PT91060B

PT91060B - Cateter para "pacemaker"

Info

Publication number: PT91060B
Application number: PT91060A
Authority: PT
Inventors: Robert R Brownlee
Original assignee: Cardiac Control Systems Inc
Priority date: 1988-07-05
Filing date: 1989-07-04
Publication date: 1995-03-01
Also published as: EP0440315A2; EP0350282A3; EP0440315A3; PT91060A; EP0350282B1; JPH0265875A; DE68919552D1; JPH059113B2; ES2064445T3; EP0350282A2; US4962767A; DE68919552T2

Description

A invençSo refere-se a um catéter para pacemaker com a colocação, formato e orientação óptimos dos eléctrodos num sistema de pacemaker” cardíaco, o qual aproveita vantajosamente o efeito sumativo do pico positivo para o pico negativo de uma frente de onda dc despolarização bifásica da onda ? necessária ao batimento do coração. As áreas da superfície dos eléctrodos são mantidas no intervalo de 4 a 6 mm e são dispostas de forma a minimizarem a atenuação do sinal do gradiente médio do sinal característico de despolarização e também para reduzirem ao mínimo o efeito da rotação angular incontro lável do catéter.

PUNDAéTNTOS DA INVENÇÃO

A presente invenção refere—se a pacemaker cardíacos e, maie

BAD ORIGINAL^ esp;cificamente, à orientação e ao formato le eléctrodos de um catéter para pacemalar”.

7s pacemakers cardíacos têm sido largamente utilizados ec pacientes que possuem um mecanismo de rltmização do coração com funcionamento fraco devido a uma quebra no sistema electrofisiológico cardíaco. Cs pacem.akers” corrigem os sistemas com mau funcionamento mediante a estimulação do coração com impulsos eléctricos e, desta forma, controlam a cadência de batimento do coração.

dos sistemas cardiovasculares com funcionamento normal, os sinais eléctricos são produzidos pelo nodo sinoarcial (3-Λ).

nodo S—A controla o batimento do coração através da estimulação dos músculos cardíacos mediante sinais eléctricos com magnitude suficiente e uma sincronização sequencial exacta.

Cs sinais eléctricos são conduzidos desde o nodo C—A para as aurículas direita e esquerda, e são também transmitidos desde as aurículas, através do nodo A7, para os ventrículos direito e esquerdo, o que respondem à onda de despolarização e produz a contracção do músculo cardíaco. C mau funcionamento no sistema de condução do nodo A7 entre aurícula e ventrículo resulta, algumas vezes, em colapso ou bloqueio do sinal transmitido. Cs simples pacemakers cardíacos fornecer um sinal Ce estímulo ao ventrículo e, desta forma, obrigam o coração a bater num ritmo fixo.

Anteriormente foram utilizados outros t ipos diversos de ”parcemakers” cardíacos, e os tipos mais largamente empregados estão descritos na patente norte-.americana número 4 365 539, em nome de Coldreyer. Um sistema desse género emprega dois catéteres, um colocado no ventrículo, e o outro instalado na aurícula, respectivamente. Os eléctrodos de estímulo, montardos em cada um dos catéteres, eram activados num ritmo determinado, e com um intervalo entre os impulsos de estímulo.

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Οοηε tatarar.-se diversas desvantagens num sistema de controlo de cadência sequencial desse tipo, entre as coais a desvantagem de serem necessários dois catéteres para implantação no coração, e a de que o rendimento cardíaco cra aumentado somente em cerca de 5 a 15 ? com a ritmização ce índice fixo. Além disso, verificou-se que dois catéteres eram extremamente volumosos e ainda que o coração, devido ao facto de o sistema funcionar apenas numa cadência fixa ccm o pacemaker, não podia compensar aumentando o ritmo de batimento cardíaco se o paciente experimentasse um aumento de actividade.

Outros sistemas basearam-se num mecanismo detector, em que o pacemaker cardíaco tinha tanto3 eléctrodos de estímulo, como eléctrodos de detecção, ou alternativam.ente, um dos eléctrodos podia actuar tanto como detector, co: o ainda estimulador.

os casos destes tipos de sistemas, o detectcr seria regulado para sentir um determinado tipo de padrão de onda eléctrica distinto, conhecido como onda ?, associada à despolarização da aurícula, a qual é o sinal enviado ao músculo cardíaco no ventrículo através do nodo AV, o qual obriga o ventrículo a cortrair-se. 3e a onda ? característica, for detcctada após um intervalo de tempo pré-determinado desde a última onda ?, os eléctrodos de estímulo irão então fornecer um impulso de energia com a magnitude suficiente para estimular o músculo do coração para uma contracção na ocasião devida no ciclo de batimento cardíaco.

?om estes tipos de sistemas, no entanto, torna-se cada vez mais importante que o sinal eléct-ico seja detectado de maneira exacta e consistente. Vários dos sistemas acima mencionados, assim como outros sistemas, têm dado ênfase ao assunto básico da detecção endocavitária dos sinais característicos cardíacos dos sinais cléctricos associados com a despolarização cardíaca. Uma optimização da detecção dos sinais na câmara auricular do coração tem particular importância por causa

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dos sinais fracos que poder: ser obtidos da frente de onda que se desloca ao longo da parede do m.iocárdio auricular durante a despolarização da aurícula.

