezoidal Wave Forms por Ventricular Defibrillation”, Chest, 70(2):298-300 (1976), que describe
que impulsos de corriente de forma de onda trapezoidal pueden usarse para desfibrilación. El uso de formas de onda
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triangulares y trapezoidales para desfibrilación se describe también en Schuder, J.C., Rahmoeller, G.A., y Stoeckle,
H., “Transthoracic Ventricular Defibrillation with Triangular and Trapezoidal Waveforms”, Circulation Research, vol.
XIX, pp. 689-694, Octubre 1966. Schuder et al. cite Schuder, J.C., Stoeckle, H., West, J.K. y Dolan, A.M., “A very
High Power Amplifier for Experimental External Defibrillation”, 16th Annual Conference on Engineering in Medicine
and Biology, p. 40, (1963).
Un sistema de desfibrilación de conmutación se describe en la Patente de U.S. No. 5,222,492 de Morgan et al. El
sistema de Morgan et al. incluye un condensador acoplado mediante un conmutador de transistor de efecto de campo
conectado en serie, conectado a un inductor. El transistor es conmutado varias veces durante un impulso de desfibrilación con el fin de proporcionar el impulso con una forma senooidal. Un circuito de control recibe realimentación
representativa del impulso de desfibrilación y controla la forma del impulso controlando los anchos de impulso en una
puerta del transistor de efecto de campo. El documento EP-A-0 569 616 describe en la figura 5 un desfibrilador para
suministrar un impulso desfibrilador que comprende una fuente de alta tensión que tiene un terminal positivo y un
terminal negativo; un conmutador y un inductor en serie entre la fuente de alta tensión y una salida, siendo el citado
conmutador capaz de ser abierto y cerrado muchas veces durante el impulso desfibrilador; un sensor para medir un
parámetro físico de la salida de desfibrilación durante el impulso desfibrilador; y medios de control que responden a
la salida del sensor para controlar la conmutación del conmutador durante el impulso desfibrilador.
Lo que se necesita entonces es un modo de suministrar una corriente uniforme sin la elevada corriente de inicio y
la alta velocidad de cambio de la corriente producida por los desfibriladores auriculares actuales.
Sumario de la invención
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La presente invención es como se define en las reivindicaciones adjuntas, se refiere a un desfibrilador de frecuencia
relativamente baja, de baja corriente para su uso en desfibrilación auricular en un paciente. El sistema proporciona, por
medio de un condensador, una cantidad de energía eléctrica relativamente grande. Sin embargo, la corriente desfibriladora es suministrada como un impulso de corriente relativamente constante. La tensión disponible para proporcionar
fuerza electromotriz se origina en el condensador. La tensión del condensador genera una corriente a través de un
inductor que elimina una porción de los componentes de alta frecuencia de la corriente exponencial del condensador.
Un circuito de control que incluye un microcontrolador conecta y desconecta el circuito de un paciente, incluyendo
un catéter Swan-Ganz, por medio del inductor a una alta frecuencia. Esto proporciona una corriente relativamente
constante a través del circuito del paciente de alrededor de 5 amperios. Aunque se presenta un ligero diente de sierra
debido a la oscilación de la corriente de desfibrilación auricular, el desfibrilador que incorpora la presente invención
evita el dolor que se genera en el paciente suministrándole solamente corriente de desfibrilación de relativamente baja
frecuencia. El aparato evita también las molestias al paciente suministrando una corriente relativamente constante pero
de baja amplitud de alrededor de 5 amperios que no tiene componentes de alta frecuencia que estimulen los nervios
del dolor.
El aparato logra esto usando un dispositivo de almacenamiento de carga en combinación con un inductor bajo el
control activo del circuito de conmutación en combinación con un microcontrolador. El conmutador oscila entre el
terminal de tierra y de alta tensión del condensador para proporcionar una corriente de impulsos al inductor que alisa
el impulso de desfibrilación de salida. La presente disposición de conmutación, oscilando entre el lado de alta tensión
y tierra, proporciona una caída con menos variación no deseada de corriente que los sistemas de la técnica anterior,
tales como el de Morgan et al. Esto reduce a su vez la probabilidad de que el sistema nervioso sea estimulado por el
impulso de desfibrilación que produzca dolor.
