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1 k 19 OFICINA ESPAÑOLA DE PATENTES Y MARCAS ESPAÑA 11 kn. de publicación: ES kint. Cl. 6 : A61N 1/39 A61N 1/36 A61M /142 A61M /00 A61N 1/37 12 k TRADUCCION DE PATENTE EUROPEA T3 86 k Número de solicitud europea: kfecha de presentación : k Número de publicación de la solicitud: k Fecha de publicación de la solicitud: k 4 Título: Desfibrilador farmacológico implantable con el reconocimiento automático de la fibrilación ventricular. 30 kprioridad: IT 968 /89 73 k Titular/es: Leonardo Cammilli Via G. Caselli 11 I-0131 Florence, IT k 4 Fecha de la publicación de la mención BOPI: k 72 Inventor/es: Cammilli, Leonardo; Grassi, Gino y Alcidi, Luciano ES T3 k 4 Fecha de la publicación del folleto de patente: Aviso: k 74 Agente: Urizar Anasagasti, José Antonio 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. C/Panamá, Madrid

2 1 ES T3 2 DESCRIPCION Desfibrilador farmacológicoimplantablecon el reconocimiento automático de la fibrilación ventricular. En la técnica conocida, los pacientes con riesgo de crisis de fibrilación ventricular prolongada son provistos de desfibriladores implantables automáticamente (símbolo A.I.C.D.), generalmente compuestos por un sistema de detección de alteración del ritmo cardiaco capaz de determinar la fibrilación ventricular y diseñado usualmente para medir e interpretar las señales eléctricas cardiacas, más un generador que emite un pulso de desfibrilación eléctrico del orden de 20-2 julios de energía. Estos instrumentos, sin embargo, sufren normalmente de numerosos inconvenientes que limitan su uso y además son bastante agresivos en su acción terapéutica. Estos inconvenientes incluyen lo siguiente: - como el umbral de desfibrilación eléctrico no es constante, la acción podría ser inefectiva; - en el caso de la taquicardia ventricular sostenida hay el riesgo de errores de interpretación y por lo tanto de indicaciones falsas positivas con la probabilidad de un empeoramiento de la situación; - posible no-reconocimiento de la fibrilación, con la consecuente falta de acción; - acción agresiva en el caso de aplicación de parches epicardiacos, con una mortalidad estadística de 8-10%. - considerable tamaño y peso; - posible lesión miocardiaca por el shock eléctrico; - pronta descarga de la batería; - considerable retraso de la acción; - reducido llenado ventricular por los parches fijados a la pared ventricular. De esta manera, además de la disponibilidad tecnológica, la AICD es también muy difícil de usar. La US-A se refiere a una bomba implantable para la infusión del medicamento, quecontieneunsistemaqueincluyeelcircuito de control de la acumulación y distribución de la medicación que tiene componentes de control que podrían modificarse mediante elementos externos al cuerpo, siendo tratados para controlar la manera de distribuir la medicación dentro de tal cuerpo. Está también disponible el marcapasos coordinado. Los propósitos anteriores son alcanzados según la presente invención por un desfibrilador implantable autopotenciado automático según la reivindicación 1. Considerando que los problemas derivan esencialmente de la dificultad de reconocer la desfribilación ventricular y la imposibilidad de definir fiablemente el umbral del desfribilador eléctrico, se propone un sistema que difiere en términos de estas características esenciales de aquellos que ya están disponibles. Como alternativa al análisis de la señal eléctrica, la fibrilación ventricular puede ser reconocida por la determinación de la detención de la circulación y de la bomba basada en la ausencia del sonido mecánico producido por las contracciones ventriculares. Si la detención de la circulación se determina, hay dos posibles causas, la fibrilación ventricular o la asístole. El aparato propuesto, produce entonces inmediatamente la estimulación ventricular por medio de un marcapasos incorporado. Si la causa es asístole la simulación causa la contracción ventricular, restableciendo así el estado de alerta, la estimulación V V I actúa, si es necesario, o se detiene si el ritmo automático es restablecido. Si por otro lado la causa es la fibrilación ventricular, la estimulación no tiene ningún efecto y después de unas pocas estimulaciones (2-4 máso menos) el