Λ patente norte-a ericana número 4 335 639, já citada acima revela u~ processo para, detectar sinais no coração por meio da utilização de eléctrodos normais (ortogonais) ao plano da onda de despolarização no tecido cardíaco auricular, Uo entan to, a configuração dos eléctrodos no catéter, e especialmente a aua forma e a sua orientação, em relação reciproca, falharam. no aproveitamento das características peculiares dos sinais eléctrieos típicos das ondas cardíacas, a fim de detectarem, de maneira mais exacta e consistente, os sinais indicadores de uma frente de onda em passagem, como por exemplo uma onda U. Uonsequentemente, constitui um objectivo da presente invenção aperfeiçoar a detecção dos sinais eléctrieos fisiológicos, por meio daoptimização da configuração dos eléc trodos em relação à configuração que é conhecida no actual estado da técnica.

Um. outro objectivo da presente invenção consiste em aumentar a sensibilidade de um. mecanismo para detecção da onda Γ, ci fim. de se obter um sinal indicador da passagem de uma onda ? a um ritmizador cardíaco.

Ainda um. outro objectivo da presente invenção reside em proporcionar um catéter para um sistema de pacemaker cardíaco o qual leva em consideração diversos factores, tais como as dimensões do campo potencial extracelular, a direcção de propagação co campo, as anomalias nas fibras do músculo condutor associadas com a idade, e o nível de impedância prática dos eléctrodos no que se refere à área superficial dos eléctrodos, assim como outros factores.

t'ais outro objectivo da presente invenção é a obtenção de um

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sisteraa de eláctrodos novo o aperfeiçoado, que deverá proporcionar uraa variação no ritmo cardíaco em resposta a uca exigência do corpo, enquanto que utiliza, ao raesrao tempo, un único catéter introduzido por uma veia, sem ser necessíria uma cirurgia de abertura de coração, m objecto especial da invenção á o de proporcionar ura sisteraa aperfeiçoado de eláctrodos •ietectorcs, para a detecção dos sinais de onda ? a fin de q controlar a temporização do estímulo ventricular.

far,ter. á ura objectivo da presente invenção propiciar un catéter para a detecção e o estímulo, sob a forma de un filamento único, não divergente, que possui dois eláctrodos detectores montados no referido catéter cora uma colocação, tamanho, formato e orientação óptimos dos eláctrodos do catéter.

Um objectivo adicional desta invenção consiste era obter eláctrodos que sejam tão pequenoe quanto práticos em relação às dimensões da largura da frente de onda de passagem, e pequenos em relação às dimensões do gradiente de campo normal para a parede do músculo despolirisador.

Ainda um objectivo adicional e uma vantagem significativa de presente invenção eonsistem na optimização dos parâmetros dos eláctrodos do catéter num sistema de pacemaker”, de forma a aumentar a eficácia do sistema d*⁷ pacemaker cardíaco.

ambém representa uma vantagem da presente invenção o ajustamento da colocação, da forma e da orientação dos eláctrodos num catéter de ura sistema de pacemaker” cardíaco, de maneira a sintonizar os parâmetros dos eláctrodos à distância entre o pico negativo c c pico positive na frente da enda de pasaagem detectada, pertencente à onda despolarizadora, indicativa dos sinais fisiológicos que dão origem aos batimentos do coração.

“ais uma vantagem. e característica ímpar da presente invenção

6AD ORIGINAL

J

é de permitir o ajustamento dos parâmetros dos elétrodos no catéter de forma a cue fiquem adaptados a indivíduos com uma variedade de faixas etárias, dimensões do coração e condições cardíacas.

Uma outra característica da presente invenção consiste na obtenção de tamanho, colocação e orientação óptimos do conjunto ds eléctrodos auriculares, de maneira que se tire vant. nem plena das características da. onda -, a fim de aperfeiçoar a eficácia da detecção.

is acordo cor. estes e outros objectivos, características e vantagens da. presente invenção, é proporcionado um catéter de pnccm.aker” par.' inserção no coração de um paciente, que possui um único filamento isolado, sem divergência, com: extremidades próxima e afastada e uma parte próxima entre as citadas extremidades, um primeiro conjunto de eléctrodos, por exemplo um eláctrodo unípolar, colocado na extremidade afastada do filamento, e um segunde e terceiro eléctrodos que formam um par de eléctrodos bipolares de detecção, colocados na mencionada parte próxima do referido catéter, destinados a serem colocados na aurícula dc coração de um paciente e adaptados para detectarem a passagem de uma onda ? de despolarização ao longo da parede auricular do coração do paciente; um elemento condutor eléctrico dentro dc filamento isolado, para transmitir a passagem detectada de uma onda ? a ura ritmizador cardíaco fora do coração; e elementos para, adaptarem e sintonizarem o segundo e o terceiro eléctrodos, a fim de detectarem com mais eficiência a passagem da onda ?, mesmo que esta última 3oja fraca, e, dessa maneira, obriguem o ritmizador cardíaco a transmitir um impulso eléctrico de estímulo ao primeiro eláctrodo, de forma a estimular o ventrículo do coração do paciente para um batimento num ritmo apropriado, em sincronização com. o ritmo da onda Γ.

