FR3110442A1 - Procédé de communication coordonné entre au moins deux capsules de stimulation sans fils pour un système de stimulation musculaire ou nerveuse - Google Patents

Abstract

Système de stimulation musculaire en particulier cardiaque ou nerveux compo-sé de capsules de stimulation sans fils avec un fonctionnement sans échange direct d’information entre au moins 2 capsules de stimulation musculaire ou ner-veuse caractérisé par l’identification spécifique des capsules de stimulation par les caractéristiques de son pulse de stimulation lorsqu’il est émis et par une mé-thode de fonctionnement coordonné entre les différentes capsules selon l’invention. Dispositif médical constitué par au moins deux capsules, un appa-reillage d’analyses de signaux et de contrôle et régulation du fonctionnement coordonné du schéma énergétique des capsules de stimulation. Figure pour l'abrégé: Fig 6.

Description

Procédé de communication coordonné entre au moins deux capsules de stimulation sans fils pour un système de stimulation musculaire ou nerveuse.

L’invention concerne le domaine de la stimulation musculaire et nerveuse et en particulier les procédés et dispositifs pour produire et contrôler la stimulation musculaire, cardiaque ou nerveuse ainsi que pour établir la communication coordonnée entre au moins deux capsules constituant des éléments du dispositif médical nécessaire.

Les dispositifs actuellement décrits ou commercialisés, montrent des inconvénients dont certains sont liés d’une part à l’absence de liaison physique entre les différents éléments de stimulation musculaire notamment pour la stimulation cardiaque par stimulateur implantable mettant en œuvre des électrodes sans fils (dénommées également « électrodes leadless » ou « capsules ») et d’autre part à l’absence de communication entre les éléments devant permettre d’obtenir un fonctionnement coordonné entre eux . La résolution de tels inconvénients a pour effet d’optimiser l’effet de la stimulation en particulier dans le cas de la stimulation cardiaque. Cela permet dans ce dernier cas de reproduire la contraction coordonnée des différentes parties du coeur et de revenir à un effet physiologique ou bien dans le cas d’une stimulation musculaire non cardiaque de prévoir une contraction coordonnée ou au contraire une inhibition de muscles antagonistes afin d’obtenir un mouvement souhaité.

De plus dans les dispositifs antérieurs, la communication entre les capsules de stimulation présente une consommation d’énergie élevée provoquant des conséquences sur la longévité totale du matériel mis en oeuvre. Dans une revue récente de l’état de l’art « Patient Specific Strategies to Enhance Leadless Pacemaker Lifetime in Synchronized Dual Chamber System » (Dupak Palaksha et al.,IEEE Access 2020,volume 8,pages 49363-49376), il est en particulier défini une méthode de communication standard qui consiste à faire communiquer les capsules entre elles (méthode standard) à chaque fois qu’elles se mettent en fonctionnement avec un surcoût énergétique représentant plus de 40% de la longévité totale de la batterie.

La conséquence majeure d’une telle situation conduit à procéder au changement plus rapide de l’ensemble du matériel nécessaire pour maintenir un fonctionnement efficace du stimulateur cardiaque ou musculaire ou nerveux. Par la suite des complications pour le patient et un surcoût liés à un renouvellement plus rapide du matériel mis en oeuvre en sont les conséquences directes.

Certaines solutions ont été tentées comme celle décrite dans US20130325081A1 où une capsule ventriculaire (c’est-à-dire une capsule implantée dans un ventricule du coeur) possède des moyens directs de détection de l’activité du myocarde atrial. Ce dispositif présente plusieurs inconvénients comme l’absence de stimulation atriale et un volume implanté dans les cavités cardiaques plus important que dans le cadre d’une capsule ou électrode sans fils (leadless) basique.

Dans le brevet américain US 9,375,580, est décrit un procédé de fonctionnement coordonné de 2 capsules en détectant l’activité électrique ventriculaire ou atriale via un procédé connu de longue date appelé « Far Field » qui désigne la détection de l’activité électrique de la cavité concernée (par exemple l’activité électrique du ventricule droit) par une capsule localisée dans une autre cavité (par exemple dans l’oreillette droite du coeur respectivement). Cette méthode est très couteuse en énergie puisqu’elle impose de détecter en permanence le « farfield » d’une autre cavité pour adapter les délais de fonctionnement du système de stimulation d’une part et d’autre part, est limitative quant aux nombres de signaux potentiels à traiter, par exemple dans le cas de 3 ou 4 dispositifs fonctionnant de concert, puisque cela revient à multiplier par le nombre de signaux émis la dépense énergétique de traitement d’information sans compter le risque de confusion des signaux. Cela soulève également l’incertitude de l’origine du signal détecté (quelle capsule est à l’origine de quel signal électrique si plusieurs capsules sont localisées dans la même cavité) .

Dans une publication scientifique récente (Dupak Palaksha et al.,IEEE Access 2020,volume 8,pages 49363-49376) est décrit un mode de fonctionnement de stimulateur cardiaque avec des électrodes sans fils (leadless) dont la durée d’utilisation en mode double chambre est augmentée.Un des inconvénients de la méthode est l’absence de solution pour les extrasystoles ventriculaires et au cas de la fibrillation atriale qui sont présents dans plus de 30% des patients de plus de 75 ans et dans plus de 50% des patients présentant une cardiopathie qui sont plus à risque de devoir bénéficier de la mise en place d’un stimulateur cardiaque désigné également « pace maker ». Un autre inconvénient de la méthode proposée par Dupak et alia réside dans un traitement probabiliste avec un taux d’erreur de stimulation compris entre 2,5 et 28% pour un dispositif dont l’objet est le maintien d’une fonction vitale de façon optimale (la stimulation cardiaque) et grâce à laquelle la longévité du dispositif varie entre 4 et 70 ans en fonction de l’utilisation.

La présente invention concerne le domaine de la stimulation musculaire ou nerveuse et en particulier les procédés et les dispositifs nécessaires à la production et au contrôle de la stimulation cardiaque ainsi que les appareils et dispositifs y relatifs. L’invention est mise en œuvre notamment dans le domaine de la stimulation cardiaque par capsules ou «leadless pacing » (dénommée également stimulation cardiaque sans mise en œuvre de sonde intravasculaire, c’est-à-dire sans mise en œuvre de dispositifs comportant des fils électriques véhiculés dans les vaisseaux des patients ) telle que décrite par les brevets FR2960156 ou bien US9,375,580.

Par capsule de stimulation, on entend un dispositif de stimulation musculaire ou nerveuse possédant d’une part des moyens de stimulation musculaire ou nerveuse par le biais de l’émission d’un courant électrique à des endroits précis d’un muscle concerné ou d’un nerf , et d’autre part qui comporte des moyens de détection de l’activité électrique présente à proximité des zones d’application de la stimulation électrique et enfin qui possède un moyen de production de l’énergie nécessaire au bon fonctionnement du dispositif tel que décrit par les brevets FR1002117 ou bien US9,375,580 par l’intermédiaire d’un dispositif de récupération d’énergie ou d’une pile.

Dans le cas d’un dispositif de récupération d’énergie, celui-ci peut utiliser un ou plusieurs transducteurs à effet piézoélectrique récupérant les mouvements du corps, les variations de pression intracorporelle ou toute contrainte mécanique exercée sur la capsule.

De même, la ou les capsules de stimulation possèdent un système de fixation qui permet d’assurer la localisation de la capsule et du lieu d’application de l’effet thérapeutique (stimulation électrique).Ce système peut être constitué par un système de bouton-poussoir c’est-à-dire une fixation rétractable caractérisée par un mouvement de translation et de rotation réversible sur demande tel que défini par les demandes de brevets FR 1401476 ou bien CN110970948A.

L’objet de la présente invention concerne un nouveau système de stimulation musculaire et en particulier cardiaque sans fils (leadless) comportant un procédé de fonctionnement coordonné entre plusieurs électrodes sans fils (leadless) permettant de réduire de manière importante la consommation d’énergie des capsules de stimulation par rapport aux systèmes existants. Ce nouveau moyen de communication permet de faire fonctionner de façon coordonnée plusieurs capsules de stimulation entre elles sans échange direct d’information conduisant à une économie d’énergie dans leur fonctionnement en vue d’allonger leur durée de fonctionnement tout en assurant un fonctionnement optimal des dispositifs utilisés et de limiter le risque d’erreurs portant sur l’origine de la capsule présentant des défauts de fonctionnement dans le cas où plusieurs capsules sont implantées chez un patient.

La présente invention vise à fournir les moyens de minimiser de façon extrême la consommation d’énergie d’un système de stimulation musculaire et notamment cardiaque formé de plusieurs capsules (« leadless ») fonctionnant de façon coordonnée sans échange d’information direct entre les différentes capsules d’une part et vise également à proposer un procédé de communication coordonné et concerté entre au moins 2 capsules quelle que soit leur localisation.

La présente invention concerne un système de stimulation musculaire composé de dispositifs comportant des électrodes de stimulation sans fils (leadless) et des moyens de mesure, de production et de régulation de l’activité électrique émise par lesdites électrodes.

Le système de stimulation et de communication selon l’invention, présente en outre, l’avantage de réduire pour son fonctionnement sa consommation d’énergie jusqu’à un facteur 100 par rapport aux dispositifs actuels.

La présente invention concerne également un système de stimulation cardiaque composé de dispositifs comportant des électrodes de stimulation sans fils (leadless) et des moyens de mesure, de production et de régulation de l’activité électrique émise par lesdites électrodes comportant :

-au moins une électrode de stimulation sans fils (leadless ) à positionner dans un ventricule du coeur (désignée V1)

-au moins une électrode de stimulation sans fils (leadless) à positionner dans une oreillette du coeur (désignée A1)

caractérisé en ce que

-la au moins une électrode ventriculaire (V1) possède un circuit de traitement permettant de détecter spécifiquement la présence d’une stimulation électrique émise par l’électrode positionnée dans une oreillette du coeur (A1) sans avoir de détection de l’activité myocardique électrique atriale et en ce qu’elle possède un moyen de détection de l’activité électrique ventriculaire de proximité

-la au moins une électrode atriale (A1) possède un circuit de traitement permettant de détecter la présence d’une stimulation électrique émise par l’électrode positionnée dans un ventricule du coeur (V1) sans avoir de détection de l’activité myocardique électrique ventriculaire et en ce qu’elle possède un moyen de détection de l’activité atriale de proximité

Le stimulateur musculaire de préférence cardiaque est caractérisé notamment par la mesure de l’activité électrique émise (dénommée « pulse de stimulation ») par des électrodes atriales et ventriculaires, lesquelles mesures étant faites par des électrodes atriales et ventriculaires n’émettant pas ledit pulse. Cette activité électrique est identifiée par au moins une caractéristique choisie parmi une durée du pulse électrique, une amplitude du pulse électrique (en Volt) et une forme d’onde spécifique du pulse électrique à l’exclusion de toute autre activité électrique, à l’aide d’un traitement du signal adapté par les électrodes. Ces éléments caractérisant l’activité électrique émise par chaque capsule implantée, sont des paramètres qui peuvent être avantageusement associés entre eux ou bien à d’autres critères en fonction des besoins (intensité de la stimulation, impédance de l’électrode, mesure de la contractilité musculaire par l’électrode…) afin d’obtenir un code identifiant la capsule émettrice du pulse électrique dénommé « signature énergétique ». Ce code est intégré dans le logiciel de gestion du stimulateur musculaire par exemple le stimulateur cardiaque. Ces éléments caractéristiques de l’activité électrique émise mentionnée ci-dessus, doivent s’entendre comme les données natives initiales mesurées et peuvent faire l’objet d’un traitement du signal adapté comme par exemple l’utilisation d’un filtre passe bas, passe haut, passe bande ou coupe bande ou bien d’une transformée de Fourrier à temps discret ou non et/ou d’une fonction de Dirac ou une fonction Sinus cardinal ou encore un filtrage numérique récursif ou non récursif (par exemple un filtre moyenneur lisseur), ou un filtrage d’amplification ou de réduction. On définit ainsi une plateforme de stimulation à usage médical, pour la stimulation musculaire, cardiaque et nerveuse comprenant le système selon l'invention avec au moins deux capsules de stimulation sans fils caractérisées par un fonctionnement coordonné sans échange direct d’information entre lesdites capsules, un dispositif d’analyse permettant de distinguer le pulse spontané et le pulse émis par au moins une capsule et de connaitre le schéma énergétique modifiable par traitement du signal pour chaque capsule

Le système de stimulation cardiaque selon l’invention, est aussi caractérisé par, d’une part :

-la production d’un pulse de stimulation en fonction de la présence ou non d’une activité atriale spontanée par l’électrode sans fils atriale A1 en fonction de la programmation de l’électrode A1 et par le cas échéant d’autre part :

-la production d’un pulse de stimulation en fonction de la présence ou non d’une activité ventriculaire spontanée par l’électrode sans fils ventriculaire V1 en fonction de la programmation de l’électrode V1.