Es un objeto principal de la presente invención proporcionar un sistema desfibrilador que tenga una corriente de
frecuencia relativamente baja.
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Es otro objeto de la presente invención proporcionar un sistema desfibrilador que tenga una corriente constante
relativamente baja pero que proporcione suficiente energía para desfibrilar a un paciente.
Es también otro objeto de la presente invención proporcionar un desfibrilador de baja corriente para la producción
de una forma de onda de corriente bifásica o multifásica a un paciente.
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Breve descripción de los dibujos
La Fig. 1 es un diagrama esquemático de un desfibrilador que incorpora la presente invención;
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la Fig. 2 es un diagrama esquemático del desfibrilador mostrado en la Fig. 1;
la Fig. 3 es un diagrama esquemático del desfibrilador mostrado en la Fig. 1;
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la Fig. 4 es una vista, parcialmente en trazos y puntos, que muestra detalles de un catéter de desfibrilación en el
corazón de un paciente;
la Fig. 5 es un diagrama de bloques del desfibrilador mostrado en la Fig. 1;
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la Fig. 6 es un diagrama esquemático de un generador de impulsos de alta tensión del desfibrilador mostrado en la
Fig. 5;
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la Fig. 7 es un diagrama esquemático de una corriente de adquisición y control de datos del desfibrilador mostrado
en la Fig. 5;
la Fig. 8 es un diagrama esquemático de un primer activador de puerta aislado para el desfibrilador mostrado en la
Fig. 5;
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la Fig. 9 es un diagrama esquemático de un segundo activador de puerta aislado del desfibrilador mostrado en la
Fig. 5;
la Fig. 10 es un diagrama esquemático de un tercer activador de puerta aislado del desfibrilador mostrado en la Fig.
5;
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la Fig. 11 es una gráfica de corriente en función del tiempo que muestra detalles de la naturaleza bifásica de la
corriente de desfibrilación producida por el desfibrilador mostrado en la Fig. 5;
la Fig. 12 es una gráfica de tensión con respecto al tiempo a través del corazón de un paciente; y
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la Fig. 13 es una gráfica de corriente con respecto al tiempo que muestra detalles de la anchura del diente de sierra
en dos frecuencias de conmutación diferentes.
Descripción detallada de la realización preferida
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En referencia ahora a los dibujos, y especialmente a las Figs. 1 a 4, se muestra en ellas un desfibrilador de corriente
controlada multifásico, generalmente identificado por el número de referencia 10. El desfibrilador 10 es para cardioversión de fibrilación auricular y puede usarse también para desfibrilación ventricular. Está pensado para suministrar
estimulación de impulsos de alta energía al corazón de un paciente a través de un par de electrodos 11 y 12 de catéter
de un catéter 13 Swan-Ganz. Los electrodos de catéter están situados directamente en contacto con el tejido 14 de
un corazón 15 de un paciente 16. Los electrodos 11 y 12 de catéter pueden estar en contacto con el tejido 14 del
corazón de tal forma que proporcionen una estimulación de impulsos de alta energía bien sea a una aurícula 17 o a un
ventrículo 18.
En referencia ahora a las Figs. 1, 2 y 3, en las cuales la Fig. 2 es una vista más detallada del circuito de la Fig.
1 y la Fig. 3 es una vista detallada de una porción del circuito de las Figs. 1 y 2, una fuente 19 de alta tensión que
incluye una batería o grupo 20 de condensadores de 150 microfaradios recibe tensión de una fuente adecuada tal como
un transformador multiplicador o similar que no necesita ser mostrado. La corriente de descarga capacitiva usada para
desfibrilación es suministrada a través de un par de conductores 20a y 20b de condensador a un conmutador 21. En
esta realización el conmutador es un transistor de efecto de campo. El conmutador 21 está acoplado a un inductor 22
de 5 milihenrios para proporcionar una forma de impulso. El inductor 22 está acoplado a una salida para proporcionar
un impulso de corriente de desfibrilación al paciente.