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activos adicionais, evidentes na 3eguinferidas, com espenas quais ur; nume— guais.

Λ invenção será melhor entendido e οε ohj características o vantagens tonar-se-ão te descrição das formas de realização pre ciais referências às figuras 2c desenho, ro de referência igual indica elementos i

Ãreve descrição des Ãescnhos

A figura IA ilustra ur gráfico de uma forma do lular idealizada, produzida pelo potencial de da que se propaga no coração.

A figura 13 ilustra um modelo simplificado de extracelular de propagação ao longo da parede onda cxtraceacção, à médium pote, .ciai auricular.

A figura 2 ilustra una forna de realização do dispositivo de acorde com a presente invenção, inserido no coração de us paciente, o qual é mostrado numa vista pareialmente cortada.

As figuras 3λ e 3 mostram, vistas lateral e de extremidade, detalhadas, respectivamente, da forma de realização que está representada na figura 2.

A figura 4 representa uma outra forra de realização do dispositivo de acordo con a invenção presente, inserido no coração de ue; paciente.

As figuras 5Λ e 53 ilustram vistas pormenorizadas, de ur. lado e extremidade, respectivamente, de ura outra forma de realização dos eléctrodos no catétex’ confcrne a invenção.

As figuras 5Λ e 53 ilustrar vistas pormenorizadas, de lado e de extremidade, respectivamente, de una outra forra de realização do catéter, tendo os eléctrodos colocados nos lados oooctos do filanento.

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Ps figuras ój e óf mostram o catéter orientado numa rotação de 93° desde a posição ilustrada nas figuras 6A e 63, respectívamente, er relação à parede auricular.

As figuras 7A ue extroridad semelhante à os eiéctrodos cíalmente er , o 73 ilustram vistas pormenorizadas, de lado e e, respectivamente, de ura forna de realização que está desenhada nas figuras 6Λ a 6D, e tendo colocados coro extensão he ..icíclicas substanvolta de ura seri-eircunferãncia do catéter.

.,e3crição detalhada da invenção

Λ. teoria io carpo eléctrico teérico relativamente aos sinais típicos dos fenómenos bioeléctricôs associados cor a despolarização de rúsculoe e imrvos ter sido estudada a fim de se estender melhor a propagação do3 sinais eiéctricos através das re.nhranas dos tecidos. Co estudos tôm revelado que o potencial de superfície detectado pelos eiéctrodos ao longo do eixo de ura onda de despolarização pode ser bífáslco ou trifásico, dependendo do índice de mudança da subida e descida do carpo de despolarização. C índice de descida, ou rcpolarização do tecido muscular cardíaco, foi constatado coro sendo lento, de forma que os desvios intrínsecos extracelulares detcctados p. los elé trodos sáo, normalmente, bifásicos. ~sta natureza bifásica do sinal típico intrínseco normal pode scr aplicada, oor vantagem, nos 3istemas bípolares, para se do— tcctar uma despolarização auricular c'diante o espaçamento, cu a sintonização, da separação dos eiéctrodos igual à dimensão entre pico negativo o picc positivo da forma de onda extracelular.

bad

figura IA ilustra uma forma. ondulada cxtracclular idealizada, produzida adjacente ao tecido do músculo carlíaco pelo potencial de acção, utilizando-se dimensões aproximadas. A fig* ra 1Â e ur. gráfico do potencial extraceluiar, cedido em m.ilivclts ao longe do eixo d 12, coco uma função da distância longitudinal no ceio e. cue a ferma ondulada está a passar, sendo cedida ec milímetros (mm) ao longo do eixo f 14. fara uma detecção óptima da onda f, o sistema de ''pacemaker cardíaco inclui um sistema de circuitos para o processamento diferencial do sinal detoctado. λ medida que a frente de onda bifícica passa por um par de eléctrodos dc catéter de acordo cem a presente invenção, ac polaridades doc picos opostos são iccadas quando o sinal é processado coco diferencial, obtendo-se, dessa forma, um detector mais exacto e mais eficiente da forma de onda potencial extraceluiar que está a passar.

A presente invenção inclui as características e oc elementos cue tendem a tirar une vantagem, do efeito ccmatéric entre os potenciais do pico positivo 15 e do .ico negativo lô, de forma a detectar com maior exactidão a onda de despolarização, mesmo cu icta citada onda for fraca, em relação a uma onda de despolarização normal.