instrumento produce su acción de desfibrilación. Esta es la segunda novedad del sistema propuesto. En vez de un shock eléctrico se propone un sistema de perfusión de bolo de medicamentos antiarrítmicos y de antifibrilación o líquidos inertes enfriados. Estos son suministrados bajo una cierta presión dierectamente en la circulación coronaria mediante un catéter en una dirección retrógrada, insertado constantemente en el seno coronario o en una arteria coronaria. Sobre estas bases, el sistema, que se describe en detalle a continuación, consiste en: A) Un implante de generador subcutáneo contenido en una envoltura de metal biocompatible (como el titanio) y que comprende: la unidad de potencia eléctrica; la reserva que puede ser recargada desde el exterior por una aguja hipodérmica; el sistema de propulsión para la infusión del bolo; el V V I o el marcapasos de la demanda dual; un sistema de programación telemétrico para elegir los parámetros del marcapasos (duración y amplitud de los estímulos, frecuencia, percepción, etc.) y los parámetros del bolo (duración y cantidad posible). B) Un catéter introducido intravenosamente que comprende electrodo o electrodos de estimulación; el sensor de detección de ruido de tipo piezo-eléctrico o de cualquier otra clase. C) Un catéter introducido intravenosamente con una abertura interna, para ser conectado al sistema de emisión de bolo. Como puede verse, en contraste con un AICD no se requiere una toracotomía, sino simplemente un implante similar al de un marcapasos normal. Con referencia a la fig. 1 se describirá ahora un ejemplo de un cricuito de bloque para obtener el algoritmo operacional. Se supone una situación monitorizadora de ritmo normal inicial. El catéter 1 se inserta venosamente en el paciente a modo de un electrocatéter de marcapasos normal. El catéter 1 lleva en su cuerpo el electrodo de estimulación 2 y el sensor 3 para percibir el

3 3 ES T3 4 ruido cardiaco. Este ruido es causado por el movimiento del músculo cardiaco o por el flujo sanguíneo durante el bombeo sistólico y corresponde al tono fonocardiográfico inicial. El ruido, que precede a la diástole, no es percibido debido al período refractorio descrito después. La señal eléctrica que se origina a partir del sensor 3 es amplificada por 6 (A en la fig. 1B) para obtener una amplitud suficiente para controlar el circuito 7 (por ejemplo un circuito monoestable) que genera un pulso disparador de características constantes (B en la fig. 1B). Mediante un circuito monoestable 8, esta señal pone en marcha una señal de duración programable a fin espaciar el amplificador 6 a fin de inhibirlo durante el tiempo requerido para no percibir señales causadas por el ruido cardiaco diastólico. La señal B, a partir de 7, es llevada también al marcapasos que la usa para inhibir su generador de operación V V I, en paralelo con la señal G percibida por el catéter del electrodo 2. La señal B de 7 también sincroniza un multivibrador monoestable reactivable 9, que está programado por una señal de longitud suficiente para exceder la suma de 2 ó 3 periodos del generador contenido en el marcapasos. Cuando 9 es reactivable en marcha, las señales B de 7 mantienen su potencia Q al nivel1,impidiendoasílaoperación del circuito de tiempo10quesediseña para empezar con una señal negativa. Los componentes 11 y 12, por lo tanto, permanecen en reposo. El elemento para la programación telemétrica puede ser facilitado en los bloques, 6, 8 y 10, para permitir el ajuste de los parámetros de estimulación y de desfibrilación después del implante. Por ejemplo, puede programarse la frecuencia y la amplitud de los estímulos del marcapasos, la amplificación de la percepción 6, el periodo refractorio 8 y la duración del bolo farmacológico mediante 10; si el marcapasos es del tipo de demanda dual, la frecuencia de intervención superior, en el caso de taquicardia, sería también programable. En la programación del tiempo de 10, puede conectarse un programa externo para hacer el tiempo independiente del circuito automático, para permitir la perfusión continua de la reserva exterior o de la interior. Supongamos ahora que empieza una etapa de fibrilación ventricular. El ruido cardiaco llega a ser un murmullo que no es percibido por el sistema que