ITTO950853A1

ITTO950853A1 - Perfezionamenti nei dispositivi per la determinazione della funzione miocardica e relativo procedimento.

Info

Publication number: ITTO950853A1
Application number: IT95TO000853A
Authority: IT
Inventors: Gianni Plicchi; Giorgio Corbucci; Bruno Garberoglio
Original assignee: Sorin Biomedica Cardio Spa
Priority date: 1995-10-20
Filing date: 1995-10-20
Publication date: 1997-04-20
Also published as: EP0770406B1; DE69627952T2; IT1280992B1; ITTO950853A0; EP0770406A3; DE69627952D1; EP0770406A2; ATE239525T1; ES2199268T3

Abstract

Viene descritto uno stimolatore, in particolare un cardiostimolatore, sensibile alla cosiddetta accelerazione cardiaca naturale (NHA). La frequenza di stimolazione viene determinata sulla base della differenza fra un valore determinato indicativo di una caratteristica del segnale durante un segmento di tempo selezionato ed un valore di riferimento.(Figura 2)

Description

DESCRIZIONE dell'invenzione industriale dal titolo: "Perfezionamenti nei dispositivi per la determinazione della funzione miocardica e relativo procedimento"

TESTO DELLA DESCRIZIONE

La presente invenzione si riferisce in generale a perfezionamenti apportati alla soluzione descritta nella precedente domanda di brevetto per invenzione industriale T093A000729, cui corrisponde la domanda di brevetto europeo pubblicata come EP-A-0655 260. In tali precedenti domande è descritta la determinazione della funzione miocardica tramite mezzi accelerometrici sensibili, nell'impiego, alla cosiddetta accelerazione cardiaca naturale (Naturai Heart Acceleration o, brevemente, NHA), con la previsione di mezzi di controllo ed elaborazione suscettibili di isolare selettivamente almeno un segmento del segnale accelerometrico corrispondente alla NHA.

La presente invenzione, avente le caratteristiche richiamate nelle rivendicazioni che seguono, riguarda in modo specifico uno stimolatore nonché un relativo procedimento di controllo costituenti un ulteriore sviluppo di tali precedenti soluzioni.

L'invenzione verrà ora descritta, a puro titolo di esempio non limitativo, con riferimento ai disegni annessi, nei quali:

- le figure 1 e 2 illustrano, in linea schematica, la generale situazione di impiego di un dispositivo secondo l'invenzione.

- le figure 3a e 3b sono rispettivi insiemi di diagrammi temporali relativi a segnali di rilevazione dell'attività cardiaca rilevati sperimentalmente;

- la figura 4 è un altro diagramma che illustra essenzialmente un algoritmo di regolazione della frequenza di stimolazione in funzione del segnale di accelerazione endocardiaca di picco (PEA),

- la figura 5 illustra una possibile modifica della soluzione cui si riferisce la figura 2, e

- le figure 6a e 6b sono due ulteriori diagrammi che fanno vedere come la curva di risposta di un dispositivo operante secondo l'invenzione possa essere adattata alle esigenze di un paziente.

Un tipico esempio di un dispositivo terapeutico che utilizza segmenti del segnale NHA è uno stimolatore (quale un pace-maker) del tipo correntemente denominato rate responsive. Lo stimolatore può essere uno stimolatore a camera sia singola sia doppia. Un tale stimolatore comprende un generatore di impulsi, un sensore di accelerazione, un sensore elettrocardiografico (ECG) nonché elettrodi di stimolazione suscettibili di fornire impulsi di stimolazione all'atrio, al ventricolo o ad entrambi, in funzione delle esigenze del paziente. Le caratteristiche di un tale stimolatore sono discusse in generale nelle domande sopra citate, in particolare con riferimento alle figure 1 e 2 dei disegni ad esse allegati, qui riprodotte con identica numerazione. Il segnale di ΝΗΆ viene elaborato per calcolare il valore picco-picco. Il valore picco-picco così come misurato nell'ambito di una finestra temporale che contiene una fase isolata del ciclo cardiaco, quale la fase di contrazione isovolumica, viene identificato come accelerazione endocardica di picco (Peak Endocardiac Acceleration o, brevemente, PEA, indicazione riportata anche nei disegni annessi alla presente descrizione).

