ES2926551T3 - Sensor de presión implantable - Google Patents

Abstract

Se proporcionan sistemas y métodos para medir la presión in vivo. Un conjunto de sensor implantable incluye un sensor de presión configurado para proporcionar una señal analógica que representa la presión y un componente de acondicionamiento de señal configurado para convertir la salida del sensor de presión en una señal digital. Un transmisor está configurado para transmitir la señal digital a una unidad base externa. Una unidad de control de energía está configurada para asignar energía dinámicamente a través del conjunto de sensor implantable, de modo que durante un intervalo de medición activo del conjunto de sensor implantable, cada uno de los sensores de presión, el componente de acondicionamiento de señal y el transmisor reciben alimentación solo durante una parte del tiempo. el intervalo de medición activo necesario para realizar una función relacionada. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN

Sensor de presión implantable

Solicitud relacionada

La presente solicitud reivindica prioridad de la solicitud de patente provisional de EE.UU. número de serie 61/643.988, presentada el 8 de mayo de 2012.

Campo de la invención

La presente invención se refiere a sistemas y metodologías para el diagnóstico de afecciones médicas y, en particular, se dirige a sistemas y procedimientos de medición de la presión in vivo.

Antecedentes de la invención

Las mediciones de la presión fisiológica son útiles para el diagnóstico y médico y monitorización en muchas disciplinas médicas, como la cardiología, la neumología, la gastroenterología y la urología. La presión arterial es una de las pocas presiones fisiológicas que pueden medirse de forma no invasiva con un esfigmomanómetro, pero las demás presiones suelen medirse a través de catéteres, conectados a transductores fuera del cuerpo o mediante microtransductores montados en la punta.

"Wireless micromanometer system for chronic bladder pressure monitoring" (Sistema de micromanómetro inalámbrico para monitorización de la presión vesical crónica), Paul C Fletter et al, 2009 Sixth International Conference on Networked Sensing Systems (INSS 2009), 17 de junio de 2009, describe un sistema inalámbrico para monitorizar la presión de la vejiga urinaria que comprende un dispositivo implantable con un receptor externo y un cargador de batería inalámbrico. "Low-Power Wireless Micromanometer System for Acute and Chronic Bladder-Pressure Monitoring" (Sistema de micromanómetro inalámbrico de baja potencia para monitorización de la presión vesical aguda y crónica), Steve J A Majerus et al, 2011 IEEE Transactions on biomedical engineering, 1 March 2011, describe un sistema implantable de detección de la presión de la vejiga con detalles sobre la alimentación dinámica de los elementos del sensor implantado.

Sumario de la invención

De acuerdo con un aspecto de la presente invención, se proporciona un conjunto de sensor in vivo según la reivindicación 1.

De acuerdo con otro aspecto de la presente invención, se proporciona un sistema de monitorización de la presión según la reivindicación 9.

De acuerdo con otro aspecto de la presente invención, se proporciona un procedimiento según la reivindicación 14.

Breve descripción de los dibujos

Lo anterior y otras características de la presente invención se harán evidentes para los expertos en la materia a la que se refiere la presente invención al leer la siguiente descripción con referencia a los dibujos adjuntos, en los que:

La FIG. I ilustra un sistema de detección de presión de acuerdo con un aspecto de la presente invención; La FIG. 2 ilustra una implementación de un conjunto de sensor de acuerdo con un aspecto de la presente invención;

La FIG. 3 ilustra un conjunto amplificador ejemplar de acuerdo con un aspecto de la presente invención; La FIG. 4 es un gráfico que ilustra las señales de control de potencia para varios componentes de un dispositivo implantado en función del tiempo durante un intervalo activo de un milisegundo; y

La FIG. 5 ilustra un procedimiento de procesamiento de señales para su uso en la monitorización de una salida de un sensor de presión in vivo para uno o más eventos predeterminados de acuerdo con un aspecto de la presente invención.

Descripción detallada de la invención

La FIG. 1 ilustra un sistema de detección de presión 10 de acuerdo con un aspecto de la presente invención. El sistema 10 comprende una unidad base externa 20, que incluye un receptor de radiofrecuencia (RF) 22, un procesador de señales 24 y un recargador 26 para transmitir energía de RF, y un dispositivo implantado 30. El receptor de RF 22 está configurado para recibir los datos comunicados desde el dispositivo implantado, y está específicamente configurado para capturar pulsos de transmisión muy cortos desde el dispositivo implantado. Se apreciará que la unidad base externa 20 puede incluir otros dispositivos (por ejemplo, para detectar la presión en el entorno) que no se muestran en la FIG. 1.