Le fonctionnement coordonné d’au moins une électrode sans fils A1 et une électrode sans fils V1, est assuré par la définition d’intervalles de temps en fonction de l’activité de l’électrode positionnée dans une oreillette du coeur par l’électrode positionnée dans un ventricule du coeur et de l’activité de l’électrode positionnée dans un ventricule du coeur par l’électrode positionnée dans une oreillette du coeur. Ces intervalles de temps peuvent être dynamiques. Par intervalle de temps dynamique, on entend l’adaptation de la durée de l’intervalle de temps entre l’activité électrique des oreillettes et l’activité électrique des ventricules en fonction de la fréquence cardiaque souhaitée ou constatée en ce que l’intervalle de temps diminue si la fréquence cardiaque augmente suivant une règle définie par le constructeur.

Ce fonctionnement coordonné suit un algorithme de fonctionnement également décrit pour la mise œuvre de la présente invention. Cet algorithme correspond à la mise en œuvre d’étapes fonctionnelles successives.

Ces étapes correspondent à au moins l’une des étapes A, B,C,D,E ou F dont les caractéristiques fonctionnelles sont :

- A- la détection de l’activité électrique spontanée ventriculaire par une capsule de stimulation positionnée dans un ventricule du coeur (dénommée ci-après électrode ventriculaire V1)

-B- l’émission d’un pulse de stimulation par l’électrode ventriculaire si la fréquence de détection de l’activité spontanée ventriculaire est inférieure à un seuil défini par l’opérateur

-C- la détection ou non par V1 d’une activité électrique caractérisée par une amplitude (en volt ou en millivolt), d’une durée d’impulsion (en seconde ou en milliseconde), d’une forme d’onde représentée par une courbe (par exemple sinusoïde, triangulaire, en créneau)

- D- une étape de comparaison entre l’activité électrique détectée par V1 à l’étape précédente C et des valeurs ou représentations graphiques ou modèles d’activité électrique contenus dans la mémoire de V1 comportant pour chaque électrode implantée l’ensemble des activités électriques possibles programmées de façon discrètes caractérisées par une durée (en seconde ou milliseconde), une amplitude (en Volt ou en millivolts) et une forme d’onde (continue, triangulaire, sinusoïde, en créneau par exemple ou par toute autre forme graphique ou autre signe détectable ). Cet ensemble de valeurs est mis en place initialement. Ladite étape D peut également de manière complémentaire être associée ou précédée ou suivie par au moins l’une des étapes E, F ou G suivantes :

-E- une étape de détermination de la détection ou non par V1 d’une activité électrique spécifique d’une électrode positionnée dans une oreillette du coeur (dénommée ci-après électrode A1) émise par A1 si la fréquence de l’activité électrique spontanée de l’oreillette est inférieure à un seuil définit par l’opérateur et caractérisée par une amplitude (en volt), une durée d’impulsion ( en millisecondes), une forme d’onde (sinusoïde, triangulaire, en créneau)

-F- une étape de classification par V1 d’un mode de fonctionnement adapté à l’état du patient caractérisé par l’un des quatre cas suivants:

-AsVs : absence de signal de fonctionnement de la capsule A1 détecté par V1 et absence d’émission d’un pulse de stimulation par V1

-ApVs : présence d’un pulse de fonctionnement émis par A1 détecté par V1 et absence d’émission d’un pulse de stimulation par V1

-ApVp : présence d’un pulse de fonctionnement émis par A1 détecté par V1 et présence d’émission d’un pulse de stimulation par V1

-AsVp : absence de signal de fonctionnement de la capsule A1 détecté par V1 et présence d’émission d’un pulse de fonctionnement de V1

- G- une étape de détermination d’un fonctionnement coordonné entre V1 et A1 adapté, à partir des données recueillies après un premier cycle de fonctionnement, pour un seccond cycle de fonctionnement en fonction du cas déterminé ci-dessus par l’émission d’un délai de fonctionnement (appelé délai AV) coordonné entre la détection du signal émis de l’électrode A1 par V1 et l’émission d’un pulse de fonctionnement de V1 (cas ApVs ou ApVp), ou bien une absence de changement (AsVs) ou bien par la création d’un cycle de fonctionnement dynamique de V1 en réduisant le cycle de fonctionnement de l’électrode V1 de façon progressive et fixée ce qui conduit à une augmentation de la fréquence minimale d’émission d’un pulse de stimulation de V1 (cas AsVp, variante 1). Dans ce dernier cas (AsVp), une autre variante (dénommée variante 2) de l’algorithme est la possibilité d’avoir une étape pour effectuer un fonctionnement déclenché par la capsule localisée dans une oreillette du coeur lorsqu’elle détecte la valeur d’une fréquence spontanée des oreillettes supérieure à celle mesurée des ventricules (cycle Vp-Vp mesuré suivant selon le procédé et les moyens de l’invention, c’est-à-dire la durée entre 2 pulses successifs de stimulation identifiés comme étant ceux de la capsule située dans un ventricule du coeur sans que la fréquence Vp-Vp soit inférieure à 25 /min). Le déclenchement forcé de la capsule atriale (mode « triggered ») peut être simultané avec la détection de l’activité atriale physiologique ou bien préférentiellement différé après la fin de la détection de l’activité atriale afin de rendre son pulse de stimulation déclenché plus facilement identifiable par l’électrode positionnée dans un ventricule du coeur. Le délai AV utilisé par la capsule positionnée dans un ventricule du coeur est réduit par rapport à celui utilisé de façon nominal afin de tenir compte du fait que le pulse atrial dans cette configuration survient à la fin de l’activation électrique physiologique de l’oreillette détectée par une capsule positionnée dans une oreillette. De cette façon, l’algorithme du logiciel de fonctionnement du stimulateur cardiaque permet le retour dans le mode ApVp et d’adapter la fréquence de déclenchement du ventricule sur la fréquence native des oreillettes avec une synchronisation optimale.

La présente invention concerne un procédé de mesure et de stimulation électrique par exemple pour la stimulation cardiaque à fonctionnement coordonné entre électrodes sans fils et sans lien physique ni échanges directs d’information entre elles tout en ayant pour l’une des électrode la capacité de reconnaître et d’utiliser les signaux appartenant à l’autre électrode, caractérisé par les étapes suivantes:

- mesure, durant un cycle ventriculaire, par une électrode sans fils (positionnée ou à positionner dans un ventricule du cœur), de l’activité électrique émise (désignée pulse de stimulation) par une électrode sans fils (à positionner ou positionnée) dans une oreillette du cœur ladite activité électrique étant identifiée par une durée, une amplitude (en volt ou millivolt) et une forme d’onde spécifique (sinusoïde, triangulaire, en créneau ou tout autre forme graphique ou autre signe distinctif détectable) à l’exclusion de toute autre activité électrique à l’aide d’un filtrage adapté par les électrodes sans fils ou capsules après établissement des combinaisons qui forment les schémas énergétiques selon le choix du fabricant.

- mesure, durant un cycle de l’oreillette par une électrode à positionner ou positionnée dans une oreillette, de l’activité électrique émise (dénommée pulse de stimulation) par une électrode sans fils à positionner ou positionnée dans un ventricule du cœur (à l’exclusion de toute autre activité électrique). Cette activité électrique étant identifiée par une durée, une amplitude et une forme d’onde spécifique à l’aide d’un filtrage adapté par les autres électrodes sans fils du système

- comparaison entre l’activité mesurée et un ensemble de schémas d’activités électriques déterminés par le fabricant ou l’opérateur caractéristiques de chaque électrode sans fils, lesdits schémas comportant au moins une durée d’impulsion (en seconde ou en milliseconde) et/ou une amplitude de l’activité électrique (en Volt ou en millivolt) et/ou une forme d’onde spécifique ou une variable dérivée de l’un au moins de ces éléments après traitement du signal adapté.

- production d’un pulse de stimulation en fonction de la présence ou non d’une activité atriale spontanée par l’électrode atriale A1 en fonction de la programmation de l’électrode A1 déterminée par le fabricant ou le cas échéant par l’opérateur.

- production d’un pulse de stimulation en fonction de la présence ou non d’une activité ventriculaire spontanée par l’électrode ventriculaire V1 en fonction de la programmation de l’électrode V1déterminée par le fabricant ou le cas échéant par l’opérateur.

Le fonctionnement coordonné des au moins deux électrodes est assuré par l’émission d’intervalles de temps d’une part à partir de l’activité électrique de l’électrode positionnée dans une oreillette du coeur détectée par l’électrode positionnée dans un ventricule du coeur et d’autre part à partir de l’activité électrique de l’électrode positionnée dans un ventricule du coeur détectée par l’électrode positionnée dans une oreillette du coeur.

La présente invention concerne une plateforme à usage médical pour la mise en œuvre d’un procédé de régulation, de mesure et de stimulation coordonné entre au moins deux capsules ou électrodes sans fils sans intervention directe de l’une des capsules sur la ou les autres, ledit procédé étant placé sous la gestion d’un ordinateur avec un algorithme optimisant les choix du niveau d’activité électrique de chaque capsule selon les besoins du patient mais sans intervention de l’une des capsules directement sur une autre capsule du système de la plateforme, la régulation de l’activité électrique étant gérée par les fonctions de l’algorithme à partir des données des activités réciproques des capsules qui lui sont accessibles

Une description détaillée relative à des modèles comportant plusieurs capsules avec par exemple au moins 2 et 3 capsules sera explicitée ci-après.

Un système comportant au moins deux capsules selon la présente invention est transposable dans une configuration ayant un nombre beaucoup plus important de capsules tel que compris entre 3 et un nombre de capsules plus important tel que100 capsules selon la stimulation musculaire, cardiaque ou nerveuse concernée comme décrit ci-après.