Si è riscontrato che in un cuore in condizioni normali il valore di PEA dimostra un'eccellente correlazione tanto con il valore massimo di dP/dt del ventricolo destro (RV) quanto con il valore massimo di dP/dt del ventricolo sinistro (LV). Il massimo di dP/dt del ventricolo destro (RV dP/dt max) è stato utilizzato nel settore della stimolazione cardiaca per pilotare la frequenza di stimolazione negli stimolatori del tipo rate responsive. Tuttavia, la funzione contrattile del cuore nel suo insieme dipende in ampia misura dal ventricolo sinistro, dove si trova la maggior parte della massa muscolare. Ci sono talune condizioni del cuore in cui il massimo dP/dt del ventricolo sinistro (LV dP/dt max) non si correla con il valore RV dP/dt massimo. Così, in tali condizioni, RV dP/dt max non fornisce un'indicazione affidabile della funzione contrattile del cuore.

Nelle figure 1 e 2, che, come già detto, riproducono le figure 1 e 2 delle precedenti domande T093A000729 ed EP-A-0655 260, già citate in precedenza, il blocco 1 indica nel complesso un dispositivo destinato, ad esempio, a rilevare l'accelerazione miocardica in almeno una fase isovolumica e ad elaborare parametri da essa derivati; tale dispositivo è destinato ad essere impiantato nel corpo di un paziente P.

Il blocco 11 indica nel complesso un dispositivo per trasmissione bidirezionale di dati tra l'interno e l'esterno del corpo del paziente al fine di monitoraggio dell'accelerazione miocardica é di parametri di funzionalità cardiaca derivati e di programmazione dell'operatività del blocco 1.

I blocchi 1 e 11 sono auspicabilmente integrati in un unico dispositivo impiantabile e sono destinati ad operare in unione ad un dispositivo terapeutico D di preferenza anch'esso impiantabile e preferibilmente integrato con il dispositivo costituito dai blocchi 1 e 11. Nello specifico esempio qui considerato il dispositivo D è destinato a realizzare sul paziente P un intervento di natura elettrica. Esso può quindi essere costituito da uno stimolatore cardiaco del tipo rate responsive.

In generale il blocco 1 è collegato ad un catetere (lead) la cui punta o tip C viene inserito nel miocardio secondo criteri noti. Il collegamento si realizza attraverso terminali di ingresso 2 ove in 2a è presente (secondo criteri ampiamente noti) un segnale elettrocardiologico endocavitario, ECG, e in 2b un segnale di accelerazione endocardica NHA(t) rilevabile, ad esempio con in sensore quale quello descritto nell'EP-A-0 515 319.

Tali segnali vengono di solito riferiti ad un secondo elettrodo di riferimento costituito, ad esempio, da un anello (ring) posto sullo stesso catetere o dal contenitore metallico del dispositivo terapeutico D, solitamente disposto sotto cute.

Le figure 3a e 3b illustrano dati rilevati nel corso di esperimenti su una pecora anestetizzata. La figura 3a fa vedere il segnale RV dP/dt massimo ed il segnale LV dP/dt massimo su un periodo di 15 minuti durante una stimolazione inotropica positiva con una infusione di dobutamina. Il segnale di PEA è stato misurato con un sensore posto all'apice del ventricolo destro per lo stesso periodo di tempo: la figura la fa vedere la correlazione diretta fra PEA, RV dP/dt massimo e LV dP/dt massimo sul periodo temporale di 15 minuti in normali condizioni del cuore.

Durante lo stesso esperimento è stata creata, occludendo l'arteria polmonare per mezzo di un palloncino, una condizione di sovraccarico acuto del ventricolo destro e di riempimento inadeguato del ventricolo sinistro. La figura 3b fa vedere i segnali RV dP/dt massimo e LV dP/dt massimo misurati per un periodo di 60 secondi durante l'occlusione. E' stato nuovamente misurato il segnale di PEA per lo stesso periodo di tempo di 60 secondi. I dati nella figura lb fanno vedere una correlazione diretta fra il segnale LV dP/dt massimo ed il segnale di PEA e dimostrano il ruolo dominante della contrattibilità del ventricolo sinistro nella modulazione dei cambiamenti del segnale di PEA.