La salida 23 tiene asociada con ella un sensor 24 que suministra una señal de realimentación de salida en una línea
25 a un controlador 26. El controlador 26 indica entonces al conmutador 21 que se abra y se cierre rápidamente con el
fin de proporcionar un impulso de corriente de desfibrilación substancialmente uniforme. Puede apreciarse que uno de
los terminales para el conmutador 21, terminal 21a, está acoplado a un lado positivo de la batería 20 de condensadores,
mientras que el otro terminal 21b está acoplado al lado negativo o de tierra de la fuente de alta tensión o batería 20 de
condensadores. El conmutador está rápidamente entre los terminales positivo y negativo bajo el control del controlador
26 para proporcionar la tensión de corriente de desfibrilación uniforme.
Un diodo 28 de protección está conectado a través del inductor 22. El sensor 24 puede comprender una resistencia
de detección de corriente conectada en el bucle de corriente como se muestra en la Fig. 2. La salida puede estar
conectada al conmutador 29 inversor de polaridad que puede ser un conmutador de doble dirección, bipolar, para
invertir la dirección de la corriente de salida durante una porción de un impulso de corriente de desfibrilación con el
fin de proporcionar un impulso de desfibrilación bifásico. El controlador 26 puede incluir un comparador que recibe
una forma de onda de impulso de desfibrilación en una línea 31 y la compara con la forma de onda de impulso de
desfibrilación detectado en una línea 32. En respuesta, el controlador 26 genera la señal de control de posición del
conmutador que depende de si la corriente que está siendo detectada en el sensor 24 está por encima o por debajo de
los límites relativos a la forma de onda deseada. La disposición de conmutación real puede incluir también un diodo 33
polarizado en sentido inverso normalmente acoplado entre el nodo del transistor de efecto de campo 21 y el inductor
22 y el conductor 20b negativo del condensador. El diodo 28 proporcionará un camino de corriente para permitir que
la corriente de desfibrilación continúe fluyendo a través del inductor 22 cuando el FET 21 está en corte, conectando
efectivamente el inductor 22 al terminal negativo de la batería 20 de condensadores de alta tensión.
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En referencia ahora específicamente a la Fig. 3, la batería 20 de condensadores de alta tensión tiene su flujo de
corriente de salida controlado por el transistor 21 de efecto de campo o EGFET, que funciona como un dispositivo
de conmutación de alta tensión rápido. El transistor de efecto de campo o conmutador 21 acopla selectivamente el
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terminal positivo del condensador 20 de alta tensión al inductor 22 y cuando el transistor abre circuitos el inductor
22 es conectado efectivamente en el circuito con el diodo 33 de alta tensión rápido. Así, el inductor 22 es conmutado
efectivamente entre la tensión 20a de alimentación positiva en la batería 20 de condensadores y el lado 20b de tensión
de alimentación negativo de la batería 20 de condensadores.
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La oscilación del conmutador es controlada por el controlador 26. Incluye un transmisor 37 de desplazamiento de
nivel acoplado para recibir una señal de otra porción del controlador que compara el impulso de corriente detectado
con la forma de onda deseada. El transmisor 37 de desplazamiento de nivel señala a su vez un receptor 36 de desplazamiento de nivel que está acoplado a la puerta del transistor 21 de efecto de campo haciendo que conmute. El transmisor
37 de desplazamiento de nivel y el receptor 36 de desplazamiento de nivel proporcionan almacenamiento con el fin
de activar al transistor de efecto de campo de alta tensión. Entre otras porciones del comparador 26 el transmisor 37
recibe una señal que es cambiada de nivel y enviada a continuación al receptor 36. El enlace entre el transmisor 37 y
el receptor 36 puede ser eléctrico, óptico o inductivo aunque serían más deseables enlaces de transmisión inductivos u
ópticos.
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Cuando la forma de onda detectada desde la línea 32 excede la forma de onda deseada en un factor de alrededor
de 10%, la señal será suministrada al transmisor 37 para hacer que el receptor 36 desconecte el transistor 21. Esto
hará que el diodo 33 sea polarizado en sentido directo y, en el bucle de corriente con el inductor 22 efectivamente
conectando el inductor al terminal negativo libre de potencial, el diodo caiga en sentido directo. Durante la transición
de conmutación el diodo protector 28 proporcionará un camino de flujo de corriente para la corriente del inductor 22.