El procesador de señales 24 evalúa los datos de presión recibidos para extraer información útil del ruido eléctrico y biológico. El recargador 26 utiliza un amplificador de clase E y una bobina transmisora sintonizada para transmitir inductivamente energía de RF al dispositivo implantado 30. En una implementación, el recargador 26 utiliza menos de diez vatios de potencia de RF externa para proporcionar, a una separación máxima de veinte centímetros, setecientos microvatios de potencia al dispositivo implantado 30. La unidad base 20 utiliza antenas inductivas para recibir telemetría de presión del dispositivo implantado 30 y para enviar potencia y comandos a una batería implantada 32 y a una unidad de control de potencia 34, respectivamente. En una implementación, el receptor 22 es portátil y alimentado con baterías, pero la recarga inalámbrica a través del recargador 26 utiliza alimentación de línea de corriente alterna (CA).

El dispositivo implantado 30 puede incluir dispositivos para su implementación con el tejido corporal, como las paredes de los órganos, o dentro de cavidades llenas de fluido, como la vejiga, los discos vertebrales o el espacio subaracnoideo. El dispositivo implantado 30 incluye un sensor de presión 36 configurado para determinar una presión en la región en la que está implantado el dispositivo. En una implementación, el sensor de presión 36 se implementa como un transductor de sistemas microelectromecánicos (MEMS). Un componente de acondicionamiento de la señal 38 amplifica la salida del sensor de presión 36 y convierte la salida del sensor de presión en una señal digital. Un transmisor de RF 39 empaqueta la señal digital y la transmite al receptor de RF 22. En una implementación, cada uno de el componente de acondicionamiento de señal 38, el transmisor de RF 39 y la unidad de control de potencia 34 se implementan en un único chip de circuito integrado de aplicación específica (ASIC).

De acuerdo con un aspecto de la presente invención, la unidad de control de potencia 34 puede asignar dinámicamente la potencia en todo el dispositivo implantado. A diferencia de los procedimientos estándar de muestreo de bajo ciclo de trabajo, la unidad de control de potencia 34 no se limita a suministrar energía al sistema de instrumentación y telemetría, sino que funciona como un "transportador de muestras", en el que se suministra energía a varias funciones sólo en los puntos de un ciclo de adquisición/procesamiento/transmisión cuando se necesitan para adquirir, procesar o transmitir la muestra de datos. Se apreciará que esto difiere de un modo de suspensión estándar, ya que varios componentes son privados selectivamente de energía incluso durante el tiempo activo del dispositivo. El uso de la técnica del "transportador de muestras" reduce en gran medida el consumo de energía del sistema, ya que los circuitos como el sensor de presión 36 y un convertidor analógico-digital y el amplificador de interfaz asociados con el componente de acondicionamiento de la señal 38 pueden desactivarse después de que la información muestreada haya pasado a una siguiente etapa de procesamiento. El uso de energía del sistema es dinámico, pero el consumo de corriente promediado en el tiempo es mucho menor que el pico.

Se apreciará que la recepción y el procesamiento de una señal inalámbrica de un dispositivo in vivo de baja potencia no son triviales, incluso cuando el dispositivo está transmitiendo continuamente en modo de máxima potencia. Las transmisiones de pulsos que se transmiten intermitentemente desde un dispositivo implantado 30 de acuerdo con un aspecto de la presente invención proporcionan un desafío adicional. En consecuencia, el receptor 22 ha sido diseñado para utilizar un detector de cuadratura en lugar de un bucle de bloqueo de fase, así como un amplificador limitador de frecuencia intermedia con una detección muy rápida de la intensidad de la señal. Así, el receptor 22 puede bloquearse en un tono portador en unos pocos microsegundos. La demodulación y decodificación de la señal recibida se realiza mediante un complejo dispositivo lógico programable que comprueba los bordes y los fallos y utiliza algoritmos de voto mayoritario para la recuperación del reloj y los datos. Un microcontrolador proporciona una interfaz al detector de eventos 24. En una implementación, el detector de eventos 24 se implementa como instrucciones ejecutables por máquina almacenadas en un medio legible por ordenador no transitorio y ejecutadas por un procesador asociado. Por ejemplo, el software que se ejecuta en un ordenador de propósito general puede utilizarse para detectar eventos, así como para almacenar y mostrar las señales recibidas.

