ES2303812T3

ES2303812T3 - Aparato para tratar organismos vivos y reducir la carga cardiaca.

Info

Publication number: ES2303812T3
Application number: ES00117449T
Authority: ES
Inventors: Larry V. Lapanashvili; Christian Sturzinger
Original assignee: Cardiola Ltd
Current assignee: Cardiola Ltd
Priority date: 1999-08-20
Filing date: 2000-08-11
Publication date: 2008-09-01
Anticipated expiration: 2020-08-11
Also published as: BR0013470A; KR20020038732A; DE60038341T2; CN1376078A; AU7275600A; CN100358597C; JP4298197B2; US6832982B1; RU2291723C2; CN1768874A; TW568769B; EP1078649A1; US20050090867A1; KR100742676B1; WO2001013990A9; WO2001013990A1; DE60038341D1; US6450942B1; EP1078649B1; MXPA02001791A

Abstract

Aparato para el tratamiento de un mamífero u otro organismo vivo que tiene un corazón, un ritmo cardiaco que comprende ondas Q, R, S y T que se repiten periódicamente de un electrocardiograma y un sistema vascular periférico, presentando dicho electrocardiograma un ritmo cardiaco QRSTQ repetitivo que tiene una duración de la sístole Q-T, una duración de la diástole T-Q y una longitud de trayectoria R-R, teniendo dicho organismo una frecuencia cardiaca y una presión sistólica resultantes de la acción del corazón, comprendiendo el aparato medio para medir el ritmo cardiaco, medio para aplicar señales de estimulación eléctrica a dicho mamífero u otro organismo vivo a uno o más músculos esqueléticos o lisos asociados con dicho sistema vascular periférico por un procedimiento no invasivo o invasivo en sincronización con el ritmo cardiaco en un modo de contrapulsación, produciendo dichas señales de estimulación eléctrica pulsaciones de presión en el sistema vascular periférico, medio para determinar, en cada ritmo cardiaco que se repite periódicamente, un momento que se corresponde con un final de cada onda T, un medio para variar al menos un parámetro de dichas señales de estimulación eléctrica, un medio para iniciar dicha estimulación eléctrica por señales de estimulación activadas en una ventana que está dentro de un ámbito comprendido entre el 5% de la longitud de la trayectoria R - R antes del final de la onda T y el 45% de la longitud de la trayectoria R - R después del final previsto de la onda T, y un medio para seleccionar la duración de las señales de estimulación para que se corresponda con un tiempo equivalente a entre el 10 y el 25% de la duración de la diástole T - Q.

Description

Aparato para tratar organismos vivos y reducir la carga cardiaca.

La presente invención se refiere a un aparato para el tratamiento de mamíferos y otros organismos vivos que tienen corazón y un sistema vascular periférico, concretamente un ser humano, para el logro de la reducción de una carga cardiaca y una variedad completa de otros tratamientos y beneficios asociados.

Para ayudar al entendimiento de la invención es necesario primero considerar el trabajo del corazón humano y la técnica anterior conocida en este campo.

La condición del corazón humano se mide frecuentemente por medio de un electrocardiograma, las trazas de salida típicos que se obtienen pueden, por ejemplo, observarse en la Figura 1. Un electrocardiograma es básicamente un registro de la secuencia de las ondas eléctricas generadas en cada latido cardiaco y los diferentes picos del electrocardiograma típico se designan usualmente por las letras P, Q, R, S y T. La así llamada trayectoria R-R, es decir, el tiempo entre dos picos R representa un ciclo del corazón y normalmente equivale a aproximadamente 1
segundo.

Es de interés especial no solamente la trayectoria R-R que corresponde a la frecuencia del corazón o la frecuencia del pulso, sino preferentemente también la trayectoria Q-T que reproduce el rendimiento del trabajo del corazón, llamado la sístole. El resto de la trayectoria equivalente a R-R menos Q-T, es decir T-Q representa efectivamente el tiempo de recuperación del corazón en cada latido cardiaco, llamada diástole. La operación del corazón humano se trata más adelante con mayor detalle haciendo referencia a las Figuras 1A, 1B y 1C.

Frecuentemente, los cardiólogos se refieren al concepto de carga cardiaca que es proporcional a la frecuencia del pulso cardiaco, es decir, a la frecuencia de las ondas R-R medida en latidos cardiacos por minuto, multiplicada por la presión sanguínea sistólica medida en milímetros de mercurio.

Se han propuesto y utilizado muchos tratamientos de la técnica anterior que afectan al sistema cardiovascular de los seres humanos. Son bien conocidos entre dichos sistemas los procedimientos y aparatos electrofisiológicos que, por ejemplo, utilizan estimulación eléctrica para producir contracciones musculares que dan como resultado el funcionamiento y entrenamiento de los músculos. Las contracciones y estiramientos causados por la estimulación eléctrica mejoran el flujo sanguíneo a través de los músculos y mejoran la calidad del músculo sin esfuerzo sobre la parte del paciente que esta siendo tratada.

Las interacciones electrofisiológicas con cuerpos vivos en general, y seres humanos en particular, pueden clasificarse en dos grupos principales, a saber interacciones electrofisiológicas asíncronas y cardiosincronizadas.

Los procedimientos y aparatos electrofisiológicos asíncronos operan utilizando la electroestimulación en la cual la estimulación se sincroniza de acuerdo con algún ritmo impuesto externamente, pero esta sincronización no se sincroniza con la frecuencia del pulso cardiaco. Ejemplos conocidos de procedimientos y aparatos electrofisiológicos asíncronos incluyen:

-: neuroestimulación y estimulación neuromuscular y muscular directa mediante electroestimuladores, con equipos que están disponibles en Medicompex SA, Valmed SA, Nemectron GmbH y EMPI Inc. entre otros,

-: el uso de electroestimulación para la terapia del dolor, con equipos disponibles en Medtronic Inc. entre otros,

-: electroestimulación para terapia de control de temblor activo, para el cual Medtronic Inc., entre otros, suministra equipos, y

-: electroestimulación para control urinario, de nuevo con aparatos ofertados por, por ejemplo, Medtronic Inc., tal como el producto de Company's Interstim.

Todos los procedimientos de estimulación asíncrona anteriores ciertamente brindan beneficios a las áreas que están siendo tratadas, pero dan como resultado un incremento de la carga cardiaca cuando se compara con una situación normal, es decir, sin electroestimulación. Hasta se sabe que esta carga cardiaca incluye un riesgo inherente de producir arritmia o problemas cardiacos, cuando la electroestimulación se aplica cerca del corazón sobre músculos del pecho y especialmente sobre el hemitorax izquierdo.

Un sumario útil de la terapia con estimulación eléctrica se encuentra en las páginas 3 y 4 del "Manual de Usuarios" producido por Valmed SA en relación a su Microstim (marca comercial registrada), estimulador neuromuscular P4 Physio Model, editado en 11/96.

La otra categoría básica de las técnicas electrofisiológicas, a saber los procedimientos y aparatos electrofisiológicos cardiosincronizados, comprenden procedimientos mediante los cuales se predetermina la frecuencia del pulso cardiaco por medio de un sensor y la estimulación se aplica a un ritmo en cualquier momento dentro de la frecuencia del pulso cardiaco y se sincroniza con la frecuencia del pulso cardiaco.

Dichos procedimientos y aparatos cardiosincronizados pueden subdividirse en dos clases, a saber, el modo de simpulsación y el modo de contrapulsación.

En el modo de simpulsación de una electroestimulación cardiosincronizada de los músculos los impulsos eléctricos se sincronizan con la frecuencia del pulso cardiaco de manera que el corazón y el músculo estimulado se contraigan al mismo tiempo, es decir, en fase de sístole el corazón se contrae y el músculo estimulado se contrae. En la fase de diástole el corazón se relaja y el músculo se relaja.

En el modo de contrapulsación de una electroestimulación cardiosincronizada de músculos los impulsos eléctricos se sincronizan de manera tal respecto de la frecuencia del pulso cardiaco que el corazón y el músculo estimulado se contraen en oposición entre si, es decir, en la fase de sístole el corazón se contrae y el músculo estimulado se relaja, en la fase de diástole el corazón se relaja y el músculo estimulado se contrae.

Los ejemplos conocidos de dichos procedimientos/equipos electrofisiológicos cardiosincronizados incluyen:

-: marcapasos cardiosincronizado, marcapasos antitaquicardia y desfibriladores, que se encuentran, por ejemplo, de nuevo disponibles en Medtronic Inc.,

-: cardiomioestimuladores, también disponibles en Medtronic Inc.,

-: procedimientos y aparatos de contrapulsación por globo intraaórtico,

-: cirugía cardiomioplástica para conglomerados de músculos cardiacos asistida por electroestimulación cardiosincronizada,

-: procedimiento de contrapulsación de aorta externo en el cual la aorta se une mediante injerto músculo-aponeurótico, con su extremo libre biseccionado para movilizar un sector de la aorta, como se revelas en la patente, SU 1509045 A y en el documento en idioma Inglés de L.V. Lapanashvili, titulado "Automuscolar System of Assisted Circulation for Surgical Correction of Cardiac Failure" ("Sistema Automuscular de Circulación Asistida por Corrección Quirúrgica de la Falla Cardiaca") publicado en "II Cuore" Rivista de Cardiocirugía y Cardiología, Vol. IX, n.1, Enero/Febrero 1992, páginas 5 a 27.

Los marcapasos y desfibriladores son bien conocidos y se insertan en el cuerpo del paciente mediante una operación quirúrgica. También requieren su reemplazo a intervalos regulares. Esta clase de dispositivo es por lo tanto una técnica quirúrgica invasiva y ciertamente estimula los músculos cardiacos directamente y no actúa en el sistema vascular periférico.

Un cardiomioestimulador opera tomando una señal del corazón y utilizándola para estimular otro músculo en sincronismo con el latido del corazón.

La técnica quirúrgica utilizada en conjunción con un cardiomioestimulador se denomina cardiomioplastia y se describe, por ejemplo, en el libro "Transformed Muscle for Cardiac Assist and Repair" ("Músculo Transformado por Ayuda y Reparación Cardiaca") editado por Ray C.J. Chiu, Ivan M. Bourgeois, Bakken Research Center Series, Volumen 2, Capítulo 21, páginas 231 a 233.

El procedimiento de la cardiomioplastia consiste el arrollamiento de un músculo esquelético alrededor del corazón y la estimulación de éste músculo arrollado alrededor de manera sincronizada con las contracciones cardiacas, es decir, en el modo de simpulsación, con lo que se forma un conglomerado de muscular cardiaco que ayuda a la función de bombeo cardiaco. A modo de ejemplo, un cardiomioestimulador suministrado por Medtronic Inc., como el modelo SP1005, es un sistema de dos canales que consta de un canal de marcapasos cardiaco y un canal de mioestimulación coordinados por un circuito de sincronización. El marcapasos cardiaco consta de un amplificador de detección, que monitoriza la frecuencia cardiaca intrínseca y una etapa de salida, que estimula el corazón tan pronto como cae la frecuencia cardiaca por debajo de un valor programado. El evento cardiaco puede detectarse o iniciarse mediante el dispositivo, como en el marcapasos sincronizado, pero además también activa el circuito de sincronización. Las señales activadoras se procesan a través de un divisor programable, que permite diferentes frecuencias de contracción del músculo arrollado alrededor del corazón dentro del conglomerado muscular cardiaco. Seguidamente, se inicia un retraso de la onda R después de lo cual se activa el mioestimulador. Este envía una ráfaga de impulsos, que se inician típicamente al final de la onda R y termina típicamente al final de la onda T, al músculo envolvente a través de un par de conductores de activación muscular lo que da lugar a la contracción del conglomerado muscular cardiaco y es también un procedimiento invasivo.

La contrapulsación del globo intraaórtico es una técnica quirúrgica invasiva complicada de alto riesgo que solo se utiliza con pacientes de enfermedad terminal. Implica la inserción de un globo en la aorta que es bombeado y evacuado de acuerdo con el ritmo cardiaco de manera que, cuando se infla, el globo genera una onda de contrapresión que mejora el flujo sanguíneo a través de los vasos sanguíneos coronarios e incrementa de esta manera el suministro de oxígeno al corazón y mejora optimistamente sus condiciones

El procedimiento de contrapulsación externa de la aorta también es una forma de cirugía mioplástica y utiliza la electroestimulación cardiosincronizada de músculos esqueléticos arrollados alrededor de la aorta y, cuando se opera en el modo de contrapulsación, da lugar a un incremento de la circulación sanguínea coronaria en la fase diastólica con una disminución en consecuencia de la carga cardiaca. El documento antes mencionado de Lapanashvili L.V. en "II Cuore", informa de un 28% de incremento de circulación sanguínea coronaria. Sin embargo se entenderá que esta es una operación quirúrgica gravemente invasiva utilizada solamente en casos críticos y por lo tanto de aplicación limitada.

Todos los procedimientos electrofisiológicos cardiosincronizados anteriores que utilizan estimulación en el modo de simpulsación no dan lugar a un cambio significativo de la carga cardiaca cuando se comparan con la carga cardiaca de la misma persona sin estimulación. Los procedimientos de contrapulsación descritos hasta ahora, todos implican cirugía invasiva. Sin embargo, existen algunos otros procedimientos de contrapulsación citados en la literatura que son esencialmente no invasivos y se basan en las terapias denominadas de bota neumática.

Dichas botas neumáticas o botas de compresión, por ejemplo, la bota hecha por Circulator Boot Corporation, no utilizan la electroestimulación, sino que, en su lugar, aplican pulsaciones de presión neumáticamente a la parte inferior de la pierna del paciente. Más específicamente, este equipo aplica compresión neumática a la parte inferior de la pierna del paciente y esta aplicación de presión se sincroniza con el ritmo cardiaco. El producto Circular Boot se conoce por ser una bota de compresión neumática cardiosincronizada no invasiva que comprime neumáticamente partes seleccionadas de las extremidades del cuerpo, por ejemplo la parte inferior de la pierna, antes de la sístole cardiaca y la intención primaria es mejorar el flujo arterial en la pierna.

Las indicaciones para las cuales la Circulator Boot puede proporcionar el tratamiento son el flujo arterial escaso en la pierna, diabetes, insuficiencias arteriales, enfermedades venosas, linfedema, etc.

Los fabricantes afirman, en su página local del 29/6/99, que la terapia con la Circulator Boot incrementa el volumen del latido disminuyendo la poscarga mientras que, al mismo tiempo, disminuye el trabajo cardiaco y mantiene o incrementa la perfusión coronaria. El hecho de que la Circulator Boot tiene algún efecto en el corazón puede verse en las declaraciones de la página local citada en donde se afirma, por ejemplo, que "las mediciones anecdóticas que proporcionan evidencia del beneficio cardiaco han incluido: reducción de la sonoridad de los soplos de insuficiencia mitral; ampliación de la traza del pulso periférico con el bombeo en la pierna durante la sístole; estrechamiento de la traza con el bombeo diastólico final; elevación de la escotadura dicrótica con el bombeo sistólico y disminución del mismo con el bombeo diastólico final y, en pacientes con catéter Swann-Ganz en posición, disminución gradual de la presión e incremento del rendimiento cardiaco".

También se debe hacer referencia al documento US-A-4.541.417. Esta referencia describe un acrecentador coronario en fárma de aparato para el tratamiento de mamíferos y otros organismos vivos que tienen corazón, un ritmo cardiaco que comprende las ondas Q, R, S y T de un electrocardiograma repetidas periódicamente y un sistema vascular periférico, presentando dicho electrocardiograma un ritmo cardiaco de QRSTQ repetitivo que tiene una duración de la sístole de Q - T, una duración de la diástole de T - Q y una duración de trayectoria de R - R, teniendo dicho organismo un ritmo cardiaco y una presión sistólica resultantes de la acción del corazón, comprendiendo el aparato medios de medición del ritmo cardiaco, medios de aplicación de señales de estimulación eléctricas a dicho mamífero u otro organismo vivo a uno o más músculos esqueléticos o lisos asociados con dicho sistema vascular periférico por un procedimiento no invasivo o invasivo en sincronización con el ritmo cardiaco en el modo de contrapulsación, produciendo dichas señales de estimulación eléctricas pulsaciones de presión en el sistema vascular periférico, medios para la determinación, para cada ritmo cardiaco que se repite periódicamente, un tiempo que se corresponde con un final de cada onda T, y medios para variar al menos un parámetro de dicha estimulación
eléctrica.

Finalmente, se hace referencia a la patente georgiana 336 del presente inventor L.V. Lapanashvili que describe la estimulación de músculos de una técnica externa no invasiva en el modo de simpulsación y contrapulsación. Este documento describe la estimulación de los músculos del pecho, cerca del corazón, en el modo de simpulsación y establece que "descarga el corazón y permite incluso que los músculos del pecho estén situados cerca del corazón a estimular". Así, aquí, la descarga del corazón se ha logrado estimulando el músculo del pecho en el modo de simpulsación. La patente establece que el régimen de contrapulsación se utiliza más frecuentemente, pero cuando se colocan los electrodos en el pecho, es decir, cerca del corazón, se utiliza el régimen de simpulsación.