Conforme está representado na figura 1Λ, um sinal de ca~po de pico positivo máximo 15 e um sinal de campo de pico negativo máximo 18 surgem; no devido terspo, se um eléctrodo for colocado na frente de onda da onda de despolarização em movimento, indicada genericamente com: o número de referencia 10. ara as finalidades da presente invenção, a distância entre os picos máximos 15, lf é definida ccr.o metade total de despolarização dotectada, metros percorrida pela forma de on sentação . la linha 17 na figura IA. ôsta definição é vanta-

.de	do	cc. prim	ente da onda
ou	a	dictânci	a de 2 milí-
G. 9	de	acordo	com a repre-

josa, victo cue a forma ca onda não é cinusoidal e não é conBAD ORIGINAL tinua e eri δ..'1 ca, con for:, e é usual r.a transa issãc çio d.e rádio frequência através do osprço. or o-es-pio, a inclinação ascendente 15 ou 19 do potencial medido através do eléctrodo é menos íngreme, do que a da linha de desvio intrínseco 17.

;irdo açora a Γ33Γ5Ξ!

'içura 11, frentí

.auo d:sloc:i.::?n: rase açor.

ia aurícula 24, na direcção de seta. A frente de onda 22 cria u~ carpo eléctrico no espaço adjacente à parede auricular. ste carpo eléctrico é raio forte perto da parede auricular 24, conforme está representado pelos sinais mais ( + ) e menos (-) marcados er traço carroçado 25, o diminui co:: a distância desde o ponto na parede auricular, onde a despolarização está surgindo de forma instantânea. 2 carpo eléctrico é atenuado peio meio em. c,ue é mostrado, neste caso o sangue contido na aurícula, e é representado ccro se dissa pando esse.oci alne: te de modo total er torno de u:r limite definido de modo impreciso, representado p->la linha tracejada 2ó. r;a definição das diversas direcções espaciais pode ser deduzida da representação da direcção 27 e da direcção 2 2'. A frente de onda 22 desloca-se na direcção 11 22 e o campo r.anifesta-se na direcção .. 27 e na direcção Y 29 (fora do plano do papel).

Çanbér, é necessário levar em. consideração o facto de que a onda eléctrica ec deslocamento num sistema biológico deve ser detectada con eléctrodos de ua n·. tal altamente condutor, colocados dentro de um meio condutor con volume (ou seja, sangue ou tecido corporal) no qual se desenvolvem os potenciais ue campo. C- interface entre o eléctrodo e o interface do meio é bastante complexo a prin.cipaim.ente capacitívo na inpedância, mas existe a hipótese oe que os eléctrodos con una dimensão que excede a dimensão da frente da onda nos pl

Çao ow<3'^nM- ί

nos Ζ e Ζ da frente da onda distorcem og potenciais da frente da onda e ocorre o estabelecimento da média do gradiente ao longo do eixo e perpendicular ao eixo da frente da onda, causando una atenuação do sinal comparado co:.’. o resultado que seria obtido cor. os eléctrodos das fontes de ponta.

A figura 2Λ ilustra o coração de un paciente, indicado genericamente con 30, que possui un certo número dc câmaras, cas principalcente a aurícula direita 33 e o ventrículo direito 35, mostrado em vista de corte3 parciais e abertos, e a veia cava sup-rior 32, uca veia importante ligada à aurícula direita 33. ^r coração 30 possui uc catéter 40 implantado através da veia cava superior 32. 0 nodo sino-auricular (S-x\)

35, na entrada do fluído sanguíneo para a aurícula 33, despolariza-se e dá início a uca frente de onda de despolarização longo da parede auricular 24, substancialmente conforme está representado no modelo idealizado resenho na figura 13.

catéter 40 compreende, coco uc dispositivo de ligação triaxial 42 ec linha, um único condutor 44 flexível sec divergência e coaxialme .te isclado, que possui dos eléctrodos detectores 45, 43, uc3 parte 47 do condutor, coaxialcente isolada, entre os eléctrodos 45 e 48, e uc. eléctrodo distanciado 0, junto da extremidade de uc único condutor isolado 44.

Uc elemento distanciador 48, feito de material flexível tendo protuberâncias flexíveis 49 que se salientam normais ao filamento 44 e são dispostos ec torno do cencionado filamento 4' do eléctrodo adjacente distanciado 50, é contado com o objectivo de manter uca posição estável dentro do ventrículo.

catéter 40 é introduzido, por ceio de uca cirurgia, no coração do paciente 30 através da veia cava superior 32, depois do nodo 5Λ 35, e para dentro da aurícula direita 33. Λ extremidade distanciada, com o eléctrodo 50» θ ainda inserida no ventrículo direito 35 através do anel 34 da válvula tricúspiBAD ORIGINAL

de 34. Na forma de realização ilustrada na figura 2A, os dois eléctrodos de detecção 45, 4S são colocados totalmente dentro da aurícula direita 33, θ o eixo do par de eléctrodos do catéter 46, 43 fica paralelo à direcção da propagação do pontencial de acção (direcção Z) na região dos eléctrodos.