comprende el sensor 3 y el amplificador 6, tal que el circuito monoestable 7 ya no está sincronizado y ya no emite las señales B. Después del tiempo de ajuste, el marcapasos, que ya no está inhibido por la señal B o por la señal G recibida del electrodo 2, comienza la estimulación mediante 2. Como el músculo cardiaco está en fibrilación, los estímulos no pueden ser efectivos. De esta manera, después del tiempo programado para 9, este multivibrador cambia del estado de 1 a 0 para poner en marcha el temporizador 10. Esto opera el sistema de propulsión 12 para la infusión del bolo de los medicamentos de antifibrilación, siendo este sistema controlado por el actuador 11. Una configuración de este sistema se describe a continuación. El bolo de medicamentos es inyectado en el circuito coronario mediante el catéter tubular 4, que se inserta en el seno coronario o, de no ser así, en la arteria coronaria. La duración de la señal F se ajusta en base a la cantidad de medicamento requerido para detener la fibrilación. Cuando esto pasa, los estímulos emitidos por el marcapasos estimulan el corazón, si no es capaz de comenzar espontáneamente. En cualquier caso (el corazón estimulado o el ritmo espontáneo) las condiciones de monitorización normal son restituidas con la vuelta de las señales de ruido cardiaco B y la señal eléctrica relativa G. Sin embargo, si la detención circulatoria es causada por un bloque AV o un asístole, el marcapasos continúa estimulándolo hasta que se restaura un ritmo espontáneo con mayor frecuencia. En este caso los pulsos de paso eléctricos continúan en D y por lo tanto E permanece en un alto nivel y de esta manera no permite la emisión de su bolo controlado por E, que está siempreen el nivel 0. Se describe ahora una configuración del sistema de infusión para los bolos farmacológicos. Este sistema puede estar en forma de algún sistema mecánico y/o eléctrico capaz de aportar rápidamente una cantidad suficiente de medicamento en la vena. Puede consistir, por ejemplo, en una bomba eléctrica rotatoria (peristáltica o no), una bomba electromagnética lineal o un sistema mecánico elástico, a modo de ejemplo, se ha elegido un sistema hidroneumático, que puede dar lugar a una reducción del tamaño y peso del implante, puesto que requiere una peueña energía eléctrica y permite que la batería sea usada casi exclusivamente por el circuito de estimulación y monitorización, con la mera adición de una pequeña válvula solenoide. La fig. 2 muestra una configuración de tal aparato. La colocación de los distintos componentes de lapartedeemisión del bolo, mostrada en la figura, puede usarse actualmente en la práctica; sin embargo, los componentes pueden ser también agrupados y colocados de una manera que reduzca las dimensiones del implante. En la figura, se muestra el puerto de acceso 16 para el necesario llenado de la reserva de medicamento 21 separado de la estructura de reserva. Esta disposición puede usarse en la práctica puesto que hace que el punto para el llenado de inyección sea más fácilmente reconocible desde el exterior. Alternativamente, el puerto 21 puede ser localizado sobre la estructura del sistema 13 en una posición que se corresponde con la reserva 21, de tal manera que se proyecte desde la estructura del sistema implantado y que sea fácilmente localizable bajo el cutis. Sobre esta base puede verse que el sistema descrito comprende esencialmente el sistema hidroneumático 13, el puerto de acceso 16 para el llenado y la válvula solenoide 19 para la emisión del bolo. El sistema 13 se compone de una cápsula, que puede constar, como se ve en la figura, de dos vainas soldadas juntas de tal manera que contengan en su centro una membrana flexible 14, que en la figura se muestra, a modo de ejemplo, como una placa elástica delgada de metal biocompatible (tal como 316 acero inoxidable) hecho flexi- 3

