WO1996038200A1 - Procede et dispositif de stimulation cardiaque en presence d'interferences electromagnetiques - Google Patents

Procede et dispositif de stimulation cardiaque en presence d'interferences electromagnetiques Download PDF

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WO1996038200A1
WO1996038200A1 PCT/FR1996/000828 FR9600828W WO9638200A1 WO 1996038200 A1 WO1996038200 A1 WO 1996038200A1 FR 9600828 W FR9600828 W FR 9600828W WO 9638200 A1 WO9638200 A1 WO 9638200A1
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WO
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ventricular
stimulation
elementary
detection
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Application number
PCT/FR1996/000828
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English (en)
Inventor
Christian Mounier
Original Assignee
Ascher, Gilles
Coustenoble, Jean-Pierre
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
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Publication date
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Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362—Heart stimulators
    • A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential

Definitions

  • the present invention relates to a method for controlling a pacemaker comprising a pulse generator programmable in stimulation and in unipolar or bipolar detection.
  • the invention finds a particularly important, although not exclusive, application in the field of stimulators, the stimulation of which can be inhibited, subjected to electromagnetic interference of low intensity of extracorporeal interference, such as, for example, those generated by a mobile telephone, a screen or computer or electric fence used in agriculture.
  • the invention is also applicable in the presence of high intensity fields such as those generated for example by blast furnaces, by muscle stimulation generators, metal object detectors or treatments by ionizing radiation.
  • a method which consists in performing an asynchronous stimulation at the programmed frequency of the stimulator as long as the latter perceives a signal whose frequency is greater than a threshold value equal to a few Hertz, for example 5 Hertz or 7 Hertz.
  • a threshold value equal to a few Hertz, for example 5 Hertz or 7 Hertz.
  • Such a method has the drawback of allowing the muscle or electromagnetic frequencies below the threshold value to pass, which will therefore be interpreted in error as an intracardiac signal inhibiting the stimulator.
  • It is also possible to filter the signals by providing a bandwidth of the detection circuits arranged to amplify the intracardiac signals and reject interference of extra-cardiac origin.
  • Such filtering requires providing a bandwidth of the amplification circuit large enough to surely detect the intracardiac signals, the waveforms can vary considerably from one patient to another.
  • the extra-cardiac interference can therefore be included in this bandwidth and therefore risk, here again, being erroneously interpreted as an intracardiac signal capable of inhibiting the ventricular output of the pacemaker.
  • the use of bipolar probes that is to say with a pacemaker accepting the programming of a bipolar configuration, could also be recommended, because it promotes the rejection of extra-cardiac signals. Full immunity to interference is however not possible with such probes. Certain extra-cardiac interference is indeed detected all the same, which will therefore here again inhibit the ventricular output of the pacemaker.
  • detection defects can induce stimulation at a fixed rate, which can then lead to tachyarrhythmias.
  • NBG a generic code called NBG was developed by the North American Society of Pacing and Electrophysiology and by the British Pacing and Electrophysiology Group, in order to distinguish the different types of pacemakers (Bernstein, AD, et al. : The NASPE / BPEG generic pacemaker code for antibradyarrhythmia and adaptive-rate pacing and antitachyarrhythmia devices (PACE, 10: 794, 1987).
  • PACE adaptive-rate pacing and antitachyarrhythmia devices
  • the stimulator sends a stimulation pulse in synchronization with the detected events with a frequency equal to or greater than the programmed base frequency but less than the maximum stimulation frequency, possibly programmable.
  • WT stimulation has a significant drawback, however. It indeed implies a systematic expenditure of the energy necessary for ventricular stimulation even in patients who do not have complete ventricular dependence.
  • the present invention aims to provide a stimulation method and device which respond better than those previously known to the requirements of practice, in particular in that it makes it possible to overcome the drawbacks of the prior art, in that it is compatible with existing protection methods and in that it has high reliability, at low cost.
  • the invention starts, among other things, from the idea of combining the forced excitation mode WT or AAT or even more generally XXT, that is to say entailing the emission of systematic cardiac stimulation, with the other Existing modes of stimulation authorizing inhibition, and this in particular in the case where the wearer of the stimulator enters a situation or an environment at risk.
  • XXT mode is meant any non-inhibited mode, namely in particular the WT, AAT or DDT modes and their derivatives (WTR, AATR, VDT, ADT, VAT, VDTR, ADTR, etc.).