lesmo quando os eléctrodos são espaçados ao longo do eixo do condutor, isto ,é, ficam essencialmente paralelos ao eixo geral de despolarização ao longo da direcção Ξ, uma outra preocupação é com a incerteza da direcção da condução e das morfologias do sinal detectado na região dos eléctrodos, dado que o tecido cardíaco é um. meio não isctrópico. stas incertezas tornam-se mais fortes no caso de um coração envelhecido. 3abe-se que a velocidade de condução da despolarização cardíaca c muito mais elevada na direcção do eixo das fibras de um músculo, comparado com a da direcção transversal das fibras de um músculo, fuando esta característica se junta às descontinuidades crescentes no músculo associadas com o envelhecimento, aumenta a incerteza quanto à direcção da propagação na região de um local arbitrário para c par de eléctrodos, Λ morfologia dos sinais (quer dizer, a forma e a polaridade de cada sinal), conforme -é detectada em cada oléctrodo, pode também tornar-sc complexa num ceio anisotrÓpico, e não podem ser dignos de confiança os sinais característicos adicionais.

fara uma detcc;ão óptima dos sinais provenientes de um miocírdio auricular saudável, é preferível espaçar oc eléctrodos bipolares de uma forma unida infimamente, como por exemplo em. 46,48, ou seja, sintonizado para as dimensões entre pico negativo e pico positivo da forma de onda extracelular ilustrada na figura 1Λ. do caso de um coração en envelhecimento, as incertezas quanto à direcção da propagação e à morfologia dos sinais aconselha um espaçamento dos eléctrodos que exceda as dimensões normais da frente da onda. Λ probabilidade de obtenção de sinais adicionais instantâneos num par de eléBAD ORIGINAL

/ ctrodos diminuir, à medida que aumentasse an dimensões entre os eléctrodos, mas a probabilidade de encontro le sinais subs tractorcs também diminuiria. Desta forma, o espaçamento aumentado dos cléctrodos num coração em envelhecimento é um recurso corpensador num sistema em que seja conveniente detec— tar todos os ciclos de despolarização auricular, a fim de man ter o espaçamento um-a-um no ventrículo sincronizado com a aurícula.

C assunto de tamanho e forma dos eléctrodos a fim de so obter uma optimização da detecção dos potenciais extracelulares é complicoido peia r~alidade prática de ter que se ligar os elé— ctrodos 15,43, 5i através do conector triaxial 42 e do catéte triaxial 44 a um sistema, no qual o nível de impedância do sistema não pode ser mantido alto de um forma garantida. Sistemas de pacemaker” implantados cronicamente estão sujeitos a uma pe..etração do fluído nos elementos não-hem éticos do sistema. 0 conjunto conector principal e o sistema de fio utilizado para ligar os eléctrodos ao conjunto eléctrcrico de processamento estão arbos sujeitos ao ambiente de fluído corporal. 'is materiais que constituem os fios e 03 elementos do conjunto conector principal são permeáveis à entrada do fluído durante períodos de tempo mais longos, acarretando uma interligação potencial por fluído entre os diversos pontos de interligação eléctrica.

De uma maneira ideal, os eléctrodos deveria;: cer muito pequenos em relação às dimensões da largura dos picos do potencial de ac ão extracelular, porque os grandes eléctrodos esta belecem uma média niveladora das linhas de isopotencial desigual por uma grande área, iixlste a hipótese de que, so os eléctrodos se projeotarem instantaneamente através de linhas de isopotenciais co:;. amplitudes diferentes, a amplitude máxima disponível a partir do sinal extracelular detectado seria reduzida devido ao estabelecimento da média da linha de iso^BAb ORIGINAL

potencial dos picos coe as lin' as de menor amplitude.

Além disso, o índice de frequência do sinal produzido nua eléctrodo. à medida que passa ura forma de onda extracelular, é relac^ronado tanto com o comprimento do eléctrodo na direcção da propagação, como com a velocidade de condução da forma de onda, dor outras palavras, a duração do sinal de potencial de acção é artificialmente prolongada durante o tempo de passagem da onda que se propaga por toda a extensão do eléctrodo.

par de eléctrodos bipolares teoricamente perfeito, para a detecção dos sinais auriculares seria formado por eléctrodos individuais muitíssimo pequenos, com um eixo entre o par de eléctrodos dirigido paralelamente ao eixo de despolarização c da distância entre os mencionados eléctrodos devia ser ajus· tada de forma a ser igual à dimensão entre o pico negativo e e o pico positivo da forma de onda extracelular. Além dioso, cada eléctrodo detector deveria ser colocedo directamente na carede auricular .

Infelizmenie, esta configuração perfeita não é realizável na prática da colocação de um catéter ritmisador, e para resolver a necessidade da obtenção de um nível de impedância rclativamente baixo, cue é necessário às aplicações de pacenakerc** que oodem ser implantados. dos casos de aplicações des— te tipo, áreas superficiais nos eléctrodos menores que 4 mm , aproximada ente, são impraticáveis. C processamento do diferencial é particularmente sensível aos desequilíbrios das fases, se uma formação crónica de pontes pelo fluído no sistema implantado for o resultado de uma carga desequili brada do par de eléctrodos. Além disso, pelo facto de os eléctrodos terem de ser colocados na circunferência de um catéter de ritmizaçao, na qual não se pode garantir a orientação angular as opções sobre a configuração, a fim desta se aproxima do bad originalI

β

ί ** ideal, ficar praticamente limitados a eléctrodos anelares ou a eléctrodos opostos e longitudinalmentc abastados sobre o catéter.