Un objetivo principal de la presente invención es proporcionar un aparato aplicable casi universalmente mediante el cual puede lograrse un grado substancial de descarga cardiaca mediante estimulación invasiva o no invasiva apropiada del paciente que puede aplicarse prácticamente sin limitación de tiempo y en particular sin limitación alguna de los músculos a estimular, con la excepción del propio músculo cardiaco.

Además, un objetivo de la presente invención es proporcionar un aparato que es totalmente inofensivo y que puede utilizarse no solamente para la prevención y rehabilitación del infarto coronario e insuficiencia cardiaca, sino también para la estimulación de músculos neuromuscular o directa, lo que da lugar a contracciones musculares visibles o no visibles, para el desarrollo de la potencia o resistencia muscular, modelado corporal, tratamiento de lipólisis y similares.

Otro objetivo de la presente invención es proporcionar un aparato que puede ser utilizado en la estimulación antidolor muscular neuro-neuromuscular o directa incluso la estimulación nerviosa eléctrica transcutánea (frecuentemente denominada TENS) así como en muchas otras aplicaciones de medicina estética y curativa.

Con objeto de satisfacer este objetivo se provee, de acuerdo con la invención, un aparato para el tratamiento de mamíferos u otros organismos vivos que tengan un corazón, un ritmo cardiaco que comprende la repetición periódica de ondas Q, R, S y T de un electrocardiograma y un sistema vascular periférico, presentando dicho electrocardiograma un ritmo cardiaco QRSTQ repetitivo que tiene una duración de la sístole de de Q - T, una duración de la diástole de T - Q y una longitud de trayectoria de R - R, teniendo dicho organismo una frecuencia cardiaca y una presión sistólica resultantes de la acción del corazón, comprendiendo el aparato medios de medición del ritmo cardiaco, medios para la aplicación de señales de estimulación eléctricas a dichos mamíferos u otros organismos vivos en uno o más músculos esqueléticos o lisos asociados con dicho sistema vascular periférico mediante un procedimiento no invasivo o invasivo en sincronización con el ritmo cardiaco en un modo de contrapulsación, produciendo dichas señales de estimulación eléctricas pulsaciones de presión en el sistema vascular periférico, medios para la determinación, para cada ritmo cardiaco que se repite periódicamente, un tiempo que se corresponde con un final de cada onda T, medios para variar al menos un parámetro de dicha estimulación eléctrica, medios para iniciar dicha estimulación eléctrica mediante señales de estimulación activadas en una ventana temporal que está dentro del rango de entre el 5% de la longitud de la trayectoria antes del final de la onda T y el 45% de la longitud de la trayectoria de R - R después del final previsto de la onda T y medios para seleccionar la duración de las señales de estimulación para que se corresponda con un tiempo equivalente a entre el 10 y el 25% de la duración de la diástole de T - Q.

Se advierte que la ventana temporal especial para activar las señales de estimulación y la duración de las señales de estimulación no se revelan en el documento US-A-4.541.417 antes mencionado.

La invención se basa en el descubrimiento totalmente sorprendente de que es posible, optimizando las pulsaciones de presión producidas en el sistema vascular periférico de un paciente por medio de un procedimiento no invasivo en sincronización con el ritmo cardiaco en el modo de contrapulsación, asegurar una reducción optimizada de la frecuencia del pulso del paciente y con ello una reducción neta significativa y en verdad altamente significativa, de la carga cardiaca. Este es un descubrimiento particularmente sorprendentemente porque no es totalmente evidente que una estimulación totalmente no invasiva de, por ejemplo, un músculo de la pierna, en solo una de las muchas ramificaciones periféricas del árbol cardiovascular, sea siempre capaz de incrementar el flujo sanguíneo coronario y de reducir la carga cardiaca en una cantidad significativa. En realidad es totalmente sorprendente que el grado de reducción de la carga cardiaca logrado en pruebas sea similar al logrado en el colgajo muscular extra-aórtico peligroso y totalmente invasivo arrollado alrededor de la aorta con ayuda de la electroestimulación. Se apreciará que estas últimas técnicas actúan directamente en una ubicación de la aorta, el tronco principal del árbol cardiovascular, mientras que la invención actúa externamente en solo una de las muchas ramificaciones del sistema vascular periférico.

Más específicamente, se ha descubierto que, estableciendo correctamente las pulsaciones de presión de un paciente individual, surge un tipo de fenómeno resonante que puede ser explotado, de modo que una pequeña perturbación del sistema vascular periférico conduce a una reducción optimizada de la frecuencia del pulso y a través de esto una reducción neta de la carga cardiaca. Es particularmente favorable que la reducción de la frecuencia del pulso también sea acompañada por una reducción de la presión sistólica de modo que se logra un efecto muy pronunciado con respecto a la carga cardiaca mediante solo una pequeña perturbación de únicamente una ramificación periférica del árbol cardiovascular. En pacientes con presión sanguínea normal existe solo una pequeña reducción de la presión sanguínea, pero una gran reducción en la frecuencia del pulso. En pacientes con elevada presión sanguínea la reducción de la presión sanguínea es pronunciada, pero la reducción de la frecuencia cardiaca es menor. El aparato de la invención pueden utilizarse, a saber, para la estimulación de cualquier músculo liso o esquelético en el cuerpo, que no sea el músculo cardiaco y dará lugar a un efecto benéfico de descarga cardiaca significativa como se describió anteriormente.

Visto de otra manera, la invención permite la implementación de un procedimiento para lograr una reducción en la carga cardiaca en un cuerpo vivo que tiene un corazón, tal como un mamífero y especialmente un ser humano, midiendo el ritmo cardiaco y produciendo pulsaciones de presión en el sistema vascular periférico en sincronización con el ritmo cardiaco en el modo de contrapulsación para producir una reducción optimizada de la frecuencia del pulso y con ello una reducción neta en la carga cardiaca, siendo la carga cardiaca una función de la frecuencia del pulso y de la presión sistólica.

A diferencia de una bota neumática, el aparato de la presente invención puede hacerse extremadamente ligero, compacto y portátil y puede ser llevado por el usuario en el curso de su vida normal diaria sin limitación significativa alguna de la movilidad y estilo de vida del paciente. Los medios para medir el ritmo cardiaco pueden comprender fácilmente un detector no invasivo en alguna posición discreta sobre el cuerpo del paciente ya que el detector solo tiene que proveer una señal básica que permita la sincronización del aparato de estimulación en el modo de contrapulsación.

Para asegurar la movilidad del paciente, este aparato de estimulación es convenientemente un aparato de electroestimulación que puede estar alimentado por una pequeña batería portada por el paciente. Las necesidades energéticas no son excesivamente altas porque, como se anotó anteriormente, el aparato básicamente solo impone una perturbación en el sistema vascular periférico del paciente y el efecto de esta perturbación se mejora efectivamente mediante un fenómeno que no se entiende en su totalidad, pero que puede estar relacionado con un fenómeno resonante donde una pequeña perturbación produce un gran efecto.

Este fenómeno resonante puede explicarse como sigue:

Durante la diástole surge un cambio dinámico del nivel de presión de la sangre expelida del corazón y la reflexión parcial o total de dos diferentes ondas de presión, que se propagan simultáneamente desde diferentes lugares en direcciones opuestas. La sangre expelida del corazón se origina en la contracción del corazón durante la sístole e implica una velocidad del flujo sanguíneo inferior a 1 metro por segundo.

La primera onda de presión considerada durante la diástole es inducida por la sangre eyectada por el corazón, es decir, por la apertura de la válvula cardiaca y la onda de presión resultante se propagan a mucha mayor velocidad - típicamente unos 4 a 7 metros por segundo - desde la válvula cardiaca a través del sistema arterial. Esta primera onda de presión se refleja parcialmente en una contracción muscular inducida. La parte no reflejada de la onda de presión se propaga a través de los vasos sanguíneos capilares y arteriales del músculo en el sistema venoso. Sin embargo, la onda de presión reflejada se propaga en el sistema arterial de regreso al corazón y, seguidamente, se refleja en la válvula cardiaca ahora cerrada. A continuación, se propaga de nuevo corriente abajo y de nuevo corriente arriba etc. Esta reflexión de la propagación de la onda de presión continúa mientras que el músculo esta siendo contraído, es decir, mientras el paso del flujo sanguíneo esta siendo parcialmente obstruido por la compresión de los vasos sanguíneos resultante de la contracción muscular.

La segunda onda de presión es la onda de presión inducida por el inicio de la contracción muscular en la periferia que es prácticamente idéntica en tiempo que el inicio de los pulsos de estimulación. Esta contracción muscular presiona los vasos sanguíneos capilares y arteriales del músculo y expele parte de la sangre de regreso hacia el sistema arterial y parcialmente hacia el sistema venoso, induciendo así la propagación de la onda de presión a una velocidad mayor que la velocidad de propagación de la onda de presión normal de 4 a 7 metros por segundo. El incremento de velocidad de esta propagación de la segunda onda de presión es proporcional a la resistencia del músculo a la contracción. Esta segunda onda de presión se propaga en el sistema arterial de regreso al corazón y se refleja en la válvula cardiaca cerrada. Seguidamente, se propaga corriente abajo a velocidad de propagación de la presión de pulso normal y de nuevo corriente arriba y así sucesivamente. Esta reflexión de propagación de la onda de presión continúa mientras el músculo esta contraído, es decir, mientras el paso de flujo de sangre esta siendo parcialmente obstruido por la compresión de los vasos sanguíneos resultante de la contracción muscular.

Optimizando la sincronización de la contracción muscular con relación al bombeo del corazón a través de la selección del retardo adecuado, es posible lograr un tipo de interferencia constructiva entre las ondas de presión que conducen a un incremento de la presión en la aorta en forma de una joroba de presión justo después de la apertura de la válvula cardiaca y este incremento de la presión se corresponde con un fenómeno resonante que incrementa el flujo a través de las arterias coronarias y es seguido por una reducción de presión que da lugar a una presión sistólica reducida del corazón. Este es un elemento que contribuye a la descarga cardiaca.

Las investigaciones han puesto de manifiesto que el retraso produce buenos resultados, es decir, el retraso adecuado mencionado anteriormente puede variar dentro de una ventana relativamente amplia en diferentes personas y maneras de estimulación. Más específicamente, se ha descubierto que el retraso adecuado resultante de la descarga cardiaca a través de incrementos de presión debido a la contracción muscular está en una ventana de entre el 5% de la longitud de la trayectoria R-R antes del final de la onda T y el 45% de la longitud de la trayectoria R-R después del final de la onda T. Es decir, en una modalidad con estimulación eléctrica, la estimulación tiene que iniciarse en un momento dentro de esta ventana para producir el efecto deseado, la sincronización precisa puede optimizarse para diferentes
individuos.

El aparato de la presente invención puede ser utilizado durante días si se desea. Es importante que la estimulación se aplique en un modo de contrapulsación y que los parámetros de la estimulación sean seleccionados adecuadamente para el paciente, comprendiendo dichos parámetros:

-: el retraso de impulsos en tiempo entre el final de la onda Q de una señal de ritmo cardiaco QRS y el inicio de un tren de impulsos de estimulación generador de pulsaciones de presión,

-: la duración del tren, es decir, el tiempo entre el inicio y el final de un tren de impulsos de estimulación dentro de un ritmo cardiaco,

-: la frecuencia de los impulsos que forman un tren de impulsos de estimulación generador de pulsaciones de presión,

-: el ancho de los impulsos, es decir, el tiempo entre el inicio y el final de un impulso de estimulación de cada uno de dichos trenes,

-: la amplitud de los impulsos de estimulación generadores de pulsaciones de presión,

-: la forma del impulso, que es la forma geométrica del impulso de estimulación resultante cuando una amplitud del impulso se extiende sobre una duración total del impulso,

-: el modo del impulso, que es la relación entre los medios ciclos positivo y negativo de cada uno de dichos impulsos de estimulación.

El aparato de la presente invención puede ser utilizado también en conjunción con un ECG a largo plazo, por ejemplo, un ECG de 12 canales, que permite a los médicos obtener una perspectiva detallada de la respuesta del paciente al tratamiento durante un periodo de tiempo más prolongado. Dichos ECGs a largo plazo, un almacenamiento temporal de datos y un medio de compresión de los datos almacenados y un medio de extracción a intervalos regulares, por ejemplo, una vez al día.

El aparato de electroestimulación de cardiorresonancia de la invención produce efectos adicionales en todos los sistemas corporales afectados por cambios dinámicos en el sistema cardiovascular. Es decir, al utilizar la invención se descubre que se producen reacciones en todos los sistemas corporales del cuerpo vivo, que son activados por cambios dinámicos en el sistema cardiovascular por el fenómeno de la cardiorresonancia resultante del uso de la invención.

Las reacciones en estos otros sistemas corporales no están aún totalmente explicadas, sin embargo, se han observado resultados en varios sistemas corporales y estos sistemas corporales son bien conocidos por ser afectados por cambios dinámicos en el sistema cardiovascular. Algunos de los resultados observados son hechos medidos, algunos de ellos son percepciones y sensaciones de las que han informado los probadores. Sin embargo, estos resultados observados permiten asumir que, reacciones físicas/fisiológicas/bioquímicas similares tienen lugar en estos sistemas intercomunicados con el sistema cardiovascular. Estos resultados observados incluyen observaciones conocidas parcialmente de electroestimulación asíncrona, sin embargo, con electroestimulación de cardiorresonancia estas reacciones son más pronunciadas debido al fenómeno de la cardiorresonancia.

Las mejoras observadas Incluyen:

-: resistencia, potencia y masa musculares incrementadas

-: lipólisis regional intensificada por el metabolismo incrementado

-: reducción del dolor en sistemas de soporte y motriz corporales (hueso, nervios y músculos que trabajan juntos), por ejemplo, mediante el fortalecimiento selectivo de músculos de la pierna y con ello descarga de las articulaciones de la rodilla cambiando el ángulo de carga, con lo que la fuerza de carga en las articulaciones se aplica en otras áreas, dando como resultado la reducción del dolor causado, por ejemplo, por artrosis o por osteocondrosis con lo que el fortalecimiento de músculos de la espalda selectivos reducirán el dolor causado por dorsalgia o radiculitis e isquiasis.

-: calidad de la piel mejorada, se hace suave y elástica por la circulación sanguínea regional mejorada

-: resistencia inmunológica incrementada, por ejemplo, se midió por la reducción y eliminación de la inflamación crónica

-: condición mental y psicológica mejorada, por ejemplo, alegría, mejoramiento del humor por la producción incrementada de endorfina, etc.

-: normalización del sueño

-: forma física, bienestar y capacidades de trabajo y efectividad en general mejorados

-: sensación de ligereza al andar, etc.

La invención puede utilizarse, por ejemplo, para lograr beneficios de uno o más campos seleccionados del siguiente grupo:

-: promoción de la forma física y del bienestar,

-: formación física para el deporte,

-: medicina estética, que incluye todo tipo de modelado corporal deseado y/o cambios en tejidos, por ejemplo, debido al quemado de grasa corporal (lipólisis), drenaje de fluidos y desarrollo de tejidos y músculos y/o reducción así como cambios asociados con la piel,

-: medicina curativa, que incluye procedimientos invasivos y no invasivos,

-: medicina cósmica

Además, la invención puede utilizarse en el campo de la medicina curativa o para la prevención de enfermedades en alguno o más de los siguientes campos:

: para anestesiología, por ejemplo para reducir el riesgo de fallo cardiaco agudo, para cardiología, por ejemplo, para remediar la taquicardia, enfermedad cardiaca isquémica, cardiomiopatía, hipertensión, fallo cardiaco, patología valvular,

: para angiología, por ejemplo, para insuficiencias linfovenosa y arterial, para ortopedia y neurología, por ejemplo, para remediar la hipotrofia y atrofia de los músculos,

: para la reducción del dolor que incluye el tratamiento TENS antidolor de todo tipo de patología en el sistema de soporte corporal y motriz de un ser humano, por ejemplo para osteocondrosis,

: para urología y proctología, por ejemplo, para insuficiencias de esfínter, para ginecología y sexología, por ejemplo, para el tratamiento de la vagina dilatada, úteros caídos, adnexitis, amenorrea, frigidez,

: para endocrinología, por ejemplo, para adipositas parciales, hipomastia, para cirugía, por ejemplo, para diastasis de músculo recto abdominal, decubiras, para medicina cósmica, por ejemplo, para preservar el tono muscular de los astronautas.

Un aspecto especialmente importante de la presente invención es la manera en que se ajusta el tiempo, es decir, el retraso del impulso, en el que se aplica la estimulación al organismo vivo por el sistema de entrada para compensar la reducción en la frecuencia del pulso resultante del tratamiento que se ha descubierto que mejora el fenómeno de la cardiorresonancia subyacente en la presente invención.