De acuerdo con otro aspecto de la presente invención, para mejorar la eficiencia de la transferencia de energía, el sistema de detección 10 incorpora retroalimentación del estado de potencia. La tasa de recarga del sistema 10 está determinada por la cantidad de energía recibida. Si la energía recibida es demasiado grande, el circuito debe disipar el exceso en forma de calor para evitar que se dañe la batería. La retroalimentación del estado de potencia permitiría al recargador externo 26 saber continuamente cuánta energía de radiofrecuencia está llegando realmente al dispositivo implantable, de manera que no transmitiría más energía de la necesaria. Para ello, la unidad de control de potencia 34 puede determinar si se recibe suficiente energía para permitir una recarga exitosa de la batería y transmitir esta información al componente de acondicionamiento de señales 38. En los paquetes de telemetría salientes del transmisor 39 se proporciona un único bit para indicar si el implante está recibiendo suficiente potencia de radiofrecuencia externa para recargar la batería con éxito. Si la potencia recibida es demasiado baja, el bit de estado de potencia sería 0, indicando que el recargador de RF externo 26 debería aumentar su potencia de transmisión. Si el bit de estado de potencia permanece en 1 durante un tiempo predeterminado, la potencia transmitida puede reducirse gradualmente hasta que se reciba un 0. Este sistema funciona automáticamente para maximizar la eficacia del procedimiento de recarga inalámbrica y minimizar la exposición del paciente a fuertes campos electromagnéticos.

En una implementación, el dispositivo implantado 30 está destinado a la monitorización a largo plazo de la presión dentro de la vejiga, ya sea con fines de diagnóstico o para proporcionar información para diversos tratamientos, como la estimulación eléctrica, la radiación o la farmacología. Por ejemplo, el sistema 10 puede proporcionar información sobre la presión de la vejiga para los sistemas de control de estimulación eléctrica de la vejiga como parte del tratamiento de la disfunción miccional o la incontinencia urinaria. Esto es especialmente ventajoso para los pacientes con lesiones medulares y otras poblaciones de pacientes, como los que padecen esclerosis múltiple, que tienen complicaciones de vejiga neurogénica por afecciones neurológicas. Es importante para la monitorización crónica de la vejiga que el dispositivo no se convierta en un nido de cálculos urinarios, por lo que en tales implementaciones el dispositivo implantado puede ser implantado submucosamente en la pared de la vejiga donde puede monitorizar las presiones de la vejiga continuamente y a largo plazo. En tal caso, el dispositivo implantado 30 puede incluir un envoltorio delgado y una forma ancha y plana.

En otra implementación, el sistema 10 puede utilizarse durante la monitorización a corto plazo de la vejiga. El dispositivo implantado 30 se colocaría durante una visita a la consulta, y el paciente se iría a casa con él y participaría en las actividades de la vida diaria que causan la incontinencia y/o la disfunción miccional. El dispositivo registraría los datos o los transmitiría a una grabadora que se llevaría fuera del cuerpo de forma continua o cuando se iniciara por activación del paciente. El paciente volvería a la consulta del médico en unos días o una semana para que le extrajeran el dispositivo y leyeran los datos. Es probable que cualquier implante submucoso irrite la vejiga durante unos días o una semana después de la implantación. Por lo tanto, un implante de corta duración cuya finalidad es el diagnóstico no debe implantarse submucosamente, ya que modificará el estado de la vejiga que se pretende medir y diagnosticar. Al estar en la vejiga durante tan poco tiempo, no es probable que se convierta en un nido de cálculos en ese tiempo.

En una implementación diagnóstica de corta duración del sistema, el dispositivo implantado está configurado para flotar en la vejiga para no convertirse en un tapón durante la micción. Una de las formas de realización del dispositivo de corta duración no tendría una batería en el propio dispositivo, sino que sería alimentado por un dispositivo externo que también registraría los datos. La carcasa para la electrónica del dispositivo de corta duración se diseñaría para aumentar la flotabilidad del dispositivo. El dispositivo en sí podría inflarse con una sustancia más ligera que el agua tras su inserción a través de la uretra, o podría estar construido con un material que se expandiera tras su inserción a través de la uretra. Una configuración del dispositivo de monitorización de la presión de corta duración incluiría la medición del volumen de la vejiga, lo que podría ayudar a diagnosticar el tipo de incontinencia y/o disfunción miccional y podría orientar mejor el tratamiento.