As forras de realização ilustradas nas figuras 3Λ e 33 são dois eléctrodos circunferencialmente anelares, os quais são mostrados coc cais pormenores na figura 2A e que evidenciar rais distintar.ente os aspectos novos da invenção. Às características únicas desta configuração anelar dos eléctrodos inclui as dimensões dos eléctrodos anelares 45,43 e o espaçamento entre os referidos eléctrodos anelares 45,45. A fim de optirizar a detecção de sinais, as larguras dos eléctrodos anelares (3/ devera ser tão pequenas quanto possível, para condi er coc a intenção de manter a área superficial cos eléctrodos entre 4 e 6 mm . 'ac.bér seria vantajoso limitar, sem pre que fosse possível, o diâmetro dos eléctrodos anelares (3^), a fim de se evitar o estabelecimento da média niveladora do potencial dc campo extracelular normal à parede auricular 24 (direcção m). 3o entanto, os catéteres de ritmização triaxial têm 11 ites práticos de cerca de 2 milímetros de diâmetro, '..uando o diâmetro de eléctrodo a ^clar tem 2 de 1 milímetro, r? <

milímetros, a largura do anel tem que se;

para proporcionar unia área superficial global na faixa de o nm , cue é a área superficial desejada para se manter um nível de impedância na fonte adequadamente baixo, para uso no caso de implantação permanente.

Λ parte de filamento isolada 47 e o espaçamento entre os eléctrodos anelares (D^) oferecem a vantagem da sintonização às dimensões entre pico positivo e pico nmgativo da forna de onda extracelular, a qual fica compreendida, de uma maneira optimizada, entre 2 e 3 milímetros. 5e se suspeitar de perturbações da condução dentro do miocárdio em relação con as que se encontram no músculo cardíaco envelhecido, o espaçamento entre os anéis deve ser aumentado para 4 ou 5 milíme— bad original

tros para atenuar o potencial da subtracção de sinal provocado por um p-^rc.rso d condução em círculo entre os eléctrodos e/ou oor morfologias anormais dos 3i.oaia detcctadas em cada cléctrodo e relacionadas com a propagação nun m;io anísotrópico.

Uma outra característ!ca inventiva do dispositivo revelado na presente memória descritiva é a sintonização do espaçamento dos elóctrodcs no plano 1, isto é, na direcção paralela à frente da onda, a fim de condizer os carpos de pico negativo para pico positivo da frente da onda cm deslocavento. C processo dc detecção ortogonal, pelo contrário, somente pode ser optimizado por meio do espaçamento dos eléctrodos na maior dimensão prática, no corpo do condutor do catéter. Λ det?cç2o ortogonal com eléctrodos bipolare3 mede o potencial do gradiente do diferencial da frente de e.nda em deslocamento num plano normal à frente da onda. C par de eléctrodos ortogonais pode também ser substractivo dc sinais quando é processado com diferencial, dependendo da orientação angular do catéter.

7aze.ndo-se amora referência à figura 4, a direcção geral da condução normal na aurícula 33 vai desde o nodo S-A 35 até ao ventrículo direito 35. 'esta maneira, é inirentemente melhor para os cléctrodos 56,52 serem espaçados ao longo do eixo do filasnnto 44, ou seja paralelos à citada direcção de propagação normal, em vez de serem espaçados clrcunferencialmente em volta do filamento. A orientação longitudinal também permite uma maior libertada na escolha de um espaçamento óptimo entre os eléctrodos 55, 58, porque a escolha não se restringe ao diâmetro do filamento, ãa configuração circun— fcrencial (isto é, ortogonal), é provável que a substraeção de sinal possa ocorrer, pelo menos de forma intermitente, visto que formas de ondas extracélulares quase iguais podem passar pelos eléctrodos no mesmo momento temporal, se os dois

BAD ORiGINAL eléctrodos estiverem equidistantes em relação à parede da aurícula.

ma forna de realização da invenção qu? utiliza cr. eléctrodos não circunferenciais está ilustrada nas figuras 51 e 5?. st?, forma de realizarão seria preferível para os eléctrodos etn'lares, se a orientação angular do filamento do catéter Λ em. r-iação à parede auricular 24 pudesse ser mantida de tal forma que os eléctrodos 55, 56 permaneçam, adjacentes à parede auricular 24, conforme está representado. A dimensão menor dos eléctrodos na direcção d (Dx) minimiza o estabelecimento da média das linhas de isopotencial desigual da forma ic onda extracelular normal à parjde auricular 24. As dimensões 1^ ou compri. euto dos eléctrodos 55, 5o devem, ser reduzidas ao mínimo, a fim de impedir o estabelecimento da nédia das linhas de isopotencial desigual no plano d. Iara manter a equivalência na área superficial, co? a forma de realização ilustrada nas figuras 3A e 31, as dimensões D_r e 2 A têm que se multiplicar para 5 ml.