  • the invention proposes in particular a method for controlling a pacemaker comprising a pulse generator provided with at least one ventricular and / or atrial probe and programmed for stimulation and detection according to a so-called initial mode of any type. different from an XXT mode, characterized in that one automatically switches to XXT mode each time a first value representative of the number of elementary detections (D) of signals on the probe compared to the number of elementary stimulations (S) passes a first determined threshold value (X), and we return to the initial mode when a second value representative of the number of elementary detections (D ') of signals on the probe compared to the number of stimulations elementary (S 1 ) passes a second determined threshold value (Z).
  • XXT mode characterized in that one automatically switches to XXT mode each time a first value representative of the number of elementary detections (D) of signals on the probe compared to the number of elementary stimulations (S) passes a first determined threshold value (X), and we return to the initial mode when a second value representative of the
  • detection or elementary detected signal means a detection carried out before the end of the escape period (PE).
  • elementary stimulation is meant stimulation occurring naturally during the escape period or at the end of the escape period in the absence of elementary detection, in the latter case depending on the initial mode which imposes a minimum frequency on the heart. .
  • triggered stimulation stimulation generated in XXT mode according to the invention.
  • the mode in which one passes is the WT or WTR mode; it detects on an ear probe (VDT mode) which will allow better differentiation of the parasites .
  • the emission of the stimulation in XXT mode is carried out in synchronism with the elementary detection, that is to say simultaneously or almost simultaneously;
  • the first representative value is the D / S ratio of the number (D) of elementary detected signals via a ventricular probe divided by the number (S) of elementary ventricular stimulations performed, during a first determined number n of cycles initiated from a first elementary stimulation (SI), the WT or WTR mode being adopted when passing below said first threshold value (X), and the second representative value is the ratio
  • II 1 is greater than about 10 n; a hysteresis calculation is carried out for returning to the initial mode, the number of cycles counted to delay this hysteresis being greater than 1000; when an interference of a frequency greater than a so-called noise threshold frequency value is detected, it also automatically switches to XXT mode, the return to initial mode being effected by counting from the disappearance of said noise.
  • the initial mode being DDI, DDD, DVI or VDD, and for example for certain types of patients, it is superimposed permanently and in synchronism with an elementary detection a type of stimulation of the VMT type with M of any type, that is to say that may be equal to V, A or D.
  • ventricular extrasystole occurring during the relative refractory period (PRR) defined below, and this during a cycle.
  • PRR relative refractory period
  • Such an arrangement allows a particularly optimized hemodynamic and / or electro-physiological functioning of the heart, thus sparing the patient's heart.
  • Atrial detection when there is an atrial detection occurring before the end of the atrial escape period (PEAA), the following atrial stimulation is inhibited. Atrial detection then initiates an atrioventricular delay (AVD or AV delay).
  • AAVD atrioventricular delay
  • the invention also provides a cardiac stimulation device comprising a pulse generator provided with at least one ventricular and / or atrial probe and programmed for stimulation and detection according to any type of mode different from the XXT mode, characterized in that it comprises: means for counting the number (D) of elementary detections of signals on the ventricular or atrial probe and for counting the number (S) of elementary ventricular or atrial stimulations carried out, during a first determined number n of cycles initiated from a first elementary stimulation (SI), means for comparing the D / S ratio with a first determined threshold value (X), - control means for replacing the initial stimulation mode with the XXT stimulation mode when the D ratio / S drops below said first threshold value and returns to the initial mode when the ratio D '/ S' of the number (D 1 ) of signals detected elementary via the ventricular or atrial probe on the number (S '
  • n ′ is greater than on the order of 10 n.
  • the device comprises means for calculating hysteresis when returning to initial mode, the number of cycles counted to delay this hysteresis being greater than 1000.
  • the device further comprises means for detecting interference of a frequency greater than a noise threshold value, and means for automatically switching to XXT mode when such detection is carried out, the return to initial mode being effected. counting from the disappearance of the noise.
  • the invention also provides a two-chamber stimulation device comprising stimulation means in inhibited mode of any type, namely DDI, DDD, DVI or VDD, characterized in that it further comprises stimulation means in VMT mode , with M possibly being V, A or D, arranged to systematically emit ventricular stimulation in synchronism with a detection of an elementary event by the ventricular channel.
  • FIG. 1 is a diagram showing a pacemaker according to an embodiment of the invention implanted in the body of a patient.