Se prevé que tanto los dispositivos crónicos como los de corta duración se implanten utilizando un cistoscopio, estándar en las clínicas y hospitales de urología. El dispositivo de corta duración se extraería también con un cistoscopio. Se podría extraer el material utilizado para inflar el globo y extraer el dispositivo una vez reducido su tamaño. Alternativamente, el material que se expandió después de la inserción podría contraerse de nuevo, y el dispositivo se extraería a través de la uretra utilizando el cistoscopio. Una realización alternativa utilizaría un dispositivo de inserción y extracción específico para la aplicación que podría desarrollarse para satisfacer las necesidades específicas del dispositivo crónico o de corta duración.

La FIG. 2 ilustra una implementación de un conjunto de sensor 50 de acuerdo con un aspecto de la presente invención. En la implementación ilustrada, el conjunto de sensor 50 está destinado a la implantación submucosa dentro de una vejiga humana, aunque se apreciará que los sistemas de acuerdo con la presente invención pueden ser adecuados para su uso en otros órganos, así como en no humanos u otros sistemas cerrados. El conjunto de sensor 50 ilustrado incluye una microbatería 52 y circuitos asociados para que pueda recargarse de forma inalámbrica y transmitir de forma inalámbrica la telemetría de presión continua. El sensor 50 tiene un tamaño que permite insertarlo en una vejiga humana a través de la uretra e implantarlo en un lugar submucoso con un cistoscopio o una herramienta de inserción específica para la aplicación. Tras la cicatrización, la capa mucosa es lo suficientemente fuerte como para retener con seguridad el conjunto de sensor 50, y la presión del lumen puede medirse con precisión a través del urotelio. Las aplicaciones de los monitores de presión son múltiples e incluyen el diagnóstico, así como la monitorización y la retroalimentación de diversos tratamientos, como la estimulación eléctrica, la radiación o la farmacología. En una implementación, el conjunto de sensor 50 puede proporcionar información sobre la presión de la vejiga para los sistemas de control de la vejiga por estimulación eléctrica.

La estimulación eléctrica de los nervios puede detener las contracciones reflejas no deseadas de la vejiga en pacientes con lesiones medulares. La estimulación eléctrica continua de bucle abierto puede inhibir la actividad de la vejiga hiperactiva y hay varios dispositivos aprobados por la FDA. Sin embargo, los pacientes deben volver con frecuencia al médico para que les ajuste el sistema de estimulación cuando su eficacia disminuye debido a la habituación o acomodación a una señal de estimulación eléctrica que siempre está encendida. La estimulación condicional o en bucle cerrado, que sólo estimula cuando se le activa para que lo haga, es más eficaz que la estimulación continua en bucle abierto, ya que da lugar a una mayor capacidad de la vejiga y utiliza menos energía. Sin embargo, la estimulación condicional sólo se utiliza actualmente con fines de investigación mediante sistemas de detección de presión basados en catéteres, ya que no se dispone de un sensor vesical crónico. El conjunto de sensor 50 ilustrado representa un monitor de presión en miniatura, inalámbrico, sin catéter, alimentado por batería y recargable para la implantación submucosa crónica que podría proporcionar información para la estimulación condicional crónica.

Para ello, el conjunto de sensor propuesto 50 funciona principalmente con la microbatería 52 y se carga inductivamente a través de un componente de recarga 54 durante períodos de seis horas, por ejemplo, cuando el usuario está durmiendo. En la implementación ilustrada, la batería 52 y el cargador asociado 54 consumen más de la mitad del volumen del conjunto de sensor 50, ya que la circuitería activa del sistema se implementa en un circuito integrado de aplicación específica (ASIC) 60 personalizado. Se apreciará que el componente de recarga 54 puede incluir algunas capacidades de procesamiento de señales para recibir un conjunto de comandos preestablecidos desde la unidad base.

Un transductor de presión 62 proporciona una señal eléctrica representativa de una presión ambiental del entorno en el que se implanta el conjunto de sensor 50. En un ejemplo, el transductor de presión 62 puede implementarse como un transductor piezoresistivo, aunque se apreciará que pueden utilizarse otras implementaciones dentro del espíritu de la presente invención. La señal del transductor de presión 62 se suministra a un conjunto 64 de amplificador de instrumentación (INA) de ganancia programable (PG) para amplificar la señal de salida del transductor antes de la conversión analógico-digital.

De acuerdo con un aspecto de la presente invención, la arquitectura del amplificador proporciona un bajo ruido referido a la entrada y una pequeña área de diseño de troquel mientras se mantiene una alta impedancia de entrada. La FIG. 3 ilustra un conjunto amplificador ejemplar 90 de acuerdo con un aspecto de la presente invención. El conjunto amplificador 90 incluye un preamplificador operacional totalmente diferencial (FDOA) 92 estabilizado por interrupción de la señal, de tiempo continuo, que alimenta una disposición de amplificación diferencial de doble muestreo correlacionado (CDS) 94. Los amplificadores de condensadores conmutados CDS 94 obtienen un bajo ruido 1/f muestreando la señal dos veces y restando el ruido del amplificador antes de la amplificación.