Sin embargo, se debe advertir que es concebible que la estimulación pueda realizarse sin esta regulación. Por ejemplo, el tiempo, es decir, el retraso del impulso, en el cual se aplican los impulsos de estimulación al organismo vivo o paciente podría retrasarse inicialmente más allá del final de cada onda T, a fin de que la frecuencia cardiaca del paciente caiga como resultado de la estimulación y que el final de la onda T ocurra más tarde, debido a la duración incrementada de cada latido del corazón, los impulsos de estimulación finalmente coinciden con el final de la onda T en el latido cardiaco inferior.

Existen dos maneras básicas para establecer el final de la onda T desde el punto de vista de la activación cada nuevo tren de impulsos de estimulación. En el primer caso el final de la onda T puede detectarse directamente, por ejemplo, en un electrocardiograma y los trenes de pulsos activados tan pronto como se detecta el final de la onda T.

Alternativamente, se pueden reconocer otros puntos de referencia del electrocardiograma, por ejemplo los finales de las ondas Q o los picos R, y seguidamente puede calcularse un retraso adecuado para el final de cada onda T respectiva, ya que la longitud de la trayectoria Q-T tiene una relación fija conocida a la lo longitud de la trayectoria R-R. Los trenes de impulsos de estimulación se activan a continuación en los finales calculados de las ondas T.

La duración de cada tren de impulsos de estimulación se selecciona preferentemente para totalizar entre el 10 y el 25% de la duración de la diástole T-Q, por ejemplo de la duración de la diástole T-Q de un ser humano normal en reposo. Esto conduce a una duración de pulsaciones de presión del sistema vascular periférico para cada fase de diástole de entre el 5 y el 40% de la longitud de la trayectoria R-R. Si se utiliza la estimulación mecánica, por ejemplo, una almohadilla de presión, en ese caso la duración de la presión aplicada se corresponde con el valor del 5% al 40% de la trayectoria R-R y es posteriormente igual a la contracción del músculo.

En las reivindicaciones dependientes incorporadas a la presente como referencia se explican otras realizaciones ventajosas y un aparato preferente de la invención.

Ahora se va a explicar la presente invención más detalladamente con referencia a realizaciones preferentes y a los dibujos adjuntos en la que se muestra:

La figura 1A es un diagrama esquemático que ilustra un electrocardiograma típico,

La figura 1B es un diagrama esquemático del corazón humano,

La figura 1C es una vista ampliada de la aorta en su unión con el corazón y con las arterias coronarias,

La figura 2A es un diagrama esquemático de una primera variante del aparato para la aplicación de electroestimulación de acuerdo con la presente invención,

La figura 2B es una gráfica que ilustra la terminología utilizada para describir un impulso rectangular bifásico,

La figura 2C es una gráfica que ilustra la sincronización de los pulsos aplicados a un paciente en el modo de contrapulsación para lograr la cardiorresonancia de acuerdo con la invención,

La figura 3 es un conjunto de diagramas que muestran el efecto del aparato de la invención en la operación del corazón de un paciente,

La figura 4 es un diagrama de un circuito en bloques que ilustra la operación del aparto de la variante de la figura 2A,

La Figura 5 es una segunda variante de un aparato de acuerdo con la invención para aplicar la electroestimulación a un paciente, utilizando la frecuencia del pulso y/o un medidor de la presión sanguínea como señal de entrada,

La figura 6 es un diagrama de un circuito en bloques que ilustra la operación del aparato de la Figura 5,

La figura 7 es un diagrama que ilustra un sistema de tratamiento que puede ser usado por un paciente mientras se conduce en una vida normal,

La figura 8 es un diagrama de un circuito en bloques que ilustra la operación del aparato de la Figura 7,

La figura 9 es un diagrama de un circuito en bloques similar al de la Figura 8 que muestra un desarrollo adicional del mismo, utilizando la frecuencia del pulso y/o un medidor de presión sanguínea como una señal de entrada,

La figura 10 es un diagrama de un circuito en bloques que sumariza el efecto que el aparato de la invención tiene sobre el cuerpo humano,

La figura 11 es un diagrama que explica los diversos tipos de estimulación muscular que son posibles cuando se utiliza la presente invención,

La figura 12A es un diagrama que ilustra un uso alternativo de un aparato para la estimulación de un paciente de acuerdo con la presente invención utilizando un tratamiento de acupuntura activado eléctricamente,

La figura 12B es un diagrama de flujos que ilustra la operación del aparato de la Figura 12A,

La Figura 13A es un diagrama que ilustra la combinación de la invención con un cardioestimulador,

La Figura 13B es un diagrama que ilustra la función de la invención en combinación con un marcapasos,

La Figura 13C es un diagrama que ilustra la función de la invención en combinación con un desfibrilador,

La Figura 14 es una combinación alternativa a la de la Figura 13A,

La Figura 15 es un diagrama que ilustra la función de la invención en combinación con un cardiomioestimulador,

La Figura 16 es un diagrama que ilustra la operación del equipo combinado de la Figura 15,

La Figura 17 es un diagrama que muestra una alternativa a la combinación de la Figura 15,

Las figuras 18A y 18B son diagramas que ilustran la invención cuando se realiza en conjunción con sujetador,

Las figuras 19A, 19B y 19C ilustran la invención cuando se realiza en conjunción con un asiento,

La figura 20 es un diagrama que ilustra una realización preferente con una ventana de interferencias, y

La figura 21 es un diagrama que ilustra procedimientos de optimización de la sincronización de las señales de estimulación.

Volviendo ahora a las Figura 1A, 1B y 1C, se da una breve descripción de la operación normal del corazón humano con el fin de facilitar el entendimiento de la presente invención.

El corazón 10 mostrado en la Figura 1B tiene cuatro cámaras, a saber, la aurícula derecha RA, el ventrículo derecho RV, el ventrículo izquierdo LV y la aurícula izquierda LA. La sangre venosa que regresa al corazón fluye hacia el interior de la aurícula derecha, después hacia el interior del ventrículo derecho y pasa a los pulmones a través de la arteria pulmonar PA. En los pulmones la sangre recoge oxígeno y regresa a la aurícula izquierda LA, como se indica con la flecha 14. De ahí, la sangre oxigenada pasa al ventrículo izquierdo y después hacia la aorta AO donde inicia su viaje a través de la así llamada circulación mayor alrededor del cuerpo. La circulación desde el ventrículo derecho hacia los pulmones y después hacia la aurícula izquierda es llamada circulación menor.

La operación del corazón está asociada con las señales eléctricas, que se muestran en el electrocardiograma de la Figura 1A. El punto P significa la contracción de las dos aurículas RA y LA, que empuja la sangre hacia los respectivos ventrículos RV y LV a través de las respectivas válvulas 16 y 18, que actúan como válvulas de no retorno. La sección del electrocardiograma que se inicia con Q y finaliza con T se refiere a la sístole y representa la contracción ventricular que sirve para expeler la sangre desde el ventrículo derecho hacia la arteria pulmonar y desde el ventrículo izquierdo hacia la aorta. Durante esta contracción, las válvulas 16 y 18 se cierran para evitar el flujo inverso hacia la aurícula derecha y la aurícula izquierda. La sección TQ se denomina diástole, que significa la relajación o expansión de los ventrículos. Se suministra oxígeno al corazón con sangre oxigenada a través de las arterias coronarias CA, que se ramifican a partir de la aorta justo corriente arriba de las válvulas 20, 22, que se cierran para evitar el retorno sanguíneo desde la aorta hacia el ventrículo izquierdo durante la fase diastólica. Claramente el corazón, en si mismo un músculo, debe recibir sangre oxigenada para mantener el trabajo muscular. El corazón recibe esta sangre oxigenada a través de las arterias coronarias CA durante la diástole. En T las válvulas 20, 22 de la aorta AO se cierran y en este momento la presión sanguínea en la aorta hace que la sangre entre a las arterias coronarias CA. Consecuentemente, un incremento de la presión en la aorta AO durante la diástole favorece a las arterias coronarias.

Como se verá a continuación, uno de los resultados importantes de la presente invención es un pequeño incremento de la presión en la aorta durante la diástole y se ha descubierto que esto tiene un profundo efecto sobre la operación del músculo cardiaco.

La Figura 2A muestra una ilustración de un aparato básico que se ha utilizado para probar la presente invención y que claramente representa también un aparato perfectamente viable para practicar la invención, aunque es posible una amplia variedad de mejoras y desarrollos adicionales, como se describirá más adelante.

Como se muestra en la Figura 2A, se muestra un paciente 24 que yace en una cama 26 y está conectado a un electrocardioscopio 28 a través, en esta realización, de tres electrodos 30 de detección, que permiten el electrocardioscopio muestre las trazas ECG 32 del paciente 24 en particular en la pantalla 34. A partir de la información disponible para el electrocardioscopio a través de los tres electrodos 30, se extrae una señal que corresponde a la frecuencia de repetición de la trayectoria R-R de la traza ECG de la Figura 1A. Es decir, esta señal representa la frecuencia a la cual late el corazón del paciente, es decir, la frecuencia de su pulso.

Esta señal se introduce en un generador 36 de pulsos a través de la línea 38 que no se muestra en la Figura 2A pero que se ilustra esquemáticamente en el diagrama de la Figura 4 relativo a la operación del aparato de la Figura 2A. El generador 36 de pulsos envía un tren de pulsos rectangulares bifásicos al paciente 24 a través de los electrodos 40 activos, de los cuales se muestran cuatro en la Figura 2A.

El electrodo 42 adicional es un electrodo neutro necesario para completar el circuito. Como se ilustra en la Figura 2C el tren de pulsos 44 se activa una vez por ciclo del corazón del paciente y se sincroniza para coincidir con el final de la fase T del ECG. El tren de impulsos 44 también se muestra en la pantalla 34 del ECG, que permite que el operador 46 vea la relación de fase entre el tren 44 de pulsos y el electrocardiograma 34.

A partir de la presentación conjunta del ECG y del tren de pulsos 44 en la pantalla 34 del electrocardioscopio, el operador 46 puede ver si el tren de pulsos tiene el retraso apropiado con relación a la onda Q para asegurar la cardiorresonancia deseada de acuerdo con la invención.

Como se advirtió anteriormente, el tren de pulsos se establece preferentemente para iniciarse al final de la onda T. El operador 46 es capaz de ajustar la fase para el inicio de cada tren de pulsos, es decir, el retraso, a fin de que coincida con el final de la onda T. Esta es una entrada manual en el generador de pulsos indicada en 48 en las Figuras 2A y 4.

Antes de tratar el efecto que tiene el tren de pulsos 44 aplicado al paciente, es apropiado tratar la terminología utilizada en esta especificación con respecto a los pulsos generados por el sistema de entrada que comprende el generador 36 de pulsos y los electrodos 40, 42.

La producción básica del generador 36 de pulsos se muestra en la Figura 2B. Puede observarse que el tren de pulsos comprende una pluralidad de los así llamados impulsos rectangulares bifásicos. Cada impulso rectangular bifásico tiene un medio pulso 50 positivo rectangular y un medio pulso 52 negativo rectangular que sigue inmediatamente al medio pulso medio positivo, de modo que el ancho del impulso se determina por la anchura 50 más la anchura 52. El impulso 50, 52 bifásico de la Figura 2B es seguido, a continuación, por un intervalo y es seguido a continuación por un segundo impulso bifásico indicado como 50', 52' en la Figura 2B. La distancia entre las medias ondas positivas secuenciales 50, 50' de los pulsos bifásicos determina la frecuencia de repetición de los pulsos de la señal y durante los intervalos entre trenes de pulsos bifásicos secuenciales, el voltaje aplicado a los electrodos 40 es cero, es decir, el mismo voltaje que en el electrodo 42 neutro, de modo que no se produce estimulación alguna del paciente. Este voltaje cero está indicado por 54 en el diagrama de la Figura 2B. Se debe advertir que en lugar de aplicar voltajes a los electrodos, pueden aplicárseles corrientes en cuyo caso las referencias anteriores a voltajes deben considerarse como referencias a corrientes.

Como se advirtió anteriormente, cada tren de pulsos rectangulares bifásicos se sincroniza para iniciarse al final de la fase T del ECG, es decir, en los puntos 56 del diagrama de la Figura 2C que muestra una sección ampliada de una traza del ECG con los trenes 44 de impulsos superpuestos en él. En un ejemplo específico, la frecuencia de repetición de pulsos de los pulsos rectangulares bifásicos de cada tren se selecciona de modo que diez de dichos pulsos se produzcan dentro de la duración del tren. La duración del tren se selecciona normalmente para que se corresponda con un tiempo equivalente a entre el 10 y el 25% de la duración de la diástole TQ de un ser humano que sometido a tratamiento.

Un valor típico de la duración del tren puede totalizar hasta el 10% de la duración total del latido del corazón, es decir, la distancia R-R. Así, la frecuencia de repetición de pulso suministrado por el generador 36 de pulsos sería, en este ejemplo, diez pulsos en un décimo de la duración del latido del corazón, que puede ser típicamente equivalente a 1 segundo, con lo que se produce una frecuencia de repetición de pulsos de los pulsos individuales de los trenes de 100 Hz.

Con el fin de dar un ejemplo razonable, la amplitud de la señal producida por generador 36 de pulsos, es decir, aplicadas a los electrodos 40, puede variar desde una amplitud positiva 50 de más 20 V hasta una amplitud negativa 52 de menos 20 V.

Se debe destacar que estos valores se dan simplemente a modo de ejemplo y que pueden hacerse variaciones substanciales, dependiendo de una variedad completa de factores.

En lo que se refiere a la amplitud de la señal bifásica, se ha descubierto que diferentes pacientes tienen diferentes voltajes de umbral a los que perciben el tratamiento como no confortable. Así, el operador 46 tiene la posibilidad de variar la amplitud de los pulsos bifásicos hasta que el paciente los perciba como ligeramente no confortables y después reducir la amplitud ligeramente de manera que el paciente no sufra molestias.

En términos generales, es posible una amplitud con un límite inferior de inicio de ligeramente por encima de cero voltios (digamos dos o tres voltios). El límite superior no se ha investigado aún, pero depende, ciertamente, de si el paciente se siente confortable con el nivel de voltaje aplicado y si la corriente resultante (al menos en teoría se podría utilizar voltajes muy altos supuesto que la corriente se limita hasta valores no dañinos).

La relación entre el ancho del pulso y el intervalo de los pulsos de cada tren de pulsos determina la entrada de energía total en los músculos estimulados a través de los electrodos 40, 42. Aunque se ha descubierto que una relación de 1:10 es efectiva, esta relación se puede variar substancialmente y, por supuesto, un intervalo no es absolutamente esencial. En términos generales, con todos los pacientes se alcanza un umbral, dependiendo de la amplitud de los pulsos y de la relación de la amplitud de pulso al intervalo, en el cual las contracciones involuntarias del músculo son evidentes para un observador adiestrado y el aparato se operará normalmente con amplitudes y relaciones del ancho de pulso a intervalo de pulsos a las que se producen contracciones musculares involuntarias evidentes, es decir, por encima del valor del umbral.

Una razón especialmente importante para utilizar los pulsos bifásicos es evitar el inicio de la electrolisis en el tejido afectado por los impulsos aplicados. Cualquier efecto de este tipo que pueda ser activado durante un medio impulso se invierte inmediatamente en el siguiente medio pulso. Aunque los pulsos rectangulares bifásicos del tipo anteriormente descrito se ha descubierto que son satisfactorios y actualmente representan el tipo de pulsos preferente, no significa que sean la única posibilidad. En términos generales, se prevé que los pulsos suministrados por el generador de pulsos serán bifásicos en el sentido de que tienen algún componente de señal que va a ser positivo y algún componente de señal que va a ser negativo. Sin embargo, no esta fuera de la cuestión que pulsos rectangulares monofásicos puedan utilizarse también con ventajas en algunas circunstancias. Ciertamente no es esencial que la media onda negativa sea del mismo tamaño y forma que la media onda positiva. La media onda positiva podría ser de diferente amplitud y ancho que la amplitud y ancho de la media onda negativa. Además, no es esencial que los pulsos sean pulsos rectangulares. Podrían ser sinusoidales o de alguna otra forma si se desea.

Como es evidente en la Figura 4, una realización preferente de la invención proporciona al operador 46 siete diferentes parámetros que puede establecer durante el tratamiento de un paciente. El primero de estos es el retraso o retraso del impulso que, como se muestra en la Figura 2C, es la diferencia en tiempo entre el final de la onda Q de una señal cardiaca QRS y el inicio efectivo de los impulsos, es decir, el inicio del tren o ráfaga de impulsos que comienzan al final de la onda T. El operador 46 tiene la posibilidad de ajustar este retraso en 48, por ejemplo, variando un potenciómetro que determina el retraso.