^ractor de forma absolutamente óptima baseia-se na compreensão das equações do campo eléctrico que definem as duas variáveis X e d da forma co campo extracelular. 'ialvez com maio:? importância técnica seja c efeito que os eléctrodos 55, 5S e o filamento isolado 57 têm na forna do campo, λ semelhança de tantas situações referentes a medições que se ieparam na iência, o aparelho de medição torna-se uma parte do problema a ser resolvido. Mo entanto, visto que o ângulo entre o eixo dos eléctrodos e a direcção da propagação não pode ser conhecido de form a exa cta, dimensões lineares iguais oara e 1-,

5 -L a fim de se obter a área de 6 cm são muito provavelmente as adequadas. A intenção de se obter uma área superficial de 5 2 mm exige uma dimensão linear de cerca de 2,5 por 2,5 nm para 1'^ e Dg. A escolha das dimeneões c.-tre os eléctrodos 56, 56, ou seja, (D^} depende des mesmos argumentos utilizados

BAD ORIGINAL para os eléetrodos anelaras 45, 43 ca figura 33. '.uer dizer, ΰ_Ί deve scr, ou sintonizado para as dimensões dc potencial ce acção de 2 a 3 milímetros, ou ajustado soparadanente aqima de 3 milímetros, a fim· de impedir o cancelamento dos sinais.

Λ dificuldade no caso da forma de realização ilustrada nas figuras 5Λ e 53 surge na conservação dos eléetrodos 55, 53 cróximoc da parede auricular 24.

As figuras 3A e 53 representar, ura outro, forma de realização, que significa um compromisso optimizado das forras de realização ilustradas nas figuras 31, 33 e nas figuras 51, 53. sta forma de realização leva cc consideração a possibilidade de rotação do filamento 4- er relação à parede auricular 24, o instala os eléetrodos semicirculares 55’, 53* em lados.opos tos do filamento 44. 'sta configuração, tal como a doo eléctrodos anelares 45, 45 representados nas figuras 3A e 33, é relativamente condescendente cor. a rotação angular do filamento do catéter 4·, dado que um eléctrodo, ou ambos os eléctrodos pode scr aposto à parede auricular 24. or exemolo, se apenas um eléctrodo for aposto à mencionada parede, é improvável que ocorra uma adição significativa dos sinais, porque; o segundo eléctrodo é separado da parede 24 pela distância adicional do catéter 44 no plano 3 segundo eléctrodo fica também, provavelmente, protegido contra a fonte respectiva do campo próximo peio filamento isuiado 57’ do catéter, o qual fica entre o eléctrodo 55’,53’ c a parede auricular 24.

ma outra diferença importante er relação à configuração dos eléetrodos desenhada nas figuras 3Λ e 32 é o facto de que a dimensão 3^ pode ser reduzida ao mínimo, tal como nas forcas de realização ilustradas nas figuras 5Λ ? 53, de forma a lini tar o ostabeiccirento da média das lihha3 de isopotencial desigual no plano normal à parede auricular 24, pelo menos na posição angular apresentada na figura -5Λ.

BAD ORIGINAL ’

figuras Sc e 5D, a vantagem desta fcrma de realização em ccm—

perficial do eléctrodo e do formato $ -'ssenciaimente a mesma que na forma de realização ilustrada nas figuras 5A e 5D,

numa distância superior a 3 mu., por conta dc desempenho anómalo do sistema de condução.

7Λ e 71. Λε restrições impostas pela prática ac modelo dc um cat'ter, juntamente coe· a neccseidodc de interligar o catéter a um pacenaker implantado (não representado) num. meio ambiente húmido impõe os princípios dc traçado que requer um compromisso a partir da configuração, teoricamente óptima, de uma detecção do diferencial bipolar nc eixo D. Devido às restrições no diâmetro do condutor, aos limites práticos da im— p.dância da fonte dos eláctrodos e âs incertezas a respeito da colocação angular do condutor, o traçado óptimo pode consistir no facto de os eláctrodos semicirculares 5S,51ⁿ terem dimensões que abrangem substancialmente, de maneira circunferencial, metade da circunferência do filamento 44. for outras palavras, a dimensão D_r de cada um dos eláctrodos 55” e 58 u θ á de, substancialmente, ICO , reduzindo assim ao mínimo o estabelecimento da média do potencial dc gradiente, todavia mantendo as áreas superficiais dos eláctrodos 55”, 5£” na o faixa compreendida entre 4 e δ nm . sta área superficial re—

BAD ORIGIN^al

if presenta una actual limitação prática imposta pela impedâncias dos entrefios dc condutor e pelas im.podância do interface condutor do pacenakcr/gerador de impulsos junto ao local de conexão resultante do ambiento condutor húmido.

ar:

arlicacõ^s m sistemas de 5 r: t. ρ ι —* ? -1 p 5 o ~ua:

no t_nto, as dimensões los eléctrodos poderia, situar-so na faixa de 1 mm, contanto cue as impedâncias dos entrefios intensas do fiiacento fossem elevadas em relação ao meio condutor circundante em cue é colocado um cLéctrodo de referência. '.'.a. forma de realização ilustrada nas figuras 7Λ e 71’, s ·' o diâmetro do fila· rnto .¾ estiver na faixa de 2 milímetros, uma largura de eléctrodc de c-erca dc 1,27 m -e uma dimensão St- na dimensão semicircular de cerca de 3, 14 milímetros de cempri: eato linear om.terno do filamento proporciona una área superficial mínima aceitável nos eléctrodos de 4 nm para as aplicações do pacemaker.