En referencia ahora a la Fig. 5, la fuente 19 de alta tensión, que incluye la batería 20 de condensadores de alta
tensión de 150 microfaradios, está conectada mediante una línea 42 de alimentación de alta tensión a un generador 44
de impulsos de alta tensión. El generador 44 de impulsos de alta tensión entrega corriente de desfibrilación auricular en
forma de un impulso de corriente por medio de un par de líneas 46 y 48 de corriente de desfibrilación a un conectador
50 de un catéter. El conectador 50 del catéter está conectado eléctrica y liberablemente al catéter 13 Swan-Ganz
para recibir los impulsos de corriente de desfibrilación del generador 44 de impulsos de alta tensión y llevarlos a los
electrodos 11 y 12 del catéter.
La fuente 40 de alta tensión es energizada primeramente desde una fuente 60 de baja tensión acoplada para recibir
energía de un conectador 62. Un interfaz 64 de serie comunica datos a un circuito 66 de adquisición y control.
El circuito 66 de adquisición y control de datos está también acoplado a un circuito 68 de detección para recibir
información, por medio de un circuito 70 de protección de alta tensión, desde un catéter 13 de Swan-Ganz conectado al
conectador 50. La circuitería 66 de adquisición y control de datos controla la generación del impulso desfibrilador por
medio del generador 44 de impulsos de alta tensión. Un circuito 80 de medición de impedancia puede opcionalmente
ser incluido para medir la impedancia del circuito del paciente, que comprende al paciente y al catéter. La medida de
la impedancia del circuito del paciente puede ser usada por el circuito de adquisición de datos y control para ajustar
los parámetros del impulso de desfibrilación.
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Como se muestra en la Fig. 6, el generador 44 de impulsos de alta tensión tiene una entrada 90 de alta tensión
desde la línea 92 de alta tensión. La entrada de alta tensión está acoplada por medio del transistor 21 de conmutación
del condensador al inductor 22. El transistor 21 de conmutación del condensador está controlado en su puerta 110 por
una señal de control proporcionada desde un activador 106 aislado.
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Como puede verse mejor en la Fig. 8, el activador 106 aislado controla el transistor 21 de conmutación del condensador. El activador 106 aislado tiene un circuito integrado 130 de transmisor aislado Unitrode 3726 que suministra
energía eléctrica a través de un transformador 132 de aislamiento al circuito integrado 134 activador aislado Unitrode
UC3725. El activador aislado 134 controla la conmutación de un par de transistores 136 y 138 bipolares para polarizar
una línea 109 DRIVEOUT conectada a la puerta 110. El control de la línea 110 de DRIVEOUT se usa para controlar
la corriente del condensador y permite el flujo de corriente en el inductor 22.
Un segundo activador aislado 150 está conectado a un transistor 152 para controlar la entrega de corriente desfibriladora a una línea 156. La línea 156 está acoplada a un conmutador 158 de doble dirección bipolar, que es una porción
del conmutador 29 de inversión de la polaridad, que comprende una porción del relé 160. El estado del relé 160 es
controlado por un transistor 162 polarizado a través de una resistencia 164 desde una línea de armado 166 activada
por un microcontrolador en el circuito de adquisición y control 66. La salida del conmutador 158 basculante bipolar
es por medio de las líneas 170 y 172 que están conectadas respectivamente al electrodo 14 auricular y al electrodo 12
de la arteria pulmonar. Otro transistor 180 es controlado por medio de un activador aislado 182.
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El activador de puerta 150 aislado, como puede verse mejor en la Fig. 9, incluye un transmisor 200 de activación
aislado Unitrode UC3726. El transmisor de activación aislado está conectado para recibir energía y también para
suministrar una salida a través de un transformador 202 de aislamiento. El transformador 202 de aislamiento aísla
la línea de alta tensión del activador de alta tensión de otras porciones del circuito. El transformador de aislamiento
envía señales de control a un circuito integrado Unitrode UC3725 que suministra energía de CC (corriente continua)
rectificada de onda completa a un par de diodos Zener 210 y 212. Los diodos Zener limitan las fluctuaciones de
tensión del terminal DRIVEOUT 214 que está acoplado al transistor 152 para controlar la conmutación de la corriente
de desfibrilación auricular de alta tensión en la línea 156.