4 ES T3 6 ble por la presión de ondulación. Puede ser sin embargo de materiales plásticos elásticos (látex, goma de silicona o similares). La cámara debe ser de ensamblaje sellado. La parte 22 del sistema contiene un gas inerte comprimido a una presión suficiente para superar la resistencia del circuito externo para ser aportado con el bolo farmacológico. Este gas es aportado a través de un tubo 20 que es rígido con la cámara 22 y está herméticamente sellado después del llenado. La cámara 21 es llenada con el medicamento hasta el punto de superar la presión del gas presente en 22 desplazando la membrana flexible hacia la pared exterior de 22. Los elementos siguientes están conectados a la cámara 21, ya sea directamente o mediante tubos: el puerto de acceso 16 con una válvula no retornable unidireccional conectada en serie para evitarqueelflujodelíquido vuelva al puerto y la válvula solenoide 19 (controlada por el circuito 11 de la fig. 1) que mediante su tiempo de apertura determina la cantidad de bolo inyectado. La puerta 16 es construida sobre las bases estándar, a modo por ejemplo del puerto de acceso para la inyección de líquidos anestésicos para la analgesia, es decir, una pieza de resina vinculada a un disco de metal y una membrana de cierre de goma autosellada para formar una precámara pequeña 17 conectada a la cámara 21 mediante el tubo y la válvula de no retorno 1. El relleno se hace mediante una aguja percutánea a través de la goma 18. El sistema, construido de esta manera, es simple y no requiere energía eléctrica y en añadidura es en la práctica recargable desde el exterior. El procedimiento de relleno también reajusta la posición de la membrana 14 tal que todavía está activa la presión del gas. El relleno se hace mediante un sistema que comprende una aguja hipodérmica, que perfora la membrana de puerto 18 y se conecta a un vaso que contiene el líquido farmacológico a una presión algo mayor que la del gas en la cámara 22. El sistema detiene automáticamente la aportación cuando la presión alcanza el valor que indica el máximo relleno de 21. La reserva 13 puede ser diferente forma que la formar transversal circular mostrada en el ejemplo para la simplificación de la representación. La salida de la válvula solenoide 19 debe ser conectada al catéter que ha de ser insertado en el seno coronario o si no en la circulación coronaria. Este catéter debe tener las siguientes características (ver fig. 3): a) Pequeñas dimensiones para permitir la fácil colocación; un diámetro de entre 1 y 3 mm para el tubo 23 puede ser aceptable. b) Su parte distal posiblemente, pero no indispensablemente, comprendería un sistema que evita que el flujo sanguíneo vuelva al interior del catéter, para evitar la formación de trombos que podrían obstruirlo, a cuyo respecto, en adición a este sistema mecánico, el medicamento farmacológico antiarrítmico puede ser mezclado con heparina o similares. Un ejemplo no limitativo de una colocación posible se muestra en la fig. 3, en la que el tubo 23 lleva una pieza final que dirige el líquido hacia el exterior a través de los agujeros 2 y 26. Una cápsula elástica delgada (por ejemplo de látex o material similar) es acomodada pegando su parte próxima sobre la pieza final 24, comprendiendo la cápsula en su parte distal un agujero que está hecho de tal forma que no está normalmente en contacto con los agujeros en la pieza final 24. Cuando se emite el líquido presurizado, su presión mueve la cápsula elástica hacia delante tal que los agujeros 26 y 28 se comunican, para permitir que el líquido salga. Cuando está ensuposición de descanso, la sangre es incapaz de entrar. c) Inmediatamente hacia arriba de la salida distal del catéter puede preverse, para los propósitos de la invención, un sistema que bloquee los vasos en los que se introduce el catéter de manera que el líquido del bolo sea incapaz de fluir hacia atrás en el vaso, pero es inyectado solamente en la circulación coronaria. Esto podría tener la forma de una parte del catéter que tiene en su pared agujeros 29 cubiertos con una manga elástica 30 de tal espesor que la presión ejercida por el sistema de inyección es suficiente para inflar este segmento en la forma de un globo. El sistema descrito completamente puede estar contenido en una única cubierta sobre la que están previstas las conexiones para el electrocatéter de estimulación y el sensor y para el catéter de infusión del bolo. Esto, sin embargo, no es esencial para el propósito de la invención, que puede ser construida en forma de dos o más unidades juntas. La fig. 4 muestra como los 2 catéteres pueden ser insertados en el corazón a través del sistema venoso, como en el caso de un implante de un marcapasos normal