critas,	rj r*, —.	que haja	um afa
_r			•
vençao.	nor	exer.plo,	o pnm
do a fao	talo	C?*rC3.	de IP

Ainda cue a presente invenção tenha sido descrita com ênfase primordial nas formas de realização preferidas, deve-ze entender que diversa? modificações podem s-er ofectuadas no traçado e no modo de funcionamento das formas dc realização desitamento da idéia ' âmbito da in;iro eléctrodo 46 deve ser colocaicntímetros até cerca de 16 centí metros em relação à extremidade do eléctrodo 50, e o afastamento recíproco entre os eléctrodos 46 e 42 deve sor de cerca de 1 milímetro até cerca de 10 milímetros. Portanto, as presentes formas de realização devem ser consideradas, em todos os aspectos, como ilustrativas e não limitativas, sendo o .âmbito da invenção indicado pelas reivindicações seguintes, mais do que pela descrição acima, e todas ao alterações que se enquadrem no significado c âmbito de equivalência das reivindicações são, portanto, abrangidas peio presente documento.

Claims

REIVINDICAÇÕES:

entre as referida ritmo do eléctrodo colocados na

1. Catéter para ritmizador cardíaco, destinado a ser inserido internamente no coração de um paciente, em especial na área da parede interna constituída por tecido envelhecido, compreendendo essencialmente um único filamento isolado para inserção no interior do coração através do sistema vascular do paciente, tendo uma extremidade distante e uma extremidade próxima quais fica uma porção próxima;

primeiros meios de eléctrodo colocados na extremidade distante para detectar e regularizar o batimento cardíaco do ventrículo;

segundos e terceiros meios de mencionada porção próxima do citado filamento e distanciados dos citados primeiros meios de eléctrodo para detectarem as despolarizações auriculares que têm uma caracterísitca específica indicativa das formas de ondas extracelulares associadas com o potencial de acção intracelular na aurícula do coração do paciente;

meios condutores eléctricos colocados dentro filamento isolado para ligação dos referidos segundos e terceiros meios de eléctrodo ao cardíaco; e meios de sintonização para adaptarem os referidos segundos e terceiros meios de eléctrodo de modo a sentirem e detectarem a característica específica particular indicativa do potencial extracelular conforme definido pela deflexão do pico negativo em relação ao pico positivo que se propaga ao longo da superfície da aurícula do coração do paciente, de tal modo que os mencionados segundos e terceiros meios de eléctrodo transmitem sinais de entrada indicativos de uma onda p de batimento do coração para o ritmizador cardíaco que inclui uma unidade geradora de impulsos a qual fornece um impulso eléctrico de estímulo ao citado primeiro do citado pr imeiros, r i tmizador eléctrodo em resposta aos sinais de entrada, controla a cadência de batimento do ventrículo do paciente e regula ainda os referidos segundos e terceiros meios de eléctrodo de modo a fornecerem a adição do sinal da frente da onda bioeléctrica extracelular correspondente ao sinal característico particular do potencial de acção que percorre o tecido do coração do paciente, caracterizado pelo facto de, com a finalidade de diminuir substancialmente o respectivo peso, os referidos eléctrodos serem anelares, especialmente, semicilíndricos.
2. Catéter de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo facto de os mencionados meios de sintonização compreenderem um filamento isolador de separação dos citados dois eléctrodos sensores com um comprimento substancialmente igual ao comprimento da deflexão do pico negativo em relação ao pico positivo da sinalização extracelular detectada, associada com o potencial de acção na aurícula do coração do paciente.
3. Catéter de acordo com a reivindicação 2, caracterizado pelo facto de as dimensões dos eléctrodos dos citados segundos e terceiros meios de eléctrodo serem adaptadas de modo a minimizarem a média da frente da onda bioeléctrica que corresponde à sinalização característica particular do potencial de acção que percorre o tecido do coração do paciente.
4. Catéter de acordo com a reivindicação 4, caracterizado pelo facto de a área de cada um dos citados segundo e terceiro eléctrodos exposta ao tecido que transmite o 2 potencial estar compreendida entre cerca de 3 mm e cerca de v ²

7 mm .
5. Catéter de acordo com a reivindicação 4, caracterizado pelo facto de a mencionada área poder variar entre cerca de

2 2 4 mm e cerca de 6 mm
6. Catéter de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo facto de o comprimento de separação dos referidos eléctrodos pelo mencionado filamento isolado estar compreendido entre cerca de 1 mm e cerca de 6 mm.
7. Catéter de acordo com a reivindicação 6, caracterizado pelo facto de o citado comprimento de separação poder variar entre cerca de 4 mm e cerca de 5 mm.
8. Catéter de acordo com a reivindicação 6, caracterizado pelo facto de o referido comprimento de separação poder variar entre cerca de 2 mm e cerca de 3 mm.