IT8209452A1 - Circuito di rivelazione dei segnali endocavitari dopo stimolazione elettrica artificiale - Google Patents

Description

"Circuito di rivelazione dei segnali endocavitari dopo stimolazione elettrica artificiale"

RIASSUNTO

Si propone un circuito che permette la rivelazione della attivit? elettrica cardiaca, indotta dalla stimolazione artificiale, dai segnali di polarizzazione elettrica ed elettrolitica presenti all'interfaccia elettrodo - tessuti a causa dell'impulso di stimolazione.

DESCRIZIONE

Nella progettazione di stimolatori cardiaci per uso diagnostico o terapeutico si richiede spesso la possiilit? di riconoscere, dopo uno stimolo elettrico, la risposta (o meno) del muscolo miocardico allo stimolo stesso. Si tratta cio? di poter riconoscere inequivocabilmente la ? presenza, dopo lo spike elettrico, del segnale di depolarizzazione delle cellule eccitate.

Se questo ? facilmente ottenibile su 11 ' elettrogramma di superficie, ia rivelazione di cui sopra ? estremamente difficile e precaria a causa di diversi fenomeni elettrolitici presenti all'interfaccia elettrodi - tessuto.

Si hanno infatti nell'impianto del sistema elettrodi - generatore i seguenti fenomeni :

1 ) Se i due elettrodi stimolanti, di solito l 'elettrodo a contatto col muscolo cardiaco (catodo) e la scatola contenente il pacemaker (anodo) impiantata nel sottocute, non sono dello stesso materiale, al contatto con gli elettroliti presenti nei fluidi del corpo umano si forma una pila, la cui tensione dipende essenzialmente dal potenziale elettrochimico dei due metal li .

2) Nel contatto fra l 'elettrodo cardiaco ed il tessuto si viene a creare una interfaccia in cui, quando lo stimolo elettrico ? applicato e la corrente inizia a scorrere nel mezzo elettrolitico fortemente polarizzabile, si crea un potenziale di polarizzazione elettrolitica la cui entit? dipende dal metallo con cui ? costruito l 'elettrodo e che, alla fine dello stimolo, non scompare ma s i mantiene, con una diminuzione esponenziale, fino anche a 300 ? 350 msec.

I l potenziale, dello stesso segno dello stimolo applicato, pu? arrivare anche a 250 300 mV.

3) Poich? nella maggior parte dei pacemaker il circuito di uscita ? accoppiato all 'elettrodo (e quindi al muscolo cardiaco) per mezzo di una capacit?, la ricarica di questa capacit? avviene attraverso l 'impedenza tissutale, creando un flusso di corrente inverso a quello dovuto all 'erogazione dello stimolo elettrico, e che si attenua con una costante di tempo molto piu lenta ,

L'ampiezza massima dipende dal materiale dell 'elettrodo e dall ' impedenza vista e pu? arrivare anche a 4 500 mV .

A causa di questi tre principali fenomeni il segnale di depolarizzazione del muscolo cardiaco, che accade a partire da pochi millisecondi dallo stimolo, e che ha ampiezze non superiori a 20 mV (normalmente ai 10 ), resta mascherato ed ? impossibile leggerlo direttamente, data soprattutto la presenza dei fenomeni 2) e 3).

L'oggetto del presente brevetto ? un circuito che, connesso all 'uscita di un qualunque pacemaker ? alimentato dalla stessa sorgente di alimentazione del pacemaker stesso, elimina l 'inconveniente sopra descritto, permettendo I 'evidenziazione di un segnale provocato dalla depolarizzazione del muscolo, eliminando tutti e tre i fenomeni sopra descritti .

I l circuito ? realizzabile con componenti il cui assorbimento di corrente ? compatibile con l 'uso di un generatore impiantabile. I l circuito si basa essenzialmente su due sezioni, una digitale ed una analogica.

La prima sezione consiste in un circuito di blanking temporizzato, azionato dal fronte di uscita dell 'impulso stimolante.

Lo scopo di questo circuito ? di togliere quanto pi? possibile i segnali derivanti dai fenomeni prima descritti all 'interfaccia elettrodi - tessuti .

Questo minimizza ii fenomeno, che nonpu? comunque essere del tutto eliminato data la sua lunga durata.