Questi dati confermano la conclusione che il segnale di PEA misurato da un sensore nel ventricolo destro fornisce un'indicazione accurata della funzione contrattile del cuore nel suo insieme, anche in condizioni in cui i segnali RV dP/dt massimo e LV dP/dt massimo non sono correlati.

E' stato anche dimostrato per via sperimentale che il segnale di PEA dimostra una considerevole correlazione nei confronti della frequenza cardiaca in presenza di stimolazione adrenergica come nel caso di prove di stress fisico e mentale. Tuttavia, è stato anche dimostrato per via sperimentale che il segnale di PEA non dipende in modo significativo da variazioni della frequenza cardiaca indotte dalla stimolazione a riposo. Questi dati suffragano l'impiego del segnale di PEA quale parametro fisiologico effettivo sul quale basare un sistema di stimolazione del tipo rate responsive.

La figura 4 è un grafico relativo ad un algoritmo basato sull'impiego del segnale di PEA per regolare la frequenza di stimolazione di uno stimolatore del tipo rate responsive simile a quello discusso con riferimento alle figure 1 e 2 delle precedenti domande T093A000729 e EP-A-0655 260 già citate nella parte introduttiva della presente descrizione. Viene scelto un valore di riferimento del segnale di PEA (indicato con PEAREF nelle figure) che riflette la condizione basale del cuore. PEAREF può essere una costante programmabile o, di preferenza, viene ottenuto misurando il segnale di PEA su una base ciclo per ciclo ed utilizzando un procedimento di media mobile con una costante di tempo lunga. Così, PEAREF è un valore flottante che viene aggiornato su base continua sulla scorta del valore medio del segnale di PEA su un periodo esteso che può essere un'ora o meno a 48 ore o più. Selezionando un periodo di tempo sufficientemente lungo sul quale mediare il segnale di PEA, il valore PEAREF fornisce un valore basale accurato del segnale di PEA relativo alla funzione contrattile del cuore non influenzato da brevi episodi di attività fisica e/o stress mentale. Il sistema si autoregola in modo tale per cui il valore di PEAREF cambia per tener conto di cambiamenti a lungo termine dello stato basale del cuore.

Così come si vede nella figura 4, la frequenza di stimolazione si regola a partire da un limite inferiore o frequenza di riposo fino ad un limite superiore di frequenza. In questo caso, la frequenza di riposo viene scelta pari a 50 .impulsi per minuto (ppm) e la frequenza superiore a 140 ppm. Questi limiti possono essere ampiamente programmabili per cui essi possono essere regolati secondo le esigenze o le condizioni del paziente. La frequenza di base è indicativa del valore della frequenza di stimolazione in condizioni basali, vale a dire in assenza di stress o attività fisica. La frequenza di riposo può essere programmata a titolo di opzione per consentire una frequenza cardiaca più bassa là dove il valore corrente del segnale di PEA è appena al disotto di PEA-REF. In questo esempio, la frequenza di base è posta 10 ppm al disopra della frequenza di riposo. Si ritiene che la frequenza di riposo sia vantaggiosa per consentire alla frequenza cardiaca di regolarsi ad un valore più basso rispetto alla frequenza basale normale (frequenza di base) come nel caso dei periodi di sonno. Va tuttavia notato che la differenza fra la frequenza di base e la frequenza di riposo può essere programmata da 0 ad un valore maggiore di 10 ppm.

La pendenza 100 fra la frequenza di base e la frequenza superiore serve come curva di risposta in frequenza che stabilisce la relazione fra il segnale di PEA misurato al momento e la frequenza di stimolazione. Sebbene illustrata sotto, forma lineare, la pendenza 100 può essere programmata in modo da attuare qualunque relazione non lineare desiderata fra la frequenza di stimolazione ed il segnale di PEA.

La frequenza di stimolazione viene calcolata ciclo per ciclo in funzione della differenza fra il segnale di PEA al momento misurato e PEAREF. Ad esempio,, così come illustrato nella figura 2, se il segnale di PEA corrente e costante è pari a 3g, la frequenza di -stimolazione sarà approssimativamente 112 ppm .