5 7 ES T3 8 REIVINDICACIONES 1. Desfibrilador implantable autoenergético automático con una estructura que contiene una reserva recargable (13) para un medicamento o una solución que han de ser inyectados y un catéter flexible (4) para inyectar el medicamento que se conecta a la salida de dicha reserva (13) caracterizado porque comprende: - elementos (3) insertados en un catéter introducido intravenosamente (1) para determinar los parámetros que indican la presencia de la fibrilación ventricular; - elementos (3) para recibir e interpretar la señal transmitida por medio de dichos elementos (3) para determinar dichos parámetros que permiten que sea detectada la fibrilación; - elementos (12) para inyectar el medicamento a partir de dicha reserva (13) mediante dicho catéter flexible (4) a una presión predeterminada y activada por los elementos de detección de fibrilación (6-11) para la detección de la fibrilación, en donde dicho catéter flexible (4) es adaptado para la inserción en el sistema de circulación coronaria a través del seno coronario y está provisto en la proximidad de su extremo distal de un mecanismo (29-30) para evitar el flujo hacia atrás, hacia la cavidad cardiaca del medicamento inyectado en el seno coronario, para alcanzar una circulación artificial en la región coronaria. 2. Desfibrilador como se reivindica en la reivindicación 1, caracterizado porque dichos elementos (3) para determinar los parámetros que indican la presencia de la fibrilación ventricular, constan de un sensor para percibir el ruido cardiaco, detectando dichos elementos (6-11) el estado de fibrilación, para activar consecuentemente los elementos de inyección del medicamento (12), si el ruido cardiaco estuviese ausente. 3. Desfibrilador como se indica en la reivindicación 1, caracterizado porque dichos elementos (3) para determinar los parámetros que indican la presencia de la fibrilación ventricular constan de uno o más transductores de flujo y/o presión y/o transductores de otros parámetros que indican la presencia de la fibrilación ventricular, detectando dichos elementos (6-11) el estado de fibrilación para activar consecuentemente los elementos de inyección de medicamento (12) en el caso de la ausencia o minimización de dichos parámetros. 4. Desfibrilador como se reivindica en una o más de las reivindicaciones precedentes, caracterizado porque dicho catéter de inyección de medicamento flexible (4) está provisto en su extremo de un mecanismo de no-retorno (24-27) que evita que vuelva el flujo sanguíneo hacia atrás en el catéter.. Desfibrilador como se reivindica en la reivindicación 4, caracterizado porque dicho mecanismo de no-retorno comprende una pieza final (24) con dos agujeros colocados en V (2, 26) insertados en el final distal del catéter (23) y una cápsula elástica (27) con su parte próxima fijada sobre dicho final de pieza (24) y su parte distal provista de un agujero de salida central (28) que comunica con los agujeros (2, 26) de la pieza final (24) cuando la cápsula (27) está sujetaala presión del medicamento durante la inyección y es interceptada en ausencia de presión. 6. Desfibrilador como se reivindica en la reivindicación 1, caracterizado porque dicho mecanismo (29, 30) para evitar que vuelva hacia la cavidad cardiaca el flujo del medicamento inyectado en el seno coronario comprende un mango elástico (30) dispuesto sobre una pluralidad de agujeros en el catéter (4) para deformarse de la manera de un globo bajo la presión del medicamento durante su inyección. 7. Desfibrilador como se reivindica en la reivindicación 1, caracterizado porque dichos elementos para inyectar el medicamento a una presión predeterminada comprenden una membrana flesible (14) que divide la reserva (13) en una primera cámara (21) para el medicamento y una segunda cámara (22) para un gas inerte biológicamente bajo una presión predeterminada y una válvula solenoide (19) que está conectada entre dicha primera cámara (21) de la reserva (13) y el catéter de inyección flexible. 