FR2790967A1 - Systeme de stimulation cardiaque - Google Patents
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Abstract
La présente invention concerne un système de stimulation cardiaque pour appliquer une thérapie à un patient dans le cas d'une fibrillation auriculaire.Ce système est caractérisé en ce qu'il comprend un moyen de détection auriculaire (36, 37, 38, 49) pour détecter des signaux auriculaires provenant du coeur du patient, un moyen générateur de salves (26) pour produire des salves d'impulsions, chacune de ces salves ayant une période ou durée de salve commandable, un moyen de transmission (37, 43) pour transmettre les salves au noeud auriculo-ventriculaire du patient et un moyen d'inhibition pour commander le niveau de chaque salve de manière qu'il soit inférieur à un seuil à l'endroit du noeud auriculo-ventriculaire du coeur afin d'inhiber la conduction cardiaque à travers ce noeud auriculo-ventriculaire pendant chaque période d'une salve.
Description
La présente invention concerne des systèmes de stimulation cardiaque ayant
la capacité de répondre à des épisodes de fibrillation auriculaire et d'autres arythmies auriculaires et elle est plus particulièrement relative à des systèmes de stimulation cardiaque implantables qui répondent à un épisode de ce type en inhibant, d'une manière commandable, la conduction d'au moins certains des signaux auriculaires vers le
ventricule jusqu'à ce que l'épisode s'achève naturellement.
Les systèmes de stimulation cardiaque modernes ont une notable capacité de détection et de traitement de diverses arythmies. Les arythmies auriculaires telles que la fibrillation auriculaire (FA), qui peuvent conduire à de sérieuses complications, sont d'une importance particulière. La fibrillation auriculaire se manifeste par une activité désorganisée et irrégulière du coeur, et en l'absence d'un bloc auriculo- ventriculaire total, la réponse ventriculaire est irrégulière et aléatoire. L'irrégularité du rythme cardiaque résultant affecte d'une manière néfaste les performances de contraction du coeur. Elle est une source d'une morbidité et d'une mortalité considérables. La fibrillation auriculaire est la cause majeure de l'attaque embolique. Telle qu'elle est utilisée présentement l'expression "fibrillation auriculaire ou FA" concerne d'une manière générale la classe des arythmies auriculaires dangereuses et pendant leurs épisodes il est désirable d'inhiber la conduction de la plupart des signaux auriculaires vers les ventricules. Les stimulateurs cardiaques ont essayé de traiter ces arythmies en se commutant simplement dans un mode asynchrone de telle façon que la stimulation ventriculaire n'essaye pas de suivre étroitement les dangereuses excitations auriculaires. Cependant, avec la stimulation ventriculaire asynchrone ordinaire et la conduction continue des signaux auriculaires à travers le noeud auriculo-ventriculaire, un certain pourcentage des signaux auriculaires passent à travers le ventricule et provoquent ainsi des contractions ventriculaires spontanées chaotiques et des contractions stimulées, ce qui se traduit par une condition cardiaque indésirable. Les patients sujets à une fibrillation auriculaire chronique ou paroxysmique et à une conduction auriculo-ventriculaire intacte et qui sont très réfractaires à un traitement symptomatique et par médicaments, sont actuellement des
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candidats à l'ablation du noeud de His. Ceci est naturellement une procédure qui arrête d'une manière permanente la conduction de tous les signaux auriculaires vers le ventricule. Le résultat en est que le ventricule doit être stimulé d'une façon permanente
même si l'oreillette se contracte d'une manière normale la plupart du temps.
Une autre technique qui est utilisée est la délivrance d'un choc de cardioversion au coeur d'un patient. Ceci peut être effectué pendant une anesthésie générale, ce qui est naturellement impraticable pour un patient qui a des épisodes d'arythmie répétés et durant plutôt longtemps. Un tel patient serait également un candidat à un dispositif cardioverteur implantable. Cependant, de tels dispositifs sont très chers et les chocs ne sont pas agréables pour le patient, c'est- à-dire qu'ils peuvent être douloureux. En outre, si les épisodes d'arythmie apparaissent trop fréquemment, ces dispositifs ont une durée de
vie limitée par suite de la consommation d'énergie de chaque choc.
Une autre approche connue dans la littérature consiste à refroidir l'oreillette ce qui entraîne un ralentissement de la conduction dans le tissu auriculaire au point d'achever la fibrillation auriculaire. On peut se reporter à l'abrégé de Scaglione et al, PACE, Vol. 16, Page 880, Avril 1993, Part II. Dans cette approche, la totalité de l'oreillette est refroidie par introduction d'un bol d'une solution saline froide. On peut également se référer au brevet US N 5 876 422 décrivant un système de refroidissement, par effet Peltier, du noeud auriculo-ventriculaire, pendant lequel le ventricule doit être
stimulé d'une manière asynchrone pendant la durée de l'épisode de fibrillation auriculaire.
Une autre approche du problème consiste à faire en sorte que le stimulateur cardiaque réponde par une stimulation, d'une manière agressive, à une fréquence plus élevée mais plus stable. On peut se référer par exemple au brevet US N 5 480 413 et également au brevet US N 5 792 193 qui prévoit de régulariser la fréquence ventriculaire par un algorithme qui permet certaines contractions ventriculaires spontanées et de délivrer certaines impulsions de stimulation qui prennent le pas sur la fréquence spontanée. Cependant il subsiste un besoin notable d'un système et d'une technique améliorés pour réguler effectivement la fréquence ventriculaire jusqu'à ce que l'oreillette retourne d'elle-même à une fréquence sino-auriculaire normale et ce sans exiger une
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fréquence ventriculaire élevée de telle façon que le ventricule soit stimulé d'une manière asynchrone. Un but de la présente invention est de fournir un système de stimulation cardiaque, de préférence un système implantable tel qu'un système de stimulateur cardiaque, qui répond à une fibrillation auriculaire en régulant la fréquence des signaux auriculaires qui sont conduits à travers le noeud auriculo- ventriculaire, en régulant ainsi la fréquence des contractions ventriculaires. L'invention est ainsi destinée à des patients cardiaques qui ont une conduction auriculo-ventriculaire normale mais qui sont susceptibles d'être soumis à des épisodes de fibrillation auriculaire, et elle prévoit de limiter la fréquence ventriculaire en autorisant le passage, à travers le ventricule, de signaux suffisants pour maintenir au moins une fréquence prédéterminée, et d'inhiber le
passage d'autres signaux d'excitation, produits par l'oreillette, à travers le noeud auriculo-
ventriculaire. De cette façon le ventricule se contracte en synchronisme avec certains des battements de l'oreillette mais il ne reçoit pas les autres signaux, ce qui se traduit par des
battements ventriculaires synchrones à une fréquence régulée.