Esta es una regulación extremadamente importante en el aparato de las Figuras 2A y 4 por la siguiente razón:

Como se explicará en breve, el efecto de los pulsos es la descarga del corazón. Esta se pone de manifiesto por si mismo mediante una reducción de la frecuencia de los, es decir, de la frecuencia del latido cardiaco. Esto significa que el tiempo entre picos R sucesivos de la traza del ECG se incrementa. No solo se incrementa R-R, sino que también se incrementa la distancia desde Q hasta el final de la onda T porque permanece en una relación conocida respecto del intervalo de tiempo R-R. Así, si el retardo fuera fijo, el inicio del tren de pulsos 44 no siempre coincidiría con el final de la onda T debido al cambio en la frecuencia de los pulsos. Consecuentemente, con el aparato de la Figura 2A, donde el operador 46 forma un eslabón importante de la cadena, el operador es capaz de ajustar el retardo en 48 para asegurar que el tren de pulsos se inicie siempre al final de la onda T. A modo de ejemplo, es totalmente normal cuando se utiliza el aparato de la presente invención, que la frecuencia del pulso del paciente caiga desde, digamos 72 hasta 62 durante un periodo de diez minutos, de manera que el operador 46 tenga suficiente tiempo para efectuar la regulación necesaria.

Se estima que los mejores resultados se obtienen cuando el retraso se sincroniza de manera que el tren de pulsos se inicia al final de la onda T. Sin embargo, es bastante probable que se obtengan resultados beneficiosos si el tren de pulsos inicia justo antes del final de la onda T.

En términos prácticos, se considera deseable mantener el inicio del tren de pulsos dentro de una ventana comprendida entre el 5% de la longitud de la trayectoria R-R antes del final de la onda T de un electrocardiograma y el 45% de la longitud de la trayectoria R-R después del final de la onda T. En la práctica, con un paciente en particular, este retraso también puede variarse para ver con precisión que el retardo produce los resultados más beneficiosos para el paciente.

Otro parámetro que puede ser variado por el operador 46 es la duración del tren de pulsos aplicado al paciente después del final de cada onda T. Como se muestra en la Figura 2C, la duración de un tren se define como el tiempo entre el inicio y el final de los impulsos dentro de un tren o ráfaga de impulsos. Esta posibilidad de variación está indicada en la Figura 4 por el numeral de referencia 58.

El propio tren es el paquete de impulsos eléctricos que se repiten uno después del otro durante el tiempo definido por la duración del tren. El número de impulsos eléctricos en cada tren se puede variar variando la frecuencia de salida del generados de. pulsos, es decir, la frecuencia de repetición de pulsos de los pulsos en cada tren de pulsos, es decir, el número de pulsos que se repiten por segundo si el tren de pulsos fuera de una duración de un segundo. Además, la duración del tren determina la duración de la estimulación que se repite con una frecuencia dada, es decir, cuantos impulsos se aplican de manera efectiva dentro del ciclo cardiaco. Esta frecuencia y la duración del tren pueden ser variadas por el operador 46 en la entrada 60, en el ejemplo de las Figuras 2A y 4. La otra variable que puede ser cambiada fácilmente por el operador 46 en la realización de las Figuras 2A y 4 es la amplitud de los impulsos rectangulares bifásicos, es decir, la diferencia máxima entre el valor pico del medio ciclo positivo 50 y el valor pico del medio ciclo negativo 52, como se muestra en la Figura 2B. Esta posibilidad de regulación está indicada en 62 en la Figura 4. La amplitud se mide normalmente como una diferencia de potencial en voltios. En una realización alternativa (no mostrada) es posible trazar una curva de corriente en lugar de un voltaje y variar la amplitud con referencia a la amplitud del pico correspondiente de la curva de corriente.

En el aparato de las Figuras 2A y 4 existen otros tres parámetros de los pulsos que son fijos, es decir, no pueden ser variados en esta realización por el operador 46. El primero de estos parámetros es el ancho de pulso, es decir, el tiempo entre el inicio y el final de un impulso eléctrico, como se muestra en la Figura 2B. El ancho de pulso se selecciona en el ejemplo de las Figuras 2A y 4, de manera el intervalo en una frecuencia de repetición de pulsos de 100 Hz sea diez veces el ancho del pulso. Es decir, fijando el ancho de pulso el intervalo variará automáticamente al variar la frecuencia de repetición de los pulsos. Si el ancho de pulso se hace variable, como es en algunas otras realizaciones, en ese caso, al variar el ancho de pulso se produce automáticamente un intervalo mostrado en la Figura 2B que varia, supuesto que no cambia la frecuencia de repetición de los pulsos del tren. El cuadro 64 de la Figura 4 se refiere a la entrada en la cual se selecciona el valor fijo del ancho de pulso.

Los otros cuadros 66, 68 de la Figura 4 representan otros dos parámetros de la salida del generador de pulsos, que en aparato de las Figuras 2A y 4 son fijos y no pueden ser variados fácilmente por el operador 46. El cuadro 66 se refiere a la forma del impulso, es decir, la forma geométrica del impulso eléctrico que se produce cuando la amplitud del impulso eléctrico se presenta sobre la totalidad del ancho de pulso. En el presente ejemplo este es un pulso rectangular bifásico, pero podría tener diferentes formas, por ejemplo sinusoidal o de dientes de sierra.

El cuadro 68 se refiere a la posibilidad de cambiar el modo de impulso que se refiere al modo alternante de cómo las formas de los impulso se repiten entre la fase eléctrica positiva y la negativa de los impulsos. En el presente ejemplo el modo del impulso es claramente bifásico, con positivo y negativo, pero en todo caso, impulsos eléctricos idénticos que alternan uno después del otro. Sin embargo, este modo cambiaría permitiendo al operador seleccionar algún otro modo, por ejemplo dos medios pulsos positivos seguidos por un medio pulso negativo.

Se debe mencionar también otro aspecto de la invención con referencia a la Figura 2A. Este es la posibilidad de utilizar una pluralidad de electrodos 40, 42. Como se mencionó anteriormente, el electrodo 42 es un electrodo neutro y solo es necesario proporcionar un electrodo neutro. Sin embargo, puede utilizarse más de un electrodo neutro cuando se tratan diferentes áreas del cuerpo, a fin de permitir que un electrodo neutro se encuentre cerca de cada electrodo activo o de cada grupo de electrodos activos. Sin embargo, en un tratamiento de larga duración de un paciente, se recomienda proporcionar una pluralidad de electrodos activos 40.

La razón es que el cuerpo humano puede llegar a acostumbrarse a los pulsos aplicados, y si solo se dispone de un electrodo activo 40, es decir, solamente un electrodo al que se aplica la señal de impulso rectangular bifásico de la Figura 2B, los músculos que son estimulados por el potencial entre este electrodo y el electrodo neutro 42 llegan a fatigarse gradualmente y son estimulados menos efectivamente. Aplicando los impulsos estimulantes a los diferentes electrodos activos 40 en secuencia, es posible asegurar que el grupo de músculos afectados por los impulsos aplicados no van a fatigarse. El número mínimo de electrodos activos para secuenciar es dos.

Experimentalmente se ha puesto de manifiesto que aplicando la señal de salida de un generador de impulsos a varios electrodos 40 en secuencia el tratamiento puede llevarse a cabo durante un periodo de muchos días sin problema y, por supuesto, solo dos electrodos son suficientes para esto. Sin embargo, tres o cuatro electrodos son preferentes.

También es posible utilizar solo un electrodo activo y llevar a cabo el tratamiento durante muchos días, siempre que se limite la duración del periodo de contracción muscular.

En los experimentos realizados hasta la fecha el primer tren de pulsos 44 ha sido aplicado al primer electrodo 40, el siguiente tren de pulsos se aplicó al segundo electrodo, el siguiente tren al tercer electrodo y el siguiente tren al cuarto electrodo y el siguiente tren al primer electrodo y así sucesivamente. Sin embargo, una secuencia de este tipo no es esencial. Puede ser perfectamente factible llevar varios trenes de pulsos a un electrodo y, seguidamente, cambiar al siguiente electrodo etc. La conexión aleatoria de los electrodos con trenes o grupos de trenes de pulsos o grupos de trenes de pulsos sucesivos también sería totalmente factible.

Se debe destacar que nada es crítico en la colocación de los electrodos 40 y 42 individuales. Aunque aquí estos se muestran el la región del estomago del paciente bajo tratamiento, podría estar virtualmente en cualquier otro lugar del cuerpo del paciente. Es un aspecto sorprendente de la presente invención que la estimulación de cualquier parte del sistema vascular periférico con cantidades con incluso pequeñas de energía de excitación se ha descubierto que producen el efecto benéfico de la invención.

Más adelante en esta descripción se ofrecerá una exposición más detallada de los tipos de electroestimulación posibles.

Se observará que la Figura 4 muestra también con una serie de cuadros cómo afecta al cuerpo la entrada de estimulación al paciente del generador de pulsos. El cuadro 70 indica que la estimulación puede ser estimulación directa o estimulación neuromuscular que es más usual. Como se anotó anteriormente, el aspecto de estimulación se describirá posteriormente más detalladamente.

El cuadro 72 muestra que la estimulación puede aplicarse bien a músculos esqueléticos o a músculos lisos. El efecto de la aplicación de la estimulación a músculos esqueléticos o lisos es, en ambos casos, la producción de una pulsación de presión en un vaso sanguíneo local del sistema vascular periférico indicado por el cuadro 74. Esta fluctuación de la presión local se propaga a través de la sangre, esencialmente un líquido incompresible indicado en el cuadro 76, hasta el corazón indicado por el cuadro 78. Supuesto que los pulsos se sincronicen correctamente y se aplican de acuerdo con las enseñanzas de la presente invención, en ese caso, se ha descubierto que tienen un efecto significativo en la reducción de la carga cardiaca, que por si misma tiene un efecto sobre el cuerpos del paciente indicado por el cuadro 80. Este efecto se recoge mediante los electrodos 30 del electrocardioscopio.

Como se anotó anteriormente, una señal correspondiente a la frecuencia de los pulsos, por ejemplo, la señal R-R, se pasa entonces al generador de pulsos y activa la generación de los pulsos rectangulares bifásicos de los trenes de pulsos individuales. La forma 82 de onda del ECG se muestra en la pantalla 34 del electrocardioscopio ya que es la señal de salida del generador de pulso, como se muestra mediante las líneas 82 y 84 de la Figura 4. El operador 46 tiene la capacidad de variar el retraso de los impulsos para asegurar que cada tren de pulsos se inicie al final de la onda T del electrocardiograma o en la posición considerada óptima en cada caso.

El operador 46 es capaz de ver, observando la pantalla 34, como la frecuencia cardiaca del paciente cae en respuesta al tratamiento y es capaz de variar el retraso de los impulsos consecuentemente. Aunque el retraso de los impulsos se considera conceptualmente medido desde el final de la onda Q, puede medirse a partir de otro dato si se requiere. De hecho, el retraso de los impulsos se mide más fácilmente desde los picos R porque estas son señales más grandes que también se producen en momentos claramente definidos.

La Figura 3 es una representación gráfica del efecto del tratamiento con el método y aparato de la invención. La curva 86 superior muestra varios picos de una forma de onda del ECG y está dividida básicamente en tres secciones A, B y C. La sección A muestra un ritmo cardiaco del paciente en situación normal, es decir, sin estimulación. La sección B muestra el ritmo cardiaco del mismo paciente al inicio de la estimulación y la sección C muestra el ritmo cardiaco durante una estimulación continuada. Esta división en secciones A, B y C también se aplica a las otras curvas 88 y 90. En la curva 86, la sección B muestra el primer tren de impulsos 44 que se inicia después del final de la onda T y dura aproximadamente el 15% de la trayectoria T-Q. Esta misma forma de onda se repite en la fase C y continua repitiéndose hasta la terminación de la estimulación. El efecto de esta estimulación es producir una reducción significativa de la frecuencia del corazón del paciente de manera que la longitud entre posiciones R sucesivas extensiones del ECG se alarga en transcurso del tiempo. Se notará que el patrón R-R en la sección C es más largo que en la sección A, en una longitud etiquetada "b" como se muestra en la curva 90 de la Figura 3.

La curva 88 muestra la modulación de la potencia muscular resultante de los trenes de impulsos eléctricos tales como el 44. En la fase A de la línea 88, no existe estimulación alguna y, consecuentemente, la línea es una línea recta. La primera estimulación se produce en la sección B y da lugar a una estimulación de un músculo que afecta el sistema vascular periférico. Se notará que la contracción 3 muscular se inicia al comienzo del tren de pulsos 44 y tiende a alcanzar su contracción máxima al final del tren de pulsos y después se relaja durante un periodo de tiempo ligeramente más largo que la duración del tren. Se notará que el tren de pulsos 44 contiene una pluralidad de impulsos eléctricos de estimulación pero produce una contracción muscular simple. Esta contracción 3 muscular produce una pulsación de presión en el sistema vascular periférico del paciente que se propaga de regreso hasta el corazón del paciente.

El resultado de esto puede observarse en la curva 90, que de hecho es una curva compuesta que muestra la presión en la aorta y la presión ventricular izquierda. La presión ventricular izquierda se inicia desde un valor 92 inicial y se incrementa suavemente hacia un pico 94 redondeado, que tiene un valor superior al valor 92 inicial desde el inicio de la onda Q hasta justo después del final de la onda T. Superpuesta a esta curva está una curva 96 de la presión en la aorta.

En el punto 98 las válvulas 20, 22 de la Figura I C se abren y la presión en el ventrículo izquierdo se comunica directamente hacia la aorta de manera que la presión en la aorta se eleva a la misma velocidad y con el mismo valor que la presión en el ventrículo izquierdo hasta que se alcanza el final de la onda T, es decir, hasta el punto 100 de la Figura 3, donde las válvulas 20, 22 se cierran de nuevo y la presión en la aorta desciende gradualmente a medida que la sangre se desplaza a través de las arterias del cuerpo humano. En el punto 98' las válvulas 20, 22 se abren nuevamente y el ciclo se repite.

El efecto de la contracción muscular, indicada por 3 en la curva 88, es modular la presión en la aorta mediante una onda de presión que viaja de regreso hacia la aorta, a partir de la pulsación del vaso sanguíneo periférico inducida por la contracción muscular, para que en la fase B sea ligeramente mayor - se muestra como una cresta visible - en la región etiquetada 2 que el valor correspondiente en la fase A de la curva 96. Sin embargo, después del final de la contracción muscular, la presión en la aorta desciende hasta los valores inferiores que estuvieron presentes en la sección correspondiente de la curva de presión en la fase A.

Al mismo tiempo se notará que el pico 94'' de la presión ventricular izquierda también se ha reducido respecto del valor 94 del pico en la fase A. La reducción está etiquetada 4 en la figura 3.

Lo que esto significa en la práctica es que la cresta 2 en la presión de la aorta en diástole da como resultado una circulación coronaria incrementada, es decir, se está suministrando más sangre y más oxígeno a los músculos cardiacos, lo que da lugar a más energía disponible para el corazón. Esto hace que la frecuencia del pulso se reduzca de manera que la duración de cada latido cardiaco se incrementa desde el valor de una estimulación anterior en la cantidad b hasta el valor a + b después de una estimulación prolongada. La reducción medida típica con varias validaciones es aproximadamente 10 pulsos por minuto en el modo de reposo, por ejemplo 70 descendiendo hasta 60 o hasta 30 o más en una frecuencia del pulso alta, por ejemplo desde 140 hasta 110, debido a un incremento de la relación DPTI/TTI (índice de tiempo de presión sanguínea diastólica/índice de tensión temporal).

Además, la reducción indicada por 4 desde del valor 94 de pico en la fase A hasta el valor 94'' de pico en la fase C representa una caída de la presión sistólica en el ventrículo izquierdo y, de esta manera, una reducción de la tensión de la pared ventricular izquierda.

Teniendo en mente que la carga cardiaca es proporcional a los tiempos de la frecuencia del pulso de la presión sistólica, el efecto de la invención en la disminución tanto la frecuencia del pulso como de la presión sistólica conduce a una reducción significativa de la carga cardiaca.

La presión sanguínea pre-sistólica, es decir, la presión en los puntos 98, 98', 98'' de la Figura 3 parece reducirse en aproximadamente -5 mm de Hg durante una validación con presión sanguínea normal de 120/60. Extremadamente benéfico es el hecho de que con pacientes con presión sanguínea demasiado elevada, la reducción es mucho más pronunciada, aunque la reducción de la frecuencia cardiaca de dichos pacientes tienda a ser menor que en pacientes normales.

También se observa que la electroestimulación por cardiorresonancia de la invención no solo produce una menor presión sistólica sino también un incremento gradual de la presión gradual en la diástole, que puede observarse también en la curva 90 en la fase C de la Figura 3.