Dans la présente invention, chaque capsule va être identifiée spécifiquement par les autres capsules grace à une « signature énergétique » caractérisée par son fonctionnement actif c’est-à-dire lorsqu’elle émet un signal électrique pour induire une dépolarisation myocardique appelé pulse de stimulation. Cette signature énergétique correspond à l’énergie électrique émise par au moins une électrode du dispositif selon l’invention afin d’induire une contraction musculaire ou nerveuse lorsque l’état du patient le nécessite.

Dans un mode préféré, la signature énergétique peut être associée à un paramètre mesurant la contractilité de la cavité étudiée (par exemple, un paramètre de la contractilité de la cavité ventriculaire associé à la signature énergétique de la capsule positionnée ou à positionner dans un ventricule du coeur).

Ce pulse de stimulation électrique est caractérisé de façon spécifique mais non limitative par une amplitude (en Volt), une durée d’impulsion (en seconde ou milliseconde) et une forme d’onde (continue, alternative, triangulaire, en créneau…). Ces 3 caractéristiques vont permettre de relier de façon spécifique le pulse de stimulation à l’activité d’une capsule de stimulation particulière.

De façon spécifique,

-la durée d’impulsion de chaque capsule est comprise entre 0,01 milliseconde et 3 millisecondes de préférence entre 0,1 milliseconde et 2 millisecondes

-l’amplitude du pulse énergétique de chaque capsule est comprise entre 0,25Volt et 10Volts de préférence entre 0,25Volt et 5Volts.

-la forme du pulse énergétique est représentée soit en forme de créneau, soit en forme de sinusoïde soit en forme triangulaire.

De façon plus générale, toute information caractérisant le pulse électrique peut être utilisée pour participer aux éléments caractéristiques de la signature énergétique de la capsule de stimulation (par exemple l’intensité de l’influx électrique) permettant la mise en œuvre de la méthode de communication dont il est question et cette caractéristique doit s’entendre au sens le plus large sans être restreint aux seuls éléments d’amplitude du signal, de durée d’impulsion ou de forme du signal électrique émis.

Dans le cadre de l’invention, chaque capsule comporte plusieurs caractéristiques telles que plusieurs valeurs potentielles fixes d’amplitude (en Volt ou millivolt), de durée d’impulsion (en seconde ou milliseconde) et au moins une forme de représentation graphique d’activité électrique (signal continu, alternatif, en créneau, triangulaire…) spécifique propre à chaque capsule la rendant identifiée par cette signature énergétique spécifique propre et permettant son identification certaine par rapport à l’activité électrique d’une autre ou plusieurs capsules ou activités électriques physiologiques (activité spontanée musculaire) ou extérieures au corps du patient (par exemple champ électrique induit d’un champ magnétique extérieur comme une plaque à induction).

Les capsules possèdent par ailleurs un fonctionnement autonome connu de l’homme de l’art avec des moyens de détection de l’activité électrique musculaire (en particulier l’activité électrique cardiaque), des moyens de contrôle de l’effet de la stimulation envoyée par la capsule sur la cavité cible. A titre d’exemple, la capsule positionnée dans un ventricule est capable de contrôler l’effet de la stimulation envoyée sur la cavité ventriculaire et de vérifier la présence d’une dépolarisation myocardique induite.

Les capsules sont programmables en mode inhibé ou déclenché (AAI,AAT pour l’électrode situation dans une oreillette du coeur et VVI,VVT pour l’électrode située dans un ventricule du coeur selon la nomenclature internationale) avec ou sans asservissement.

La présente invention est relative à un procédé permettant de coordonner l’activité des capsules de l’une à l’égard des autres en créant une méthode de fonctionnement indépendante supplémentaire à la programmation de base des capsules.

La présente invention concerne des capsules de stimulation cardiaque qui possèdent des moyens de détection spécifique des signatures énergétiques de fonctionnement d’autres capsules à l’exception de toute autre activité électrique en utilisant par exemple des filtres passe bas ou bien passe haut, coupe bande ou toute autre méthode de traitement du signal connue par l’homme de l’art.

La présente invention concerne les moyens pour obtenir d’une part la régulation de l’activité électrique d’au moins deux capsules d’un dispositif à usage médical de stimulation musculaire ou cardiaque ou nerveuse et d’autre part la synchronisation coordonnée de leurs activités respectives de stimulation sans communication directe ni intervention directe de l’une des capsules sur l’activité d’une autre capsule comprise dans le dispositif médical concerné.

De façon caractéristique pour l’application à la stimulation du muscle cardiaque, chaque capsule possède dans un module de mémoire interne les modèles de signatures énergétiques d’une capsule atriale et des capsules ventriculaires c’est-à-dire que chaque capsule possède l’ensemble des combinaisons possibles amplitude/durée et forme d’impulsion de chaque capsule implantée dans le patient sans qu’il existe de doublon ou de copie de la combinaison à trois paramètres spécifiques dans les combinaisons implantées de façon caractéristique.

A titre illustratif, ainsi la capsule A1 positionnée dans une oreillette du coeur peut prendre les valeurs discrètes : amplitude 0,5Volt / durée d’impulsion 0,53 ms (milliseconde) avec un pulse de stimulation en créneau mais également 0,75V/0,73ms en créneau ou encore 1V/0,93ms en créneau mais ne pourra pas prendre le couple 0,5V/0,51 ms en créneau par exemple si ce dernier n’est pas programmé, étant évident que ces couples de valeurs sont uniques et caractéristiques de la capsule A1, la capsule V1 positionnée dans un ventricule du coeur présentant des valeurs comme 0,5V/0,48ms ou bien 0,75V/0,68ms ou encore 1V/0,97ms, une capsule V2 implantée dans un ventricule du coeur pouvant présenter des valeurs comme 0,38V/0,45ms ou bien 0,80V/0,62ms ou encore 2V/0,8 ms etc…

Le passage d’un modèle à l’autre est autonome et déterminé par les combinaisons des valeurs programmées de l’algorithme relatives à la capsule concernée en fonction des besoins de fonctionnement de la capsule (élévation de seuil de stimulation par exemple.

Ainsi chaque capsule de stimulation est capable de déterminer à chaque cycle de fonctionnement si les autres capsules ont fonctionné ou non: à chaque activité électrique détectée, celle-ci est comparée à l’ensemble des couples connus initialement programmés et la correspondance permet d’en déterminer l’origine.

L’activité électrique (c’est-à-dire le pulse de stimulation) des capsules est une activité électrique programmée avec une durée d’impulsion, une amplitude et une intensité fixées. L’activité électrique générée peut avoir une forme spécifique (continue, alternative, en créneau, triangulaire…) comme cela est bien connu de l’homme de l’art de manière générale mais sans aucune application coordonnée comme cela est le cas dans la présente invention.

On notera que dans ce cadre, la position exacte de chaque capsule dans le muscle peut être déterminée au choix par le praticien et que de façon avantageuse, plusieurs capsules peuvent être positionnées dans la même cavité cardiaque et être bien identifiées par leur signature énergétique propre.

De façon caractéristique chaque capsule présentera d’une part un triplet caractéristique de sa signature énergétique composé de son amplitude, et sa durée d’impulsion ainsi que la forme du signal électrique émis) avec des valeurs discrètes pour l’amplitude et la durée d’impulsion.

Les valeurs peuvent typiquement présenter une amplitude comprise entre 0,25 Volt et 10 Volts, une durée d’impulsion comprise entre 0,1 milliseconde et 2 millisecondes.

Chaque capsule pouvant présenter par exemple 10 valeurs pour chaque variable (10 valeurs d’amplitude,10 valeurs d’intensité, 10 valeurs de durée d’impulsion).

La capsule peut de façon caractéristique et en fonction des besoins de fonctionnement, changer une ou plusieurs valeurs au sein de ces données discrètes (par exemple changer la durée d’impulsion parmi les 10 valeurs possibles et/ou changer l’amplitude parmi les 10 valeurs possibles et/ou changer l’intensité parmi les 10 valeurs possibles).

D’autre part, de façon caractéristique, l’émission du pulse de stimulation de chaque capsule doit être émis de façon isolée (c’est-à-dire que deux pulses de stimulation ne peuvent être émis de façon simultanée) et préférentiellement séparés de 1 milliseconde au minimum afin de pouvoir identifier la durée de chaque pulse énergétique. Sans cette séparation, l’identification des pulses de stimulation deviendrait aléatoire.

Ainsi, pour une fréquence cardiaque de repos à 60 battement/min, un maximum de 500 capsules pourraient théoriquement fonctionner de concert ce qui est bien supérieur aux besoins et possibilités (encombrement des dispositifs) cliniques qui nécessitent l’utilisation d’au plus une dizaine de capsules.

Dès lors que chaque capsule est identifiable de façon spécifique par sa signature énergétique et de façon caractéristique, on précise que chaque capsule participant au système de stimulation connait les valeurs d’identification énergétique de chaque autre capsule du système et pourra de ce fait déterminer la présence d’un fonctionnement d’une capsule sans tenir compte d’une activité myocardique électrique générée.

On note d’emblée que l’activité électrique générée par le myocarde est très différente de celle produite par la capsule (en durée, amplitude, forme) et ne permet pas de confondre les 2 deux: l’activité électrique cardiaque présente un potentiel d’action <100 mV, d’une durée comprise entre 80 ms et 200 ms avec une forme polyphasique.

Le deuxième intérêt de détecter les pulses de stimulations des capsules est lié au fait que de part leur amplitude, ceux-ci sont détectables quelle que soit la cavité cardiaque où l’on se situe et même en dehors du coeur (par exemple au niveau thoracique ou abdominal).Cela est un phénomène connu de la stimulation cardiaque qui permet de détecter les pulses de stimulation d’un patient implanté d’un stimulateur cardiaque avec la visualisation des pulses de stimulation de stimulation sur l’électrocardiogramme de surface (également appelés « spikes »).

La présente invention concerne une méthode de détection des signaux qui est également transposable à des applications plus larges que le fonctionnement des capsules de stimulation musculaire cardiaque avec par exemple un fonctionnement coordonné d’un système de stimulation à destination de muscles lisses ou striés ou de cellules nerveuses. L’application cardiaque est non limitative dans la présente invention.

Un exemple d’utilisation d’un système selon l’invention avec un nombre de capsules supérieur à 4 à titre indicatif est l’utilisation de capsules à fonctionnement coordonnées pour effectuer des stimulations de muscles striés tels que le muscle quadriceps, le muscle psoas et les muscles ischiojambiers, et les muscles releveurs du pied ou bien des muscles triceps brachial, deltoïde, biceps brachial et grand pectoral. Une autre application pourrait être une stimulation des ganglions des nerfs sympathiques et parasympathiques à destination viscérales (système digestif, vessie…) afin d’obtenir un fonctionnement coordonné entre une augmentation coordonnée de l’activité des systèmes excitateurs (activation des neurones excitateurs) et une inhibition des systèmes inhibiteurs (inhibition des neurones inhibiteurs) ou l’inverse en vue d’obtenir une augmentation ou une diminution de fonction d’un organe cible (mouvement de membre ou bien vidange vésicale ou vitesse de transit digestif ou bien à visée antalgique par exemple).