La figura 5 illustra l'effetto di un cambiamento di PEAREF sulla frequenza di stimolazione. Se PEAREF diminuisce da lg a 0,6g, la pendenza 100 si sposta verso sinistra verso la.posizione della pendenza 100a. In tal caso, un segnale di PEA misurato al momento pari a 3g dà origine ad una frequenza di stimolazione di circa 122 ppm. Se PEAREF cresce approssimativamente a l,8g, la pendenza 100 si sposta verso destra verso la posizione della pendenza 100b. In tale posizione, la frequenza di stimolazione per un segnale di PEA misurato al momento di 3g è circa 91 ppm. E' importante notare la natura differenziale dell'algoritmo su cui è basata la frequenza di stimolazione. Così, ad esempio, un aumento del segnale di PEA di lg, vale a dire da 2g a 3g, farà in modo che la frequenza di stimolazione cresca della stessa quantità, indipendentemente dal fatto che la pendenza sia nella posizione della pendenza 100a, della pendenza 100 o della pendenza 100b.

Così come si vede nelle figure 6a e 6b, la curva di risposta in frequenza può essere programmata così da avere una risposta più alta o più bassa in dipendenza dalle necessità del paziente. La figura 6a illustra un gruppo di curve di risposta 10Oc, 10Od e lOOe. La curva 100c presenta una risposta di frequenza di stimolazione più elevata rispetto a quella della curva lOOd, che a sua volta ha una risposta più elevata rispetto alla curva lOOe. La figura 6b illustra un gruppo di curve di risposta di frequenza non lineari ‘100f, lOOg e lOOh aventi frequenze di risposta che variano da molto veloce (lOOf) a media (lOOg) a lenta (lOOh). Le figure 6a e 6b fanno vedere soltanto alcuni esempi del modo in cui lo stimolatore può essere programmato per ottenere la particolare risposta desiderata per un paziente.

In un'ulteriore forma di attuazione dell'invenzione si ritiene che il segnale di PEA serva come parametro effettivo con il quale controllare il ritardo atrioventricolare (AV delay) per quei pazienti che soffrono di forme patologiche di conduzione cardiaca associabili a cardiomiopatia. E' noto che la portata cardiaca (Cardiac Output o CO), la frequenza cardiaca (Heart Rate o HR) e la gittata sistolica (Stroke Volume o SV) sono legati attraverso la seguente formula:

CO = HR x SV

Dal momento che la gittata sistolica dipende in parte dal ritardo atrioventricolare, è chiaro che la portata cardiaca risulta ottimizzata quando il ritardo atrioventricolare viene regolato così da fornire un tempo ottimale per il riempimento dei ventricoli.

Si ritiene sussista una correlazione fra il ritardo atrioventricolare e il segnale di PEA. Pertanto, un algoritmo basato sulla relazione fra il ritardo atrioventricolare e il segnale di PEA può essere utilizzato per regolare il ritardo atrioventricolare fra limiti programmabili superiore ed inferiore. L'algoritmo è utilizzabile per ottimizzare il ritardo atrioventricolare in funzione del segnale di PEA correntemente misurato. Questa caratteristica può essere utilizzata da sola o in combinazione con la caratteristica di tipo rate responsive discussa in precedenza. Così, lo stimolatore può risultare in grado di regolare la frequenza di stimolazione e/o il ritardo atrioventricolare così da fornire un sistema che ottimizza la portata cardiaca in funzione delle esigenze del paziente.

Naturalmente, fermo restando il principio dell'invenzione, i particolari di realizzazione e le forme di attuazione potranno essere ampiamente variate rispetto a quanto descritto ed illustrato, senza per questo uscire dall'ambito della presente invenzione .