  • FIG. 2 is a diagram representing the cardiac signals showing the synchronization of an initial mode of operation DDD or DDDR with the mode WT or WTR, according to an embodiment of the invention.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating an example of operation of the method according to an embodiment of the invention more particularly described here.
  • FIG. 4 is a block diagram of a single-chamber device according to an embodiment of the invention.
  • FIG. 1 shows a pacemaker 1 implanted in the body 2 of a patient 3.
  • the pacemaker comprises a housing 4 biologically inert and hermetically sealed.
  • the housing 4 contains the electronic operating circuits 5, programmed, and an energy supply battery 6.
  • the stimulator 1 is provided with at least one ventricular probe 7 electronically connected to the housing.
  • the probe 7 is implanted on the heart muscle or enters the patient's heart 8 via the vein 9 and includes a distal end 10 which includes one or more conductive electrodes for detecting electrical heart signals and / or for delivering stimuli to the heart 8 .
  • the stimulator therefore comprises at least one probe whose distal end 10 is implanted in a ventricle 11 of the heart 8.
  • SV Ventricular stimulation.
  • dA Auricular detection.
  • dV Ventricular detection.
  • PE Escape period. PE is a time interval initiated by a reciprocal event of the minimum stimulation frequency imposed on the heart by the pacemaker.
  • the PE corresponds to the time at the end of which it is compulsory to stimulate.
  • PEAA atrial escape period. PEAA is a time interval initiated by a reciprocal ear event of the minimum stimulation frequency imposed on the heart by the pacemaker.
  • PEAA corresponds to the time at the end of which it is necessary to stimulate the atrium if its depolarization or if an ESV is not detected. For example for 70 beats per minute:
  • AV or DAV delay Atrioventricular delay.
  • the DAV is a time interval initialized at the same time as an AA interval. It corresponds to a period here again expressed in ms between an atrial event (detection or stimulation) and the ventricular stimulation following this atrial event in the absence of an event detected by the ventricular channel during this AV delay. During this period, the ear canal is insensitive to detections.
  • ESV Ventricular Extrasystole. From the pacemaker's point of view, this is an isolated ventricular detection (i.e. outside of a VAD).
  • PRAPV Post ventricular atrial refractory period. PRAPV is a time interval expressed in ms, initiated by a ventricular event (stimulation or detection). It is a period during which the ear canal is insensitive to detections.
  • PRAT Total atrial refractory period. It is a time interval equal to the sum of the DAV and PRAPV intervals. *.
  • PRV Ventricular refractory period. It is a time interval (in ms) initiated by a ventricular event, during which the ventricular channel is insensitive to detections.
  • VA interval It corresponds to a period (in ms) initialized by an ESV detection and determining the appearance of the next atrial stimulation.
  • the VA interval is equal to the AA interval minus the DAV interval.
  • Noise period This is a period (in ms) initialized by detection on an Atrial (A) or Ventricular (V) channel.
  • this is reset by extending the refractory period of the channel in which this noise detection occurs (PRAPV if detection in the atrium, PRV if detection in the ventricle).
  • IFMS Interval of maximum stimulation frequency. It is a value proportional to the inverse of the maximum programmed frequency (FMP) for the patient.
  • FMP maximum programmed frequency
  • PRR Relative refractory period, implementation according to the invention. This is the complementary period of PRAPV and PRV allowing to cancel the detection of the considered channel while waiting for the end of the IFMS.
  • the noise period is active.
  • the pacemaker inhibits its ventricular output until the next ventricular event where it is forced to reinforce ventricular detection by stimulation triggered according to the invention (SP), even in case of ESV.
  • a stimulated event is represented by a vertical bar in solid line and an event detected by a vertical bar in broken line.
  • Cycle 1 shows an atrial pacing (AS) event followed by ventricular pacing
  • Such a cycle is performed with a pacemaker programmed in a DDD or DDDR type mode, when no event is detected in any cavity during the AA interval.
  • the pulse generator provides an atrial output (SA) pulse.
  • SA atrial output
  • This ear stimulation then triggers an AA interval (referenced 20 in FIG. 2) as well an AV delay (referenced 22 in FIG. 2) during which detection is only possible in the ventricle.
  • each atrial stimulation also initiates a non physiological AV delay (AV) as well as a brief period of ventricular occlusion followed by a crosstalk detection window, to prevent consequences due to the crosstalk phenomenon.