El ruido de fondo térmico de un amplificador CDS 94 está a menudo limitado por el tamaño de los condensadores de muestreo de entrada; los condensadores grandes producen poco ruido pero requieren una gran área y reducen la impedancia de entrada del amplificador. Dado que el sistema de detección de la presión implantable adquiere muestras de forma intermitente, no es deseable una gran capacitancia de entrada porque requeriría tiempos de estabilización más largos para el transductor de presión. Esto aumentaría el tiempo por muestra, lo que requeriría más potencia. En el conjunto amplificador ilustrado, el preamplificador interrumpido 92 proporciona una pequeña cantidad de ganancia a la entrada del amplificador CDS 94 para permitir el uso de condensadores de un tamaño y capacidad prácticos para un dispositivo de baja potencia, in vivo, manteniendo una señal de alta calidad. La interrupción de la señal en la entrada del preamplificador 92 anula eficazmente el ruido 1/f que de otro modo podría añadirse a la señal.

Volviendo a la FIG. 2, la señal amplificada se proporciona a un convertidor analógico-digital (ADC) 66 que digitaliza la señal del amplificador. En la implementación ilustrada, el ADC 66 se implementa como un ADC de registro de aproximaciones sucesivas (SAR). La señal digitalizada se proporciona entonces a un componente de generación de paquetes 68. El componente de generación de paquetes 68 ordena las mediciones de presión digitalizadas en un formato de transmisión apropiado y las proporciona al transmisor 70 para su transmisión a una unidad base asociada (no mostrada).

De acuerdo con un aspecto de la presente invención, el conjunto de sensor 50 incluye un componente de eliminación de desviaciones 72 que emplea un procedimiento de bajo consumo y eficiente en términos de área para eliminar los cambios de presión lentos que podrían ser causados por cambios posturales del paciente, cambios de orientación del dispositivo o cambios de presión atmosférica. En concreto, el componente de eliminación de desviaciones 72 calcula un factor de corrección, en función de un promedio de un número predeterminado de muestras anteriores, que se aplicará a las futuras mediciones. El componente de eliminación del desplazamiento 72 puede funcionar en dos modos, automático y forzado. En el modo automático, el componente de eliminación de desplazamiento 72 busca maximizar un rango dinámico de detección manteniendo las lecturas de presión promedio en el centro del circuito de instrumentación. La calibración de desplazamiento forzado se inicia mediante el envío inalámbrico de un comando al dispositivo a través del enlace de recarga de RF. Una vez recibida la orden, el sistema 50 funciona unas trescientas veces más rápido de lo normal para calcular muy rápidamente el desplazamiento de la presión promedio y restarlo del transductor de presión, anulando esencialmente el sistema. La calibración forzada no maximiza el rango dinámico, pero permite al usuario o al médico ajustar el nivel cero a cualquier presión de referencia. La calibración forzada finaliza automáticamente cuando la salida de presión es inferior a ocho códigos ADC, y el sistema se ralentiza en un factor de trescientos para conservar la potencia.

Ya sea en modo automático o forzado, el componente de eliminación de desplazamiento 72 funciona sustancialmente de la misma manera. En una implementación, el componente de eliminación de desviaciones 72 puede incluir un acumulador para mantener un promedio de funcionamiento de un número predeterminado de muestras anteriores. En una implementación, se utiliza un acumulador de veintiún bits para mantener un promedio de las últimas ocho mil muestras. Un valor de corrección puede ser calculado como una diferencia entre el rango a plena escala y el promedio en el modo automático o una diferencia entre la mitad del rango a plena escala y el promedio en el modo forzado. El valor de corrección representa una desviación de presión que se resta del transductor de presión 62 mediante un DAC bipolar de salida de corriente. El componente de cancelación de la desviación 72 también puede incluir una o más fuentes de corriente de eliminación de desviación gruesa. En una implementación, el DAC de salida de corriente puede ser un DAC de ocho bits, de manera que el rango a plena escala es de doscientos cincuenta y cinco y la mitad del rango a plena escala es de ciento veintiocho.