De façon caractéristique, chaque capsule possède un moyen de détection propre à cette activité électrique générée par les capsules et chaque capsule possède un dispositif de détection de la réponse évoquée permettant d’évaluer l’effet de dépolarisation myocardique ou de la contractilité myocardique de proximité définie comme celle détectée à moins de 50mm de la capsule, typiquement moins de 5mm.

Ces 2 dispositifs de détection sont avantageusement définis sur 2 canaux indépendants de communication de la capsule à partir du même détecteur: un premier canal RE (réponse évoquée) qui évalue l’effet du signal de stimulation et détermine si l’impulsion électrique a rempli son rôle et un second canal qui ne détecte que la signature énergétique des capsules en comparant les activités électriques perçus aux modèles de signature énergétique préenregistrés à partir des valeurs de chaque capsule comportant comme élément de caractérisation une durée et/ou une amplitude et/ou une forme d’onde. Ce deuxième canal de fonctionnement pouvant faire l’objet d’une mise en veille à intervalle dédié afin d’économiser de l’énergie et pouvant être remis en activité par des modalités connues en électronique comme cela est par exemple dévoilé dans la demande de brevet EP 3 171 244 A1.

De façon spécifique de l’invention, on propose un procédé de fonctionnement coordonné des capsules de stimulation sans communication directe entre elles.

Par définition, le système de stimulation possède une capsule positionnée dans une cavité ventriculaire du coeur qui sera considérée comme l’électrode de référence V1.

Dans un mode dit double chambre, une capsule positionnée dans une oreillette du coeur est ajoutée et est appelée électrode A1.

On note A1p une activité électrique déclenchée par la capsule A1 et on note V1p une activité électrique déclenchée par V1.

On note A1s une activité électrique spontanée détectée dans une oreillette par la capsule A1 et V1s une activité électrique spontanée détectée dans un ventricule par V1.

Dans la suite de la description, on définit le terme « incrément » par un accroissement fixe d’une durée à chaque cycle de fonctionnement d’une capsule et on définit le terme « décrément » par une diminution fixe d’une durée à chaque cycle de fonctionnement d’une capsule.

Chaque capsule possède une programmation propre à remplir sa fonction de stimulation dans la cavité où elle est implantée (par exemple, la fonction sera nommée VVI ou VVT si la capsule est implantée dans le ventricule, et sera nommée AAI ou AAT si la capsule est implantée dans l’oreillette…). Cette programmation est définie par le fabricant et adaptable par l’opérateur selon les besoins du patient.

La fréquence minimale et la fréquence maximale sont semblables pour toutes les capsules formant le système, par exemple la fréquence minimale est choisie pour obtenir 60 battements/min et la fréquence maximale de 130 battements/min pour un stimulateur cardiaque afin d’être utilisable dans un nombre élevé de situations médicales.

Ainsi, on décrit un système de stimulation musculaire et en particulier cardiaque formé de plusieurs éléments autonomes caractérisés en ce qu’il est constitué d’au moins deux de capsules de stimulation caractérisées en ce que les capsules composant le système possèdent une fonction de mémorisation des schémas énergétiques discrets caractérisant le pulse de stimulation de chacune des autres capsules composant le système, ces schémas énergétiques étant caractérisés par une mémorisation au moins d’un des éléments composant le pulse de stimulation parmi la durée du pulse (en seconde), l’amplitude du pulse (en volt) et la forme de l’onde du pulse (en courant continu, en courant alternatif, en créneau, triangulaire,..) d’une part et d’autre part par une capacité de chacune des électrodes du système de comparaison de ces schémas aux influx électriques détectés, lesdits influx détectés étant caractérisés par au moins un élément parmi sa durée (en seconde), son amplitude (en Volt) et la forme de son signal (continue,en créneau, triangulaire, alternatif).

De façon spécifique, la capsule A1 est programmée pour connaître la signature énergétique de la capsule V1 et la capsule V1 connait la signature énergétique de la capsule A1 comme déterminée plus haut avec l’ensemble des combinaisons de chaque capsule concernée. L’ensemble de ces informations étant présentes dans au moins un module de mémoire à l’intérieur de chaque capsule utilisant cette méthode.

On définit un mode de fonctionnement du dispositif cardiaque avec un délai AV (AVth) qui correspond à la durée entre une stimulation atriale de la capsule (A1p) et une stimulation ventriculaire de la capsule (V1p) d’une part et un cycle de fonctionnement maximal (noté Cmax) A1p-A1p qui est le même que celui de V1p-V1p entre 2 stimulations par la capsule déterminé par la fréquence minimale souhaitée.

On définit le délai théorique entre l’émission d’un pulse de fonctionnement de la capsule ventriculaire V1 (V1p) et la détection par la capsule V1 de l’activité électrique de la capsule A1 (A1p) survenant ensuite en absence d’activité atriale spontanée. On le note VAth.

Ainsi, on peut ainsi définir la relation dans le cas d’une capsule A1 et d’une capsule V1 de cycle de fonctionnement maximal Cmax (1):

C max - AVth= VAth

Le fonctionnement coordonné d’un système de stimulation selon l’invention composé de 2 capsules dont l’une est positionnée dans un ventricule du coeur et l’autre dans une oreillette du coeur.

A chaque cycle de fonctionnement des capsules, un classement est réalisé comme expliqué plus haut par V1 entre 4 situations possibles AsVs, ApVp, AsVp, Ap Vs:

1) Cas du mode AsVs (absence de stimulation de la capsule A1 ni V1).

Quel que soit le cas de figure la capsule A1 va définir son fonctionnement à partir d’une fréquence minimale (réglage en mode AAI) et définir son déclenchement à partir du délai A1p-A1p qui correspond à la fréquence minimale de fonctionnement de la capsule A1.

Si ni la capsule A1 ni la capsule V1 ne fonctionnent et puisque chacune détecte l’activité électrique de sa cavité (mode AAI/AAT ou VVI/VVT suivant la capsule) aucune communication n’est nécessaire puisque l’activité spontané du patient est suffisante pour ne pas nécessiter l’intervention des capsules: les 2 capsules restent en veille concernant la stimulation.

2) Cas du mode ApVp (les 2 capsules fonctionnent en permanence).

La capsule V1 va détecter le fonctionnement de l’activité électrique de A1 et définir au bout du délai AVth le moment de son fonctionnement qui correspond à la période C max.

Comme les 2 capsules ont la même programmation en fréquence minimale, on dispose d’une ajustement optimal puisque suite au fonctionnement de V1, la capsule A1 va déterminer à la suite du VAth son moment de déclenchement qui correspond à sa fréquence minimale de fonctionnement.

3) Cas d’un fonctionnement Ap-Vs.

La capsule A1 fonctionne avec une conduction Atrio-ventriculaire spontanée dont la durée est plus courte que le délai AVth.

Ainsi, la capsule V1 ne va pas fonctionner puisque qu’elle a détecté une activité ventriculaire spontanée et l’oreillette ne percevant pas d’activité de V1 va poursuivre son fonctionnement en AAI à la fréquence minimale programmée en nominal.

Dans un mode préféré, le délai AVth peut être dynamique en fonction de la fréquence de fonctionnement atrial avec une diminution du délai AVth si la fréquence atriale augmente sous l’effet d’un asservissement extérieur.

4) Cas As-Vp (Bloc Atrio Ventriculaire) sans trouble du rythme atrial.

La fréquence As est supérieure à la fréquence de déclenchement de A1 par définition.

La synchronisation de la stimulation des deux capsules nécessite l’utilisation d’un logiciel dont l’algorithme correspondant à des étapes fonctionnelles définis ci-après et permettant de synchroniser la fréquence de déclenchement de la stimulation du Ventricule sur la fréquence spontanée de l’oreillette.

On décrit 2 variantes de l’algorithme : on les nomme variante 1 et variante 2.

Variante 1 :

La capsule A1 va mesurer à chaque cycle la fréquence de l’oreillette spontanée notée (F1As).

Si V1 ne détecte pas d’activité de A1 sur un cycle de fonctionnement, la capsule V1 va alors définir un intervalle de temps [Δt] fixe, compris entre 1 ms et 10ms ou bien compris entre 11 ms et 100 ms (par ex [Δt]=10ms) ou bien compris entre 101ms et 1000 ms, qu’elle va retrancher de façon décrémentielle de son cycle de fonctionnement maximal à chaque cycle dans la limite de son cycle minimal imposé par sa fréquence maximale de fonctionnement. Le décrément est compris entre 1 et 1000 ms. La fréquence de fonctionnement de V1 (notée FV1p) va donc augmenter de façon incrémentielle à chaque cycle. La capsule A1 dans ce contexte peut calculer la fréquence de déclenchement de V1 (c’est-à-dire après 2 détections successives de V1p via la signature énergétique de V1) soit au bout de la n-ième itération [Δt] un cycle d’ordre n de durée (C max- n x [Δt]) et va comparer la valeur F1As et la valeur de FV1p de la n-ième itération.

Lorsque FV1p de la n ième itération devient supérieure à F1As, alors, la capsule A1 va raccourcir le délai VAth (noté VAth mod) à une valeur égale à Cmax -(n+1) x [Δt]-AVth soit le cycle mesuré de V1 précédent auquel on retranche un décrément [Δt] et un délai AVth en se basant sur la dernière impulsion de V1.

On a ainsi la relation (2):

VAth modifié = Cycle V1p (n-ième itération) -[Δt] -AVth

On va ainsi obtenir un déclenchement forcé de A1 qui va être le signal pour V1 dans le contexte de fonctionnement AsVp que sa fréquence de fonctionnement est supérieure à la fréquence spontanée de l’oreillette et au cycle suivant V1 va rallonger son cycle de fonctionnement à un cycle de (Cycle max -(n-1)x [Δt]) et le cycle reprend ensuite du début de l’itération en se basant sur le dernier cycle de fonctionnement de l’itération immédiatement précédente (ie cycle d’ordre n-1) ainsi de suite jusqu’à un changement de mode de fonctionnement de A1 (c’est-à-dire la configuration où A1 stimule, c’est-à-dire Ap-Vs ou Ap-Vp): on va donc avoir un fonctionnement forcé de A1, 1 cycle sur 2 en cas de cycle minimal atteint pendant un effort par exemple, puis lorsque la fréquence de l’oreillette spontanée va diminuer, la comparaison entre FV1 et FA1s va conduire au contraire à rallonger le cycle de fonctionnement cycle à cycle de V1.

Dans le cas où V1 atteindrait sa fréquence maximale de suivi sans que le signal de fonctionnement forcé de A1 ne soit détecté , la capsule V1 analysera que l’activité atriale est arythmique (fibrillation atriale, flutter atrial, tachycardie atriale focale…, ) et notera dans sa mémoire un signal de début de détection d’arythmie atriale noté « signal début de FA » et va se stabiliser à une fréquence de fonctionnement définit par l’opérateur en fonction des besoins du patient (par exemple à 80/min par exemple) jusqu’à perception de A1p (pulse de stimulation de la capsule A1) qui signe l’arrêt de l’activité arythmique de l’oreillette (c’est-à-dire « signal stop de FA ») et induit un changement de mode de fonctionnement du système de stimulation qui passe à ce moment là en mode Ap-Vp ou Ap-Vs.