  • AV AV delay
  • an output pulse 26 is supplied to the ventricle. This triggers a post-ventricular atrial refractory period
  • PRAPV ventricular refractory period
  • IFMS maximum stimulation frequency interval
  • PRAPV atrial
  • PRV ventricular
  • This extension is carried out using a relative refractory period (PRR) 34.
  • PRR relative refractory period
  • ESV isolated ventricular detection
  • the VA interval is then reset once without emitting ventricular pacing
  • Cycle 2 shows an atrial pacing event followed by ventricular detection (SA / dV).
  • V Ventricular detection
  • ventricular stimulation (detection of a real ventricular event or of a parasite or crosstalk) triggers: a post-ventricular atrial refractory period (PRAPV) 28 followed by a period relative refractory (PRR.SP) 34, a ventricular refractory period (PRV) followed by a relative refractory period (PRR.SP), and a maximum stimulation frequency interval (IFMS).
  • PRAPV post-ventricular atrial refractory period
  • PRR.SP period relative refractory
  • PRV ventricular refractory period
  • PRR.SP relative refractory period
  • IFMS maximum stimulation frequency interval
  • the total atrial refractory period (PRAT) will then be shortened by a duration equal to the difference between the programmed DAV and the actual DAV.
  • Cycle 3 describes an atrial detection event followed by ventricular stimulation (dA / SV).
  • Atrial detection (dA) during the portion of the AA interval following the atrial refractory period inhibits the next atrial output pulse and then triggers a new AA 42 interval and a DAV 44.
  • an output pulse 46 is then supplied to the ventricle (SV) at the end of the DAV.
  • the DAV is effectively extended until the end of the maximum stimulation frequency interval (IFMS) .
  • the combination (atrial detection event followed by ventricular stimulation after VAD) is called synchronization.
  • the ventricular pacing event then triggers a PRAPV 48 followed by a PRR.SP 50, a PRV 52 followed by a PRR.SP 54 and an IFMS 56.
  • Cycle 4 shows an atrial detection event followed by a ventricular detection (dA / dV).
  • An atrial detection event (dA) detected in the AA interval inhibits the atrial output pulse and triggers a new AA interval and a
  • Ventricular detection (dV) during VAD triggers synchronous ventricular pacing 58 of ventricular detection (dV) and as in the above case, triggers a PRAPV 60 followed by a PRR.SP 62, a PRV 64 followed by a PRR.SP 66 and a maximum stimulation frequency interval (IFMS) 68.
  • Cycle 5 shows the progress of a cycle in the presence of a DDD + WT synchronization according to an embodiment of the invention in the event of ventricular extrasystole (ESV).
  • a ventricular detection 70 not preceded by an atrial event, detection or stimulation (an isolated ventricular detection - apart from a VAD - is interpreted as being a ventricular extrasystole or ESV)
  • this ventricular event triggers an interval VA 72 (i.e. the AA interval minus the DAV)
  • a PRAPV 74 prolonged by an extension of PRAPV and prolonged by a PRR.SP until the end of the IFMS, a PRV followed by a PRR .SP and an IFMS.
  • Atrial output is then inhibited and ventricular detection (VES) results in a synchronous pacing pulse for ventricular detection (SP).
  • VES ventricular detection
  • V.ESV isolated ventricular detection
  • Cycle 6 is identical to cycle 1.
  • the pulse generator will emit atrial stimulation (AS) and so on.
  • AS atrial stimulation
  • this interference is detected either by the ear canal, or by the ventricular canal, or by both.
  • the operation is that described in cycle 3 or in cycle 4.
  • the VAD is initialized by detection via the ear canal (dA), as with a pacemaker devoid of the invention, but ventricular detection in the VAD will result in synchronous ventricular stimulation of the ventricular detection (dV) (cycle 4).
  • VAD ventricular paced at the end of this VAD (cycle 3).
  • the pacemaker In the case of the detection of a parasite by the ventricular channel, the pacemaker being unable to differentiate a ventricular intracardiac signal from interference, the operation is that described in cycles 2, 4 or 5, protection against this type of parasite being precisely and in particular the object of the invention.
  • Ventricular pacing is then issued in synchronism with any ventricular detection except in the case of an ESV appearing in a PRR and only for one cycle.
  • the simultaneous detection of a parasite by the two channels only the ventricular detection is taken into account and the system operates as in the presence of an ESV (see cycle 5).