Le but précité est atteint en répondant à un épisode de fibrillation auriculaire en produisant et en transmettant, au noeud auriculoventriculaire d'un patient, des salves d'impulsions d'inhibition, inférieures au seuil d'excitation, le niveau d'énergie et la fréquence de ces salves étant commandés de manière à inhiber la conduction des signaux à travers le noeud auriculo-ventriculaire pendant qu'elles sont appliquées. Chaque salve est calée dans le temps par rapport à une dernière contraction ventriculaire détectée de manière à inhiber la conduction auriculo-ventriculaire pendant une période de temps qui dépend d'un intervalle V-V désiré ou d'une fréquence ventriculaire désirée. L'instant de début d'une salve et le l'instant de fin de cette salve sont ajustés automatiquement afin d'assurer la durée de la salve désirée. Le niveau d'énergie de la salve est également ajusté automatiquement de manière à assurer l'inhibition tout en réduisant au minimum la consommation d'énergie. Le seuil d'inhibition est testé en déterminant le pourcentage des contractions ventriculaires qui apparaissent à des intervalles plus courts que celui qui correspond à la fréquence régulée prédéterminée. Lorsque le pourcentage précédent est trop élevé, le niveau de chaque impulsion et/ou la fréquence des impulsions dans la salve
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sont ajustés de manière à obtenir de nouveau l'inhibition optimale. Lorsque l'épisode de fibrillation auriculaire s'arrête de son propre chef, le système retourne à un mode de
stimulation normal.
Plus particulièrement l'invention a pour objet un système de stimulation cardiaque pour appliquer une thérapie à un patient dans le cas d'une fibrillation auriculaire caractérisé en ce qu'il comprend un moyen de détection auriculaire pour détecter des signaux auriculaires provenant du coeur du patient, un moyen générateur de salves pour produire des salves d'impulsions, chacune de ces salves ayant une période ou durée de salve commandable, un moyen de transmission pour transmettre les salves au noeud auriculo-ventriculaire du patient et un moyen d'inhibition pour commander le niveau de chaque salve de manière qu'il soit inférieur à un seuil à l'endroit du noeud auriculo-ventriculaire du coeur afin d'inhiber la conduction cardiaque à travers ce noeud
auriculo-ventriculaire pendant chaque période d'une salve.
Le système de stimulation cardiaque peut comprendre en outre un moyen de détection ventriculaire pour détecter des signaux ventriculaires provenant du coeur du patient, un moyen détecteur de fibrillation auriculaire pour détecter un épisode de fibrillation auriculaire, un moyen de réglage de la période de chaque salve intervenant, à la suite d'une détection d'un épisode de fibrillation auriculaire, pour déterminer la durée de chaque salve et un moyen de commande de chaque salve commandant le moyen de réglage de la période de chaque salve de manière à produire une telle salve pendant une
durée de la période de chaque salve SI faisant suite à un signal ventriculaire détecté.
Il peut comprendre en outre un moyen générateur d'intervalle pour produire un intervalle afin de commander la fréquence des contractions ventriculaires pendant un épisode de fibrillation auriculaire, et le moyen de réglage de la période de chaque salve SI peut comporter un moyen de détermination pour déterminer cette période d'une salve en fonction de l'intervalle. Le moyen de réglage de la période de chaque salve peut comprendre un moyen pour déterminer l'instant de début de la période des salves SI faisant suite à un signal ventriculaire détecté. Ce moyen de détermination de l'instant du début d'une salve peut comprendre un premier moyen de temporisation pour caler dans le temps l'instant de début d'une salve par rapport à un signal ventriculaire détecté. Ce
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premier moyen de temporisation peut comprendre un moyen pour déterminer la période réfractaire ventriculaire faisant suite à un signal ventriculaire détecté et pour établir
l'instant de début de chaque salve approximativement à la fin de cette période réfractaire.
Le système de stimulation peut comprendre aussi un moyen pour déterminer l'intervalle de temps entre des signaux ventriculaires détectés et le moyen de détermination de l'instant de début de chaque salve peut comprendre un moyen d'ajustement pour ajuster l'instant de début d'une salve dans une direction afin de réduire au minimum la période de chaque salve lorsque l'intervalle de temps est inférieur à la combinaison de la période de
chaque salve SI plus l'intervalle auriculo-ventriculaire du patient.
Le système de stimulation peut comprendre aussi un moyen pour déterminer le seuil d'inhibition du patient et le moyen d'inhibition peut comprendre un moyen d'ajustement pour ajuster le niveau des impulsions de chaque salve afin de maintenir l'inhibition du noeud auriculo- ventriculaire du patient pendant chaque salve. Il peut comprendre aussi un moyen pour détecter des signaux ventriculaires provenant du coeur du patient et un moyen pour déterminer l'intervalle entre des signaux ventriculaires successifs et le moyen de détermination du seuil d'inhibition peut comprendre un moyen de contrôle des signaux ventriculaires pour déterminer à quel moment les signaux ventriculaires apparaissent à des intervalles qui indiquent que les salves SI ne sont pas en
train d'inhiber la conduction des signaux ventriculaires à travers le noeud auriculo-
ventriculaire du patient. Le moyen de contrôle des signaux ventriculaires peut comprendre un moyen pour déterminer à quel moment un signal ventriculaire détecté a été conduit à travers le noeud auriculoventriculaire du patient pendant la transmission d'une salve. Le système peut comprendre en outre un moyen générateur de pourcentage pour déterminer une mesure du pourcentage des signaux ventriculaires détectés qui ont été conduits pendant une salve, et un moyen de réponse pour ajuster au moins un paramètre de la salve en fonction de la mesure précitée, ce moyen de réponse comprenant un moyen pour ajuster l'amplitude des impulsions de chaque salve SI et/ou
un moyen pour ajuster la fréquence des impulsions de chaque salve.
Le système de stimulation peut comprendre également un moyen de temporisation pour caler dans le temps la production des salves par rapport aux signaux
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auriculaires détectés afin de limiter la fréquence des signaux auriculaires qui peuvent passer à travers le noeud auriculo- ventriculaire du patient vers le ventricule du patient. Il peut aussi comprendre un moyen de réglage de la période de chaque salve SI pour commander la période des salves de telle façon que ladite fréquence soit limitée à une fréquence ventriculaire prédéterminée. Suivant un autre aspect de la présente invention il est prévu un système de stimulateur cardiaque pour délivrer des impulsions au coeur d'un patient caractérisé en ce qu'il comprend un moyen de détection auriculaire pour détecter des signaux auriculaires, un moyen de détection ventriculaire pour détecter des signaux ventriculaires et un moyen d'inhibition pour empêcher certains des signaux auriculaires mais non pas la totalité de ceux-ci d'être conduits à travers le noeud auriculo- ventriculaire du patient pour contracter le ventricule de telle façon que la fréquence ventriculaire du patient soit limitée à une fréquence inférieure à la fréquence auriculaire. Le système peut comprendre en outre un moyen de contrôle de fréquence pour commander le moyen d'inhibition afin d'empêcher la conduction de signaux auriculaires vers le ventricule du patient chaque fois qu'une telle conduction se traduirait par des signaux ventriculaires successifs apparaissant à une fréquence supérieure à une fréquence prédéterminée. Le moyen d'inhibition peut comprendre un moyen générateur d'intervalles pour inhiber la conduction de signaux cardiaques à travers le noeud auriculo-ventriculaire du patient. Le moyen d'inhibition peut comprendre un moyen générateur de salves pour produire et transmettre des salves SI d'impulsions, inférieures à un seuil, à proximité du noeud auriculo-ventriculaire du patient, ce moyen d'inhibition comprenant un moyen de commande pour commander les paramètres des impulsions de chaque salve de telle façon que chacune des salves inhibe la conduction à partir du noeud auriculo-ventriculaire. Le moyen de commande peut comprendre un moyen pour commander le niveau de chaque impulsion et la fréquence des impulsions dans les salves. Le système de stimulateur cardiaque peut comprendre aussi un moyen de temporisation pour commander le calage dans le temps de chaque
salve par rapport à un signal auriculaire détecté.