Dans un mode préféré de l’invention, la capsule V1 peut à intervalle régulier (par exemple toutes les 6h ou toutes les 24h) en absence de signal stop de FA redéclencher une itération jusqu’à sa fréquence maximale de programmation pour s’assurer de l’absence de fonctionnement forcé de A1 et de afin confirmer la persistance de l’arythmie atriale.

Dans le cas de la variante 2 (mode AsVp) :

La capsule A1 va mesurer à chaque cycle la fréquence de l’oreillette spontanée notée (F1As) et la comparer à la fréquence de la capsule V1 calculé grace au calcul du délai entre la détection de 2 intervalles de détection de la signature énergétique de V1 par A1 (délai V1p-V1p)

Par définition, dans ce cas F1As est supérieure à la fréquence de V1p.

Alors la capsule A1 bascule son fonctionnement en mode déclenché (AAT) .

Le déclenchement forcé de la capsule atriale (mode « triggered ») peut être simultané de la détection de l’activité atriale physiologique ou bien préférentiellement différé après la fin de la détection de l’activité atriale afin de rendre son pulse de stimulation déclenché plus facilement identifiable par l’électrode positionnée dans un ventricule du coeur.

dans un mode préféré, la stimulation déclenchée de la capsule atriale possède une signature énergétique propre spécifique de ce mode déclenché.

La capsule V1 va alors identifier la signature énergétique de A1 déclenchée et on retourne dans le mode Ap (déclenché)-Vp avec émission par V1 d’un délai AV (DAV2) qui permet de synchroniser les oreillettes avec l’activité ventriculaire.

Le délai AV utilisé (DAV2) par la capsule positionnée dans un ventricule du coeur est réduit par rapport à celui utilisé de façon nominal afin de tenir compte du fait que le pulse atrial dans cette configuration survient à la fin de l’activation électrique physiologique de l’oreillette détectée par une capsule positionnée dans une oreillette.

Le mode déclenché cesse lorsque la fréquence FA1s redevient égale à celle de V1.

Dans le cas ou la fréquence F1As est supérieure à la fréquence maximale programmée de la capsule positionnée dans une oreillette, la capsule positionnée dans une oreillette du coeur va s’inhiber (et ne va pas passer en mode déclenché) et marquer dans sa mémoire un signal de début d’arythmie atriale qui va perdurer jusqu’à ce que la fréquence de l’oreillette soit inférieure ou égale à la fréquence maximale de la capsule positionnée dans une oreillette.

On a ainsi défini un procédé de fonctionnement concerté de 2 capsules de stimulations dont l’une est située dans une oreillette du coeur et l’autre dans un ventricule du coeur sans communication directe entre les deux.

Ce procédé de fonctionnement coordonné sans communication directe entre elles d’une électrode leadless positionnée dans une oreillette du coeur et d’une électrode leadless positionnée dans un ventricule du coeur est caractérisé par les étapes suivantes :

Dans la variante 1 (mode As Vp) :

- A) une étape de détection par l’électrode leadless positionnée dans un ventricule du coeur de l’activité stimulée de l’électrode leadless positionnée dans une oreillette du coeur via la détection du pulse énergétique émis par l’électrode positionnée dans une oreillette du coeur, puis

-Bbis) une étape de détection par l’électrode leadless positionnée dans une oreillette du coeur de l’activité stimulée de l’électrode leadless positionnée dans un ventricule du coeur via la détection du pulse énergétique émis par l’électrode positionnée dans un ventricule du coeur, puis

-B) une étape de comparaison de l’activité détectée (pulse émis) de l’étape A et/ou Bbis comportant une durée et/ou une amplitude électrique et/ou une forme d’onde d’une part avec l’ensemble des combinaisons caractéristiques de la mémoire de l’électrode leadless positionnée dans une cavité ventriculaire ou d’une oreillette du coeur d’autre part pour définir la présence ou bien l’absence de pulse spécifique de l’électrode leadless positionnée dans une oreillette du coeur ou d’un ventricule du coeur respectivement. La comparaison s’effectue entre les combinaisons d’activités électriques stockées dans la mémoire des capsules, lesdites combinaisons étant formées par une durée de l’activité électrique et/ou une amplitude de l’activité électrique et/ou une forme d’onde de l’activité électrique. Ces combinaisons sont comparées aux mesures de l’activité électrique détectée avec le cas échéant:

-C) En cas de présence d’un pulse énergétique détecté provenant de l’électrode leadless positionnée dans une oreillette du cœur , une étape de détermination d’un délai de fonctionnement préspécifié entre les activités détectées (émission d’un délai AVth) au terme duquel, l’électrode ventriculaire émettra un pulse de stimulation ou,

-D) En cas d’absence de pulse énergétique détecté par l’électrode ventriculaire en provenance de l’électrode leadless positionnée dans une oreillette du coeur, une étape de détection par l’électrode leadless positionnée dans un ventricule du coeur, de l’activité ventriculaire spontanée, puis:

-E) en cas de présence d’une activité spontanée du ventricule selon l’étape D), l’électrode positionnée dans un ventricule du coeur s’inhibe ou,

-F) en cas d’absence d’une activité spontanée du ventricule selon l’étape D). Le ventricule émet une stimulation au terme de son cycle maximal et engage une diminution de son cycle maximal en le réduisant de façon décrémentielle (ie en diminuant d’une durée [Δt] fixe le cycle de fonctionnement maximal nominal à chaque fonctionnement de V1 en prenant comme référence la durée du cycle de fonctionnement immédiatement précédent) dans la limite de la fréquence maximale programmée de l’électrode positionnée dans un ventricule du coeur, puis de manière optionnelles suivant F) les étapes G ) à K)

-G) une étape de comparaison par l’électrode atriale A1 entre la durée du cycle atrial spontané et de la durée du dernier cycle de l’électrode ventriculaire stimulée.

-H) Lorsque le cycle de l’électrode V1 est plus court que le cycle atrial spontané (noté Cycle V1 min), l’électrode atriale modifie son délai VAth (noté VAth mod 2) à partir de la dernière stimulation de V1 tel que VAth mod vérifie la relation (1) VA th mod 2 = Cycle V1 min (en ms) - Y x [Δt] (en ms) -AV th (en ms) où Y est fixé arbitrairement et compris entre 0,01 et 1 000 000, préférentiellement égal à un.

-I) L’électrode A1 présente ainsi un fonctionnement forcé de stimulation (A1p forcée)

-J) L’électrode V1, après avoir détecté l’activité A1p forcée, va ensuite rallonger son cycle tel qu’il vérifie la relation Cycle V1 (post A1p forcé) = Cycle V1 min + Z x [Δt] où Z est fixé arbitrairement et compris entre 0,01 et 1 000 000, préférentiellement égal à 2.

-K) puis une étape de retour à l’étape F) jusqu’à détecter une activité atriale A1p pour un cycle plus long que V1 min (présence d’une diminution de la fréquence atriale spontanée) jusqu’à une stabilisation au niveau du cycle maximal de V1.

Dans la variante 2 de l’algorithme (mode As Vp) :

- A) une étape de détection par l’électrode leadless positionnée dans un ventricule du coeur de l’activité stimulée de l’électrode leadless positionnée dans une oreillette du coeur via la détection du pulse énergétique émis par l’électrode positionnée dans une oreillette du coeur, puis

-Bbis) une étape de détection par l’électrode leadless positionnée dans une oreillette du coeur de l’activité stimulée de l’électrode leadless positionnée dans un ventricule du coeur via la détection du pulse énergétique émis par l’électrode positionnée dans un ventricule du coeur, puis

-B) une étape de comparaison de l’activité détectée (pulse émis) de l’étape A et/ou Bbis comportant une durée et/ou une amplitude électrique et/ou une forme d’onde d’une part avec l’ensemble des combinaisons caractéristiques de la mémoire de l’électrode leadless positionnée dans une cavité ventriculaire ou d’une oreillette du coeur d’autre part pour définir la présence ou bien l’absence de pulse spécifique de l’électrode leadless positionnée dans une oreillette du coeur ou d’un ventricule du coeur respectivement.La comparaison s’effectue entre les combinaisons d’activités électriques stockées dans la mémoire des capsules, lesdites combinaisons étant formées par une durée de l’activité électrique et/ou une amplitude de l’activité électrique et/ou une forme d’onde de l’activité électrique.Ces combinaisons sont comparées aux mesures de l’activité électrique détectée avec le cas échéant:

-C) En cas de présence d’un pulse énergétique détecté provenant de l’électrode leadless positionnée dans une oreillette du cœur, une étape de détermination d’un délai de fonctionnement préspécifié entre les activités détectées (émission d’un délai AVth) au terme duquel, l’électrode ventriculaire émettra un pulse de stimulation ou,

-D) En cas d’absence de pulse énergétique détecté par l’électrode ventriculaire en provenance de l’électrode leadless positionnée dans une oreillette du coeur, une étape de détection par l’électrode leadless positionnée dans un ventricule du coeur, de l’activité ventriculaire spontanée, puis:

-E) en cas de présence d’une activité spontanée du ventricule selon l’étape D), l’électrode positionnée dans un ventricule du coeur s’inhibe ou,

-F) en cas d’absence d’une activité spontanée du ventricule selon l’étape D), le ventricule émet une stimulation au terme de son cycle maximal programmé et l’électrode positionnée dans une oreillette du coeur va comparer la fréquence de l’activité atriale spontanée (c’est-à-dire physiologique sans intervention extérieure au coeur,F1As) avec celle du dernier cycle de fonctionnement de la capsule positionnée dans un ventricule du coeur (V1).

Si F1As est supérieure à la fréquence mesurée de V1 et inférieure à la fréquence maximale de programmation de A1, alors la capsule localisée dans une oreillette modifie son réglage pour passer en mode dit déclenché (AAT), c’est-à-dire que la capsule va émettre une stimulation après avoir détecté une activité atriale de proximité et ainsi, la capsule V1 va détecter la signature énergétique de A1 et permettre une synchronisation entre les capsules.

Si F1As est supérieure à la fréquence maximale de programmation de A1, alors A1 ne commute pas en AAT et reste en AAI.La capsule A1 note dans sa mémoire le déclenchement d’un épisode d’arythmie atriale. Le signal stop de cette arythmie atriale étant donné lorsque la fréquence FA1s diminue en dessous de la fréquence maximale de programmation de A1.Il n’y a donc pas de stimulation déclenchée de la capsule A1 et la capsule V1 va continuer son fonctionnement habituel décrit aux étapes A),B),C),D.