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De forma similar, la activación de puerta 182 aislada, como puede verse mejor en la Fig. 10, incluye un transmisor
de activación 230 aislado Unitrode UC3726 acoplado a un transformador de aislamiento 232 para aislar el impulso
alto de otras porciones del circuito, y al circuito 234 UC3725 a un par Zener 236 y 238 idéntico para proporcionar
activación de base en un activador 240 al transistor 180.
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En referencia ahora al circuito de adquisición y control de datos 66, el circuito incluye un microcontrolador 400
acoplado a un convertidor 402 Maxim 505 quad de 8-bits, de digital en analógico para recibir señales digitales en un
bus 404 y generar salidas analógicas para suministrar a otras porciones del circuito.
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El microcontrolador 400 está acoplado a un convertidor 412 de analógico en digital para recibir una variedad de
señales analógicas, por ejemplo, desde el electrodo auricular 406, la señal relativa a presión sanguínea en un electrodo
420 y un valor de impedancia en un electrodo 422. Las señales son convertidas a señales digitales y enviadas por el
bus 404 al microcontrolador 400.
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La característica de control de corriente incorporada en el generador 44 de impulsos de alta tensión que incluye el
inductor 22, el diodo 103, la resistencia 161 y los medios de control de forma de onda de corriente 26 que incorporan
la presente invención operan con el condensador 20 tarado a más de 700 voltios a un valor inicial de tensión Vs . El
conmutador 158 de relé bipolar de doble dirección conecta el par de electrodos 11 y 12 del corazón en el catéter 14
a través del condensador 20 de alta tensión durante la generación de impulsos desfibrilador y durante los cambios
de polaridad para suministrar un impulso bifásico (o multifásico), y los medios de medición 80 de impedancia están
conectados a través de los electrodos 11 y 12 del corazón en el catéter 13 para medir la resistencia y usan tensión de
menor amplitud, de subestimulación para obtener tal impedancia, y el microcontrolador 400 proporciona unos medios
de control capaces de controlar en tiempo real durante la generación de los impulsos.
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El inductor 22 opera como un inductor casi perfecto cuando es energizado con corriente de desfibrilación de hasta
10 amperios. El conmutador 21 puede conmutar la corriente inductiva I(t) (que es también la corriente controlada
entregada a través del corazón) bien sea hacia la batería 20 de condensadores de la fuente de alta tensión 40 con
tensión, Vs , en la posición superior o de tierra, en la posición inferior. La posición del conmutador 21 es controlada
por los medios de control 26 de la forma de onda de la corriente. El diodo 28 evita que la tensión de salida V0 exceda
la tensión del condensador Vs durante las interrupciones en I(t) a través del corazón, es decir, durante la inversión
de la polaridad o al final de un impulso. La resistencia 24 de detección de corriente con un valor calibrado de 0,25
ohm está en serie con el camino de corriente de la corriente inductiva inmediatamente por encima del retorno de
tierra.
En operación la desfibrilación auricular de corriente controlada se logra mediante la operación del microcontrolador 400 y la circuitería de conmutación asociada. El microcontrolador 400 está programado para suministrar la forma
de onda bifásica de corriente constante mostrada en la Fig. 13, Ip (t). La forma de onda consiste en una rampa lineal de
hasta 5 amperios con una duración de 1 milisegundo. Un nivel sostenido de 5 amperios durante 4 milisegundos sigue a
la rampa. La polaridad es entonces invertida y una corriente de 3 amperios es mantenida en polaridad inversa durante
2 milisegundos.
Con el fin de proporcionar la corriente controlada, el microcontrolador 400 detecta primero el valor de la resistencia
de baja tensión que es supuestamente de alrededor de 50 ohms. El microcontrolador 400 calcula a continuación la
tensión inicial necesaria a través del condensador. Hace entonces que la fuente 40 de alta tensión cargue la batería
20 de condensadores a la tensión seleccionada, por ejemplo, 450 voltios. El microcontrolador 400, a continuación,
hace que el conmutador 160 se cierre en la posición positiva. Esto permite que la forma de onda programada sea
enviada en tiempo real a los medios de control de forma de onda de corriente bien sea en un formato digital o analógico.