Suivant un autre aspect de la présente invention il est prévu un système stimulateur pour appliquer une thérapie pendant des épisodes de contractions auriculaires
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à haute fréquence, caractérisé en ce qu'il comprend un moyen de détection d'une fibrillation auriculaire pour détecter un épisode à fréquence auriculaire élevée et un moyen de réponse pour réagir à un tel épisode en inhibant d'une manière intermittente la conduction des signaux auriculaires, à travers le noeud auriculo-ventriculaire du patient, vers les ventricules, ce moyen de réponse comportant un moyen générateur de salves pour produire et transmettre des salves de stimulation au noeud auriculo-ventriculaire du patient afin d'inhiber une conduction à travers ce noeud, et un moyen de commande pour commander le calage dans le temps et les caractéristiques des salves afin de régler la fréquence de conduction des signaux à travers le noeud auriculo-ventriculaire, en réglant ainsi la fréquence des contractions ventriculaires. Le système peut comprendre en outre un moyen de surveillance pour surveiller l'efficacité des salves en ce qui concerne l'inhibition de la conduction à travers le noeud auriculo- ventriculaire, un moyen pour déterminer à quel moment cette efficacité est insuffisante et un moyen d'ajustement pour ajuster les caractéristiques des salves en réponse à la détermination d'une efficacité insuffisante. Le moyen générateur de salves peut comprendre un moyen pour produire et transmettre des salves d'impulsions, ces impulsions ayant une amplitude et une fréquence réglables, et le moyen d'ajustement peut comprendre un moyen pour ajuster l'amplitude
des impulsions et un moyen pour ajuster leur fréquence.
On décrira ci-après, à titre d'exemples non limitatifs, diverses formes d'exécution de la présente invention, en référence aux dessins annexés sur lesquels: La figure lA est un schéma d'un système de stimulateur cardiaque suivant la présente invention, montrant la position de conducteurs dans l'oreillette droite et dans le ventricule droit du coeur d'un patient et montrant également la position d'au moins une électrode pour délivrer des salves d'impulsions d'inhibition à proximité du noeud
auriculo-ventriculaire.
La figure lB est un schéma détaillé, à plus grande échelle, de l'extrémité distale
d'un conducteur auriculaire suivant la présente invention.
La figure 1C est un schéma détaillé d'une forme d'exécution préférée d'un
conducteur accrochable par vissage suivant la présente invention.
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La figure 2 est un schéma synoptique d'un système de stimulateur cardiaque suivant la présente invention, illustrant les unités fonctionnelles principales comportant un générateur de salves pour produire des salves d'impulsions d'inhibition qui sont
délivrées à proximité du noeud auriculo-ventriculaire du patient.
La figure 3 est un diagramme temporel illustrant le calage dans le temps d'une
salve d'impulsions d'inhibition par rapport à un signal ventriculaire détecté antérieur.
La figure 4A est un organigramme illustrant l'algorithme principal de thérapie
d'une fibrillation auriculaire pour le programme normal du stimulateur cardiaque.
La figure 4B est un organigramme illustrant les étapes principales de
l'algorithme de thérapie d'une fibrillation auriculaire suivant la présente invention.
La figure 5 est un organigramme illustrant la détermination de la durée des salves. La figure 6A est un organigramme d'un programme de détermination de l'instant
o le seuil d'inhibition des salves doit être testé.
La figure 6B est un organigramme illustrant le test de détermination du niveau
d'énergie et de la fréquence afin d'obtenir une inhibition optimale.
La figure 6C est un organigramme de transition d'état pour la détermination du seuil d'inhibition et qui illustre en outre le test d'établissement des paramètres des salves
d'impulsions d'inhibition.
Si on se réfère maintenant à la figure lA, on voit qu'elle représente un schéma d'un système de stimulateur cardiaque suivant la présente invention. Un stimulateur cardiaque 30 est avantageusement un stimulateur chambre double produisant des impulsions de stimulation au moins pour la transmission au ventricule d'un patient et produisant également, de préférence, des impulsions de stimulation auriculaire. Le stimulateur cardiaque est enfermé dans un boîtier de stimulateur 30-C en matériau traditionnel. Les impulsions de stimulation ventriculaire sont délivrées à partir du stimulateur cardiaque 30 sur un conducteur 32 qui est illustré comme étant placé de telle façon que son extrémité distale soit située environ à l'endroit de l'apex du ventricule droit. Le conducteur 32 peut être unipolaire ou bipolaire et il comporte au moins une électrode, indiquée par la référence 33, située pratiquement à la pointe distale et il peut
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comprendre une seconde électrode annulaire indiquée schématiquement par la référence 34. Un second conducteur 31 est un conducteur auriculaire destiné à être placé contre la paroi interne de l'oreillette ainsi qu'il est illustré sur la figure. Ce conducteur comporte une électrode de pointe distale 36 et il peut comporter également, d'une façon appropriée, une électrode annulaire 38 indiquée comme étant décalée à partir de l'extrémité distale, en direction de l'extrémité proximale. Il porte également au moins une électrode 37 ayant une surface située de manière à se trouver à proximité du noeud auriculo-ventriculaire A-V comme il est indiqué. L'électrode 37 peut être placée sur le noeud auriculo-ventriculaire ou à proximité de celui-ci et l'expression "à proximité", telle qu'elle est utilisée présentement, concerne une position suffisamment proche du noeud de
His pour permettre l'inhibition du signal d'excitation tel qu'il sort du noeud auriculo-
ventriculaire. Il est important que le conducteur soit fixé d'une manière permanente à proximité du noeud auriculo-ventriculaire, ce qui peut être le mieux réalisé en le plaçant dans le triangle de Koch. Il est connu qu'il est difficile, dans cette zone, d'attacher les conducteurs d'une manière passive et par conséquent, suivant une forme d'exécution préférée de la présente invention, on utilise un conducteur accroché par vissage, ainsi qu'il est illustré sur la figure 1C. Le vissage d'un élément extrême hélicoïdal dans le noeud auriculo- ventriculaire lui-même peut être ou non désirable; une procédure sûre consiste, pour le médecin, à manipuler le conducteur auriculaire séparé 31 pour le placer dans une position permettant de visser son extrémité dans la paroi du coeur juste à proximité du noeud auriculo- ventriculaire ou du noeud de His. Telle qu'elle est utilisée présentement, la référence au noeud auriculo-ventriculaire comporte la zone de sortie du
coeur à proximité du noeud auriculo-ventriculaire.