On définit ainsi un procédé de fonctionnement coordonné du système entre une électrodes sans fils (leadless) positionnée dans une oreillette du coeur et une électrode sans fils (leadless) positionnée dans un ventricule du coeur comportant a) une étape de détection par l’électrode sans fils (leadless) positionnée dans un ventricule du coeur de l’activité stimulée de l’électrode sans fils (leadless) positionnée dans une oreillette du coeur par la détection du pulse énergétique émis par l’électrode positionnée dans une oreillette du cœur b) une étape de comparaison d’une part entre l’activité détectée (correspondant au pulse émis) de l’étape précédente comportant une durée, une amplitude électrique et une forme d’onde d’autre part avec l’ensemble des combinaisons caractéristiques de la mémoire de l’électrode sans fils (leadless) positionnée dans une cavité ventriculaire définissant la présence ou bien l’absence de pulse spécifique de l’électrode sans fils (leadless) positionnée dans une oreillette du coeur , ladite étape de comparaison comprenant une étape d’analyse différentielle de chaque capsules ou électrodes à chaque cycle de fonctionnement, consistant à enregistrer : c) la présence d’un pulse énergétique détecté provenant de l’électrode sans fils (leadless) positionnée dans une oreillette du coeur et une étape de détermination d’un délai de fonctionnement pré-spécifié entre les activités détectées (émission d’un délai AVth) au terme duquel, l’électrode ventriculaire émettra un pulse de stimulation si aucune activité ventriculaire spontanée n’est détectée ou d) la constatation d’absence de pulse énergétique détecté par l’électrode ventriculaire en provenance de l’électrode sans fils (leadless) positionnée dans une oreillette du cœur et une étape de détection par l’électrode sans fils (leadless) positionnée dans un ventricule du coeur, de l’activité ventriculaire spontanée, puis d’évaluer la réponse parmi l’une des étapes e, f ou g suivantes le cas échéant :e) en cas de présence d’une activité spontanée du ventricule, l’électrode positionnée dans un ventricule du coeur s’inhibe ou f) en cas d’absence d’une activité spontanée du ventricule, le ventricule émet une stimulation au terme de son cycle maximal et diminue son cycle maximal en le réduisant de façon décrémentielle jusqu’à dépasser la fréquence atriale spontanée, dans la limite de la fréquence maximale programmée par l’opérateur. g) une étape de comparaison de la fréquence atriale spontanée et celle de l’électrode ventriculaire stimulée avec un fonctionnement forcé de l’électrode atriale lorsque la fréquence ventriculaire est supérieure à celle de l’oreillette, la capsule ventriculaire ré-augmentant d’une valeur absolue égale au décrément son cycle de fonctionnement au cycle suivant.

Dans le cas d’un fonctionnement d’au moins 2 capsules situées dans un ou plusieurs ventricules :

On définit V1 et V2 les 2 capsules ventriculaires.

On va définir un fonctionnement en mode Bi-ventriculaire où V2 (« esclave ») sera asservi sur V1 (« maître ») et ne fonctionnera que lorsque l’activité de V1 sera détectée suivant l’invention.

On définit alors un mode déclenché de V2 lorsque la signature énergétique de V1 est identifiée par V2 avec un déclenchement de V2 sur V1 à un intervalle fixé qui est obligatoirement compris entre au minimum 2 ms (2 millisecondes) du début du déclenchement de V1 et au maximum à 800 ms du début du déclenchement de V1.

Dans le cas de 3 capsules (1 située dans une oreillette du coeur (A1) et les 2 autres situées dans un ventricule du coeur (V1 et V2)), chaque capsule fonctionne de façon autonome et le fonctionnement de V2 ne peut perturber A1 puisque cette dernière identifiera de façon spécifique (via la signature énergétique) la capsule V1 et ne considérera pas l’activité de V2 pour le calcul des délai AVth et VAth ni pour le mode de déclenchement forcé décrit plus haut.

Le cas de plusieurs capsules ventriculaires ne pose pas de difficulté étant entendu que l’on fait fonctionner en mode déclenché les capsules supplémentaires toutes les 2 ms par exemple.

Le fonctionnement d’une multitude de capsules pouvant être envisagé afin d’obtenir une stimulation plus efficace sur le plan mécanique dans le cas où une désynchronisation cardiaque serait mise en évidence.

Les exemples des différentes possibilités de réaliser l’invention sont des illustrations de l’invention et ne sont pas considérées comme limitées par celles-ci. Au contraire, la présente invention comprend toutes les variantes mettant en œuvre les caractéristiques innovantes construites sur les équivalents fonctionnels.

Les figures venant compléter la description de l’invention sont décrites ci-après.

Ces figures n’ont qu’un aspect explicatif et ne doivent pas être prises de façon restrictive mais ont comme objet unique de parfaire l’explication du système et du procédé dévoilé dans la présente invention.

Légende des figures.

Schéma de fonctionnement de 2 électrodes (atriale (A) et ventriculaire (V)) « leadless » avec les intervalles théoriques de fonctionnement entre les 2.

Les intervalles de fonctionnement permettent de définir le fonctionnement coordonné entre les différentes électrodes du dispositif et assurent un bon effet de la stimulation.

Les symboles abrégés présents sur cette figures sont :

M ( ou Ap) correspond à la Stimulation émise par l’électrode A (pulse Atrial)

N (ou Vp) correspond à la stimulation émise par l’électrode V (pulse ventriculaire)

O (ou AVth) correspond à la intervalle de temps compris entre une stimulation atriale et un pulse ventriculaire

P (ou C max) correspond au cycle maximal entre 2 stimulations atriales qui correspond également au cycle maximal entre 2 stimulations ventriculaires.

R (ou VAth) correspond à l’intervalle de temps maximal compris entre une stimulation ventriculaire et une stimulation atriale.

Schéma de fonctionnement dans le cas d’un mode de fonctionnement AsVp (variante 1) à la première étape du décrément Δt.

La capsule ventriculaire n’ayant par détecté de pulse atrial, elle va diminuer son cycle de fonctionnement en passant de P à U avec l’émission de T au lieu de N.

Le cycle de la capsule ventriculaire va redémarrer à partir de T.

Les symboles abrégés présents sur cette figures sont :

N (ou Vp) correspond à la stimulation émise par l’électrode V (pulse ventriculaire)

(N) correspond à la stimulation inhibée de l’électrode V (pulse ventriculaire)

O (ou AVth) correspond à la intervalle de temps compris entre une stimulation atriale et un pulse ventriculaire

R (ou VAth) correspond à l’intervalle de temps maximal compris entre une stimulation ventriculaire et une stimulation atriale.

Q (ou As) correspond à une activité électrique spontanée de l’oreillette.

(M) correspond à une stimulation atriale qui est inhibée en raison de la présence de Q plus tôt.

S correspond à la durée du décrément Δt

T (ou Vp’) correspond à la stimulation de la capsule positionnée dans un ventricule qui survient plus tôt que celle prévue par le cycle P puisqu’avancée par la diminution du décrément S du cycle P

U correspond à la durée du cycle P diminuée de S.

(P) correspond à une durée du cycle théorique maximale entre deux stimulations atriales inhibées.

Schéma de fonctionnement dans le cadre d’un mode de fonctionnement AsVp (variante 1) à l’étape décrémentielle où le cycle de fonctionnement de l’électrode ventriculaire (Cmax-n x [Δt]) devient plus court que le cycle de l’activité atriale spontanée (Cycle 1 As) après « n » décréments [Δt], c’est-à-dire que W<Y.

Les symboles abrégés présents sur cette figures sont :

M ( ou Ap) correspond à la Stimulation émise par l’électrode A (pulse Atrial)

O (ou AVth) correspond à la intervalle de temps compris entre une stimulation atriale et un pulse ventriculaire

R (ou VAth) correspond à l’intervalle de temps maximal compris entre une stimulation ventriculaire et une stimulation atriale.

(R) orrespond à l’intervalle de temps maximal compris entre une stimulation ventriculaire et une stimulation atriale inhibée.

Q (ou As) correspond à une activité électrique spontanée de l’oreillette.

(M) correspond à une stimulation atriale qui est inhibée en raison de la présence de Q plus tôt.

(P) correspond à une durée du cycle théorique entre deux stimulations atriales inhibées.

W: durée Cmax diminuée de n fois le décrément (Cmax-n x [Δt])

Y: durée instantanée du cycle entre 2 activités atriales sponanées (cycle 1 As).

Z: Stimulation de la capsule ventriculaire après n-1 décréments appliqués au cycle Cmax selon l’algorithme.

A: Stimulation de la capsule Ventriculaire après n décréments appliqués au cycle Cmax selon l’algorithme.

Schéma de fonctionnement dans le cadre d’un mode de fonctionnement AsVp (variante 1) au stade Ap forcée, c’est-à-dire après le raccourcissement du cycle de fonctionnement de l’électrode positionnée dans une oreillette du coeur afin de forcer son fonctionnement.

Une fois que le cycle décrémentiel Vp est devenu plus court que le cycle de A1s, la capsule A1 va réduire son délai VAth (ie VAth mod) au cycle suivant (ici l’étape n+1) d’une durée égale à Cmax moins (n+1) fois [Δt] moins AVth selon l’algorithme de l’invention de sorte que l’Ap forcé est détecté par l’électrode V1 qui émet un délai AV th qui tombe exactement au moment de VPn+1 situé à un délai de VPn égal à Cmax moins (n+1) multiplié par [Δt] (la capsule V1 détectant un activité A1 va émettre un délai AVth suivant un fonctionnement ApVp) et de cette façon VPn+1 survient exactement après le délai AVth.

Les symboles abrégés présents sur cette figures sont :

R (ou VAth) correspond à l’intervalle de temps maximal compris entre une stimulation ventriculaire et une stimulation atriale.

Q (ou As) correspond à une activité électrique spontanée de l’oreillette.

(M) correspond à une stimulation atriale qui est inhibée en raison de la présence de Q plus tôt.

(P) correspond à une durée du cycle théorique entre deux stimulations atriales inhibées.

W: durée Cmax diminuée de n fois le décrément (Cmax-n x [Δt])

Y: durée instantanée du cycle entre 2 activités atriales sponanées (cycle 1 As).

Z: Stimulation de la capsule ventriculaire après n-1 décréments appliqués au cycle Cmax selon l’algorithme.

A: Stimulation de la capsule Ventriculaire après n décréments appliqués au cycle Cmax selon l’algorithme.

B: Stimulation de la capsule Ventriculaire après n-1 décréments appliqués au cycle Cmax selon l’algorithme.

C: Stimulation de la capsule Ventriculaire après n+1 décréments appliqués au cycle Cmax selon l’algorithme.

D1 correspond à la durée VAth modifiée soit Cmax-(n+1) multipliée par [Δt] - AVth.

D2 correspond à la durée entre A et C, c’est-à dire Cmax-(n+1) multipliée par [Δt]

E correspond à la stimulation Ap forcée.

(Q) correspond à une activité spontanéee de l’oreillette inhibée

Schéma de fonctionnement dans le cadre de fonctionnement AsVp après le stade Ap forcée avec la synchronisation de 2 capsules

La capsule V1 va rallonger son cycle de fonctionnement d’un délai égal à 2 fois la durée du décrément [Δt] : son cycle à l’étape n+2 est donc de Cmax-(n-1) x [Δt].La capsule va ensuite diminuer son cycle de [Δt] suivant la méthode décrite et son cycle de Cmax-n x [Δt] va à nouveau être plus court que le cycle de As: on revient à ce moment-là à la configuration de la puis de la .

Les symboles abrégés présents sur cette figures sont :

O (ou AVth) correspond à la intervalle de temps compris entre une stimulation atriale et un pulse ventriculaire

P (ou C max) correspond au cycle maximal entre 2 stimulations atriales qui correspond également au cycle maximal entre 2 stimulations ventriculaires.

R (ou VAth) correspond à l’intervalle de temps maximal compris entre une stimulation ventriculaire et une stimulation atriale.

Q (ou As) correspond à une activité électrique spontanée de l’oreillette.

(M) correspond à une stimulation atriale qui est inhibée en raison de la présence de Q plus tôt.

W: durée Cmax diminuée de n fois le décrément (Cmax-n x [Δt])

Y: durée instantanée du cycle entre 2 activités atriales sponanées (cycle 1 As).