  • the ventricular canal then emits a stimulus in synchronism with the ventricular detection.
  • This combination is carried out in such a way that, in a given mode, each time a detection reaches the ventricular input circuit in determined circumstances, instead of inhibiting the emission of stimulation by the ventricular channel , the detection triggers the emission of a stimulation by this ventricular channel.
  • the ventricular stimulation thus triggered is emitted in synchronism with the detection by the ventricular input circuit.
  • the combination of WT mode with another mode will be carried out via the user (doctor, cardiologist) according to three configurations, namely a configuration always disengaged, a configuration always engaged and the configuration of the invention proper.
  • the first configuration allows, by personal choice, to disengage the XXT operating mode, ie not to force ventricular stimulation in synchronism with ventricular detection.
  • the operation is then that of a stimulator not benefiting from the invention.
  • the pacemaker will only speak in the mode for which it was originally programmed.
  • the second configuration concerns the case of totally dependent patients, equipped with a two-chamber pacemaker, which appears frequently, especially in young patients with an atrial block. complete congenital ventricular of the third degree. In this case, the user will on the contrary systematically force the stimulator.
  • a ventricular stimulation will be systematically emitted in synchronism, that is to say simultaneously or almost simultaneously, with each detection perceived by the ventricular channel.
  • the pacemaker is then programmed in addition to the initial inhibited mode, in XXT mode, for example WT or AAT, which has the advantage of stimulating the patient's heart more effectively than a simple excitation in mode
  • the energy expenditure generated by the systematic emission of the stimulation is maximum but one could not in any case get rid of it since the patients are completely dependent.
  • the user can finally choose the third operating configuration of the stimulator corresponding to the invention.
  • a ventricular detection counter (D) incremented by the ventricular elementary detections and - an elementary stimulation counter (S) incremented by the ventricular elementary stimuli appearing in a cycle at the end of an escape period in the absence of ventricular detection in this cycle.
  • S elementary stimulation counter
  • S, D, S ', D', X, Y, Z are programmable in number to values completely independent of each other (except for X and Y between them).
  • the inventor has moreover been able to observe that the normal functioning of the stimulator according to the invention is more efficient when S 'is greater than S, D' greater than D and Z greater than X.
  • this hysteresis does however allow disengagement only when the number of cycles with elementary detections is very much greater than the number of cycles with elementary stimulations, which makes it possible to establish that the detections of the cycles (programmable) before disengagement are indeed due to ventricular intracardiac signals.
  • the number of average W cycles in each counter can be programmed independently by counter.
  • D will moreover advantageously be at least of the order of 10 to around 100, with a minimum of 1000 to
  • the upper line (first line) of each strip in Figure 3 indicates the elementary detections (peaks and figures located above the line) and the elementary stimulations (peaks and figures located below the line).
  • the second line when it is present (dashed line) indicates that the automation counter is waiting for an event for the number n of cycles.
  • the third and fourth lines correspond to the state of the synchronous WT transmissions, the fourth line (0) indicating the disengaged state, and the third line (1) the engaged or emission state.
  • the stimulator operating in initial mode this stimulates in 80 (1, 2, 3), when the three failures appear (absence of elementary detection) in 23, 24 and 25, then the stimulator again detecting immediately, it stops the stimulations while jointly monitoring for 25 cycles (broken line ending in 82).
  • the 6/25 ratio (in sliding counting) becomes> 20% over the monitoring period of 25 cycles.
  • the WT mode is then engaged (offset 87 in the figure).
  • the stimulator then systematically emits stimulation in synchronism, whether or not there is (see for example in 88) absence of detection.
  • the WT stimulation stops • (offset 90).
  • the device 92 of FIG. 4 comprises known means programmed to comply with the method according to the invention and can for example be a stimulator of the brand DASH, manufactured by the American company Intermedics, for example the stimulator sold under the reference 291-03 , arranged according to the invention.
  • the stimulator 92 comprises a housing 94, a terminal 96 for connection of a terminal electrode (not shown), for example for detection ventricular, and a terminal 98 for connection of a ring electrode, for example also ventricular, of stimulation.
  • the stimulator comprises a programmable control circuit 100, constituted by a microprocessor, an input 102 of which is connected via an amplifier 104 to the detection electrode.
  • the microprocessor is arranged to emit stimuli via a network frequency limiter 106, for example connected to a controller 108 itself connected to an RC oscillator 110.