Si on se réfère maintenant à la figure lB, on voit qu'elle représente d'une façon plus détaillée et schématique un conducteur auriculaire suivant la présente invention, portant une électrode auriculo-ventriculaire 37. Il convient de noter que la figure lB illustre uniquement un type de placement de l'électrode et que la forme d'exécution à vissage de la figure 1C est présentement une forme d'exécution préférée. La figure lB montre des détails de l'extrémité distale du conducteur 31 lequel comporte par ailleurs une enveloppe externe traditionnelle et a une extrémité proximale (non représentée) pour
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son attache au stimulateur cardiaque 30 d'une manière connue. L'électrode auriculo-
ventriculaire 37 est connectée électriquement au stimulateur cardiaque par un conducteur 43 et elle est située à proximité de l'extrémité distale du conducteur 31 de telle façon qu'elle soit en bon contact avec le noeud auriculo-ventriculaire A-V, dans la paroi A de l'oreillette, lorsque le conducteur est fixé dans l'oreillette. La salve d'impulsions peut être délivrée d'une façon unipolaire, c'est-à-dire entre l'électrode 37 et le boîtier du stimulateur cardiaque, ou bipolaire auquel cas deux électrodes auriculo-ventriculaires annulaires sont utilisées. Egalement, ainsi qu'il est illustré sur la figure lB, un conducteur 41 est connecté à l'électrode de pointe 36 assurant la délivrance des impulsions de stimulation provenant du stimulateur cardiaque et la transmission des signaux détectés à
partir de l'oreillette, en arrière vers le stimulateur cardiaque, d'une façon connue.
Si on se réfère maintenant à la figure 1 C, on voit qu'elle représente schématiquement une forme d'exécution préférée du conducteur 31 comportant un élément hélicoïdal 49 porté à l'extrémité distale, lequel peut être poussé à l'extérieur de la
pointe distale pour sa fixation dans le noeud auriculo-ventriculaire ou autour de celui-ci.
Le conducteur comporte une première électrode annulaire 37B à l'endroit de la pointe et une seconde électrode annulaire 38 située à une distance d'environ 10 millimètres de la pointe, vers l'extrémité proximale. L'élément hélicoïdal 49 est maintenu dans l'enveloppe du conducteur, pendant l'introduction, et il peut être étendu axialement vers l'extérieur d'une manière connue et à la fois. Les électrodes annulaires 37B,38 et l'élément hélicoïdal 49 sont connectés par des conducteurs au stimulateur cardiaque ou à un autre dispositif de stimulation. Le médecin peut rechercher le voisinage du noeud auriculo- ventriculaire afin de trouver la position optimale pour la fixation du conducteur, afin d'inhiber le noeud auriculo-ventriculaire et à ce moment, l'élément hélicoïdal est alors poussé à l'extérieur et fixé. La stimulation peut être effectué au moyen d'une combinaison désirée quelconque des trois éléments formant les électrodes. Additionnellement, dans le cas du fonctionnement d'un stimulateur cardiaque chambre double, n'importe quelle combinaison d'une ou plusieurs des électrodes des conducteurs, ainsi que du boîtier du stimulateur cardiaque, peut être utilisée pour délivrer les impulsions de stimulation et
pour détecter les signaux auriculaires.
Si on se réfère maintenant à la figure 2, on voit qu'elle représente, sous forme synoptique, un système de stimulation cardiaque suivant la présente invention. Un générateur 15 est prévu pour produire des impulsions de stimulation ventriculaire, sous le contrôle d'une unité de commande 20 (microprocesseur). Les impulsions de stimulation ventriculaire sont transmises, sur le conducteur 32, vers une ou plusieurs électrodes ventriculaires 33,34. De la même façon un générateur 18 est prévu pour produire des impulsions auriculaires qui sont transmises, par le conducteur 31, aux électrodes auriculaires 37,38 (ou 49). Les deux générateurs 15 et 18 sont contrôlés par l'unité de commande 20 qui comporte de préférence un microprocesseur, pour la commande de la temporisation, de l'amplitude, de la largeur d'impulsion etc..., d'une manière connue. Une mémoire 21 est interconnectée avec l'unité de commande 20 afin de fournir le logiciel pour la commande logique ainsi que des paramètres de stimulation et d'autres données. Un récepteur de programme 29 est utilisé pour recevoir des données d'un programme téléchargé à partir d'un programmateur externe, d'une façon connue, et les données ainsi reçues sont transmises, par l'intermédiaire de l'unité de commande 20, pour être stockées dans la mémoire 21. Un capteur 28 peut être employé pour obtenir un
ou plusieurs paramètres indicateurs de la fréquence, d'une manière connue.
Les signaux détectés à partir des électrodes ventriculaires 33,34 sont transmis à une unité 24 de détection du complexe QRS, en vue d'un traitement approprié des signaux et de leur fourniture à l'unité de commande 20. Bien que cela ne soit pas représenté, le stimulateur cardiaque peut également détecter des portions d'onde T des signaux reçus en provenance des électrodes ventriculaires. De la même façon, les signaux provenant des électrodes auriculaires 37,38,49 sont transmis à une unité 25 de détection de l'onde P, en vue d'un traitement approprié et de leur transmission à l'unité de
commande 20.
Un point particulièrement important du système de stimulation cardiaque suivant la présente invention est un générateur de salves 26 qui est contrôlé par l'unité de commande 20 de manière à délivrer, au noeud auriculo-ventriculaire, des salves inhibitrices d'impulsions inférieures au seuil dans le cas d'une arythmie auriculaire. Les salves sont délivrées sur le conducteur 43 vers l'électrode auriculo- ventriculaire 37 (ou
12 2790967 49). Les paramètres électriques des salves et la commande de la production
des salves sont étudiés en détail en référence aux figures 3- 6B. Si on se réfère maintenant à la figure 3, on voit qu'elle représente un diagramme temporel illustrant le calage dans le temps d'une salve inhibitrice SI par rapport à un signal ventriculaire détecté VS et à la période réfractaire ventriculaire. Sur la figure 3 est représentée une salve ayant une durée qui
s'étend à partir d'un instant de début de salve BST jusqu'à un instant de fin de salve BET.
L'instant BST est calé dans le temps de manière à apparaître après qu'un signal auriculaire a été conduit à travers le noeud auriculoventriculaire (la conduction étant indiquée par la flèche AVC) et a produit une contraction ventriculaire qui est détectée (signal VS) par le dispositif On notera qu'à la suite d'un complexe QRS se trouve un intervalle réfractaire ventriculaire et l'instant de début de salve BST est calé dans le temps d'une manière appropriée de manière à se trouver juste avant la fin de cette période réfractaire. Ainsi qu'il est illustré sur la figure 3, après l'instant de fin de salve BET un autre signal de fibrillation auriculaire FA peut être conduit à travers le noeud auriculo-ventriculaire en produisant un signal ventriculaire VS suivant. Dans cette situation, l'intervalle V-V (entre deux signaux VS successifs) est supérieur à la durée de la salve de l'intervalle auriculo-ventriculaire naturel du patient plus le temps allant du signal VS antérieur jusqu'à l'instant de début de salve BST, ce qui montre que la fréquence ventriculaire du patient peut être commandée en contrôlant l'instant de début de salve BST et l'instant de fin de salve BET, c'est-à-dire la durée de la salve SI et son calage dans le temps par rapport au dernier signal VS. Ce contrôle peut être réalisé en ajustant le calage dans le temps à la fois de l'instant de début de salve BST et de l'instant
de fin de salve BET.