E correspond à la stimulation Ap forcée.

(Q) correspond à une activité spontanéee de l’oreillette inhibée

F : durée correspondant au cycle rallongé entre la stimulation de la capsule ventriculaire survenant après la stimulation forcée de la capsule atriale (Ap forcée) et la stimulation ventriculaire suivante.Cette durée est égale à Cmax-(n-1) x [Δt].

N1: stimulation de la capsule ventriculaire survenant après E

N2: stimulation de la capsule ventriculaire après F.Il s’agit de la stimulation après allongement du cycle de la capsule ventriculaire après N1

N3: stimulation ventriculaire suivant l’algorithme qui se retrouve en situation AsVp avec un cycle de durée W

Schéma général de l’algorithme de fonctionnement coordonné de 2 capsules de stimulation leadless suivant la variante 1.

Les symboles abrégés présents sur cette figures sont :

M ( ou Ap) correspond à la Stimulation émise par l’électrode A (pulse Atrial)

N (ou Vp) correspond à la stimulation émise par l’électrode V (pulse ventriculaire)

O (ou AVth) correspond à la intervalle de temps compris entre une stimulation atriale et un pulse ventriculaire

P (ou C max) correspond au cycle maximal entre 2 stimulations atriales qui correspond également au cycle maximal entre 2 stimulations ventriculaires.

R (ou VAth) correspond à l’intervalle de temps maximal compris entre une stimulation ventriculaire et une stimulation atriale.

Q (ou As) correspond à une activité électrique spontanée de l’oreillette.

(M) correspond à une stimulation atriale qui est inhibée en raison de la présence de Q plus tôt.

S correspond à la durée du décrément Δt

T (ou Vp’) correspond à la stimulation de la capsule positionnée dans un ventricule qui survient plus tôt que celle prévue par le cycle P puisqu’avancée par la diminution du décrément S du cycle P

U correspond à la durée du cycle P diminuée de S.

(P) correspond à une durée du cycle théorique entre deux stimulations atriales inhibées.

W: durée Cmax diminuée de n fois le décrément (Cmax-n x [Δt])

Y: durée instantanée du cycle entre 2 activités atriales sponanées (cycle 1 As).

Z: Stimulation de la capsule ventriculaire après n-1 décréments appliqués au cycle Cmax selon l’algorithme.

A: Stimulation de la capsule Ventriculaire après n décréments appliqués au cycle Cmax selon l’algorithme.

B: Stimulation de la capsule Ventriculaire après n-1 décréments appliqués au cycle Cmax selon l’algorithme.

A: Stimulation de la capsule Ventriculaire après n décréments appliqués au cycle Cmax selon l’algorithme.

C: Stimulation de la capsule Ventriculaire après n+1 décréments appliqués au cycle Cmax selon l’algorithme.

D1 correspond à la durée VAth modifiée soit Cmax-(n+1) multipliée par [Δt] - AVth.

D2 correspond à la durée entre A et C, c’est-à dire Cmax-(n+1) multipliée par [Δt]

E correspond à la stimulation Ap forcée.

(Q) correspond à une activité spontanéee de l’oreillette inhibée

F : durée correspondant au cycle rallongé entre la stimulation de la capsule ventriculaire survenant après la stimulation forcée de la capsule atriale (Ap forcée) et la stimulation ventriculaire suivante.Cette durée est égale à Cmax-(n-1) x [Δt].

N1: stimulation de la capsule ventriculaire survenant après E

N2: stimulation de la capsule ventriculaire après F.Il s’agit de la stimulation après allongement du cycle de la capsule ventriculaire après N1

N3: stimulation ventriculaire suivant l’algorithme qui se retrouve en situation AsVp avec un cycle de durée W

G: Activité ventriculaire spontanée?

H:oui

I:non

J: Détection de la signature énergétique A1 dans le cycle entre une activité ventriculaire spontanée et la durée maximale du cycle programmée de la capsule ventriculaire.

K1: Mode AsVs

K2:Mode ApVs

K3:mode AsVp

M1: présence d’une activité atriale stimulée détectée par V1 grâce à la signature énergétique?

M2: Cycle minimal de la capsule ventriculaire atteint sans détection de l’activité atriale stimulée.La capsule ventriculaire enregistre un signal de FA.

M3: Mode ApVp

M4: application du cycle de fonctionnement décrémentiel du cycle de fonctionnement de V1 selon la variante 1 de l’algorithme.

Schéma général de l’algorithme de fonctionnement coordonné de 2 capsules de stimulation leadless.Variante 2.

Les symboles abrégés présents sur cette figures sont :

M ( ou Ap) correspond à la Stimulation émise par l’électrode A (pulse Atrial)

N (ou Vp) correspond à la stimulation émise par l’électrode V (pulse ventriculaire)

O (ou AVth) correspond à la intervalle de temps compris entre une stimulation atriale et un pulse ventriculaire

P (ou C max) correspond au cycle maximal entre 2 stimulations atriales qui correspond également au cycle maximal entre 2 stimulations ventriculaires.

R (ou VAth) correspond à l’intervalle de temps maximal compris entre une stimulation ventriculaire et une stimulation atriale.

Q (ou As) correspond à une activité électrique spontanée de l’oreillette.

(M) correspond à une stimulation atriale qui est inhibée en raison de la présence de Q plus tôt.

S correspond à la durée du décrément Δt

T (ou Vp’) correspond à la stimulation de la capsule positionnée dans un ventricule qui survient plus tôt que celle prévue par le cycle P puisqu’avancée par la diminution du décrément S du cycle P

U correspond à la durée du cycle P diminuée de S.

(P) correspond à une durée du cycle théorique entre deux stimulations atriales inhibées.

W: durée Cmax diminuée de n fois le décrément (Cmax-n x [Δt])

Y: durée instantanée du cycle entre 2 activités atriales sponanées (cycle 1 As).

Z: Stimulation de la capsule ventriculaire après n-1 décréments appliqués au cycle Cmax selon l’algorithme.

A: Stimulation de la capsule Ventriculaire après n décréments appliqués au cycle Cmax selon l’algorithme.

B: Stimulation de la capsule Ventriculaire après n-1 décréments appliqués au cycle Cmax selon l’algorithme.

A: Stimulation de la capsule Ventriculaire après n décréments appliqués au cycle Cmax selon l’algorithme.

C: Stimulation de la capsule Ventriculaire après n+1 décréments appliqués au cycle Cmax selon l’algorithme.

D1 correspond à la durée VAth modifiée soit Cmax-(n+1) multipliée par [Δt] - AVth.

D2 correspond à la durée entre A et C, c’est-à dire Cmax-(n+1) multipliée par [Δt]

E correspond à la stimulation Ap forcée.

(Q) correspond à une activité spontanéee de l’oreillette inhibée

F : durée correspondant au cycle rallongé entre la stimulation de la capsule ventriculaire survenant après la stimulation forcée de la capsule atriale (Ap forcée) et la stimulation ventriculaire suivante.Cette durée est égale à Cmax-(n-1) x [Δt].

N1: stimulation de la capsule ventriculaire survenant après E

N2: stimulation de la capsule ventriculaire après F.Il s’agit de la stimulation après allongement du cycle de la capsule ventriculaire après N1

N3: stimulation ventriculaire suivant l’algorithme qui se retrouve en situation AsVp avec un cycle de durée W

G: Activité ventriculaire spontanée?

H:oui

I:non

J: Détection de la signature énergétique A1 dans le cycle entre une activité ventriculaire spontanée et la durée maximale du cycle programmée de la capsule ventriculaire.

K1: Mode AsVs

K2:Mode ApVs

K3:mode AsVp

M1: présence d’une activité atriale stimulée détectée par V1 grâce à la signature énergétique?

M2: Cycle minimal de la capsule ventriculaire atteint sans détection de l’activité atriale stimulée.La capsule ventriculaire enregistre un signal de FA.

M3: Mode ApVp

M4: application du cycle de fonctionnement décrémentiel du cycle de fonctionnement de V1 selon la variante 1 de l’algorithme.

K4 Mode ApVp ou ATVp

K5: Mesure de la fréquence des oreillettes spontanées par la capsule localisée dans une oreillette.

K6: la fréquence des oreillettes est supérieure à la fréquence maximale programmée de la capsule localisée dans une oreillette.

K7: fonctionnement déclenché de la capsule localisée dans une oreillette sur l’activité spontanée d’une oreillette du coeur.

K8:FA détectée.

K9: détection de l’activité déclenchée de la capsule atriale par la capsule localisée dans un ventricule.

K10 émission d’un délai AV modifié (DAV2) et réduit par rapport à au délai AV théorique spontané (DAV1) entre l’activité déclenchée de la capsule atriale et la capsule ventriculaire

Schéma de fonctionnement selon la variante 2.L’activité d’une oreillette du coeur (représentée par le demi cercle) est détectée par la capsule A1.A la fin de l’activité spontanée d’une oreillette du coeur, l’électrode A1 émet une stimulation déclenchée (AT) qui est détectée par V1 via la signature énergétique de A1.Il existe alors une émission d’un délai AV (DAV2) par V1 avec une synchronisation entre A1 et V1 de ce fait autant que de besoin.

Les symboles abrégés présents sur cette figures sont :

M ( ou Ap) correspond à la Stimulation émise par l’électrode A (pulse Atrial)

N (ou Vp) correspond à la stimulation émise par l’électrode V (pulse ventriculaire)

O (ou AVth) correspond à la intervalle de temps compris entre une stimulation atriale et un pulse ventriculaire

P (ou C max) correspond au cycle maximal entre 2 stimulations atriales qui correspond également au cycle maximal entre 2 stimulations ventriculaires.

R (ou VAth) correspond à l’intervalle de temps maximal compris entre une stimulation ventriculaire et une stimulation atriale.

Q (ou As) correspond à une activité électrique spontanée de l’oreillette.

(M) correspond à une stimulation atriale qui est inhibée en raison de la présence de Q plus tôt.

S correspond à la durée du décrément Δt

T (ou Vp’) correspond à la stimulation de la capsule positionnée dans un ventricule qui survient plus tôt que celle prévue par le cycle P puisqu’avancée par la diminution du décrément S du cycle P

U correspond à la durée du cycle P diminuée de S.

(P) correspond à une durée du cycle théorique entre deux stimulations atriales inhibées.

W: durée Cmax diminuée de n fois le décrément (Cmax-n x [Δt])

Y: durée instantanée du cycle entre 2 activités atriales sponanées (cycle 1 As).

Z: Stimulation de la capsule ventriculaire après n-1 décréments appliqués au cycle Cmax selon l’algorithme.

A: Stimulation de la capsule Ventriculaire après n décréments appliqués au cycle Cmax selon l’algorithme.

B: Stimulation de la capsule Ventriculaire après n-1 décréments appliqués au cycle Cmax selon l’algorithme.

A: Stimulation de la capsule Ventriculaire après n décréments appliqués au cycle Cmax selon l’algorithme.

C: Stimulation de la capsule Ventriculaire après n+1 décréments appliqués au cycle Cmax selon l’algorithme.

D1 correspond à la durée VAth modifiée soit Cmax-(n+1) multipliée par [Δt] - AVth.

D2 correspond à la durée entre A et C, c’est-à dire Cmax-(n+1) multipliée par [Δt]

E correspond à la stimulation Ap forcée.