  • the limiter 106 drives a voltage multiplier 112 connected to two output switches 114 respectively connected to the connection terminals of the annexed electrode (not shown) and to the housing 94.
  • the circuit 100 is connected to a flexible reed switch 116, to a quartz oscillator 118, to a register 120 for storing data for diagnosis, and to a circuit 122 for programming and data transmission provided with an antenna 124 for programming and retrieving data in situ.
  • the circuit 100 further comprises, in a manner known per se, programmable control means for controlling, without limitation, detection and stimulation according to any one of the following modes: WT , WIR, AAI, AAIR, WT, AAT, AATR, VOO, 000.
  • the circuit 100 comprises means for counting 126 the number (D) of elementary signal detections on the ventricular or atrial probe and counting 128 for the number (S ) of elementary ventricular or atrial stimulations carried out, during a first determined number n of cycles initiated from a first elementary stimulation (SI), means 130 for comparing the D / S ratio with a first determined threshold value (X) and control means 132 for replacing the initial stimulation mode with the WT stimulation mode when the ratio D / S drops below said first threshold value and returns to the initial mode when the ratio D '/ S' of the number (D ') of elementary detected signals via the ventricular probe to the number (S') of elementary ventricular stimulations performed, during a second determined number n of cycles initiated from the transition to WT or AAT mode, passes above a second determined threshold value (Z).
  • the method according to the invention is applicable to all known or future cardiac stimulation modes and in particular to WI, WIR, DDD, DDDR, DDI, DDIR, VDD, VDDR, DVI, DVIR modes, to which are therefore combined one or more modes of the XXT type.
  • the stimulation according to the invention can also be applied to stimulation in a room different from the detection chamber, for example: AAI which becomes AAI + WT or AAIR which becomes AAIR + WT or WTR.
  • the invention can also be applied simultaneously in several rooms (different cavities) for example:
  • the invention therefore allows effective protection while minimizing the energy costs.
  • the invention can also be applied to the case of multicavity stimulation called "right heart left heart” or three or four cavities.
  • Stimulation according to the invention also finds and among other applications in antitachycardia stimulation where it is sometimes preferable to maintain stimulation at a moderate pace rather than to inhibit the stimulation because a too low rhythm sometimes risks initiating a tachyarrhythmia. In this case, inhibition of stimulation is strongly discouraged.

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Abstract

La présente invention concerne un procédé et un dispositif de commande d'un stimulateur cardiaque comprenant un générateur d'impulsions programmable en stimulation et en détection unipolaire ou bipolaire selon un mode initial différent du mode XXT. Chaque fois qu'une première valeur représentative du nombre de détections élémentaires (D) de signaux sur la sonde comparé au nombre de stimulations élémentaires (S) passe une première valeur seuil déterminée (X), on passe automatiquement en mode XXT et on revient au mode initial lorsqu'une seconde valeur représentative du nombre de détections élémentaires (D') de signaux sur la sonde comparé au nombre de stimulations élémentaires (S') passe une seconde valeur seuil déterminée (Z).

Description

PROCEDE ET DISPOSITIF DE STIMULATION CARDIAQUE EN PRESENCE D'INTERFERENCES ELECTROMAGNETIQUES
La présente invention concerne un procédé de commande d'un stimulateur cardiaque comprenant un générateur d'impulsions programmable en stimulation et en détection unipolaire ou bipolaire.
Elle concerne également un dispositif de stimulation mettant en oeuvre un tel procédé. L'invention trouve une application particulièrement importante bien que non exclusive dans le domaine des stimulateurs dont la stimulation peut être inhibée, soumis à des interférences électromagnétiques extra¬ corporelles de faible intensité, comme par exemple -celles générées par un téléphone portable, un écran d'ordinateur ou une clôture électrique utilisée en agriculture.
L'invention est également applicable en présence de champs de forte intensité comme ceux par exemple générés par les hauts fourneaux, par les générateurs de stimulation musculaire, les détecteurs d'objets métalliques ou les traitements par rayonnements ionisants .
Elle est encore applicable en cas de risque d'inhibition du fait d'activités musculaires extra¬ cardiaques générant des interférences électromagnétiques, telles que des mouvements musculaires soutenus, continus ou répétitifs (gonfler une roue de vélo avec une pompe à main par exemple) , de mouvements du bras, etc.