Si l'intervalle V-V surveillé est plus court que l'intervalle attendu sur la base de la durée de la salve et du retard auriculo- ventriculaire, l'instant de début de salve BST peut nécessiter une adaptation; il peut arriver que les signaux de fibrillation auriculaire FA se décalent entre l'extrémité de la période réfractaire ventriculaire et l'instant de début de salve BST. Dans une forme d'exécution préférée l'instant de début de salve BST est amené à se décaler continuellement (par exemple par pas de 10 microsecondes) en direction de l'instant de fin de salve BET, afin de diminuer la durée de la salve. Toutefois,
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si l'instant de début de salve BST est trouvé être trop en retard, il est décalé avec un pas beaucoup plus grand, par exemple de 10 millisecondes. Le décalage à partir du signal VS s'arrête lorsque l'instant de début de salve BST atteint un instant de départ programmable maximal et l'adaptation en direction du signal VS s'arrête à un instant minimal programmable. Suivant une variante, l'instant de début de salve BST peut être ajusté par rapport à l'onde T qui est un indicateur de la fin de la période réfractaire ventriculaire. La valeur de l'instant de fin de salve BET dépend de l'intervalle ventriculaire désiré qui peut être programmé: si on augmente la durée de la salve, le noeud auriculo-ventriculaire est inhibé plus longtemps et la fréquence ventriculaire est diminuée. Comme on peut le voir à partir du diagramme temporel, la première onde FA qui n'est plus inhibée, est conduite vers le ventricule avec le retard ou intervalle auriculo-ventriculaire (AVint). En supposant que la fréquence auriculaire est très élevée comparativement à la fréquence V-V, l'instant de fin de salve BET est déterminé par l'équation: BET = VVint- AV int,
dans laquelle l'instant BET est calé dans le temps à partir du signal VS antérieur.
L'intervalle auriculo-ventriculaire AV_int du patient peut être déterminé et l'instant BET peut être ainsi réglé. La durée de la salve est ensuite ajustée en réglant l'instant de début
de salve BST, comme il est exposé plus loin en référence à la figure 5.
Dans une forme d'exécution préférée les niveaux d'énergie et les fréquence disponibles des impulsions de la salve sont programmables. Des valeurs typiques sont les suivantes: tension; de 0,1 V à 5,0 V, par échelons de 0,1 V; largeur d'impulsion: de 0,1 ms à 10,0 ms, par échelons de 0,1 ms; intensité: de 0,5 mA à 5,0 mA, par échelons de 0,lmA; et
intervalle des impulsions: de 10 à 200 ms, par échelons de 0,5 ms.
Si on se réfère maintenant à la figure 4A, on voit qu'elle représente un organigramme simplifié illustrant la relation de l'algorithme de thérapie d'une fibrillation auriculaire suivant la présente invention avec le programme de fonctionnement normal d'un stimulateur cardiaque. Il convient de noter que l'environnement préféré de l'invention est son incorporation dans un stimulateur cardiaque. Cependant, l'invention peut être également utilisée dans d'autres systèmes de stimulation, par exemple en tant
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que partie d'un stimulateur cardiaque-cardioverteur-défibrillateur ou de n'importe quel autre système dédié au traitement des arythmies cardiaques. Sur la figure 4A la détection et le traitement des événements normaux du stimulateur cardiaque sont illustrés par le bloc 50. Lors de chaque cycle cardiaque, le système effectue un test de fibrillation auriculaire FA, comme indiqué par le bloc 51. S'il n'y a pas de fibrillation auriculaire FA,
le système demeure dans un mode de fonctionnement traditionnel du stimulateur.
Cependant, si une fibrillation auriculaire est détectée, le système passe à l'organigramme principal de thérapie d'une fibrillation auriculaire, représenté par le bloc 52, et il règle la conduction des signaux auriculaires vers les ventricules. Tant qu'une fibrillation auriculaire subsiste, le système demeure dans cet organigramme. Si la fibrillation
auriculaire cesse, le système revient au mode de fonctionnement normal.
Si on se réfère maintenant à la figure 4B, on voit qu'elle représente un organigramme illustrant les sous-programmes principaux exécutés dans le programme principal 52. En partant du sommet de l'organigramme, on voit qu'une étape 54 de réglage de la durée de salve est amorcée après un signal VS. Cette étape détermine les instants de début et de fin de la salve par rapport au signal VS conduit. Ensuite, lors d'une étape 55, le système exécute un sous-programme de détermination du seuil d'inhibition. Ce sous-programme commande les caractéristiques des impulsions de sortie et la fréquence de la salve afin d'assurer que la conduction auriculo-ventriculaire est inhibée pendant la salve. Après cela, lors d'une étape 56, la minuterie de l'instant BST est démarrée afin de caler dans le temps le début de la salve. L'instant de début de salve BST peut être calé dans le temps par rapport au signal VS venant juste d'être détecté ou par rapport à l'onde T, comme il a été exposé précédemment. Après cela, l'organigramme passe à une étape 57 d'un sous-programme de détection d'événement. L'événement suivant peut être l'achèvement de l'écoulement de la période de temps de la minuterie de l'instant BST, un signal VS ou un signal auriculaire détecté AS. On peut également détecter à ce stade l'onde T destinée à être utilisée pour le réglage de la minuterie de l'instant BST. Si la période de la minuterie de l'instant BST s'est totalement écoulée, l'organigramme passe à un sous-programme d'une étape 58 commandant la production et la délivrance de la salve d'impulsions à partir du générateur de salves 26. Après cela,
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l'événement suivant est attendu lors de l'étape 57. Lorsqu'un signal VS apparaît, il est interprété lors d'une étape 62. Des opérations, telles que la distinction d'extrasystoles ventriculaires, peuvent être effectuées lors de cette étape. L'intervalle V-V est sauvegardé. Si l'événement détecté lors de l'étape 57 est un signal auriculaire AS, il est interprété lors d'une étape 59. L'intervalle A-A (entre les signaux AS) est sauvegardé et on détermine si la fibrillation auriculaire FA est terminée. S'il n'y a plus de fibrillation
auriculaire, on sort du programme principal.
Après l'interprétation du signal VS lors de l'étape 62, ce programme passe à une étape de diagnostics 64. Les diagnostics qui sont particulièrement importants pour la présente invention, sont ceux qui indiquent l'efficacité de la thérapie. Par exemple, la stabilité ventriculaire d'un battement à l'autre est importante. Le nombre de signaux ventriculaires VS conduits pendant la phase d'inhibition (c'est-à-dire de signaux auriculaires conduits pendant la salve et en dépit de celle-ci) est stocké, de préférence en fonction des caractéristiques de sortie des salves, sous la forme d'un histogramme. On peut également stocker des résultats de test effectués lors du réglage de la salve. Ces données peuvent être téléchargées vers un programmateur en vue d'une analyse par le
médecin qui peut alors modifier corrélativement le programme de commande de la salve.
Enfin, lors d'une étape 65, des opérations diverses sont exécutées et le programme
retourne à l'étape initiale 54.
Si on se réfère maintenant à la figure 5, on voit qu'elle représente un
organigramme pour le sous-programme de l'étape 54 de réglage de la durée de la salve.