(Q) correspond à une activité spontanéee de l’oreillette inhibée

F : durée correspondant au cycle rallongé entre la stimulation de la capsule ventriculaire survenant après la stimulation forcée de la capsule atriale (Ap forcée) et la stimulation ventriculaire suivante.Cette durée est égale à Cmax-(n-1) x [Δt].

N1: stimulation de la capsule ventriculaire survenant après E

N2: stimulation de la capsule ventriculaire après F.Il s’agit de la stimulation après allongement du cycle de la capsule ventriculaire après N1

N3: stimulation ventriculaire suivant l’algorithme qui se retrouve en situation AsVp avec un cycle de durée W

G: Activité ventriculaire spontanée?

H:oui

I:non

J: Détection de la signature énergétique A1 dans le cycle entre une activité ventriculaire spontanée et la durée maximale du cycle programmée de la capsule ventriculaire.

K1: Mode AsVs

K2:Mode ApVs

K3:mode AsVp

M1: présence d’une activité atriale stimulée détectée par V1 grâce à la signature énergétique?

M2: Cycle minimal de la capsule ventriculaire atteint sans détection de l’activité atriale stimulée.La capsule ventriculaire enregistre un signal de FA.

M3: Mode ApVp

M4: application du cycle de fonctionnement décrémentiel du cycle de fonctionnement de V1 selon la variante 1 de l’algorithme.

K4 Mode ApVp ou ATVp

K5: Mesure de la fréquence des oreillettes spontanées par la capsule localisée dans une oreillette.

K6: la fréquence des oreillettes est supérieure à la fréquence maximale programmée de la capsule localisée dans une oreillette.

K7: fonctionnement déclenché de la capsule localisée dans une oreillette sur l’activité spontanée d’une oreillette du coeur.

K8:FA détectée.

K9: détection de l’activité déclenchée de la capsule atriale par la capsule localisée dans un ventricule.

K10 émission d’un délai AV modifié (DAV2) et réduit par rapport à au délai AV théorique spontané (DAV1) entre l’activité déclenchée de la capsule atriale et la capsule ventriculaire

K11:délai AV théorique spontané.Durée comprise en la détection d’une activité spontanée atriale par la capsule atriale et l’activité stimulée de la capsule ventriculaire V1.

Claims (9)

1. Système de stimulation musculaire ou nerveuse coordonné caractérisé en ce qu’il est constitué par au moins 2 capsules de stimulation ou électrodes configurées pour posséder chacune une fonction de mémorisation des schémas énergétiques discrets qui caractérisent un pulse de stimulation de la ou des autres capsules ou électrodes composant le système, ces schémas énergétiques étant caractérisés par au moins un des éléments composant un pulse de stimulation choisi parmi la durée du pulse, en seconde, l’amplitude du pulse ,en volt, et la forme de l’onde du pulse représentée en courant continu, en courant alternatif, en créneau, triangulaire et par la capacité de chacune des électrodes du système à comparer sans échange d’informations entre lesdites électrodes ou capsules lesdits schémas énergétiques aux influx électriques détectés par les électrodes
2. Systèmes selon la revendication 1 caractérisé en ce que les électrodes comprennent des moyens de récupération d’énergie par effet piézoélectrique et possédant un système de fixation rétractable déployé par un mouvement de translation et de rotation.
3. Système de stimulation musculaire ou nerveuse selon l’une des revendications précédentes caractérisé en ce que le pulse de stimulation d’une l’électrode de stimulation est une combinaison discrète d’une durée d’impulsion en seconde, d’une amplitude en volt, et d’une forme d’onde électrique en créneau ou en sinusoïde ou triangulaire ou alternative, et en ce que la ou les autres électrodes du système de stimulation sont configurées pour que cette combinaison de paramètre soit préspécifiée et connue de la ou des autres électrodes du système de stimulation.
4. Plateforme de stimulation à usage médical, pour la stimulation musculaire, cardiaque et nerveuse comprenant le système selon la revendication 1 avec au moins deux capsules de stimulation sans fils caractérisées par un fonctionnement coordonné sans échange direct d’information entre lesdites capsules , un dispositif d’analyse permettant de distinguer le pulse spontané et le pulse émis par au moins une capsule et de connaitre le schéma énergétique modifiable par traitement du signal émis pour chaque capsule.
5. Procédé de traitement et de sélection des signaux détectés par les électrodes du système selon la revendication 1 caractérisé en ce que tout signal de pulse énergétique détecté par la ou les électrodes y inclus la signature énergétique de la capsule ou des capsules détectées, est modifié par un traitement du signal du type utilisation d’un filtre passe bas, passe haut, passe bande ou coupe bande ou bien d’une transformée de Fourrier à temps discret ou non, d’une fonction de Dirac ou une fonction Sinus cardinal ou encore un filtrage numérique récursif ou non récursif ou un filtrage d’amplification ou de réduction.
6. Procédé selon la revendication 5 dans lequel la forme de l’onde du pulse est choisie parmi une représentation graphique en courant continu, en courant alternatif, en créneau ou triangulaire
7. Procédé de fonctionnement coordonné d'un système selon l'une des revendications 1 à 3 entre une électrode sans fils positionnée dans une oreillette du cœur et une électrode sans fils positionnée dans un ventricule du cœur comportant a) une étape de détection par l’électrode sans fils positionnée dans un ventricule du coeur de l’activité stimulée de l’électrode sans fils positionnée dans une oreillette du coeur par la détection du pulse énergétique émis par l’électrode positionnée dans une oreillette du cœur b) une étape de comparaison d’une part entre l’activité détectée de l’étape précédente comportant une durée, une amplitude électrique et une forme d’onde d’autre part avec l’ensemble des combinaisons caractéristiques de la mémoire de l’électrode sans fils positionnée dans une cavité ventriculaire définissant la présence ou bien l’absence de pulse spécifique de l’électrode sans fils positionnée dans une oreillette du coeur , ladite étape de comparaison comprenant une étape d’analyse différentielle de chaque capsules ou électrodes à chaque cycle de fonctionnement, consistant à enregistrer : c) la présence d’un pulse énergétique détecté provenant de l’électrode sans fils positionnée dans une oreillette du coeur et une étape de détermination d’un délai de fonctionnement pré-spécifié entre les activités détectées, émission d’un délai AVth, ou d) la constatation d’absence de pulse énergétique détecté par l’électrode ventriculaire en provenance de l’électrode sans fils positionnée dans une oreillette du cœur et une étape de détection par l’électrode sans fils positionnée dans un ventricule du coeur, de l’activité ventriculaire spontanée, puis d’évaluer la réponse parmi l’une des étapes e, f ou g suivantes le cas échéant :e) en cas de présence d’une activité spontanée du ventricule, l’électrode positionnée dans un ventricule du coeur s’inhibe ou f) en cas d’absence d’une activité spontanée du ventricule, le ventricule diminue son cycle maximal en le réduisant de façon décrémentielle jusqu’à dépasser la fréquence atriale spontanée, dans la limite de la fréquence maximale programmée par l’opérateur. g) une étape de comparaison de la fréquence atriale spontanée et celle de l’électrode ventriculaire stimulée avec un fonctionnement forcé de l’électrode atriale lorsque la fréquence ventriculaire est supérieure à celle de l’oreillette, la capsule ventriculaire ré-augmentant d’une valeur absolue égale au décrément son cycle de fonctionnement au cycle suivant.
8. Procédé de fonctionnement selon la revendication 7 caractérisée en ce que le décrément est compris entre 1 et 1000 ms
9. Procédé de fonctionnement coordonné du système selon l'une des revendication 1 à 3 entre au moins une électrodes sans fils positionnée dans une oreillette du coeur et au moins une électrode sans fils positionnée dans un ventricule du coeur comportant -A) une étape de détection par l’électrode sans fils positionnée dans une oreillette du coeur de l’activité stimulée de l’électrode leadless positionnée dans un ventricule du coeur via la détection du pulse énergétique émis par l’électrode positionnée dans un ventricule du cœur ou une étape de détection par l’électrode sans fils positionnée dans un ventricule du coeur de l’activité stimulée de l’électrode sans fils positionnée dans une oreillette du coeur par la détection du pulse énergétique émis par l’électrode positionnée dans une oreillette du coeur,-B) une étape de comparaison d’une part entre l’activité détectée de l’étape A comportant une durée et/ou une amplitude électrique et/ou une forme d’onde et d’autre part avec l’ensemble des combinaisons caractéristiques de la mémoire de l’électrode sans fils positionnée dans une cavité ventriculaire ou d’une oreillette du coeur , pour définir la présence ou bien l’absence de pulse spécifique de l’électrode sans fils positionnée dans une oreillette du coeur ou d’un ventricule du coeur respectivement, ladite comparaison s’effectue entre les combinaisons d’activités électriques stockées dans la mémoire des capsules lesdites combinaisons étant constituées par au moins un paramètre choisi parmi une durée de l’activité électrique et/ou une amplitude de l’activité électrique et/ou une forme d’onde de l’activité électrique , lesdites combinaisons étant comparées aux mesures de l’activité électrique détectée par la les capsules le cas échéant au cours des étapes C ou D suivantes :-C) la présence d’un pulse énergétique détecté provenant de l’électrode sans fils positionnée dans une oreillette du coeur , une étape de détermination d’un délai de fonctionnement pré-spécifié entre les activités détectées par émission d’un délai AVth, ou -D) la constatation d’absence de pulse énergétique détecté par l’électrode ventriculaire en provenance de l’électrode sans fils positionnée dans une oreillette du coeur, une étape de détection par l’électrode sans fils positionnée dans un ventricule du coeur, de l’activité ventriculaire spontanée, puis d’orienter la réponse parmi l’une des étapes E ou F -E) une détection de la présence d’une activité spontanée du ventricule selon l’étape D), l’électrode positionnée dans un ventricule du coeur s’inhibe ou,-F) une constatation d’absence d’une activité spontanée du ventricule selon l’étape D), le ventricule émet une stimulation au terme de son cycle maximal et l’électrode positionnée dans une oreillette du coeur va comparer la fréquence de l’activité atriale spontanée (c’est-à-dire physiologique sans intervention extérieure au coeur, F1As) avec celle du dernier cycle de fonctionnement de la capsule positionnée dans un ventricule du coeur (V1) puis le cas échéant choisir entre l’une des étapes G ou H suivantes :-G) Si F1As est supérieure à la fréquence mesurée de V1 et inférieure à la fréquence maximale de programmation de A1, la capsule localisée dans une oreillette modifie son réglage pour passer en mode dit déclenché (AAT), c’est-à-dire que la capsule va émettre une stimulation après avoir détecté une activité atriale de proximité et ainsi, la capsule V1 va détecter la signature énergétique de A1 et permettre une synchronisation entre les capsules ou - H) Si F1As est supérieure à la fréquence maximale de programmation de A1, alors A1 ne commute pas en AAT et reste en AAI., la capsule A1 note dans sa mémoire le déclenchement d’un épisode d’arythmie atriale et également le signal stop (arrêt) de cette arythmie atriale étant donné lorsque la fréquence FA1s diminue en dessous de la fréquence maximale de programmation de A1.Il , aucune stimulation n’est déclenchée de la capsule A1 et la capsule V1 continue son fonctionnement habituel selon les étapes A),B),C),D.