Claims

RIVENDICAZIONI 1. Uno stimolatore comprendente: - un sensore di accelerazione cardiaca naturale (NHA); - un generatore di segnale accoppiato al sensore per fornire un segnale rappresentativo dell'accelerazione cardiaca naturale; - un processore collegato per ricevere il segnale per determinare un valore indicativo di una caratteristica del segnale durante un segmento temporale selezionato e calcolare la differenza'fra il valore determinato e un valore di riferimento, il processore essendo suscettibile di selezionare una frequenza di stimolazione sulla base della differenza fra il valore determinato e il valore di riferimento; - un generatore di impulsi sensibile alla frequenza di stimolazione selezionata per generare impulsi di stimolazione corrispondenti alla frequenza di stimolazione selezionata; e - almeno un elettrodo per applicare gli impulsi di stimolazione ad almeno una camera del cuore di un paziente.
2. Stimolatore secondo la rivendicazione, in cui il valore di riferimento è costante.
3. Stimolatore secondo la rivendicazione 1, in cui il valore di riferimento è programmabile.
4. Stimolatore secondo la rivendicazione 1, in cui il valore di riferimento è un valore dinamico calcolato dal processore come media del valore determinato su un intervallo di tempo predeterminato.
5. Stimolatore secondo la rivendicazione 4, in cui l'intervallo di tempo predeterminato è nel campo fra circa 1 ora e circa 48 ore.
6. " Stimolatore secondo la rivendicazione 4, in cui il segmento temporale selezionato è una fase di un ciclo cardiaco.
7. Stimolatore secondo la rivendicazione 6, in cui la fase del ciclo cardiaco è una fase isovolumica.
8. Stimolatore secondo la rivendicazione 6, in cui la fase del ciclo cardiaco è la fase di contrazione isovolumica.
9. Stimolatore secondo la rivendicazione 8, in cui la caratteristica del segnale comprende l'accelerazione endocardica di picco.
10. Stimolatore secondo la rivendicazione 9, in cui il processore è suscettibile di selezionare una frequenza di stimolazione che comprende un ritardo atrioventricolare sulla base del valore determinato.
11. Stimolatore secondo la rivendicazione 4, comprendente inoltre un sensore elettrocardiografico (ECG) per generare un segnale rappresentativo dell'ECG ed in cui il segmento temporale del segnale di accelerazione cardiaca naturale selezionato corrisponde ad una porzione predeterminata del segnale ECG.
12. Stimolatore secondo la rivendicazione 11, in cui l'intervallo di tempo predeterminato è nel campo fra circa 1 ora e circa 48 ore.
13. Stimolatore secondo la rivendicazione 12, in cui la porzione predeterminata del segnale ECG comprende una fase isovolumica del ciclo cardiaco.
14. Stimolatore secondo la rivendicazione 12, in cui la porzione predeterminata del segnale ECG comprende la fase di contrazione isovolumica del ciclo cardiaco.
15. Stimolatore secondo la rivendicazione 14, in cui la caratteristica del segnale comprende l'accelerazione endocardica di picco.
16. Stimolatore secondo la rivendicazione 15, in cui il processore è suscettibile di selezionare una frequenza di stimolazione che comprende un ritardo atrioventricoiare sulla base del valore determinato.
17. Uno stimolatore comprendente: - un sensore di accelerazione cardiaca naturale (NHA) - mezzi per generare un segnale rappresentativo dell'accelerazione cardiaca naturale; - mezzi per selezionare almeno un segmento tem-. porale del segnale di accelerazione cardiaca naturale; - mezzi per elaborare il segnale durante il segmento temporale selezionato per determinare un valore indicativo di una caratteristica del segnale durante il segmento temporale selezionato; - mezzi per determinare la differenza fra il valore determinato e un valore di riferimento; - mezzi per selezionare una frequenza di stimolazione sulla base della differenza fra il valore determinato e il valore di riferimento; e - mezzi per fornire impulsi di stimolazione ad almeno una camera del cuore di un paziente alla frequenza di stimolazione selezionata.
18. Stimolatore secondo la rivendicazione 17, in cui la frequenza di riferimento è costante;
19. Stimolatore secondo la rivendicazione 17, in cui la frequenza di riferimento è programmabile.
20. Stimolatore secondo la rivendicazione 17, in cui il valore di riferimento è un valore dinamico calcolato dai mezzi elaboratori come media del valore determinato su un intervallo di tempo predeterminato.
21. Stimolatore secondo la rivendicazione 20, in cui l'intervallo di tempo predeterminato è nel campo da circa 1 ora a circa 48 ore.
22. Stimolatore secondo la rivendicazione 20, in cui il segmento temporale selezionato è una fase del ciclo cardiaco.