Lors d'une étape 70, l'intervalle VV_int est comparé à BST + AV_int. Si l'intervalle V-V est inférieur, ceci signifie qu'un signal de fibrillation auriculaire FA est passé à travers le noeud auriculo- ventriculaire avant que la salve n'ait été amorcée à l'instant BST si bien que l'instant BST doit être raccourci. Lors d'une étape suivante 71, on détermine si l'instant BST est supérieur à la valeur minimale programmée de l'instant BST. Si la
réponse est NON, ceci signifie qu'il se trouve déjà à la valeur minimale et le sous-
programme sort. Si la réponse à l'étape 71 est OUI, on passe à une étape 72 au cours de laquelle l'instant BST est déplacé vers la gauche (vu sur la figure 3) ou raccourci d'un décrément programmable. Si on retourne à l'étape 70 et si la réponse à cette étape est
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NON, le sous-programme passe à une étape 75 au cours de laquelle on détermine si l'instant BST est inférieur à la valeur maximale programmable. Si la réponse à cette étape
est NON, ce qui signifie que l'instant BST se trouve déjà à la valeur maximale, le sous-
programme sort; par contre, si la réponse est OUI, on passe alors à une étape 76 au cours de laquelle l'instant BST est déplacé vers la droite sur la figure 3 (étendu), c'est-à-
dire que l'instant BST est décalé pour réduire au minimum la consommation d'énergie.
Si on se réfère maintenant à la figure 6A, on voit qu'elle représente un sous-
programme pour déterminer le moment o un test de seuil d'inhibition doit être effectué et pour placer le stimulateur cardiaque dans une phase de test. Le but est de surveiller l'efficacité des salves d'inhibition et, si de trop nombreux événements VS sont trouvés, d'ajuster le niveau de sortie des salves, exigé pour inhiber la conduction à travers le noeud auriculo-ventriculaire pendant la délivrance des salves. Lors d'une première étape
on détermine si le dernier intervalle V-V a été inférieur à la valeur de BET + AV int.
Si la réponse est OUI, ceci indique qu'un signal auriculaire AS est passé à travers le noeud auriculo-ventriculaire pendant la dernière salve. Dans ce cas, le sous-programme passe à une étape 81 et incrémente un compteur de réponses OUI, calculant le nombre de tels défauts d'inhibition. Si la réponse à l'étape 80 est NON, un compteur de réponses NON est alors incrémenté, comme il est indiqué lors d'une étape 82. Lorsque d'une étape suivante 84, le compteur est évalué et par exemple le pourcentage des réponses OUI est déterminé. Lors d'une étape suivante 85, on détermine le statut du test, c'est-à-dire si le drapeau "phase de test" est établi FAUX. Si la réponse est NON, le sous-programme passe directement à la phase de test qui est illustrée sur la figure 6B. Cependant, si le drapeau "phase de test" est établi FAUX, le sous-programme passe à une étape 86 au cours de laquelle on détermine si le pourcentage des réponses OUI est supérieur à un pourcentage prédéterminé T. Si la réponse est NON, le sous-programme sort. Toutefois, si la réponse est OUI, la conclusion en est que trop de signaux ventriculaires VS antérieurs sont apparus, c'est-à-dire que le taux d'inhibition est trop faible d'une manière inacceptable, et que par conséquent le seuil doit être testé et les paramètres de la salve réajustés. Le but du test est d'ajuster la sortie de la salve de manière à obtenir un taux d'efficacité d'inhibition élevé, d'une manière fiable, sans augmenter trop fortement la
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sortie ce qui se traduirait par un gaspillage d'énergie et une possible élévation du niveau
des impulsions au-dessus du seuil d'excitation du noeud auriculoventriculaire.
Le stimulateur cardiaque se prépare au test en établissant certains drapeaux, tels qu'indiqués au cours d'une étape 91; le rôle de ces drapeaux est étudié en référence à la figure 6B. Lors d'une étape 92, l'amplitude des impulsions de la salve est établie au niveau possible le plus bas et la fréquence des impulsions de la salve est établie à la valeur la plus élevée. Un compteur de test de signaux VS est établi à zéro au cours d'une étape 93, afin de permettre de compter les événements VS. Le stimulateur cardiaque
passe ensuite à la phase de test illustrée sur la figure 6B.
Au cours d'une étape 94, le compteur d'événements VS est comparé à des critères prédéterminés pour vérifier si suffisamment d'événements VS ont eu lieu pour tester les paramètres de la salve. Si la réponse est NON, le sous-programme passe à une étape 95 et incrémente le compteur. Lorsque le compte atteint le nombre prédéterminé, le compteur est remis à zéro au cours d'une étape 96. Au cours d'une étape suivante 97, on détermine si le drapeau "amplitude" est établi VRAI. Si la réponse est OUI, ceci signifie que le test doit se dérouler avec un ajustement de l'amplitude des impulsions de la salve. Le sous-programme passe à une étape suivante 98 au cours de laquelle on effectue un contrôle pour voir s'il y a un pourcentage de référence à comparer (sauvegarde de 2% signifie sauvegarde du pourcentage pour le second cycle de test). Si la réponse est OUI,
le sous-programme passe à une étape 103, mais si la réponse est NON, le sous-
programme passe à une étape 99 au cours de laquelle on détermine si le pourcentage actuel de réponses OUI est supérieur au pourcentage précédemment calculé. Si la réponse est NON, ceci signifie que l'amplitude se trouve encore en dessous du seuil d'excitation et que le stimulateur cardiaque peut essayer d'accroître cette amplitude. Au cours d'une étape 103, la fréquence de la salve et l'amplitude de la salve sont sauvegardées et ensuite, au cours d'une étape 104, l'amplitude de la salve est augmentée d'un échelon. Au cours d'une étape suivante 106, le drapeau "sauvegarde de 2 %" est établi FAUX (ce qui signifie qu'aucun pourcentage de référence n'a été établi) et lors d'une étape suivante 107, la valeur du pourcentage précédent est établie égale au pourcentage de réponses OUI. Lors d'une étape 108, l'amplitude de la salve est comparée
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à une valeur maximale programmée. Si l'amplitude a été augmentée jusqu'à cette valeur maximale, ceci signifie que l'amplitude admissible maximale a été atteinte sans que l'on trouve le seuil d'inhibition, auquel cas la thérapie doit être arrêtée. Le drapeau "erreur" est établi VRAI et le sous-programme sort. Toutefois, si on suppose, lors de l'étape 108, que l'amplitude maximale n'a pas été atteinte, le sous-programme sort directement. Lors du cycle suivant du stimulateur cardiaque, le stimulateur cardiaque entre dans le sous-programme de la figure 6A, par l'étape 80, et il met à jour le pourcentage de réponses OUI lors de l'étape 81. Puisque le drapeau "phase de test" est maintenant VRAI, le stimulateur cardiaque passe à la phase de test de la figure 6B et il parcoure une autre boucle pour déterminer si l'accroissement de l'amplitude a provoqué une augmentation du pourcentage de réponses OUI au point d'être supérieur au pourcentage de réponses OUI précédent, lors de l'étape 99. Lorsque la réponse devient OUI, ceci signifie que l'amplitude a été augmentée jusqu'à un niveau trop élevé; les salves ont alors un niveau d'énergie supérieur au seuil d'inhibition du noeud auriculo-ventriculaire et elles sont conduites à travers ce noeud vers le ventricule. Le sous-programme passe alors à une étape 100 et il rétablit la fréquence de la salve et l'amplitude de la salve précédentes, lesquelles ont été sauvegardées au cours de l'étape 103, avant que l'amplitude n'ait été augmentée d'un échelon. Ensuite, lors d'une étape 101, la fréquence de la salve est diminuée d'un échelon pour démarrer le test pour recherche de combien l'énergie de la salve peut être réduite sans rendre l'énergie de la salve trop faible pour pouvoir obtenir
l'inhibition. Lors d'une étape 102, le drapeau "amplitude" est établi FAUX et le sous-
programme sort.