I l tempo di blanking non pu? superare la distanza sp i ke-segna le endocavi tario per evitare l 'eliminazione di quest'ultimo.

La seconda parte, analogica, consiste essenzialmente in un amplificatore differenziale che esegue la differenza fra le due informazioni presenti ai suoi due ingressi.

Su uno di essi ? applicato il segnale come appare sull 'elettrodo dopo il blanking; sull 'altro ingresso lo stesso segnale filtrato opportunamente (filtro passa basso).

Ne consegue che il segnale differenza all 'uscita dell 'amplificatore sar? costituito essenzialmente dalle componenti a pi? alta frequenza del segnale originale. Questo segnale differenza conterr? l 'informazione della presenza dell 'onda elettrofisiologica in arrivo dall'elettrodo. Essa ha infatti componenti ad alta frequenza che sono assenti col segnale dovuto al solo stimolo. Lo schema a blocchi della Fig.1 indica la filosofia del sistama. I l generatore di impulsi del pacemaker (1 ) emette gli impulsi di stimolazione, negativi . I l d ifferenz i atore 2 consente di avere un segnale corrispondente alla fine dell 'impulso di stimolazione, il quale fa partire un circuito monostabile 3 con periodo inferiore alla durata sp ike-segna le endocavitario: normalmente il tempo suddetto non deve superare i 40 msec.

L' impulso del monostabile pilota un interruttore elettronico (4 che cortocircuita l 'elettrodo endocav i tar io con quello sottocutaneo o (in caso di catetere bipolare) i due elettrodi endocavi tari . I l segnale ottenuto contiene ancora una parte del segnale di polarizzazione, ma con ampiezze non eccessive, nonch? le tensioni delle pile ottenute dalle coppie di metalli con cui sono costituiti ? due elettrodi, qualora questi siano di materiale diverso: per esempio il positivo costituito dalla scatola del pacemaker pu? essere di acciaio o di titanio, mentre l 'elettrodo negativo endocav i tar io pu? essere in platino-iridio, platino, acciaio inox, carbonio .

La seconda sezione del circuito riceve questo segnale e lo invia invariato su un ingresso dell 'amplificatore (9) differenziale, e attraverso un filtro passa basso (8) sull 'altro ingresso d? (9). Gli adattatori (6) e (7) servono ad equalizzare ed adattare l ' impedenza dei due rami, in modo da poter utilizzare per (9) un qualsiasi tipo di amplificatore operazionale.

(6) e (7) provvedono anche ad eliminare influenze dovute all 'offset di tensione continua eventualmente presente.

I l segnale all 'uscita d? (9) viene poi inviato ai circuiti eventuali di controllo del pacemaker 1.

Una esemplificazione del circuito sopra descritto, realizzato con componenti normalmente reperibili ? riportato in fig.2.

L' impulso di stimolazione negativo ? emesso da (1 ), normalmente con una uscita accoppiata con condensatore. Per evitare il se-gnale di ricarica di questo si . ? previsto il diodo D1 .

Al punto 5 ? connesso l 'elettrodo che conduce lo stimolo al cuore e ne rileva i potenziali endocav i tar i .

I l d ifferenzi atore ? in questo caso composto da RI, CI, R4, D2 . L'impulso negativo viene differenziato da CI , R4 con una costante di tempo CI R4 piccola rispetto alla durata dell 'impulso. Si seleziona con D2 il fronte d'onda di uscita, ottenendo un segnale positivo capace di pilotare M1 .

I l monostabile M1 , opportunamente collegato secondo lo schema consigliato dal costruttore, ha una costante di tempo R2 C2 regolata in modo che all 'uscita l 'impulso, negativo, sia. di una durata compresa fra 10 e 40 msec.

Per questo tempo il transistor PNP TI viene portato in saturazione, cortocircuitando cos? i segnali di polarizzazione elettrolitica presenti subito dopo l ' impulso di stimolazione.

I l tempo ? scelto in modo da lasciare aperto il circuito al momento dell 'arrivo del segnale endocav i tar io di depolarizzazione del muscolo cardiaco.

I l segnale risultante viene portato tramite C3, R6, R7, D3 alla parte analogica del circuito.