Una unidad de control de potencia 76 controla dinámicamente el suministro de energía a los circuitos 62, 64, 66, 68, 70 y 72. En la implementación ilustrada, la batería implantada 52 tiene una capacidad de unos tres miliamperioshora (mAh), por lo que la gestión de la energía es importante en implantaciones crónicas. Una sesión de recarga de seis horas puede reponer 0,6 mAh de capacidad, y el sistema de sensor 50 está pensado para funcionar durante al menos cuarenta y ocho horas entre cargas. En consecuencia, el consumo de corriente promediado en el tiempo para el sistema de sensor 50 debe ser inferior a unos doce microamperios.

Lograr un consumo de corriente tan pequeño para un sistema de telemetría implantable de funcionamiento continuo no es factible, pero la unidad de control de potencia 76 aprovecha la relación de velocidad entre los cambios de presión de la vejiga y la capacidad de la instrumentación. En el sistema ilustrado, por ejemplo, la presión de la vejiga se muestrea a una frecuencia de entre veinte y cien hercios, aunque los circuitos de instrumentación y telemetría pueden proporcionar frecuencias de muestreo significativamente mayores. La unidad de control de potencia 76 se implementa, por tanto, como un conjunto de circuitos de muy baja potencia que siempre funcionan en segundo plano. Durante el funcionamiento normal, el dispositivo está activo durante intervalos de diez milisegundos cada segundo. Cuando el dispositivo no está activo, sólo la unidad de control de potencia 76 consume energía. Según la invención, cuando el dispositivo está activo, la unidad de control de potencia 76 suministra selectivamente energía a los circuitos vitales de instrumentación y telemetría de manera que se pueda proporcionar una muestra con el mínimo gasto de energía posible. Específicamente, cada uno de los componentes necesarios para generar y transmitir una lectura de presión 62, 64, 66, 68, 70, y 72 están provistos de energía sólo cuando su función particular es necesaria, de tal manera que un componente dado puede estar inactivo durante un intervalo activo del conjunto de sensor 50. Sin la unidad de control de potencia 76, el implante consume más de un miliamperio de la batería, pero cuando se utiliza la unidad de control de potencia, la corriente promediada en el tiempo es inferior a nueve microamperios y el consumo de energía del transductor y de los circuitos de instrumentación y telemetría se reduce considerablemente.

La FIG. 4 es un gráfico 100 que ilustra las señales de control de potencia 102-106 para varios componentes de un dispositivo implantado en función del tiempo, representado en un eje horizontal 108, en un intervalo activo de un milisegundo. Cada señal de control de potencia 102-106 se ilustra en la FIG. 2 como "apagado", representado por un nivel de línea de base en el que comienza cada señal, y "encendido", representado como una señal elevada por encima de la línea de base. Las señales de control de potencia 102-106 son complejas porque encienden sucesivamente los circuitos a medida que la tensión muestreada se mueve a través de la cadena de instrumentación y telemetría. Esta técnica tiene en cuenta los periodos de "calentamiento" que necesitan ciertos circuitos antes de poder funcionar con precisión, representados por una región sombreada en la FIG. 4.

Se observará que la señal de control de potencia para el transmisor 102 y el amplificador 103 están encendidos durante la mayor parte del ciclo activo, aunque se apreciará que, para muchas aplicaciones, puede haber tan pocos como diez de estos ciclos de milisegundos cada segundo, de tal manera que el sistema permanece en una potencia mínima de espera la mayor parte del tiempo. Sin embargo, las señales de control de potencia para el ADC 104, el transductor de presión 105 y el componente de eliminación de desviaciones 106, se alimentan sólo durante una pequeña porción del intervalo activo, de acuerdo con la invención, específicamente aquella porción del ciclo activo en la que están adquiriendo o procesando la señal. Por consiguiente, se puede conseguir un importante ahorro de energía.

Para aplicaciones de neuromodulación, un dispositivo implantable de acuerdo con un aspecto de la presente invención puede transmitir presión a un estimulador neural externo, con un hardware asociado al estimulador que monitoriza las señales de presión y determina si son anormales y requieren estimulación. La FIG. 5 ilustra un procedimiento de procesamiento de señales 150 para su uso en la monitorización de una salida de un sensor de presión in vivo para uno o más eventos predeterminados de acuerdo con un aspecto de la presente invención. Se apreciará que cada uno de las etapas de este procedimiento se puede producir en el detector de eventos 24 de la FIG. 1. El procedimiento de la FIG. 5 está diseñado específicamente para reconocer las lecturas de presión que representan fugas de la vejiga o espasmos de urgencia no deseados de la vejiga, pero los mismos conceptos podrían adaptarse para el control de otros órganos o para respuestas distintas de la estimulación neural, como la liberación de fármacos o aplicaciones similares. El algoritmo de procesamiento de señales para la monitorización de la presión es capaz de identificar en línea y en tiempo real los eventos de la vejiga y del movimiento en presencia de ruido, es susceptible de ser implementado de forma eficiente en un microcontrolador o en un procesador de señales digitales, y es adecuado para adaptarse a las variaciones en la característica del evento, tanto de sujeto a sujeto como con el tiempo en un mismo sujeto. En una implementación, el procedimiento de la FIG. 5 se implementa utilizando un microcontrolador de baja potencia y dieciséis bits en un estimulador.