Los medios de control 26 de forma de onda miden la tensión a través de la resistencia 24 de baja resistencia a
través de una alta impedancia. Continuamente compara la corriente medida resultante con un par de formas de onda
de corriente ideales. El par sería típicamente la forma de onda programada aumentada un 10%. Ip (t) y la forma de onda
programada disminuida en un factor de 10% Ip− (t). Los medios de control de la forma de onda de corriente controlan al
conmutador. Cuando la corriente real medida es mayor que la corriente positiva, el conmutador está conectado a tierra.
Si la corriente medida real es menor o igual que el valor 10% menor, el conmutador 21 se conecta al condensador 20
de desfibrilación.
Al principio del impulso desfibrilador el conmutador 21 estará en la posición superior. La corriente empezará a
fluir desde el condensador 20 a través del inductor 22 y el corazón 15 del paciente, preferiblemente la aurícula 17.
Durante una pequeña fracción de un milisegundo la corriente de desfibrilación será igual a Ip+ (t). Los medios de control
26 harán que el conmutador 21 se conecte al terminal negativo 20b. La corriente desfibriladora disminuirá entonces
lentamente al principio porque V0 es igual a 20. Eventualmente I(t) será igual a Ip− (t) haciendo que el conmutador
reconecte la batería 20 de condensadores y permita que la corriente fluya de nuevo a través del inductor 22. La forma
de onda de corriente suministrada resultante es la forma de onda programada más una pequeña forma de onda en
diente de sierra ± 10%.
Como puede verse mejor en la Fig. 12, la tensión de salida V0 y la tensión decreciente VS del condensador durante
el impulso mostrado en una escala de tiempos de un milisegundo, correspondiente al pequeño diente de sierra Vs, apa6
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recería como una escalera. Las porciones de tensión constante corresponden a los intervalos en los que el conmutador
S1 está conectado a tierra. Los escalones en la forma de onda de tensión de salida están conectados mediante rampas
cuyas pendientes están dadas por Ip (t)/C.
5
10
La tensión de escala de tiempos de un milisegundo, Vs en el condensador está dada por las ecuaciones siguientes
como función del tiempo durante la forma de onda. Las ecuaciones se derivan de consideraciones de conservación
de la energía e incluyen en la cantidad de energía la energía almacenada en el inductor 102, alrededor de 1/16 julios,
que es relativamente pequeña. Debido a consideraciones de conservación de la energía, más energía de la batería 20
de condensadores de desfibrilación es entregada al corazón 15. La pequeña cantidad de energía transferida al inductor
22 es bien sea entregada al corazón 22 o disipada en el diodo 28, dependiendo de la secuencia de conmutación de los
conmutadores 21 y 158 en el tiempo en el que la polaridad está invertida y al final del impulso.
En general, la tensión de condensador está dada por
15
r
V(t) =
20
25
30
2
∆E(t) − V20 (0)
C
En la expresión anterior, ∆E(t) representa la energía transferida desde el condensador en función del tiempo durante
el curso de la aplicación del impulso.
El microcontrolador 400, que funciona de acuerdo con las ecuaciones mencionadas anteriormente como modelos,
determina la tensión inicial a la cual la batería 20 de condensadores debe cargarse con el fin de suministrar la forma
de onda de corriente deseada. Para hacer esto, primero determina el momento, durante la forma de onda, en el que
Vs – V0 está en un mínimo. En el ejemplo mencionado anteriormente el mínimo está en T = 5 milisegundos al final
del impulso positivo de corriente constante de 5 amperios. El microcontrolador 400 calcula a continuación VO (t) = 5
amperios x 50 Ohms para dar 250 voltios con el fin de que la fem mínima active la corriente de 5 amperios. Añade a
continuación una tensión de margen de cesión programada, en el instante actual de 50 voltios para seleccionar Vs en S
= 300 voltios. El microcontrolador 400 calcula entonces la cantidad de energía que debe ser eliminada del condensador
durante los primeros 5 milisegundos de operación, la cual es igual a ∆E(5). Despreciando la energía acumulada en el
inductor 22.
La tensión inicial puede ser calculada a partir de
35
Rt
∆E(t) = R I2 (τ)dτ.