C3 R6 filtrano in parte le basse frequenze e l 'eventuale corrente continua presenti, mentre R7 D3 taglia l ' impulso di stimolazione alla ampiezza massima data la tensione diretta (Vd) del diodo. I l segnale risultante viene quindi portato: a) attraverso il filtro passa basso R9 C4 ai transistore F2; b) direttamente al transistore FI tramite un partitore potenz iometrico tale da compensare l 'attenuazione del segnale attraverso R9, nel l 'altro ramo. La costante di tempo R9 C4 pu? essere compresa fra 10 e 60 msec.

FI e F2 sono collegati ambedue come source fol lower in modo che verso l 'amplificatore A1 essi presentino le stesse caratteristiche di uscita.

RIO ed RI I sono uguali, cos? come lo sono gli accoppiamenti C5 R12 e C6 R13; questi ultimi sono previsti per eliminare l ?eventuale offset di tensione fra i due Fet FI e F2.

R14 ed R15 servono a polarizzare l ' ingresso non invertente di A1 . R17 ? regolata in modo da avere un'amplificazione di almeno 10, per avere all 'uscita di Al un segnale utile consistente ( 100? 300 mV) . R14 polarizza l 'amplificatore scelto nell 'esempio per ! ' assorb i mento di corrente desiderato. I segnali alle uscite di FI e F2 hanno la forma di fig. 3.

I l segnale che si presenta sull 'ingresso non invertente di Al, non contiene le componenti ad alta frequenza del segnale in arrivo, mentre quello sull'ingresso invertente contiene tutto i I segnai e .

Al fa la differenza dei due segnali presentando all'uscita un segnale che, essendo la differenza degli ingressi, riprodurr? tutte te componenti ad alta frequenza.

Se il segnale in arrivo contiene l'attivit? elettrica endocav i tar i a (QRS o P), le componenti ad alta frequenza di questa entreranno nel segnale differenza, producendo un segnale corr ispondente al segnale endocavi tar io stesso. (Fig.4).

Nel caso che il segnale non comprenda componenti endocav i tarie, e quindi contenenti alte frequenze, la differenza mostrer? soltanto il segnale corrispondente ai transienti presenti all'ingresso (Fi g. 5) .

Questo segnale opportunamente selezionato pu? agire sui circuiti di controllo del pacemaker 1.

I valori ed i dati del circuito di Fig.2, dato come esempi ificaz ione detla reai izzazione dello schema base di quest brevetto, sono riportati qui di seguito:

DI , D2, D3 = ??57? ; A1 = LM4250;

T1 2N3964 ; FI, F 2 = 2N4117;

MI = 74C222 ; RI = 47K ;

R2 - 100K ? 500K ; R3 = 2.7K;

Claims (8)

1. RIVENDICAZIONI

   1 ) Circuito come da Fig.1 la cui finalit? ? di riconoscere con l 'em sione di un segnale la presenza della attivit? elettrica cardiac conseguente la stimolazione artificiale.
2. 2) Circuito come in 1 ) composto da due parti una digitale ed un analogica, la prima essendo una funzione di blanking tempor? zato e la seconda una funzione differenza che esalta le frequenz alte presenti ne! segnale ricevuto.
3. 3) Circuito come in 2), in cui il controllo del blanking a mez interrutore (4) ? ottenuto dal fronte di uscita dell ' impulso stimolazione.
4. 4) Circuito come in 3), in cui ? segnali da confrontare per la d?ff renza sono equalizzati in impedenza a mezzo dei transistori F FI e F2, che sono accoppiati in AC a I i ' amp I if icatore A1 da circuiti di uguali caratteristiche per eliminare l ' influenza dell 'offset fra FI e F2.
5. 5) Circuito come in 4), in cui il segnale nel ramo 8 - 7 di Fig.1 ? filtrato da una costante di tempo R9 C4 (Fig.2) di valore compreso fra 10 e 60 msec .
6. 6) Circuito come in 5) in cui l 'amplificatore A1 ? predisposto in modo da amplificare almeno 10 volte per ottenere un segnale di uscita di 200 ? 500 mV.
7. 7) Circuito come in 6), dove il segnale in uscita dall 'amplificatore Al ? caratter izzato da uno spike corr i spondente al contenuto in pi? alte frequenze del segnale endocav i tar io .
8. 8) Circuito secondo una o pi? delle rivendicazioni precedenti, tutto sostanzialmente come descritto e rappresentato come esempio degli schemi allegati e per gli scopi specificati .