En términos generales, se puede decir que el DPTI se incrementa en aproximadamente entre un +10 y un 15% dependiendo de las validaciones resultantes de la cresta en la presión sanguínea incrementada en la diástole, frecuencia del pulso cardiaco reducida en la diferencia desde la presión sanguínea pre-sistólica reducida, supuestas las validaciones con presión sanguínea normal.

El TTI disminuye en alrededor del 4 al 5%, como consecuencia de la menor presión sanguínea presistólica corregida por el incremento gradual de la presión en sístole (como se muestra en 7 de la Figura 3).

La ventaja de esto es que la relación DPTI/TTI se incrementa consecuentemente en alrededor del 15 al 20% dependiendo de las validaciones de los que tienen presión sanguínea normal. Así, la reducción típica de la carga cardiaca es alrededor del 10 al 25% o más dependiendo de las validaciones y su condición física, que son consecuencia de la menor frecuencia del pulso cardiaco y de la menor presión sanguínea sistólica reducida y de la menor presión pre-sistólica. Además, se mejora la contractividad miocardial, se incrementa la circulación sanguínea coronaria y se reduce la isquemia.

Volviendo a la Figura 5, puede observarse un aparato similar al mostrado en la Figura 2A, pero con varias modificaciones. Debido a la similitud con el aparato de la Figura 2A, se utilizarán las mismas referencias numéricas básicas para identificar los elementos del aparato de la Figura 5 y de la Figura 6 cuando se utilizaron en conexión con las Figuras 2A y 4, pero incrementadas en 100 para una diferenciación más clara. Solo aquellos elementos en los que se presente una diferencia significativa se describirán específicamente. Todos los elementos no descritos específicamente con referencia a las figuras 5 y 6 pero mostrados en los dibujos se debe entender que tienen la misma función y operación que los elementos correspondientemente numerados en las Figuras 2A y 4. La descripción de estos elementos en las Figuras 2A y 4 se entenderá que es aplicable a las Figuras 5 y 6.

La disposición general del paciente 124 sobre la cama 126 es la misma que anteriormente. La primera diferencia significativa de la realización de las Figuras 5 y 6 es el hecho de que el generador 136 de pulsos se ha incorporado en el alojamiento del electrocardioscopio 128. A pesar de esta modificación las configuraciones de los electrodos 140 y 142 son las mismas que antes y estas son introducidas por el generador 136 de pulsos 136 exactamente de la misma manera que se describió antes en relación con las Figuras 2A y 4. Igualmente, el electrocardioscopio 128 tiene tres electrodos 130 de detección conectados al paciente en la región cardiaca. Debe notarse aquí que electrocardioscopios diferentes tiene diferentes números de electrodos, dependiendo de las mediciones precisas que se requieran. A los fines de la presente invención es suficiente una sola medición. El operador de nuevo está indicado esquemáticamente en 146.

Otra diferencia significativa de la Figura 5 es la provisión adicional de un medidor 131 de presión sanguínea que está conectado a un brazalete 133 de medición de la presión sanguínea a través de las líneas 135 normales (solo se muestra una). Así, además de llevar a cabo una medición de ECG, también se efectúa una medición de la presión sanguínea del paciente. El medidor 131 de presión sanguínea tiene una pantalla 137 en la cual puede presentar la presión sanguínea del paciente bien como una curva o simplemente como valores diferentes de las presiones sistólica y diastólica.

Con referencia ahora a la Figura 6 se notará que la disposición del generador 136 de pulsos es esencialmente la misma que la del generador de pulsos de la realización de las Figuras 2A y 4. Pueden estar establecidos los mismos siete valores de los pulsos producidos por el generador de pulsos que en la realización de las Figuras 2A y 4. Sin embargo, en esta realización todos los parámetros son variables y, por supuesto, bien por medio del operador 146 o automáticamente. Cuando se quiere ajustar el aparato mediante regulación manual, el operador es capaz de efectuar las regulaciones individuales a través de las respectivas entradas 148' a 168'. Alternativamente, todas estas regulaciones pueden efectuarse electrónicamente a través de una interfaz 141 de programas externa adecuada, que se comunique con una interfaz 143 de programas de entrada conectada al generador de pulsos, que se realiza preferiblemente como un chip. La comunicación entre la interfaz 141 externa 141 y la interfaz 143 interna puede ser directa, es decir, mediante cableado duro o puede ser indirecto, por ejemplo, a modo de transmisor infrarrojo o similar.

Cuando las regulaciones se efectúan automáticamente, el generador de pulsos, es decir, la unidad de control que controla la operación del generador de pulsos, se programa bien para detectar el final de cada onda T o para calcular la posición temporal del final de cada onda T a partir de los datos proporcionados por el electrocardioscopio y para controlar automáticamente la activación del tren de pulsos a fin de que cada tren se active automáticamente al final de cada onda T. Dicha operación sincronizada de un generador de pulsos es bien conocida generalmente en las técnicas electrónicas, por ejemplo, en transmisores que responden para reconocer una señal entrante y así puede ser realizada fácilmente por un experto en la técnica.

Además, el aparato mostrado en la Figura 6 está provisto con un sistema 151 de almacenamiento de datos que incluye una memoria que es capaz de almacenar cualquier parámetro deseado o valores medidos del aparato. Así, el sistema de almacenamiento puede estar diseñado para almacenar, opcionalmente en forma comprimida, ondas de ECGs completas durante un periodo de tiempo, de, por ejemplo, una hora, un día o una semana y también los datos relativos a la presión sanguínea del paciente en los mismos intervalos. La interfaz del programa externo también puede utilizarse para transmitir los datos contenidos en el sistema de almacenamiento de datos.

Otra característica especial del aparato de la Figura 6 es el interruptor 161 de seguridad.

La finalidad de este interruptor de seguridad es analizar los parámetros medidos y compararlos con parámetros establecidos a fin de que el tratamiento pueda ser descontinuado automáticamente si los parámetros medidos muestran cualquier desviación indeseable de los valores deseados.

A modo de ejemplo, los valores limitadores de los parámetros críticos tales como la frecuencia del pulso y la presión sistólica o diastólica pueden registrarse y almacenarse en el interruptor de seguridad o en una memoria asociada con el aparato al cual el interruptor de seguridad tiene acceso. Durante la electroestimulación, el interruptor de seguridad recibe los valores correspondientes a la frecuencia del pulso y a la presión sanguínea sistólica y diastólica y verifica si cualquiera de estos valores son mayores o inferiores que los valores límite establecidos antes del inicio de la electroestimulación. Si cualquiera de los valores se eleva por encima de los valores límite o se eleva por encima de los valores límite en una cantidad significativa, en ese caso el interruptor de seguridad estará programado para operar y alertar al operador 146 y/o para interrumpir el generador de pulsos si es apropiado. Los valores límite también pueden establecerse como valores iniciales antes de la electroestimulación.

El interruptor de seguridad también podría estar diseñado para activar su función, por ejemplo, para interrumpir la estimulación o para señalar una alarma, si se detectan desviaciones estadísticas de la señal de entrada se detecta durante un cierto periodo de tiempo o cuando se detectan arritmias cardiacas.

Además, el interruptor de seguridad también puede comparar la frecuencia del pulso del paciente y los valores de la presión sanguínea con los valores del umbral inferior almacenados, que se establecen en un nivel de seguridad, por debajo de los cuales no deben caer. Si los valores medidos durante la electroestimulación caen por debajo de los valores de seguridad mínimos, en ese caso el operador puede ser alertado otra vez y/o el sistema puede interrumpirse automáticamente. En lugar de utilizar los valores actualmente medidos tomados del propio paciente para definir los límites superiores de los parámetros críticos, también es posible programar el interruptor de seguridad, por ejemplo, utilizando las interfaces 141 y 143 del programa externa e interna con valores apropiados de una persona saludable normal o de una persona que sufra del mismo problema típico que el paciente sometido a tratamiento.

El aparato de las Figuras 2A, 4, 5 y 6 es utilizado claramente para el tratamiento de pacientes en estado reclinado.

Sin embargo, la invención es muy capaz de ser utilizada por pacientes que están próximos a su vida diaria normal.

Así, la Figura 7 muestra un paciente equipado con un aparato adecuado para llevar a cabo el tratamiento durante su vida normal mientras está próximo a su vida diaria normal, o durante el sueño.

Por motivo de consistencia, los elementos o aparatos de la presente realización que se corresponden con los de la realización de la Figura 2A se designarán con los mismos numerales de referencia generales pero incrementados en 200. De nuevo, la descripción anteriormente dada se entenderá que se aplica a los elementos no descritos en detalle pero que tienen el mismo numeral de referencia en general que se utilizó en la Figura 2A.

Así, el aparato de la Figura 7 comprende un vendaje elástico de pecho que incluye dos sensores 253 de frecuencia del pulso cardiaco y una unidad 255 transmisora inalámbrica para transmitir una señal correspondiente a la frecuencia del pulso cardiaco al receptor 257 incorporado en un cinturón elástico, por ejemplo de un calzón 267. El receptor 257 forma parte de una unidad de electroestimulación que comprende un generador 236 de pulsos con una batería incorporada. El generador 236 de pulsos se conecta de nuevo a través de cables a los electrodos 240 y 242 correspondientes, de los cuales solo se muestra un electrodo activo 240 y un electrodo neutro 242 en la Figura 7. Sin embargo, se debe entender que se puede proveer una pluralidad de electrodos 240 activos como se mencionó anteriormente.

Un sensor de frecuencia del pulso cardiaco con una unidad radiotransmisora del tipo utilizado aquí se encuentra disponible para su uso por atletas bajo la marca comercial "Polar" (marca comercial registrada). En el transmisor "Polar" se dispone de dos electrodos para detectar una señal eléctrica en la piel del usuario. Los electrodos se instalan en un transmisor sellado que se une al pecho del paciente por medio de vendaje de pecho elástico. El transmisor Polar detecta el diferencial de voltaje sobre la piel durante cada latido cardiaco y envía la señal continuamente y de manera inalámbrica utilizando campos electromagnéticos a un receptor de muñeca. El receptor se modifica, no para estar en un reloj de pulsera, sino que en su lugar se construye en una muñequera, como se mencionó anteriormente. El procedimiento utilizado en el transmisor Polar se basa en un consumo energético, que está garantizado por el modo de inserción único en un módulo electrónico y se diseña cuidadosamente y la circuitería se prueba para recoger la señal eléctrica del corazón. La operación del aparato de la Figura 7 es básicamente la misma que la operación del aparato de la Figura 4, como puede verse con referencia al diagrama de circuitos de bloques de la Figura 8.

La similitud del aparato de las Figuras 2A y 4 y el aparato de las Figuras 5 y 6 puede observarse fácilmente en la Figura 8. Se notará que se provee una pantalla 263 que puede adoptar la forma de una pequeña pantalla de cristal líquido instalada, por ejemplo, en el cinturón de los pantalones. La pantalla 263 presentaría normalmente solo la frecuencia del pulso del paciente, pero podría presentar opcionalmente cualquier otra información deseada, por ejemplo, las regulaciones del generador de pulsos. Aquí las regulaciones del generador de pulsos pueden ser controlados por el propio paciente 224 o por un operador 246 si el aparato está fijo a un paciente en un quirófano, por ejemplo. El paciente 224 o el operador 246 puede controlar los siete regulaciones variables - o solo una de ellas si las otros son fijas - a través de entradas manuales correspondientes 248', 258', 260', 262', 264', 266' y 268', que podrían estar realizadas, por ejemplo, como teclas de un pequeño teclado. Alternativamente, se puede proporcionar una interfaz 243 de programa que puede utilizarse para programar el generador de pulso mediante una interfaz 243 de programa de entrada aparte, como en el aparato de la Figura 6.

Como se anotó anteriormente, el aparato de la presente invención está provisto con un solo medidor de frecuencia de pulso a fin de suministrar una señal R-R que es más que suficiente para controlar el generador 236 de pulsos y proveer los pulsos de estimulación correctos en el momento correcto. No es necesario medir realmente el final de la onda T para controlar el retraso de los pulsos, porque la trayectoria QT se sabe que tiene una relación bien definida con la trayectoria R-R y por lo tanto el final de la onda T se puede calcular fácilmente a partir de las señales generadas por el medidor de frecuencias de pulso.

Se notará que no es esencial que las señales del medidor de pulsos sean transmitidas por radio al generador de pulso 236. La señal puede transmitirse fácilmente utilizando pequeños cables si se desea. Además existen numerosos instrumentos detectores de medición de la frecuencia de pulsos disponibles que son muy pequeños y no obstructivos y que pueden utilizarse en una ubicación diferente inmediatamente próxima al corazón del paciente. Cualquiera de estos detectores conocidos que miden frecuencias de pulsos puede utilizarse a los fines de la presente enseñanza. En la realización de las Figuras 7 y 8 existe también un interruptor 261 de seguridad, pero aquí el interruptor de seguridad solo responde a la frecuencia del corazón del paciente, es decir, solo opera para señales de alarma y/o la desconexión del generador de pulsos si la frecuencia de los pulsos del paciente va demasiado alta o demasiado baja o cuando las desviaciones estadísticas se producen durante un cierto periodo de tiempo o cuando se detecta una arritmia. Sería también totalmente factible incorporar un aparato de ECG portátil en el aparato de las Figuras 7 y 8 y al equipo del aparato con un sistema de almacenamiento de datos como se muestra en la Figura 6 a fin de que un ECG de largo plazo pueda mediarse en conjunto con el aparato de la presente invención.

En la Figura 9 se muestra una posible modificación del aparato de la Figura 7. Aquí los mismos numerales de referencia básicos se utilizan como en el aparato de la Figura 8 pero prefijados con el número 300 en lugar de 200. Se puede observar de una comparación de las Figuras 8 a 9 que la única diferencia real es la adición de un medidor 365 de presión sanguínea que también puede recoger una señal adecuada del cuerpo del paciente y permitir que esta señal se muestre en la pantalla 363. Además, si se provee un medidor de presión sanguínea, también puede conectarse al generador de pulsos como una señal de entrada variable en paralelo con la frecuencia de pulsos R-R. En casos en los que la señal de la frecuencia cardiaca se desconecte, la señal de salida del medidor de presión sanguínea puede la única señal de entrada al generador de pulsos, de modo que el aparato también es también capaz de operar sin un medidor de frecuencias de pulsos aparte. Además, el medidor de presión sanguínea también puede conectarse al interruptor 361 de seguridad, a fin de que se de una alarma si la presión sanguínea del paciente se eleva o cae más allá de los límites de seguridad.

El controlador del generador de pulso puede utilizar una cualquiera de las señales de entrada únicas como parámetro control. Es decir, el controlador puede utilizar bien la señal 238 de frecuencia del pulso cardiaco, véase por ejemplo, la Figura 8, o la señal de presión sanguínea sistólica incluida en la señal 365, como parámetro de control. Alternativamente, el controlador del generador de pulsos puede utilizar una combinación de las dos señales de entrada en paralelo, es decir, la señal 238 de frecuencia del pulso cardiaco y la señal 365 de presión sanguínea sistólica, véase, por ejemplo, la Figura 9.

Si el controlador utiliza como parámetro de control un factor resultante de la señal de frecuencia del pulso cardiaco multiplicada por un factor relativo a la presión sanguínea sistólica - en ese caso el factor multiplicado es proporcional a la carga cardiaca. La primera medición de la señal de entrada o señales que entran al controlador cuando se inicia, es decir, el valor de la señal o señales de entrada antes del inicio de la estimulación, determinará los factores con el valor de 1. Toda desviación de los factores será medida por el controlador con relación a estos valores de inicio que tienen el valor de 1, cuando se compara el resultado efectivo logrado con la reducción prevista de los factores multiplicados, que es proporcional a la reducción de la carga cardiaca que se pretende.

Esto significa que cuando se utilizan en paralelo las dos señales de entrada, véase, por ejemplo, la Figura 9, el controlador tiende a minimizar los factores multiplicados de las dos señales de entrada (frecuencia del pulso cardiaco y presión sanguínea sistólica - que son proporcionales directamente a la carga cardiaca) variando uno o más de los siete parámetros variables del generador de pulsos, numerados 248 a 268 en la Figura 9, de acuerdo con los algoritmos que se programan en el microchip que forma la unidad de control del generador 236 de pulsos. Si las dos señales de entrada, la frecuencia del pulso cardiaco y la presión sanguínea sistólica, no se miden en los mismos intervalos y/o no con la misma sincronización con relación al complejo QRS del corazón, el controlador siempre utilizará el último factor válido de cada señal de entrada para la multiplicación.

Si solo una de las dos señales de entrada va a ser utilizada - ya sea la frecuencia del pulso cardiaco, véase la Figura 8, o la presión sanguínea sistólica sola - en ese caso se da el valor constante 1 a las señales de entrada no presentes para la multiplicación de los factores. En este caso, la carga cardiaca esta siendo considerada proporcional solamente a la señal de entrada seleccionada. Esto significa que el controlador tiende a minimizar la señal de entrada seleccionada - ya sea la frecuencia del pulso cardiaco o la presión sanguínea sistólica - variando uno o más de los siete parámetros variables del generador de pulsos, numerados 248 a 268 en la Figura 8, de acuerdo con los algoritmos que están programados en el microchip.