8. Desfibrilador como se reivindica en la reivindicación 7, caracterizado porque dicha primera cámara (21) de la reserva (13) se conecta mediante una válvula de no-retorno unidireccional (1) a un puerto de acceso (16) provisto de un diafragma de goma (18) para ser perforado por una aguja percutánea para permitir que dicha cámara (21) sea rellenada con dicho medicamento desde el exterior a una presión predeterminada. 9. Desfibrilador como se reivindica en la reivindicación 8, caracterizado porque dicho puerto de acceso (16) está separado de la reserva (13) para permitir su colocación para ser optimizado. 10. Desfibrilador como se reivindica en la reivindicación 1, caracterizado porque dichos elementos de inyección del medicamento (12) consistenenunabombaeléctrica. 11. Desfibrilador como se reivindica en una o más de las reivindicaciones precedentes, caracterizado porque dichos elementos (6-11) para recibir e interpretar la señal transmitida por los elementos (3) para determinar los parámetros que indican la presencia de la fibrilación ventricular y para activar los elementos de inyección (12), comprenden un aplificador de entrada (6) para la señal de los elementos para determinar el estado de circulación, un circuito multivibrador monoestable reactivable (9) que recibe los pulsos de disparador a partir de un circuito monoestable (7), un circuito temporizador (10) controlado por un multivibrador (9) para determinar el tiempo de inyección del medicamento y un amplificador de salida (11) para la señal de operación temporizada. 12. Desfibrilador como se reivindica en la reivindicación 11, caracterizado porque mientras la fibrilación no se detecta, el amplificador de salida (11) y los elementos de inyección del medicamento (12) están en reposo. 13. Desfibrilador como se reivindica en las rei-

6 9 ES T3 10 vindicaciones 11 y 12, caracterizado porque dichos elementos para recibir e interpretar la señal transmitida por los elementos (3) para determinar los parámetros que indican la presencia de la fibrilación ventricular (8) comprenden un circuito monoestable (8) conectado en paralelo con el circuito de sincronización monoestable (7), comprenden un circuito de sincronización monoestable (7) para el multivibrador (9) para generar una señal para inhibir el amplificador de entrada (6) durante un tiempo correspondiente al del ruido diastólico cardiaco. 14. Desfibrilador como se reivindica en la reivindicación 13, caracterizado por comprender un estimulador cardiaco () de V V Y o del tipo de demanda dual provisto de un electrodo de estimulación y percepción (2) contenido en un catéter introducido transversalmente, estando conectado el estimulador cardiaco a la salida del circuito monoestable (7) para permitir la inhibición de su generador de operación V V Y por la señal de sincronización a partir de dicho circuito monoestable (7), estando programado dicho circuito multivi brador (9) para una señal de duración que excede 2ó 3 periodos del generador de estimulador cardiaco, tal que su salida inhibe dicho temporizador (10). 1. Desfibrilador como se reivindica en la reivindicación 14, caracterizado porque dicho sensor determinante (3) y los electrodos de estimulación cardiaca (2) son insertados en el mismo catéter introducido transversalmente (1). 16. Desfibrilador como se reivindica en las reivindicaciones 14 ó 1, caracterizado por comprender un sistema para la programación telemétrica de los parámetros de los elementos (6, 11) para recibir e interpretar la señal transmitida por los elementos de determinación (3) de los parámetros que indican la presencia de la fibrilación ventricular para el propósito de detectar la fibrilación y activar los elementos de inyección del medicamento (12), es decir la amplificación de la señal recibida, la duración de la señal para inhibir el amplificador de entrad y el tiempo de operación de los elementos de inyección del medicamento (12) NOTA INFORMATIVA: Conforme a la reserva del art del Convenio de Patentes Europeas (CPE) y a la Disposición Transitoria del RD 2424/1986, de 10 de octubre, relativo a la aplicación del Convenio de Patente Europea, las patentes europeas que designen a España y solicitadas antes del , no producirán ningún efecto en España en la medida en que confieran protección a productos químicos y farmacéuticos como tales. Esta información no prejuzga que la patente esté o no incluída en la mencionada reserva. 6

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