23. Stimolatore secondo la rivendicazione 22, in cui la fase del ciclo cardiaco è una fase isovolumica.
24. Stimolatore secondo la rivendicazione 22, in cui la fase del ciclo cardiaco è la fase di contrazione isovolumica .
25. Stimolatore secondo la rivendicazione 24, in cui la caratteristica del segnale comprende l'accelerazione endocardica di picco.
26. Stimolatore secondo la rivendicazione 25, in cui i mezzi elaboratori selezionano una frequenza di stimolazione che comprende un ritardo atrioventricolare sulla base del valore determinato.
27. Stimolatore secondo la rivendicazione 20, comprendente inoltre un sensore elettrocardiografico (ECG) per generare un segnale rappresentativo dell'ECG ed in cui la selezione del segmento temporale del segnale che viene selezionato corrisponde ad una porzione predeterminata del segnale ECG.
28. Stimolatore secondo la rivendicazione 27, in cui l'intervallo di tempo predeterminato è nel campo da circa 1 ora a circa 48 ore.
29. Stimolatore secondo la rivendicazione 28, in cui la fase del ciclo cardiaco è una fase isovolumica.
30. Stimolatore secondo la rivendicazione 28, in cui la fase del ciclo cardiaco è la fase di contrazione isovolumica .
31. Stimolatore secondo la rivendicazione 30, in cui la caratteristica del segnale comprende l'accelerazione endocardica di picco.
32. Stimolatore secondo la rivendicazione 31, in cui il processore è suscettibile di selezionare una frequenza di stimolazione che comprende un ritardo atrioventricolare sulla base del valore determinato.
33. Procedimento per controllare un cardiostimolatore comprendente le operazioni di: - rilevare un'accelerazione cardiaca naturale di un paziente; - generare un segnale rappresentativo dell'accelerazione cardiaca naturale; - selezionare almeno un segmento temporale del segnale di accelerazione cardiaca naturale; - elaborare il segnale durante il segmento temporale selezionato per determinare un valore indicativo di una caratteristica del segnale durante il segmento temporale selezionato; - determinare la differenza fra il valore determinato e un valore di riferimento; - selezionare una frequenza di stimolazione sulla base della differenza fra il valore determinato e il valore di riferimento; e - stimolare almeno una camera del cuore del paziente alla frequenza di stimolazione selezionata.
34. Procedimento secondo la rivendicazione 33, comprendente inoltre l'operazione di calcolare la media del valore determinato su un intervallo di tempo predeterminato e l'operazione di usare il risultato per aggiornare continuamente il valore di riferimento.
35. Procedimento secondo la rivendicazione 34, in cui l'intervallo di tempo predeterminato sul quale viene calcolata la media del valore determinato è nel campo fra circa 1 ora e circa 48 ore.
36. Procedimento secondo la rivendicazione 34, in cui il segmento temporale selezionato è una fase del ciclo cardiaco.
37. Procedimento secondo la rivendicazione 36, in cui la fase del ciclo cardiaco selezionata comprende la fase isovolumica.
38. Procedimento secondo la rivendicazione 36, in cui la fase ‘del ciclo cardiaco selezionata comprende la fase di contrazione isovolumica.
39. Procedimento secondo la rivendicazione 38, in cui la caratteristica del segnale che viene determinata durante la fase di elaborazione comprende l'accelerazione endocardica di picco.
40. Procedimento secondo la rivendicazione 39, in cui il segnale viene elaborato per selezionare una frequenza di stimolazione che comprende un ritardo atrioventricolare sulla base del valore determinato.
41. Procedimento secondo la rivendicazione 34, comprendente inoltre l'operazione di rilevare l'elettrocardiogramma (ECG) del cuore del paziente e l'operazione di generare un segnale rappresentativo dell'ECG ed in cui il segmento temporale del segnale di accelerazione cardiaca naturale viene selezionato così da corrispondere ad una porzione predeterminata del segnale ECG.
42. Procedimento secondo la rivendicazione 41, in cui l'intervallo di tempo predeterminato sul quale viene calcolata la media del valore determinato è nel campo fra circa 1 ora e circa 48 ore.
43. Procedimento secondo la rivendicazione 42, in cui il segmento temporale selezionato è una fase del ciclo cardiaco.
44. Procedimento secondo la rivendicazione 43, in cui la fase del ciclo cardiaco selezionata comprende una fase isovolumica.
45. Procedimento secondo la rivendicazione 43, in cui la fase del ciclo cardiaco selezionata comprende la fase di contrazione isovolumica.
46. Procedimento secondo la rivendicazione 45, in cui la caratteristica del segnale che viene determinata durante la fase di elaborazione comprende l'accelerazione endocardica di picco.