Le problème des interférences évoquées ci-dessus, susceptibles d'inhiber l'émission de la stimulation ventriculaire du stimulateur à un moment où justement le coeur aurait le besoin d'être stimulé, est un problème connu. Plusieurs méthodes ou procédés ont été développés par le passé pour tenter de résoudre ce problème.
Aucune solution réellement satisfaisante n'a cependant pu être apportée. On connaît ainsi un procédé consistant à effectuer une stimulation asynchrone à la fréquence programmée du stimulateur tant que celui-ci perçoit un signal dont la fréquence est supérieure à une valeur seuil égale à quelques Hertz, par exemple 5 Hertz ou 7 Hertz. Un tel procédé présente 1 ' inconvénient de laisser passer les fréquences musculaires ou électromagnétiques inférieures à la valeur seuil, qui vont donc être interprétées de façon erronée comme un signal intracardiaque inhibant le stimulateur. On peut également effectuer un filtrage des signaux en prévoyant une bande passante des circuits de détection agencée pour amplifier les signaux intracardiaques et rejeter les interférences d'origine extra-cardiaques. Un tel filtrage demande de prévoir une bande passante du circuit d'amplification suffisamment large pour détecter à coup sûr les signaux intracardiaques, les formes d'ondes pouvant varier considérablement d'un patient à l'autre. Les interférences extra-cardiaques peuvent de ce fait être inclues dans cette bande passante et risquent donc, ici encore, d'être interprétées de façon erronée comme un signal intracardiaque susceptible d'inhiber la sortie ventriculaire du stimulateur. L'utilisation de sondes bipolaires, c'est à dire avec un stimulateur acceptant la programmation d'une configuration bipolaire, a pu également être préconisée, car elle favorise le rejet des signaux extra-cardiaques . L'immunité totale aux interférences n'est cependant pas possible avec de telles sondes. Certaines interférences extra-cardiaques sont en effet tout de même détectées, ce qui va donc ici encore inhiber la sortie ventriculaire du stimulateur.
La programmation d'une faible sensibilité permet également d'éviter la détection de signaux extra¬ cardiaques .
Mais d'une part, elle ne permet pas d'éliminer totalement le risque de détections extra-cardiaques et d'autre part, une programmation à une trop faible sensibilité (valeur seuil trop élevée) risque de ne pas permettre la détection des signaux intracardiaques propres au patient, dus à une Onde R ou une Extrasystole ventriculaire (ESV) notamment.
Dans ce cas, les défauts de détection peuvent induire une stimulation à rythme fixe, celle-ci pouvant alors entraîner des tachyarythmies.
Pour s'affranchir de tout risque d'inhibition intempestive, on peut bien entendu choisir de fonctionner en permanence en mode WT ou AAT.
Rappelons ici qu'il a été mis au point un code générique dit NBG par la North American Society of Pacing and Electrophysiology et par le British Pacing and Electrophysiology Group, afin de distinguer les différents types de stimulateurs cardiaques (Bernstein, A.D., et al. : The NASPE/BPEG generic pacemaker code for antibradyarrhythmia and adaptive-rate pacing and antitachyarrhythmia devices . PACE, 10:794, 1987) . Ce code, connu de l'homme du métier est donc utilisé dans le cadre de la présente invention, sans qu'il soit nécessaire d'y apporter plus d'explication.
Dans le mode WT, le stimulateur émet une impulsion de stimulation en synchronisation avec les événements détectés d'une fréquence égale ou supérieure à la fréquence de base programmée mais inférieure à la fréquence maximale de stimulation éventuellement programmable.
L'inhibition en réponse à des détections quelles qu'elles soient est ainsi totalement éliminée, la stimulation à une fréquence inférieure à la fréquence de base programmée étant impossible.
La stimulation WT présente cependant un inconvénient important. Elle implique en effet une dépense systématique de l'énergie nécessaire à une stimulation ventriculaire même chez les patients n'ayant pas une dépendance ventriculaire complète.
Le coût énergétique de cette stimulation forcée systématique étant prohibitif, ce mode de fonctionnement est donc a priori écarté par l'homme du métier sauf dans le cas d'une dépendance complète.
La présente invention vise à fournir un procédé et un dispositif de stimulation répondant mieux que ceux antérieurement connus aux exigences de la pratique, notamment en ce qu'elle permet de pallier les inconvénients de l'art antérieur, en ce qu'elle est compatible avec les modes de protection existants et en ce qu'elle présente une grande fiabilité, pour un coût faible.