0
r
40
45
Vs(0) =
V25 (5) +
2
∆E(5)
C
Durante el primer milisegundo se suministrarán 0,416 julios al corazón 15 y se almacenarán 0,0625 julios en
el inductor 22. Por tanto, la transferencia de energía ∆E desde la batería 20 de condensadores durante el primer
milisegundos es 0,48 julios.
Durante cada milisegundo de las porciones de corriente constante de 5 amperios se entregan 1,25 julios de energía
eléctrica al corazón 15. Por lo tanto, la energía total transferida desde la batería 20 de condensadores durante los 5
milisegundos es 5,48 julios.
50
La tensión inicial requerida a través de la batería 20 de condensadores es por lo tanto Vs (0) = 403,8 voltios. Como
puede verse en la Fig. 6, la forma de onda detallada de It en t = 1 milisegundos y t = 5 milisegundos, incluyendo el
pequeño diente de sierra, puesto que la constante de tiempo de 100 milisegundos dividida por L/R es mayor que la
duración de uno de los dientes de sierra resultantes.
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Los dientes de sierra son aproximadamente lineales, teniendo pendientes positivas dadas por la cantidad (Vs –
V0 )/L. Las pendientes negativas están dadas por –V0 /K. Puede verse que la frecuencia de conmutación requerida para
mantener al conmutador 21 dentro de los límites de control de corriente del 10 por ciento disminuyó desde 18,5 kHz al
principio de la porción de corriente constante de 5 amperios de la forma de onda a 7,7 kHz al final de la forma de onda
puesto que se necesitaban menos correcciones de corriente cuando la tensión del condensador disminuía. El punto de
cumplimiento crítico a 5 milisegundos corresponde a la frecuencia de conmutación menor durante toda la forma de
onda.
Aunque en algunas realizaciones puede ser posible usar realimentación de detección para el conmutador 158 de
inversión de polaridad con el fin de lograr la forma de onda de control de corriente, esta solución no es deseable.
Disiparía energía a través de la resistencia del conmutador 158 porque la regulación de la corriente se lograría al coste
de cerrar parcialmente el conmutador 158. Disminuir la caída de tensión a través del conmutador 158 crearía una
fuente de corriente controlada.
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10
En el presente ejemplo un total de 6,3 julios de energía eléctrica es suministrada al corazón 15 durante un impulso
de desfibrilación bifásico. La batería 20 de condensadores necesitaría cargarse a 450 voltios y la tensión del condensador disminuiría a 250 voltios durante la aplicación de la corriente de impulsos al corazón 15. Esto corresponde a
10,1 julios de energía eléctrica que se extraen de la batería 20 de condensadores. La diferencia de energía de 3,8 julios
es absorbida por el conmutador 158 durante la duración de 7 milisegundos. Esto da una entrada de potencia media de
alrededor de 600 vatios y una entrada de potencia de pico de 1 kilovatio. La carga de calor resultante en el conmutador
158 lo dañaría y podría conducir a un fallo del desfibrilador 10.
Aunque se ha ilustrado y descrito una realización particular de la presente invención, se ha de apreciar que a los
expertos en la técnica se les ocurrirán numerosos cambios y modificaciones, y se pretende en las reivindicaciones
adjuntas cubrir todos esos cambios y modificaciones que caigan dentro del ámbito de la presente invención, como se
define en las reivindicaciones.
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REIVINDICACIONES
1. Un desfibrilador (10) para suministrar un impulso desfibrilador que comprende:
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una fuente (19) de alta tensión que tiene un terminal positivo y un terminal negativo;
un conmutador (21) y un inductor (22) en serie entre la fuente de alta tensión y una salida (23) de desfibrilación,
siendo el citado conmutador capaz de conectarse alternativamente entre los terminales positivo y negativo de la fuente
de alta tensión muchas veces durante el impulso desfibrilador;
un sensor (24) para medir un parámetro físico de la salida de desfibrilación durante el impulso desfibrilador; y
15
medios de control (26) a la salida de sensor responsables de controlar la conmutación alternante del conmutador
durante el impulso desfibrilador.
2. Un desfibrilador de acuerdo con la reivindicación 1, en el que el sensor comprende una resistencia de detección
de corriente en serie con la salida.