En el caso de un aparato portátil sería aconsejable que el interruptor de seguridad estuviera provisto con una alarma de manera que el paciente sea alertado de una situación peligrosa y observe la pantalla y desconecte el generador de pulsos o detenga todo tipo de trabajo o ejercicio que esté realizando.

Debe notarse que el aparato portátil de las Figuras 7, 8 y 9 es particularmente adecuado para todas las categorías de tratamiento descritas en la introducción a esta especificación y en particular para el tratamiento de la lipólisis y de modelado corporal y que ayuda a los atletas a mejorar su rendimiento, entrenando varios grupos musculares del cuerpo y en general mejorando el estado físico y psíquico. En particular los grupos musculares a entrenar, por ejemplo los músculos concernientes al tracto urinario o el músculo del esfínter, en ese caso los electrodos especiales tienen que situarse consecuentemente, a fin de que tenga lugar la estimulación local requerida.

Con referencia al diagrama de la figura 10, se expondrán otros detalles relativos a la electroestimulación del cuerpo.

La Figura 10 es un diagrama esquemático que ilustra el funcionamiento del aparato de la presente invención en el cuerpo humano.

La Figura 10 básicamente es una combinación de elementos del diagrama de la Figura 4 con los elementos de los diagramas de la Figura 1. Consecuentemente, se utilizarán los mismos numerales de referencias.

La Figura 10 muestra que la electroestimulación se aplica directamente o como estimulación 70 neuromuscular a cualquiera de los músculo esqueléticos o lisos indicados en el cuadro 72. Estos músculos actúan sobre el sistema vascular periférico del paciente para producir pulsación de los vasos sanguíneos periféricos indicados en el cuadro 74. Esta se trasmite a través de la sangre del cuerpo del paciente como una onda de presión inversa a la aorta AO, donde se origina un incremento de presión correspondiente. Las pulsaciones de presión afectan a la circulación de la sangre en el cuerpo del paciente indicado por 70 y en particular incrementan la circulación coronaria a través de las arterias coronarias CA. Estas oxigenan directamente el corazón 10 que, a su vez, afecta a y mejora el bombeo de sangre a través del cuerpo del paciente. Así, el mejor bombeo del corazón 10 da como resultado una afectación en la aorta, por ello las dobles flechas entre el cuadro AO de la aorta y el cuadro 70 del sistema sanguíneo del paciente.

El flujo sanguíneo mejorado a través de la aorta también tiene un efecto sobre el sistema vascular periférico, ya que el flujo sanguíneo también se mejora. El flujo sanguíneo claramente mejorado hacia el sistema vascular periférico da como resultado el flujo sanguíneo de retorno incrementado a través de las venas 71 hacia el corazón, como se indica con la flecha 12 en las Figuras 1B y 10.

La Figura 11 explica ahora varios conceptos diferentes de la electroestimulación neuromuscular. Más específicamente, la Figura 11 muestra un paquete 400 nervioso que pasa a las fibras 402 musculares de un músculo 404 esquelético.

Como anteriormente, por ejemplo, en la realización de las Figuras 2A y 4, el electrodo neutro está etiquetado con 42. La Figura 11 muestra electrodos 40 y 40' activos diferentes. El electrodo 40 activo está situado cerca de un lugar donde el paquete 400 de nervioso está claramente cerca de la superficie de la piel. En este caso el electrodo 40 activo estimula el paquete 400 de nervioso. Estimulando el paquete 400 de nervios se estimulan las fibras 402 musculares del músculo 404, al que conduce el paquete 400 de nervios. Este es un ejemplo típico de electroestimulación neuromuscular.

Por el contrario, el electrodo 40' activo no está situado cerca de un paquete 400 de nervios, sino más bien en la proximidad inmediata del músculo 404, a fin de estimular directamente las fibras 402 musculares del músculo 404. Esto se llama estimulación directa. En términos generales, la estimulación directa requiere más potencia y mayor voltaje o mayores corrientes que la estimulación neuromuscular. Sin embargo, la estimulación directa es especialmente importante en la rehabilitación des pacientes tales como los parapléjicos, donde un paquete de nervios, tal como 400, puede haberse cortado por una u otra razón, por ejemplo, debido a un accidente.

En algunos casos un paquete de nervios tal como 400 pasa muy cerca de la superficie de la piel, por ejemplo de la espalda, cerca de la espina, de modo que es posible un tipo de estimulación de nervios denominada estimulación eléctrica de nervios transcutánea (TENS), siendo este un caso especial de estimulación neuromuscular.

Todos las estimulaciones tratadas hasta la fecha han adoptado la forma de electroestimulación y, por supuesto, se advertirá que el aparato generador de pulsos mostrado en todas las variantes descritas en la presente tiene una disposición muy similar, independientemente de si se utiliza para el tratamiento estacionario de pacientes en hospitales o clínicas o para tratamiento de pacientes externos de una u otra forma. Esta es una ventaja particular de la invención. Significa que se puede hacer un chip dedicado para el generador de pulsos y para las funciones electrónicas asociadas, dispositivos y elementos de control. El mismo módulo básico puede ser utilizado en todos los diferentes tipos de equipo, permitiendo así los ahorros en costes y espacio de la producción a gran escala. Gracias a la capacidad para incorporar todas las funciones requeridas en un solo chip o en una pluralidad de pequeños chips interconectados, el paciente tiene que llevar muy poco peso y, por supuesto, como se tratará más adelante, el equipo puede incorporarse en un cardioestimulador existente o. implementarse en el cuerpo humano para su uso a largo plazo.

La figura 12 muestra un sistema en el que se utiliza un electrodo 562 de acupuntura en la electroestimulación. En este caso el producto del generador 136 de pulsos se aplica directamente o por medio de un amplificador 560 adecuado a una aguja 562 de acupuntura en el brazo del paciente. Así, en este caso el amplificador 560 de acupuntura y un generador de señales de electroestimulación producen la electroestimulación de manera efectiva a través de la aguja 562 de acupuntura, que afecta a la piel 554 del paciente.

Las realizaciones de la figura 12 podrían ser ejecutadas usando un generador de pulsos portátil de manera similar a la realización de la figura 7, es decir, se puede usar un equipo pequeño similar y la posibilidad de radiotransmisión de las señales desde el electrodo sensor, en vez del equipo fijo mostrado.

Las Figuras 13 y 14 muestran que la presente invención también puede utilizarse con un cardioestimulador conocido, por ejemplo en la forma de marcapasos o desfibrilador.

Con objeto de entender las Figuras 13A y 14, es útil considerar la función de un marcapasos con respecto a la Figura 13B y la función de un desfibrilador con respecto a la Figura 13C.

La Figura 13B muestra la traza típica de ECG de un paciente adaptado con un marcapasos. El paciente con marcapasos típico tiene un latido cardiaco irregular que, por ejemplo, significa que el corazón pierde a veces un latido. En un tipo de marcapasos moderno, el marcapasos detecta la falta de un latido cardiaco e, inmediatamente, activa una señal de simulación tal como la 612 que hace que el corazón lata solo una fracción más tarde de que lo que lo hubiera hecho en el momento correcto. De esto, se puede observar que el marcapasos mide de manera efectiva un electrocardiograma y, en todo caso, contiene toda la información sobre la frecuencia de repetición de los picos R necesaria para activar un generador de pulsos y aplicar señales de estimulación en el modo de contrapulsación de acuerdo con la invención. Así, la Figura 13B muestra dichos trenes de impulsos 44 de estimulación al final de la onda T. Los pulsos de estimulación se aplican, como se muestra en la Figura 13A, a un músculo cerca del corazón del paciente, ya que, de acuerdo con la invención, no importa que se elijan músculos del sistema vascular periférico para proporcionar pulsaciones de presión al sistema vascular periférico que afecten al corazón.

La Figura 13C muestra la situación de un paciente que sufre de fibrilación. Por la traza mostrada en la Figura 13C, los dos primeros latidos cardiacos son normales, pero seguidamente la onda eléctrica regular, que regula el latido cardiaco, va hacia la fibrilación, es decir, el corazón del paciente deja de latir regularmente y la onda eléctrica fluctúa ampliamente. Un desfibrilador sigue la traza del ECG y reconoce cuándo el latido cardiaco se pierde y se produce la fibrilación. Para conseguir que el corazón lata de nuevo normalmente, el desfibrilador aplica una señal eléctrica significativamente más alta que la 614 al corazón lo que es normal y puede observarse que el corazón empieza a latir de nuevo normalmente después de la desfibrilación.

Así, un desfibrilador, que es otra forma del cardioestimulador, también sigue la traza del ECG del paciente al cual está adaptado y, de esta manera, tiene disponible toda la información sobre la frecuencia de repetición de los picor R-R que es necesaria para calcular el final de la onda T y para la aplicación de pulsos de estimulación al sistema vascular periférico del paciente de acuerdo con la presente invención. Consecuentemente, es posible adoptar un cardioestimulador estándar, por ejemplo, un marcapasos o un desfibrilador, y agregarle una circuitería, por ejemplo, de acuerdo con la Figura 8, para permitir que los pulsos de estimulación se apliquen al sistema vascular periférico del paciente.

La Figura 13A muestra un tipo de combinación. Aquí el corazón 178 del paciente está ilustrado esquemáticamente y el cardioestimulador está indicado por el numeral 620 de referencia. La flecha 622 representa el marcapasos que sigue las señales eléctricas del corazón y la flecha 624 representa el pulso activador enviado de regreso al corazón por el marcapasos 620 cuando se detecta la falta de un latido.

Como se mencionó anteriormente, el marcapasos 620 ha sido complementado con la circuitería de la Figura 8 en forma miniaturizada y también tiene conductores 626 de salida que conducen a los respectivos electrodos 640 y 642 dispuestos sobre un músculo 628 que también puede estar cerca del corazón, de manera que los conductores no tienen que extenderse una distancia substancial del cuerpo del paciente. De esta manera, el cardioestimulador 620 modificado de la Figura 13 puede encontrar la sincronización de los picos R-R de la traza del ECG, puede calcular el final de la onda T utilizando la relación conocida entre los pulsos Q-T y R-R y puede sincronizar los pulsos 44 de estimulación, de manera que se inicien al final de la onda T para obtener los efectos benéficos de la presente invención. La misma situación se aplica de manera precisamente al caso del desfibrilador, en este caso el cardioestimulador 620 es una combinación de un desfibrilador con el aparato del ejemplo de la Figura 8 de la presente invención. Debido a que el aparato de la Figura 13A se va a utilizar para tratamiento a largo plazo, es razonable utilizar una pluralidad de electrodos 640 activos (al menos dos) por las razones dadas anteriormente. Esto también se aplica para la realización de la Figura 14.

La Figura 14 ilustra otra manera de realizar la presente invención en combinación con un cardioestimulador 620 que otra vez puede ser, por ejemplo, un marcapasos o un desfibrilador. En este caso el cardioestimulador 620 está complementado por un radiotransmisor 630 y este transmisor 630 transmite las ondas de radio a través del cuerpo del paciente que contiene información sobre los picos R-R o el final de la onda T para otro aparato 632 que está construido de acuerdo con la invención, por ejemplo, de acuerdo con la Figura 8, y está situado en una posición diferente en o sobre el cuerpo del paciente. En este caso, el aparato 632 incluiría su propia batería y, de nuevo, transmitiría los pulsos de estimulación requeridos a los electrodos 640 y 642 que afectan a un músculo 628 que, de nuevo, produce pulsos en el sistema vascular periférico del paciente. Se debe advertir que la batería requerida para un aparato tal como un 632 puede fácilmente ser del mismo tamaño y tipo que la utilizada en un marcapasos. Dado que el aparato de la invención, por ejemplo, de acuerdo con la Figura 8, se puede minimizar fácilmente utilizando tecnología moderna del chip semiconductor, la totalidad del aparato 632 implantado ciertamente no tiene que ser mayor que un cardioestimulador típico y, por supuesto, puede ser menor. En la realización de la Figura 14 el aparato 632 y los electrodos asociados pueden implantarse bien en el cuerpo del paciente o dispuestos externamente al
mismo.

Volviendo ahora a la Figura 15 se muestra otra forma de realizar la presente invención en combinación con un cardioestimulador 750, que aquí está realizado como un cardiomioestimulador modificado para satisfacer además la presente invención. Como se explicó anteriormente, el cardiomioestimulador 750 comprende un marcapasos 720 cardiaco, que está comunicado con el corazón 178 de manera que recibe señales eléctricas del corazón 178, como simbolizan la flecha 722, y envía los pulsos de activación inversos al corazón 178, como simboliza la flecha 724. Además, el cardiomioestimulador 750 incluye, como se sabe "per se", un divisor 752 programable que opera para enviar una ráfaga de pulsos eléctricos, que comienza típicamente al final de la onda R y finaliza típicamente al final de la onda T, a un músculo 754 arrollado alrededor del corazón por medio de conductores ilustrados esquemáticamente por la línea 756.

Como ya se explicó anteriormente en conexión con la técnica anterior, este músculo 754, que tiene que ser implantado por una técnica quirúrgica, es estimulado en el modo de simpulsación.

Sin embargo, de acuerdo con la presente invención, el divisor 752 programable se programa para activar otro tren de impulsos comienza exactamente al final de la onda T y enviar estos trenes de pulsos a través de los conductores 726 a cualquier músculo 728 esquelético o liso deseado, excepto al músculo cardiaco, de manera que este músculo se estimule para contraerse en el modo de contrapulsación, afectando de esta manera al sistema vascular periférico del paciente y produciendo cardiorresonancia de acuerdo con la invención.

De esta manera, en esta versión de la invención, el marcapasos 720 cardiaco consta de un amplificador de detección que monitoriza la frecuencia cardiaca intrínseca, como simboliza la flecha 722, y tiene una etapa de salida que regula el corazón, como simboliza la flecha 724, tan pronto como la frecuencia del corazón cae por debajo de un valor programado. Así, un evento cardiaco puede ser detectado o iniciado por el dispositivo como en un marcapasos sincronizado.

Además, el marcapasos 720 cardiaco activa un circuito de sincronización (no mostrado pero es conocido "per se"). Las señales de activación se procesan a través del divisor programable que permite diferentes frecuencias de contracción del corazón/músculo arrollado a su alrededor dentro del conglomerado (178 + 754) del músculos cardiacos. Seguidamente, se inicia un retraso después de que el mioestimulador sea habilitado, enviando una ráfaga de pulsos a través de los conductores 756 al músculo 754 arrollado alrededor. De acuerdo con la presente enseñanza, el divisor programable del circuito 752 de sincronización también produce, a continuación, un tren de pulsos que se aplican a los electrodos dispuestos en el músculo 728.

La relación entre los pulsos aplicados en el modo de simpulsación al músculo 754 arrollado y los pulsos aplicados al músculo 728 en el modo de contrapulsación puede observarse en la Figura 22 en relación con la traza del ECG ahí mostrado. Este dibujo también indica el pulso 712 de sincronización asociado con la función del marca-
pasos.

La Figura 17 es muy similar a la disposición de la Figura 15, pero aquí el cardiomioestimulador 750 incluye un transmisor 730 inalámbrico, que transmite señales sin hilos al receptor 732 situado en o cerca del músculo 728. Allí se utilizan para activar pulsos de estimulación para su aplicación al músculo 728, de manera similar a la realización de la Figura 14. En ambos casos, es decir, en las realizaciones de las Figuras 14 y 17, el generador de pulsos actual está incorporado en el cardioestimulador y simplemente activa pulsos de estimulación estando la fuente de alimentación incorporada en el receptor para su aplicación al músculo 628 o 728 respectivamente. Sin embargo, el respectivo receptor 632 o 732 también podría ser parte de o estar asociado con un generador de pulsos situado directamente en el respectivo músculo 628 o 728, en cuyo caso las señales transmitidas al receptor son activadas en el generador de pulsos y, por supuesto, con o sin el retraso pertinente.

En las configuraciones de las Figuras 15 y 17, la simpulsación del conglomerado (178 + 754) de músculos cardiacos ayuda a la función de bombeo del corazón y es seguida inmediatamente por la contrapulsación del músculo 728 periférico, que conduce a un flujo coronario incrementado, a la oxigenación del corazón y a una reducción de la carga cardiaca.

Volviendo ahora a las figuras 18A y 18B, en ellas se puede ver una realización práctica de la invención en forma de sujetador 800 provisto con electrodos 830 detectores diseñados para producir una frecuencia del pulso cardiaco y para comunicar esta señal a un generador 836 de pulsos incorporado entre las dos copas del sujetador en la tira que las conecta. Se destaca que el generador 836 de pulsos se puede realizar fácilmente como un pequeño chip.