En 152, se aplica una ventana para aislar una porción de una señal que representa una serie de mediciones de presión. Por ejemplo, la ventana puede incluir un intervalo de tiempo predeterminado de la señal que termina con una medición más reciente. Alternativamente, se puede utilizar alguna forma de preprocesamiento, como un proceso de umbralización, para identificar porciones de la señal que probablemente representen eventos, y se puede definir una ventana apropiada alrededor del evento potencial identificado. En 154, la señal aislada puede ser muestreada a la frecuencia de muestreo deseada.

En 156, se aplica un análisis wavelet multiresolución a la señal para eliminar el ruido de la señal grabada. Se ha comprobado que el análisis wavelet aplicado elimina eficazmente el ruido eléctrico y biológico de fondo y facilita la localización de actividades específicas de la vejiga. A diferencia de la transformada de Fourier, que utiliza una función de base fija, la descomposición wavelet utiliza una función de base personalizada que satisface un conjunto de restricciones matemáticas que pueden identificar eficazmente los eventos en una señal. El análisis de tiempofrecuencia mediante una transformada wavelet ayuda a distinguir las actividades de la vejiga de los eventos de movimiento, incluso en situaciones en las que los inventores han comprobado que los procedimientos en el dominio de tiempo y frecuencia no logran distinguir entre los eventos. Las transformadas Wavelet también se pueden implementar en el chip, ya que pueden realizarse como un banco de filtros de paso alto y paso bajo.

En 158, los hipergrupos se identifican en el dominio de la transformada wavelet y se extraen como características de clasificación. Por ejemplo, los hipergrupos pueden identificarse mediante un proceso de umbralización aplicado a los datos transformados. En 160, las características extraídas se utilizan para clasificar la señal en una de una pluralidad de clases de eventos. Por ejemplo, los eventos pueden incluir el vaciado de la vejiga, el estrés, el movimiento, las fugas de la vejiga, los espasmos de urgencia no deseados y otros eventos de interés.

A partir de la descripción anterior de la invención, los expertos en la materia percibirán mejoras, cambios y modificaciones. Tales mejoras, cambios y modificaciones dentro del conocimiento de la técnica se pretenden cubrir con las reivindicaciones adjuntas.

Claims (14)

REIVINDICACIONES

1. Un conjunto de sensor in vivo (30) que comprende:

un sensor de presión (36) configurado para proporcionar una señal analógica que representa la presión; un componente de acondicionamiento de la señal (38) configurado para convertir la salida del sensor de presión en una señal digital;

un transmisor (39) configurado para transmitir la señal digital a una unidad base externa (20); y una unidad de control de la potencia (34) configurada para asignar dinámicamente la potencia en todo el conjunto de sensor implantable, de modo que durante un intervalo activo del conjunto de sensor implantable, cada uno de el sensor de presión (36), el componente de acondicionamiento de la señal (38) y el transmisor (39) estén alimentados sólo durante una parte del intervalo activo necesaria para realizar una función relacionada, siendo la parte del intervalo activo inferior a todo el intervalo activo, de modo que cada uno de el componente de acondicionamiento de la señal (38) y el transmisor (39) no estén alimentados durante al menos una parte del intervalo activo.

2. El conjunto de sensor in vivo (30) de la reivindicación 1, en el que el intervalo activo tiene una duración de aproximadamente un milisegundo, estando la unidad de control de potencia (34) configurada además para proporcionar al intervalo activo una frecuencia entre veinte y cien hercios.

3. El conjunto de sensor in vivo (30) de la reivindicación 1, en el que el componente de acondicionamiento de la señal (38) comprende:

un preamplificador (92) que amplifica una salida del sensor de presión (36); y

una disposición de amplificador diferencial de doble muestreo correlacionado (94) que amplifica la salida del preamplificador (92).