20
3. Un desfibrilador de acuerdo con la reivindicación 1, en el que el sensor comprende un dispositivo de medición
de tensión a través de los terminales.
4. Un desfibrilador de acuerdo con la reivindicación 1, en el que la fuente de alta tensión comprende un grupo o
batería de condensadores.
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40
5. Un desfibrilador de acuerdo con la reivindicación 4, en el que el sensor comprende un dispositivo de medición
a través de los terminales de la batería de condensadores para medir la energía o potencia suministradas.
6. Un desfibrilador de acuerdo con la reivindicación 1, en el que los medios de control comprenden un bucle
de realimentación negativa en el que la señal de control que representa la forma de onda de desfibrilación deseada
es comparada con la señal del sensor anterior y una salida de comparación se usa para controlar la posición del
conmutador.
7. Un desfibrilador de acuerdo con la reivindicación 6, en el que el conmutador está conectado al terminal negativo de la fuente de alta tensión cuando la señal del sensor es mayor que la señal de control multiplicada por un
primer factor mayor o igual a la unidad, y el conmutador está conectado al terminal positivo de la fuente de alta tensión cuando la señal del sensor es menor que la señal de control multiplicada por un factor igual o menor a la unidad.
8. Un desfibrilador de acuerdo con la reivindicación 1, en el que los terminales están conectados al conmutador de
dos direcciones bipolar para hacer que el impulso desfibrilador sea un impulso desfibrilador bifásico.
9. Un desfibrilador de acuerdo con la reivindicación 6, en el que la señal de control tiene un valor constante.
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10. Un desfibrilador de acuerdo con la reivindicación 6, en el que un valor de la señal de control empieza en un
valor 0 y aumenta durante la primera parte de la forma de onda hasta un valor constante para el resto de la forma de
onda.
11. Un desfibrilador de acuerdo con las reivindicaciones 8 a 10, en el que la forma de onda de control deseada
cambia a un valor constante diferente correspondiente a la segunda fase del impulso desfibrilador bifásico.
12. Un desfibrilador de acuerdo con las reivindicaciones 2, 3, 4 ó 7, en el que la forma de onda de corriente deseada
aumenta desde cero hasta un valor constante de 2 a 15 amperios en 1 a 3 milisegundos, con una duración total de una
primera fase que es 2 a 7 milisegundos, en el que el valor constante deseado de la forma de onda de corriente es menor
para una segunda fase del impulso bifásico.
13. Un desfibrilador de acuerdo con las reivindicaciones 2, 3, 4 ó 7, en el que la forma de onda de tensión deseada
aumenta desde cero hasta un valor constante de 100 a 750 voltios en 1 a 3 milisegundos, en el que la duración total de
la primera fase es de 2 a 7 milisegundos, en el que el valor constante deseado de la forma de onda de tensión es menor
para la segunda fase del impulso bifásico.
14. Un desfibrilador de acuerdo con las reivindicaciones 2, 3, 4 ó 7, en el que la forma de onda de potencia deseada
aumenta desde cero hasta un valor constante de 500 a 5000 vatios en 1 a 3 milisegundos, en el que la duración total
de la primera fase es de 2 a 7 milisegundos, en el que el valor constate de potencia deseado es menor para la segunda
fase del impulso bifásico.
15. Un desfibrilador de acuerdo con la reivindicación 7, en el que el primer factor está en el intervalo de 1,0 a 1,2
y el segundo factor está en el intervalo de 0,8 a 1,0, la forma de onda de potencia deseada aumenta desde cero hasta
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un valor constante de 500 a 5000 vatios en 1 a 3 milisegundos, en el que la duración total de la primera fase es de 2 a
7 milisegundos, en el que el valor constante de potencia deseado es menor para la segunda fase del impulso bifásico.
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16. Un desfibrilador de acuerdo con la reivindicación 1, en el que el sensor comprende un divisor en paralelo con
el inductor cuyo terminal negativo está conectado a un nodo entre el conmutador y el inductor.
17. Un desfibrilador de acuerdo con la reivindicación 1, en el que la fuente de alta tensión comprende una batería
de condensadores de alta tensión.
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18. Un desfibrilador de acuerdo con la reivindicación 1, en el que los medios de control comprenden un microcontrolador o microprocesador.
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