Pendant les cycles suivants, les nombres requis des événements VS sont collectés jusqu'à ce que le compteur d'événements VS atteigne le nombre requis, lors de l'étape 94. Le test est dérivé à l'endroit de l'étape 97 et il passe vers la droite sur l'organigramme, pour tester la fréquence désirée. Lors d'une étape 112, le pourcentage de réponses OUI est comparé au pourcentage de réponses OUI précédent. Si on suppose qu'il n'est pas supérieur, les valeurs de la fréquence et de l'amplitude de la salve sont alors sauvegardées lors d'une étape 115 et au cours d'une étape 116, la fréquence est diminuée d'un échelon. Lors d'une étape suivante 117, la valeur du pourcentage de réponses OUI
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précédent est établie égale à la valeur du pourcentage de réponses OUI présent. Lors d'une étape 118, la fréquence de la salve est contrôlée pour voir si elle a été réduite à la valeur minimale. Si la réponse est OUI, la fréquence ne peut pas être diminuée davantage
si bien que le drapeau de phase de test est établi FAUX et le sousprogramme sort.
Toutefois, si la fréquence demeure supérieure à la valeur minimale programmée, le sous-
programme sort directement et effectue de nouveau le test à la fréquence diminuée.
Lorsque le pourcentage de réponses OUI devient supérieur au pourcentage de réponses OUI précédent, lors de l'étape 112, le sous-programme passe à une étape 114 et il rétablit les paramètres de la salve qui avaient été précédemment sauvegardés lors de l'étape 115. Le drapeau de phase ou de statut de test est établi FAUX lors d'une étape
et le test est alors terminé.
Si on se réfère maintenant à la figure 6C, on voit qu'elle représente un diagramme de transition d'état qui illustre additionnellement les particularités inventives pour la détermination du seuil d'inhibition. La divulgation de la figure 6C augmente celles des figures 6A et 6B. Comme on peut le voir, après la surveillance des événements VS, le pourcentage d'événements VS antérieurs est déterminé lors d'une étape 126. S'il y a
trop de tels événements VS, l'amplitude de la salve est testée lors d'une étape 127.
Lorsqu'un pourcentage plus élevé valide est déterminé au cours d'une étape 128, le
stimulateur cardiaque passe alors à un état de test de la fréquence, lors d'une étape 129.
Lorsque le test de fréquence produit un pourcentage accru, les réglages sont rétablis et le
test est achevé.
On a ainsi décrit un système et un procédé pour inhiber d'une façon intermittente le noeud auriculo-ventriculaire en le stimulant avec des salves d'impulsions d'un niveau inférieur au seuil d'inhibition. Le système effectue une surveillance pour déterminer si le taux d'efficacité de l'inhibition a diminué jusqu'à un niveau acceptable et, lorsque ceci est trouvé être le cas, un test de seuil d'inhibition est effectué pour réajuster les paramètres des impulsions afin de rétablir une inhibition fiable. Comme il a été exposé, les impulsions des salves peuvent être ajustées en ce qui concerne à la fois leur niveau d'énergie et leur fréquence. Bien que l'invention ait été illustrée en indiquant un réglage de l'amplitude, on comprendra que la largeur des impulsions peut être aussi
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réglée. En outre, bien que des salves d'impulsions soient la façon préférée d'obtenir la
stimulation inhibitrice, d'autres formes d'onde peuvent être utilisées de la même façon.
Ainsi, le terme "salve" tel qu'il est utilisé présentement, englobe des formes d'onde autres que celles qui ont été utilisées pour l'illustration de la forme d'exécution, tel que par
exemple des formes d'onde continues et impériodiques.
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Claims (24)
1. Système de stimulation cardiaque pour appliquer une thérapie à un patient dans le cas d'une fibrillation auriculaire caractérisé en ce qu'il comprend un moyen de détection auriculaire (36,37,38,49) pour détecter des signaux auriculaires provenant du coeur du patient, un moyen générateur de salves (26) pour produire des salves d'impulsions (SI), chacune de ces salves (SI) ayant une période ou durée de salve commandable, un moyen de transmission (37,43) pour transmettre les salves au noeud auriculo-ventriculaire du patient et un moyen d'inhibition pour commander le niveau de
chaque salve de manière qu'il soit inférieur à un seuil à l'endroit du noeud auriculo-
ventriculaire du coeur afin d'inhiber la conduction cardiaque à travers ce noeud auriculo-
ventriculaire pendant chaque période d'une salve.
2. Système suivant la revendication 1 caractérisé en ce qu'il comprend un moyen (50) de détection ventriculaire pour détecter des signaux ventriculaires (VS) provenant du coeur du patient, un moyen (51) détecteur de fibrillation auriculaire pour détecter un épisode de fibrillation auriculaire, un moyen (54) de réglage de la période de chaque salve (SI) intervenant, à la suite d'une détection d'un épisode de fibrillation auriculaire, pour déterminer la durée de chaque salve et un moyen de commande de chaque salve commandant le moyen (54) de réglage de la période de chaque salve de manière à produire une telle salve pendant une durée de la période de chaque salve (SI) faisant
suite à un signal ventriculaire détecté (VS).
3. Système suivant la revendication 2 caractérisé en ce qu'il comprend un moyen générateur d'intervalle (V-V) pour produire un intervalle (V-V) afin de commander la fréquence des contractions ventriculaires pendant un épisode de fibrillation auriculaire, et en ce que le moyen (54) de réglage de la période de chaque salve (SI) comporte un moyen de détermination pour déterminer cette période d'une salve en fonction de
l'intervalle (V-V).
4. Système suivant la revendication 2 caractérisé en ce que le moyen (54) de réglage de la période de chaque salve comprend un moyen pour déterminer l'instant (BST) de début de la période des salves (SI) faisant suite à un signal ventriculaire détecté
(VS).
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5. Système suivant la revendication 4 caractérisé en ce que le moyen de détermination de l'instant du début d'une salve (BST) comprend un premier moyen de temporisation pour caler dans le temps l'instant de début d'une salve (BST) par rapport à
un signal ventriculaire détecté (VS).
6. Système suivant la revendication 4 caractérisé en ce que le premier moyen de temporisation comprend un moyen pour déterminer la période réfractaire ventriculaire faisant suite à un signal ventriculaire détecté (VS) et pour établir l'instant de début de
chaque salve (BST) approximativement à la fin de cette période réfractaire.