4. El conjunto de sensor in vivo (30) de la reivindicación 3, en el que el preamplificador (92) es un preamplificador operativo totalmente diferencial de tiempo continuo estabilizado por interrupción de la señal.

5. El conjunto de sensor in vivo (30) de la reivindicación 1, en el que el componente de acondicionamiento de la señal (38) comprende un componente de eliminación de desviaciones (72) configurado para calcular un valor de corrección para la salida del sensor de presión (36) en función de un promedio de un número predeterminado de muestras anteriores.

6. El conjunto de sensor in vivo (30) de la reivindicación 5, en el que el componente de eliminación de desviaciones (72) calcula el valor de corrección como una diferencia entre el rango de escala completa de un convertidor digital-analógico asociado con el transmisor (39) y un promedio de un número predeterminado de muestras anteriores para maximizar un rango dinámico de detección del conjunto de sensor in vivo (30).

7. El conjunto de sensor in vivo (30) de la reivindicación 5, en el que el componente de acondicionamiento de la señal (38) comprende un componente de eliminación de desviaciones (72) que responde a una orden externa, estando el componente de eliminación de desviaciones (72) configurado para, en respuesta a la orden externa, ordenar al sensor (36) que tome una pluralidad de mediciones durante un corto período de tiempo, calculando el componente de desviación de la señal un valor de corrección como promedio de la pluralidad de mediciones como para anular el sistema.

8. El conjunto de sensor in vivo (30) de la reivindicación 1, en el que cada uno de el componente de acondicionamiento de la señal (38), el transmisor (39) y la unidad de control de potencia (34) están implementados como un único chip de circuito integrado de aplicación específica.

9. Un sistema de monitorización de la presión (10) que comprende:

el conjunto de sensor in vivo (30) de la reivindicación 1; y

la unidad de base externa (20), comprendiendo la unidad de base externa (20):

un receptor (22) configurado para recibir la señal digital del transmisor (39); y

un componente de detección de eventos (24) configurado para al menos un evento fisiológico predeterminado en la señal digital recibida.

10. El sistema de monitorización de la presión (10) de la reivindicación 9, estando el componente de detección de eventos (24) configurado para aplicar un análisis wavelet multiresolución a la señal digital recibida para proporcionar una señal transformada en un dominio de transformación, identificar grupos dentro del dominio de transformación, y clasificar la señal digital en una de una pluralidad de clases de eventos según los grupos identificados.

11. El sistema de monitorización de la presión (10) de la reivindicación 9, en el que la unidad de base externa (20) comprende un recargador (26) configurado para transmitir energía de radiofrecuencia (RF), y el conjunto de sensor in vivo (30) comprende además una microbatería (52) y un componente de recarga (54) configurado para cargar inductivamente la microbatería (52) en presencia de la energía de RF transmitida.

12. El sistema de monitorización de la presión (10) de la reivindicación 11, en el que una potencia transmitida del recargador (26) responde a la señal digital.

13. El sistema de monitorización de la presión (10) de la reivindicación 12, en el que la unidad de control de potencia (34) está configurada para determinar si el componente de recarga (54) está recibiendo suficiente energía del recargador (26), y estando el componente de acondicionamiento de la señal (38) configurado para codificar un primer valor binario en un bit de la señal digital si se está recibiendo suficiente potencia, y un segundo valor binario en el bit si no se está recibiendo suficiente potencia.

14. Un procedimiento para determinar una presión a partir del conjunto de sensor in vivo (30) de la reivindicación 1, comprendiendo el procedimiento:

recibir una señal digital del sensor in vivo (30);

aplicar una función de ventana a la señal digital para aislar una porción de la señal digital que representa una serie de mediciones de presión;

aplicar un análisis wavelet multiresolución a la porción aislada de la señal digital para proporcionar una señal transformada;

extraer características de clasificación de la señal transformada; y

clasificar la señal en una de una pluralidad de clases de eventos según las características de clasificación extraídas;

el procedimiento comprende además la transmisión de la señal digital durante un intervalo activo del sensor in vivo (30), de manera que la potencia se asigna dinámicamente durante el intervalo activo del conjunto de sensor implantable (30), con cada uno de un conjunto de sensor de presión (30), un componente de acondicionamiento de señal (38) y un transmisor (39) del sensor in vivo (30) alimentados sólo durante una porción del intervalo activo necesaria para realizar una función relacionada, siendo la porción del intervalo activo menor que todo el intervalo activo, de tal manera que cada uno de el componente de acondicionamiento de la señal (38), y el transmisor (39) no están alimentados durante al menos una parte del intervalo activo.