Las copas del sujetador están equipadas con electrodos 842 neutros y electrodos 840 activos con el fin de aplicar trenes de impulsos de estimulación producidos por el generador 836 de pulsos para las diferentes posiciones sobre el pecho del paciente por medio de los electrodos 840 activos y de los electrodos 842 neutros, de manera similar a la expuesta anteriormente con referencia a la realización de la figura 2A.

En este dibujo está la fuente de alimentación eléctrica, no mostrada, del sujetador 800. Esta puede ser bien una batería pequeña incorporada en el sujetador en una posición adecuada, por ejemplo, en el punto de encuentro de las dos tiras de espalda, para no causar molestias al usuario, o puede ser una batería externa llevada, por ejemplo, en un bolsillo o cinturón usado por el paciente, que está conectada por dos conductores discretos al generador 836 de pulsos y a los sensores 836. Tampoco mostrados en el dibujo, los conductores están entre los sensores 830 y el generador 836 de pulsos y entre el generador 836 de pulsos y los electrodos 840, 842 activo y pasivo. Sin embargo, se debe entender que estos conductores pueden ser cables muy finos difícilmente perceptibles. Aunque a algunos usuarios de dicho aparato puede no gustarles la idea de la radiotransmisión de señales cerca de su corazón, es también perfectamente concebible que las señales se envíen desde el/los sensor(es) 830 al generador 836 de pulsos como señales inalámbricas en vez de por hilos.

Con respecto a los electrodos 840 y 842, estos se introducen, preferiblemente, en el sujetador de manera que no tengan contacto con la piel de los pechos de la usuario. Dichos electrodos son perfectamente desmontables y sustituibles por razones higiénicas y para facilitar el lavado. La posición de los electrodos se selecciona de manera que tengan posiciones óptimas para estabilizar el músculo y el tejido pectoral relacionados con el diseño del sujetador y con su tamaño.

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Finalmente, las figuras 19A, 19B y 19C muestran la realización de la invención en combinación con un asiento que puede ser un asiento de vehículo, tal como un asiento de aeronave o un asiento de automóvil o puede ser una silla usada en la casa del paciente, en el trabajo, en una clínica o en un cine o en cualquier otro sitio.

El asiento 900 comprende un respaldo 901 y una base 903 de asiento. En este caso se suministran dos cinturones, a saber, un cinturón 906 parecido al vendaje de pecho elástico de la figura 7, pero incorporado en el respaldo 901 y que tiene al menos un sensor 953 de pulsos cardiacos y una unidad 955 transmisora inalámbrica para transmitir una señal correspondiente ala frecuencia del pulso cardiaco a un receptor 957 incorporado en un generador 956 de pulsos. El generador 956 de pulsos puede tener una batería incorporada o se puede conectar a otra fuente de alimentación suministrada en el asiento de vehículo o en el edificio en el que está situado el asiento.

En este diseño se proveen almohadillas 902 inflables a presión y pueden estar incorporadas en la base 903 del asiento y/o en el respaldo 901 y/o en un cinturón 905 de cintura o vientre.

En el asiento 900 es importante que los problemas de tubería se resuelvan. Un amanera de hacerlo es que toda tubería que se necesite, tal como la 907, se instale debajo de dos alas superpuestas de material 909, 910, que se puedan cerrar con un sujetador 911 tipo Velcro. La mejor analogía es un conducto de cable que se puede abrir en cualquier sitio para permitir sacar los cables para evitar que los cables se aflojen, siendo la abertura lo más pequeña posible, como en la configuración propuesta, en la que la abertura está definida por las solapas superpuestas. De esta manera, el asiento podría tener cualquier cantidad de tubos 907 flexibles incorporados dispuestos debajo de dos alas superpuestas. Las almohadillas a presión tal como la 902 pueden estar unidas por medio de sus propios accesorios de Velcro en cualquier lugar cerca de un recorrido de tubería para que entre los electrodos y el cinturón 905 se extienda un mínimo de tubería suelta. El asiento puede ser cualquier asiento en el que se pueda sentar una persona durante un periodo de tiempo prolongado, tal como en un automóvil, aeronave, oficina etc.

Las figuras 19A a 19C muestran un diseño especialmente flexible del asiento 900 que se incorpora a la presente invención. El respaldo 901 y la base 903 del asiento ambos comprenden una pluralidad de tiras 960, 962 desmontables que comprenden tiras 960 pasivas y tiras 962 activas. Tanto las tiras 960 pasivas como las tiras 962 activas, que cada una es rectangular generalmente en una vista en planta, están provistas con un aparte de sujetador de tipo Velcro (marca comercial registrada) 964 en su parte posterior, que se puede engranar con un elemento sujetador de tipo Velcro de acoplamiento (no se muestra) provisto sustancialmente sobre la totalidad del área de un entrante 966 situado en el respaldo 901 y sobre la totalidad del área de un entrante 968 situado en la base 903 del asiento. La profundidad de cada entrante 966 y 968, respectivamente, se corresponde sustancialmente con el espesor de las tiras 960 y 962, de manera que cuando estas están acomodadas en sus respectivos entrantes 966, 968, la superficie expuesta al exterior de las tiras 960 pasivas y de las tiras 962 activas sigan generalmente el contorno deseado del respaldo 901 y de la base 903 del asiento, respectivamente.

En lo que se refiere a las tiras 962 activas, estas están provistas con elementos sujetadores tipo Velcro que permiten que las almohadilla 902 a presión estén situadas en cualquier sitio deseado a lo largo de la tira, y las áreas entre las almohadillas a presión y las no ocupadas por las almohadillas a presión pueden estar tapadas por elementos 970 de cobertura.

Este diseño permite una gran flexibilidad. El usuario puede, por ejemplo, situar las tiras activas en cualquier posición verticalmente a lo largo del respaldo u horizontalmente a lo largo de la base del asiento, lo que sea más confortable para él o donde el médico aconseje que la almohadilla está mejor adaptada para si fisiología. Los espacios no ocupados por tiras activas se pueden llenar con tiras pasivas para mantener el grado de confort desea-
do.

Seguidamente, las almohadillas 902 a presión se pueden situar en dirección transversal, es decir, como indica la doble flecha X, en cualquier lugar a lo largo de las tiras activas donde se desea el tratamiento. La doble flecha Y muestra como se puede variar de las tiras activas en cualquier dirección entre la parte anterior y la posterior de la base del asiento. Análogamente, la doble flecha Z indica como se pueden situar las tiras activas a cualquier altura deseada entre la parte inferior y la superior del respaldo.

De esta manera, usando este diseño de acuerdo con la invención, el asiento se puede fabricar fácilmente a la medida de individuos concretos y modificarlo a voluntad para variar el tratamiento si fuera necesario. Como es evidente en la figura 19B, especialmente en la representación en sección transversal mostrada a la derecha de la vista en planta alargada, se puede hacer que la tubería 907 discurra embutida dentro de las tiras 962 activas y, por consiguiente, que no alteren el confort del asiento, incluso cuando no está en uso.

Las almohadillas a presión se pueden hacer fácilmente de manera que se puedan conectar junto a la tubería en cualquier lugar deseado, y la tubería puede estar terminada con un simple tapón si un determinado tubo no está en uso por cualquier razón.

El cinturón 906 de pecho puede tener dos o más electrodos detectores con radiotransmisores incorporados si se desea, que transmiten a un receptor incorporado en el generador de pulsos. El cinturón 905 de vientre/pecho es un extra opcional y, preferiblemente está elastizado con cualquier tubería requerida, por ejemplo, con las almohadillas a presión situadas dentro del mismo. El uso de sujetadores tipo Velcro para la unión de las almohadillas a presión significa que se pueden situar en casi cualquier posición deseada de la base 903 del asiento, o del respaldo 901 o de los cinturones 905,906 y los conectados al generador 936 de pulsos por medio de tubería oculta en el asiento y/o en el cinturón 905 de vientre/pecho.

Un asiento de acuerdo con la invención se puede usar para producir estimulación inducida por almohadillas a presión para una variedad de fines tales como:

-: tratamiento antidolor en una espalda doliente

-: para quemar grasa corporal en el vientre o glúteos

-: para endurecer músculos abdominales y/o de la espalda

-: para estimular y descargar el corazón contrarrestando la posibilidad de fallo cardiaco

-: para calmar al paciente, superar el estrés y darle sensación de bienestar general

-: para crear resistencia inmunológica y generar endorfinas.

De esta manera, en términos generales, el asiento se puede usar generalmente para aliviar el estrés, especialmente cuando la gente está obligada a estar sentada en él durante varias horas continuamente.

El uso de sujetadores tipo Velcro para la unión de electrodos es también posible con la realización del sujetador de las figuras 18A y 18B. De esta manera, aquí los electrodos desprendibles se pueden unir con sujetadores tipo Velcro en cualquier posición deseada dentro de las copas para estabilizar los músculos o el tejido del pecho. La realización de sujetador tiene además la ventaja de que se puede usar en cualquier momento del día o de la noche y, por ello, puede operar continuamente mientras que el paciente está dormido. Aquí su función no es solamente estabilizar los músculos y los tejidos del pecho por electroestimulación con cardiorresonancia, sino también estimular y descargar el corazón, generar endorfinas y mejorar la resistencia inmunológica del paciente.

Un desarrollo importante de la invención con relación a la estimulación eléctrica está en un aparato de activación periódica especial.

Los dispositivos de detección de la frecuencia cardiaca utilizados en mamíferos (trazas de ECG, monitores de frecuencia cardiaca, etc.) miden las señales eléctricas del corazón en varios puntos del cuerpo utilizando bien electrodos en la piel para mediciones no invasivas o conductores implantados para mediciones invasivas. En ambos casos la señal eléctrica medida es relativamente pequeña y depende de la situación de la medición. Por ejemplo, la señal eléctrica del corazón medida por electrodos en la piel no invasivos sobre la superficie del tórax de un ser humano es típicamente de unos 3 - 4 mV de amplitud máxima en los picos R.

Sin embargo, las señales eléctricas requeridas para estimular músculos son de mucha mayor magnitud comparadas a las señales cardiacas medidas. Por ejemplo, la señal eléctrica utilizada para crear una fuerte contracción muscular isométrica en un músculo esquelético de un ser humano por medio de neuroestimulación tiene una magnitud de +/- 20 V y, para estimulación directa del músculo cuando la neurotransmisión ya no es posible, esta señal eléctrica requerida puede ser mucho mayor.

Cuando se utiliza una estimulación muscular eléctrica sincronizada, puede observarse un fenómeno muy perturbador que llamamos interferencia.

Cuando se utiliza cualquier traza de QRS cardiaco medido, por ejemplo como se muestra en la Figura 20, la señal de activación se deriva generalmente de la pendiente ascendente positiva de cada pico R. La señal de activación es generalmente una señal de activación digital tal como la 1 en la Figura 20. Esta señal de activación inicia la señal de estimulación eléctrica del músculo después del retraso requerido, en un tiempo dentro de la ventana de retraso descrita anteriormente. Dado que esta señal de estimulación es una señal eléctrica con una magnitud muchas veces mayor que la propia señal de frecuencia cardiaca, el impulso eléctrico de estimulación se transmite en el cuerpo humano y consecuentemente el sensor de señales cardiacas también detecta la señal de estimulación eléctrica. Si ahora la regulación del de control es tal que el pulso de estimulación del músculo se aplica en contrapulsación al corazón, como puede de los pulsos del tren 1 en la Figura 20, la unidad de activación ahora recibe del sensor de frecuencia cardiaca no solo la entrada de activación deseada para activar la señal 1 del pico R, sino también dentro del ciclo R-R, exactamente en el momento de la estimulación muscular (controlada por el tren 1 de pulsos que se aplica después del retraso respecto de la señal de activación R), la señal eléctrica mucho mayor aplicada al músculo, que está marcado por interferencia en la Figura 20, y ahora esta señal 2 de activación activa. Esta señal 2 de activación ahora conduce a una segunda estimulación muscular no deseada marcada por el tren de pulsos 2 en la Figura 20 dentro del mismo ciclo R-R en exactamente el mismo retraso establecido, sin embargo ahora después de la señal 2 del activación. Esta segunda señal de estimulación no deseada del tren 2 de pulsos es percibida por la persona estimulada como una alteración sorprendente súbita que es totalmente irregular en comparación al ritmo de tranquilo previsto en el modo de contrapulsación. Como consecuencia, la frecuencia cardiaca se incrementa inmediatamente de manera abrupta, probablemente por medio de neurotransmisión al cerebro y al corazón. La estimulación sincronizada en contrapulsación no funciona cuando dicha interferencia está presente, y en ese caso no se puede lograr la reducción deseada de la carga cardiaca.

La presente invención proporciona un medio para evitar dicha interferencia eléctrica no deseada de las señales de detección y estimulación por un mecanismo de selección de impulsos que cierra de manera efectiva una ventana de interferencia, véase la figura 20, después que la señal 1 de activación del sensor de frecuencia cardiaca ha sido registrada por la unidad de control. Esta ventana de interferencia se reabre mediante la unidad de control a tiempo para aceptar el pulso 1 de activación, pero se cierra para evitar el pulso 2 de activación no deseado.

A modo de ejemplo, una ejecución practicable de este mecanismo de selección de impulsos se realiza en la forma de software que controla un microprocesador, mediante lo cual el borde ascendente de la señal 1 de activación digital activa el microprocesador en una rutina de interrupción y, seguidamente se activa el cierre de la ventana de interferencia por medio de una compuerta de software que deshabilita la aceptación de cualquier señal de activación no deseada, por ejemplo, la señal 2 de activación, de ser transmitida al microprocesador mientras se cierra la ventana de interferencia. El cierre y apertura de la ventana de interferencia se establece por los valores de determinación programables, ajustables que se seleccionan con relación al ciclo R-R medido.

Esta sincronización ajustable para cerrar y reabrir dicha ventana de interferencia permite el funcionamiento fiable de esta ventana de interferencia a optimizar, dependiendo del dispositivo de detección de trazas QRS cardiaco que se está utilizando y teniendo la reducción de la frecuencia cardiaca resultante de la descarga cardiaca.

Ahora se va a describir una forma importante de optimizar la sincronización de las señales de estimulación aplicadas al paciente con referencia a la Figura 21. Este esquema de optimización se puede aplicar a cualquier tipo de estimulación, es decir, no solo a la estimulación eléctrica.

Aquí, un algoritmo programable define la forma en que una unidad de control adaptable encuentra automáticamente la posible carga cardiaca más baja. Ante todo, se definen los valores mínimo y máximo realistas del retraso, es decir, del retraso de cada pico R para la activación de la señal de estimulación. Estos límites se muestran en la Figura 21 y se establecen respecto de la frecuencia cardiaca prevalente medida de sucesivos picos R-R. Normalmente se seleccionará el retraso mínimo en el inicio o justo antes de la ventana de retraso, es decir, en un momento o justo antes de un momento que se corresponde con el 5% de la trayectoria R-R antes del final esperado de la onda T, por ejemplo, como el calculado utilizando la relación denominada relación de BAZETT. Como precaución de seguridad, se selecciona un retraso máximo, que puede ocurrir justo antes de la onda P. Sin embargo, el retraso máximo se podría
omitir.

Ahora se define un valor de compensación y se agrega al retraso mínimo y se utiliza para definir el momento en el que se inician las señales de estimulación. Un valor inicial típico de la compensación podría ser de 5% a 10% de la trayectoria R-R. La estimulación se inicia ahora utilizando este tiempo de retraso, es decir, el retraso mínimo más la compensación, y la frecuencia cardiaca se monitoriza midiendo la distancia entre picos R-R sucesivos. Si se produce una reducción de la frecuencia cardiaca, es decir, un alargamiento de la trayectoria R-R, en ese caso se efectúa una reducción de la compensación en una cantidad predeterminada, por ejemplo, una fracción fija de la compensación original, y se hace de nuevo una comprobación de si se ha reducido la frecuencia cardiaca. Si es así, la compensación se reduce de nuevo y su proceso iterativo se continúa hasta que ya no se detectan más reducciones de la frecuencia cardiaca o, alternativamente, hasta que se haya logrado el establecimiento de la frecuencia cardiaca mínima en el interruptor de seguridad o hasta que la frecuencia cardiaca se incremente de nuevo.

Un incremento renovado en la frecuencia cardiaca indica que el retraso (retraso mínimo más la compensación) ya no es un valor óptimo.

Si la frecuencia cardiaca se incrementa, en ese caso también debe incrementarse la compensación para intentar reducir la frecuencia cardiaca. Una vez que la frecuencia cardiaca ha empezado a incrementarse de nuevo, en ese caso esto es una indicación de que la compensación es ahora demasiado grande. Esto significa que se ha encontrado el valor óptimo de la compensación, es decir, el valor de la compensación resultante de la frecuencia cardiaca mínima. La compensación puede regresar ahora a este valor óptimo.