7. Système suivant la revendication 4 caractérisé en ce qu'il comprend un moyen pour déterminer l'intervalle de temps (V-V) entre des signaux ventriculaires détectés (VS) et le moyen de détermination de l'instant de début de chaque salve (BST) comprend un moyen d'ajustement (72,76) pour ajuster l'instant de début d'une salve (BST) dans une direction afin de réduire au minimum la période de chaque salve lorsque l'intervalle de temps (V-V) est inférieur à la combinaison de la période de chaque salve (SI) plus
l'intervalle auriculo-ventriculaire du patient.
8. Système suivant la revendication 1 caractérisé en ce qu'il comprend un moyen pour déterminer le seuil d'inhibition du patient et le moyen d'inhibition comprend un moyen d'ajustement pour ajuster le niveau des impulsions de chaque salve afin de maintenir l'inhibition du noeud auriculo-ventriculaire du patient pendant chaque salve
(SI).
9. Système suivant la revendication 8 caractérisé en ce qu'il comprend un moyen pour détecter des signaux ventriculaires (VS) provenant du coeur du patient et un moyen pour déterminer l'intervalle (V-V) entre des signaux ventriculaires (VS) successifs et le moyen de détermination du seuil d'inhibition comprend un moyen de contrôle des signaux ventriculaires (VS) pour déterminer à quel moment les signaux ventriculaires (VS) apparaissent à des intervalles (V-V) qui indiquent que les salves (SI) ne sont pas en
train d'inhiber la conduction des signaux ventriculaires (VS) à travers le noeud auriculo-
ventriculaire du patient.
10. Système suivant la revendication 9 caractérisé en ce que le moyen de contrôle des signaux ventriculaires (VS) comprend un moyen pour déterminer à quel
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moment un signal ventriculaire détecté (VS) a été conduit à travers le noeud auriculo-
ventriculaire du patient pendant la transmission d'une salve (SI).
11. Système suivant la revendication 10 caractérisé en ce qu'il comprend un moyen générateur de pourcentage pour déterminer une mesure du pourcentage des signaux ventriculaires détectés (VS) qui ont été conduits pendant une salve (SI), et un moyen de réponse pour ajuster au moins un paramètre de la salve (SI) en fonction de la
mesure précitée.
12. Système suivant la revendication 11 caractérisé en ce que le moyen de réponse comprend un moyen pour ajuster l'amplitude des impulsions de chaque salve
(SI).
13. Système suivant la revendication 12 caractérisé en ce que le moyen de réponse comprend un moyen pour ajuster la fréquence des impulsions de chaque salve (SI).
14. Système suivant la revendication 1 caractérisé en ce qu'il comprend un moyen de temporisation pour caler dans le temps la production des salves (SI) par rapport aux signaux auriculaires détectés (AS) afin de limiter la fréquence des signaux auriculaires qui peuvent passer à travers le noeud auriculo-ventriculaire du patient vers le
ventricule du patient.
15. Système suivant la revendication 14 caractérisé en ce qu'il comprend un moyen de réglage de la période de chaque salve (SI) pour commander la période des salves de telle façon que ladite fréquence soit limitée à une fréquence ventriculaire prédéterminée.
16. Système de stimulateur cardiaque pour délivrer des impulsions au coeur d'un patient caractérisé en ce qu'il comprend un moyen de détection auriculaire (37, 38,49) pour détecter des signaux auriculaires (AS), un moyen de détection ventriculaire (33,34) pour détecter des signaux ventriculaires (VS) et un moyen d'inhibition pour empêcher certains des signaux auriculaires (AS) mais non pas la totalité de ceux-ci d'être conduits à travers le noeud auriculo-ventriculaire du patient pour contracter le ventricule de telle façon que la fréquence ventriculaire du patient soit limitée à une fréquence inférieure à la
fréquence auriculaire.
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17. Système de stimulateur cardiaque suivant la revendication 16 caractérisé en ce qu'il comprend un moyen de contrôle de fréquence pour commander le moyen d'inhibition afin d'empêcher la conduction de signaux auriculaires (AS) vers le ventricule du patient chaque fois qu'une telle conduction se traduirait par des signaux ventriculaires (VS) successifs apparaissant à une fréquence supérieure à une fréquence prédéterminée.
18. Système de stimulateur cardiaque suivant la revendication 16 caractérisé en ce que le moyen d'inhibition comprend un moyen générateur d'intervalles (V-V) pour inhiber la conduction de signaux cardiaques à travers le noeud auriculo-ventriculaire du patient.
19. Système de stimulateur cardiaque suivant la revendication 16 caractérisé en ce que le moyen d'inhibition comprend un moyen générateur de salves (26) pour produire et transmettre des salves (SI) d'impulsions, inférieures à un seuil, à proximité du noeud auriculo- ventriculaire du patient, ce moyen d'inhibition comprenant un moyen de commande pour commander les paramètres des impulsions de chaque salve de telle façon
que chacune des salves inhibe la conduction à partir du noeud auriculoventriculaire.
20. Système de stimulateur cardiaque suivant la revendication 19 caractérisé en ce que le moyen de commande comprend un moyen pour commander le niveau de
chaque impulsion et la fréquence des impulsions dans les salves (SI).
21. Système de stimulateur cardiaque suivant la revendication 19 caractérisé en ce qu'il comprend un moyen de temporisation pour commander le calage dans le temps
de chaque salve (SI) par rapport à un signal auriculaire détecté (AS).
22. Système stimulateur pour appliquer une thérapie pendant des épisodes de contractions auriculaires à haute fréquence, caractérisé en ce qu'il comprend un moyen de détection d'une fibrillation auriculaire (FA) pour détecter un épisode à fréquence auriculaire élevée et un moyen de réponse pour réagir à un tel épisode en inhibant d'une
manière intermittente la conduction des signaux auriculaires, à travers le noeud auriculo-
ventriculaire du patient, vers les ventricules, ce moyen de réponse comportant un moyen générateur de salves (26) pour produire et transmettre des salves de stimulation au noeud auriculo-ventriculaire du patient afin d'inhiber une conduction à travers ce noeud, et un moyen de commande pour commander le calage dans le temps et les caractéristiques des
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salves (SI) afin de régler la fréquence de conduction des signaux à travers le noeud
auriculo-ventriculaire, en réglant ainsi la fréquence des contractions ventriculaires.
23. Système suivant la revendication 22 caractérisé en ce qu'il comprend un moyen de surveillance pour surveiller l'efficacité des salves en ce qui concerne l'inhibition de la conduction à travers le noeud auriculo-ventriculaire, un moyen pour déterminer à quel moment cette efficacité est insuffisante et un moyen d'ajustement pour ajuster les
caractéristiques des salves (SI) en réponse à la détermination d'une efficacité insuffisante.
24. Système suivant la revendication 23 caractérisé en ce que le moyen générateur de salves comprend un moyen (26) pour produire et transmettre des salves d'impulsions, ces impulsions ayant une amplitude et une fréquence réglables, et le moyen d'ajustement comprend un moyen pour ajuster l'amplitude des impulsions et un moyen
pour ajuster leur fréquence.
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