Se podría adoptar un procedimiento similar para la duración de la estimulación aplicada o para cualquier otro parámetro relevante. El proceso descrito anteriormente también se puede llevar a cabo teniendo en cuenta no solo la frecuencia cardiaca, sino también la presión sanguínea sistólica, es decir, el valor de la frecuencia cardiaca multiplicado por la presión sistólica, que define la carga cardiaca. Esta medición generalmente puede y generalmente debe hacerse a lo largo de varios ciclos cardiacos.

Con la alternativa de detenerlo después de su optimización, el sistema de control adaptable de acuerdo al algoritmo programable puede repetir opcionalmente estas etapas del procedimiento de optimización iterativo en intervalos de tiempo regulares definidos y ajustables.

Estos intervalos de tiempo pueden ajustarse individualmente en una o más ventanas de tiempo diferentes, es decir periodos de tiempo calculados desde el inicio del tratamiento.

Existen diferentes maneras de cómo se puede derivar el final de la onda T de una traza QRS cardiaco. Una de ellas es calculando el valor de Q-T en valores promedio estadísticos y publicados respecto del valor de Q, que es cercano al de la señal de activación en los sensores de frecuencia del corazón (traza de ECG o QRS de los monitores de frecuencia cardiaca, etc.) en la pendiente positivo de un pico R. Otro procedimiento sería detectar directamente el final de la onda T.

Debido a que las personas individuales son diferentes entre sí, un valor Q-T calculado basado en promedios estadísticos tendría que incluir márgenes de seguridad suficientemente altos del retraso con el fin de evitar que trenes de pulsos no deseados sean aplicados constantemente durante la onda T. Prácticas de prueba que llevadas a cabo utilizando la invención han mostrado que la reducción máxima de la carga cardiaca puede lograrse cuando la estimulación se inicia al final de la onda T. Se ha concluido que es aconsejable utilizar un sistema de control adaptable que inicie la estimulación con un retraso, que incluya márgenes de seguridad suficientes basados en el promedio estadístico, sin embargo, en ese caso, se descubre que el mejor retraso óptimo individual es consecuencia de una reducción de la carga cardiaca máxima posible. Esto tiene una importancia comercial significativa, porque con dicho sistema autoadaptable, todas las unidades pueden ser fabricadas exactamente de la misma manera, pero el sistema de control adaptable se debe adaptar las necesidades individuales de cada persona. La presente invención permite dicho control adaptable.

Por ejemplo, a una realización práctica de dicho sistema de control adaptable se refiere la figura 21. La frecuencia cardiaca se detecta, con por ejemplo, un cardioscopio de ECG que activa inherentemente una señal de activación en la pendiente positiva de un pico R. Se puede utilizar cualquier otra forma de detector de frecuencia cardiaca, tal como un monitor de frecuencia cardiaca que activa análogamente una señal de activación en la pendiente positiva de un pico R. Esta señal de activación controla la unidad de control como señal de entrada, siendo la unidad de control, por ejemplo, un microprocesador programable.

El retraso mínimo se calcula en base a valores de Q-T estadísticos conocidos y se establece con un factor ajustable. Un ejemplo práctico de dicho cálculo es la fórmula publicada denominada fórmula de Bazett que permite calcular el valor de Q-T proporcional al factor k (diferente en hombres y mujeres) multiplicado con la raíz cuadrada del tiempo del ciclo de frecuencia cardiaca R-R. Con esto puede establecerse un retraso mínimo respecto del ciclo R-R. Se puede establecer un valor de compensación ajustable. Esto significa que el inicio de los trenes de pulsos se establecerá en el retraso mínimo más el valor de compensación. Opcionalmente, se puede establecer un retraso máximo.

El microprocesador ejecuta automáticamente las etapas iterativas, como se describió anteriormente, por medio de la incorporación en el algoritmo programable incorporado para encontrar la carga cardiaca mínima dentro del retraso mínimo establecido, y de la ventana y tiempo de seguridad.

La descripción anterior también ha incluido realizaciones en las que se combinan estimuladores de acuerdo con la presente invención con varios tipos de cardioestimulador. Se puede apreciar que estas combinaciones se pueden adaptar posteriormente para incorporar las características de las realizaciones de las Figuras 20 y 21.

Se debe advertir que la configuración de las Figuras 2A, 4, 5, 6 y 9 es actualmente el mejor modo conocido para realizar la invención en un paciente hospitalizado.

La realización de la Figura 8 representa actualmente el mejor modo conocido para realizar la invención en un paciente no hospitalizado. La opción de almacenamiento de datos solo se utiliza cuando el paciente está siendo tratado por un terapista o persona experta, es decir, por una enfermedad cardiovascular. En el entrenamiento de atletas o en el modelado corporal se considera se considera innecesaria.

La realización de la Figura 14 se considera actualmente el mejor modo conocido de tratar a un paciente con una enfermedad cardiaca que requiere un marcapasos o un desfibrilador.

Claims

1. Aparato para el tratamiento de un mamífero u otro organismo vivo que tiene un corazón, un ritmo cardiaco que comprende ondas Q, R, S y T que se repiten periódicamente de un electrocardiograma y un sistema vascular periférico, presentando dicho electrocardiograma un ritmo cardiaco QRSTQ repetitivo que tiene una duración de la sístole Q-T, una duración de la diástole T-Q y una longitud de trayectoria R-R, teniendo dicho organismo una frecuencia cardiaca y una presión sistólica resultantes de la acción del corazón, comprendiendo el aparato medio para medir el ritmo cardiaco, medio para aplicar señales de estimulación eléctrica a dicho mamífero u otro organismo vivo a uno o más músculos esqueléticos o lisos asociados con dicho sistema vascular periférico por un procedimiento no invasivo o invasivo en sincronización con el ritmo cardiaco en un modo de contrapulsación, produciendo dichas señales de estimulación eléctrica pulsaciones de presión en el sistema vascular periférico, medio para determinar, en cada ritmo cardiaco que se repite periódicamente, un momento que se corresponde con un final de cada onda T, un medio para variar al menos un parámetro de dichas señales de estimulación eléctrica, un medio para iniciar dicha estimulación eléctrica por señales de estimulación activadas en una ventana que está dentro de un ámbito comprendido entre el 5% de la longitud de la trayectoria R - R antes del final de la onda T y el 45% de la longitud de la trayectoria R - R después del final previsto de la onda T, y un medio para seleccionar la duración de las señales de estimulación para que se corresponda con un tiempo equivalente a entre el 10 y el 25% de la duración de la diástole
T - Q.

2. Aparato de acuerdo con la reivindicación 1, en el que dicho medio para iniciar dichas señales de estimulación eléctrica está adaptado para activar señales de estimulación dentro de una ventana que se extiende entre el 5% de la longitud de la trayectoria R - R antes del final previsto de la onda T y el 5% de la longitud de la trayectoria R - R después del final de la onda T.

3. Aparato de acuerdo con la reivindicación 1, en el que dicho medio de medición del ritmo cardiaco comprende un electrocardioscopio y un juego de electrodos asociado.

4. Aparato de acuerdo con la reivindicación 1, en el que dicho medio de medición del ritmo cardiaco comprende al menos uno de entre un sensor de pulsos y un electrocardiógrafo.

5. Aparato de acuerdo con la reivindicación 4, en el que dicho sensor de pulsos está situado en cualquier punto del cuerpo de un paciente para generar señales cardiacas en respuesta al ritmo cardiaco del paciente y adaptado para transmitir señales por transmisión inalámbrica.

6. Aparato de acuerdo con la reivindicación 4, en el que dicho sensor de pulsos comprende un cinturón usado alrededor del pecho del paciente, y en el que al menos un transmisor está dispuesto para transmitir señales derivadas de dicho sensor de pulsos a dicho medio de producción de señales de estimulación eléctrica.

7. Aparato de acuerdo con la reivindicación 1, en el que dicho medio de aplicación de señales de estimulación eléctrica comprende un generador de pulsos para la generación de señales eléctricas y un medio para la aplicación de dichas señales eléctricas como señales de estimulación a uno o más músculos esqueléticos o lisos asociados con dicho sistema vascular periférico.

8. Aparato de acuerdo con la reivindicación 7, en el que dicho medio de aplicación comprende al menos un electrodo neutro y al menos un primero y un segundo electrodos activos, y en el que dichos pulsos eléctricos se aplican en una secuencia a dichos primero y segundo electrodos activos, estando conectado dicho al menos un electrodo neutro a un terminal neutro de dicho generador de pulsos.

9. Aparato de acuerdo con la reivindicación 8, en el que dicha secuencia comprende una secuencia que se repite regularmente.

10. Aparato de acuerdo con la reivindicación 8, en el que dicha secuencia comprende una secuencia aleatoria.

11. Aparato de acuerdo con la reivindicación 1 y que comprende además un instrumento de medición de una presión sanguínea de dicho de dicho mamífero u otro organismo vivo.

12. Aparato de acuerdo con la reivindicación 1 y que comprende además un medio de seguridad, estando dicho medio de seguridad adaptado para recibir respectivas señales correspondientes a una frecuencia cardiaca actual y a uno o más valores de la presión sanguínea actual y para comparar dicha frecuencia cardiaca actual o dicho uno o más valores de la presión sanguínea con un respectivo valor o valores preestablecidos prevalentes en el comienzo de dicho tratamiento y emitir una señal de aviso o desconexión de dicho aparato cuando al menos uno de entre dicha frecuencia cardiaca actual y dichos uno o más valores de la presión sanguínea actual sobrepasa un respectivo límite predeterminado o un valor prevalente al comienzo de dicho tratamiento.

13. Aparato de acuerdo con la reivindicación 7, en el que dicho generador de pulsos está adaptado para producir trenes de pulsos, teniendo dichos pulsos una frecuencia de repetición de pulsos, una amplitud, una forma de pulso, un ancho de pulso y un modo de pulso, y teniendo dichos trenes una duración y un retraso de pulso respecto de un punto de referencia de una traza de ECG, y en el que está dispuesto un medio para variar al menos uno de entre dicho retraso de pulso, dicha duración de tren, dicha frecuencia de repetición de pulsos y dicha amplitud de pulso.

14. Aparato de acuerdo con la reivindicación 13, en el que dichos medios de variación de dicha frecuencia de repetición de pulsos y dicha amplitud comprenden un medio ajustable manualmente.

15. Aparato de acuerdo con la reivindicación 13, en el que también se dispone de medios para variar al menos uno de entre dicha forma de pulso, dicho ancho de pulso y dicho modo de pulso.

16. Aparato de acuerdo con la reivindicación 15, en el que dichos medios para variar dicha forma de pulso, dicho modo de pulso y dicho ancho de pulso comprenden medios ajustables manualmente.

17. Aparato de acuerdo con la reivindicación 13, en el que dicho generador de pulsos comprende una unidad de control y una memoria para almacenar regulaciones de control de dicha unidad de control para el control de dicho generador de pulsos, y en el que se dispone de un medio de entrada que permite la entrada de regulaciones de control relativos a al menos dicho retraso de pulso, dicha duración de tren, dicha frecuencia de pulso y dicha amplitud de pulso.

18. Aparato de acuerdo con la reivindicación 17, en el que dichos medios también están dispuestos para variar al menos uno de entre una forma de cada pulso, un ancho de cada uno de dichos pulsos eléctricos y un modo de dichos pulsos eléctricos, y en el que dicho medio de entrada también está dispuesto para la entrada de otras regulaciones de control relativas a dicha forma de pulso, dicho modo de pulso y dicho ancho de pulso.

19. Aparato de acuerdo con la reivindicación 17, en el que dicha unidad de control y dicha memoria están adaptadas para permitir el almacenamiento de datos relativos a al menos uno de entre frecuencia cardiaca y presión sanguínea del paciente y la estimulación aplicada durante un periodo de tiempo.

20. Aparato de acuerdo con la reivindicación 19, en el que dicho aparato incluye medio de salida que permite la salida de dichos datos almacenados.

21. Aparato de acuerdo con la reivindicación 7, en el que dicho aparato comprende un medio de presentación de al menos uno de de entre frecuencia cardiaca del paciente, una traza de ECG de dicho paciente, una traza de presión sanguínea de dicho paciente, regulaciones actuales de dicho generador de pulsos y regulaciones eléctricas de pulsos de estimulación aplicados a dicho paciente.

22. Aparato de acuerdo con la reivindicación 7, en el que dicho generador de pulsos comprende un medio de derivación de dicho ritmo cardiaco para cada periodo de dicho ritmo cardiaco un momento que se corresponda con el final de cada onda T de dicho ritmo cardiaco y un medio de sincronización de la generación de pulsos para que coincida con el final de cada una de dichas ondas T.

23. Aparato de acuerdo con la reivindicación 1 y que incluye medios de aplicación de dichas señales de estimulación eléctricas a un músculo próximo al corazón, estando dicho aparato en combinación con un cardioestimulador, en el que dicho cardioestimulador define dicho medio de medición del ritmo cardiaco.

24. Aparato de acuerdo con la reivindicación 23, en el que dicho medio de aplicación de dichas señales de estimulación eléctrica comprende un generador de pulsos integrado en dicho cardioestimulador.

25. Aparato de acuerdo con la reivindicación 23, en el que dicho cardioestimulador está adaptado para transmitir una señal inalámbrica que se corresponde a dicho ritmo cardiaco y en el que dicho medio de aplicación de dicha estimulación eléctrica es un estimulador muscular eléctrico separado de dicho cardioestimulador y equipado con un receptor inalámbrico para recibir señales inalámbricas transmitidas por dicho cardioestimulador.

26. Aparato de acuerdo con la reivindicación 23, en el que dicho cardioestimulador comprende un marcapasos o un desfibrilador o un cardiomioestimulador.

27. Aparato de acuerdo con la reivindicación 23 incorporado en al menos un artículo de ropa, por ejemplo, un sujetador o un par de medias.

28. Aparato de acuerdo con la reivindicación 23, incorporado en un asiento, comprendiendo dicho asiento uno de entre un medio de transporte, una silla de oficina o de uso doméstico, una silla de clínica y una silla de fines recreativos.

29. Aparato de acuerdo con la reivindicación 23, en el que dicho medio de medición del ritmo cardiaco produce una señal de ritmo cardiaco, en el que dicho medio está dispuesto para producir una señal de presión sanguínea sistólica, y en el que dicho medio de aplicación de señales de estimulación eléctrica comprende un generador de pulsos que tiene un controlador, estando dicho controlador adaptado para recibir dicha señal de ritmo cardiaco y dicha señal de presión sistólica y para controlar el generador de pulsos utilizando una señal formada por una combinación de dicha señal de ritmo cardiaco y dicha señal de la presión sanguínea sistólica.

30. Aparato de acuerdo con la reivindicación 29, en el que está dispuesto un medio para comparar dicha señal de ritmo cardiaco con una referencia para formar un factor de ritmo cardiaco, en el que está dispuesto un medio para comparar dicha señal de la presión sanguínea sistólica con una referencia para formar un factor de presión sanguínea sistólica, en el que está dispuesto un medio para multiplicar dicho factor de ritmo cardiaco y dicho factor de presión sanguínea sistólica para producir un factor resultante, y en el que dicho controlador de dicho generador de pulsos está adaptado para controlar dicho generador de pulsos y minimizar dicho factor resultante.

31. Aparato de acuerdo con la reivindicación 23, que comprende además un medio de seguridad, comprendiendo dicho medio de seguridad un medio de monitorización de al menos uno de entre dicha frecuencia cardiaca y dicha presión sistólica para obtener un valor monitorizado y para comparar dicho valor con al menos un valor límite predeterminado y un medio de discontinuación del tratamiento o de activación de una alarma si el valor monitorizado sobrepasa o no alcanza dicho valor límite predeterminado.

32. Aparato de acuerdo con la reivindicación 31, en el que dicho valor límite predeterminado comprende al menos algún valor máximo o mínimo, un gradiente mínimo o máximo de una tasa de cambio de dicho valor transcurrido el tiempo, una desviación estadística de dicho valor transcurrido el tiempo o cualquier combinación mencionada anteriormente.

33. Aparato de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones precedentes que comprende un medio de selección de límites para definir una ventana entre picos R - R sucesivos dentro de la cual las señales detectadas son inhibidas de activar las señales de estimulación, y en el que dicho medio de selección de límites es preferiblemente ajustable para variar el ancho y/o la posición de la ventana respecto del ciclo R - R.

34. Aparato de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones precedentes que incluye un medio cronometrador para activar una señal de estimulación después de un retraso siguiente a cada pico R que se corresponde con un retraso mínimo más un retraso de compensación, un medio adaptable para variar dicho retraso de compensación en etapas monitorizando mientras tanto uno de entre ritmo del latido cardiaco y el producto del ritmo del latido cardiaco y la presión sanguínea sistólica y para identificar el retraso de compensación que se produce en el latido cardiaco más bajo o la carga cardiaca más baja y para operar posteriormente el aparato con este retraso de compensación del paciente implicado.