Pour ce faire, l'invention part entre autre de l'idée de combiner le mode d'excitation forcé WT ou AAT ou encore plus généralement XXT, c'est à dire entraînant l'émission d'une stimulation cardiaque systématique, avec les autres modes de stimulation existants autorisant l'inhibition, et ce notamment dans le cas où le porteur du stimulateur entre dans une situation ou un environnement à risque. Par mode XXT, on entend tout mode non inhibé, à savoir notamment les modes WT, AAT ou DDT et leurs dérivés (WTR, AATR, VDT, ADT, VAT, VDTR, ADTR, etc.) . Avec l'invention, il est donc maintenant parfaitement possible de se protéger des interférences de périodicité comprise entre de l'ordre de 250 ms et de l'ordre de 2 s tout en améliorant la bande passante des circuits de détection.
Il n'est plus indispensable de programmer une sensibilité ventriculaire faible (valeur seuil élevée) , la programmation à une sensibilité plus élevée (valeur seuil basse) permettant de détecter de façon très fiable les ESV dont l'axe électrique est perpendiculaire à l'axe électrique de la sonde ventriculaire et/ou dont l'amplitude est microvoltée, tout en étant protégé des interférences extra¬ cardiaques.
Ce type de détection sans risque d'inhibition par des signaux extra-cardiaques n'était pas possible systématiquement dans l'art antérieur.
Dans ce but 1 ' invention propose notamment un procédé de commande d'un stimulateur cardiaque comprenant un générateur d'impulsions muni d'au moins une sonde ventriculaire et/ou auriculaire et programmé en stimulation et en détection selon un mode dit initial de type quelconque différent d'un mode XXT, caractérisé en ce que on passe automatiquement en mode XXT chaque fois qu'une première valeur représentative du nombre de détections élémentaires (D) de signaux sur la sonde comparé au nombre de stimulations élémentaires (S) passe une première valeur seuil déterminée (X) , et on revient au mode initial lorsqu'une seconde valeur représentative du nombre de détections élémentaires (D') de signaux sur la sonde comparé au nombre de stimulations élémentaires (S1) passe une seconde valeur seuil déterminée (Z) .
Par détection ou signal détecté élémentaire, on entend une détection effectuée avant la fin de la période d'échappement (PE) .
Par stimulation élémentaire, on entend une stimulation survenue naturellement pendant la période d'échappement ou à la fin de la période d'échappement en l'absence de détection élémentaire, dans ce dernier cas en fonction du mode initial qui impose une fréquence minimale au coeur.
Par stimulation déclenchée, on entend une stimulation générée en mode XXT selon l'invention.
Dans des modes de réalisation avantageux, on a de plus recours à l'une et/ou à l'autre des dispositions suivantes : le mode dans lequel on passe est le mode WT ou WTR ; on détecte sur une sonde auriculaire (mode VDT) ce qui va permettre de mieux différencier les parasites.; l'émission de la stimulation en mode XXT s'effectue en synchronisme avec la détection élémentaire, c'est à dire simultanément ou quasi simultanément ; la première valeur représentative est le rapport D/S du nombre (D) de signaux détectés élémentaires via une sonde ventriculaire divisé par le nombre (S) de stimulations élémentaires ventriculaires effectuées, pendant un premier nombre n de cycles déterminé initié à partir d'une première stimulation élémentaire (SI) , le mode WT ou WTR étant adopté lorsque l'on passe en dessous de ladite première valeur seuil (X) , et la seconde valeur représentative est le rapport
D'/S' du nombre (D') de signaux détectés élémentaires via la sonde ventriculaire divisé par le nombre (S1) de stimulations élémentaires ventriculaires effectuées, pendant un second nombre n' de cycles déterminé initié à partir du passage en mode WT ou WTR, le mode initial étant repris lorsque l'on passe au dessus de ladite seconde valeur seuil (Z) ; - S' > S et/ou D' > D ; - Z> X ;
II1 est supérieur à de l'ordre de 10 n ; on effectue un calcul d'hystérésis pour du retour en mode initial, le nombre de cycles comptés pour temporiser cet hystérésis étant supérieur à 1000 ; lorsqu'on détecte une interférence d'une fréquence supérieure à une valeur de fréquence seuil dite de bruit, on passe de plus automatiquement en mode XXT, le retour en mode initial s ' effectuant en comptant à - partir de la disparition dudit bruit.
Dans un mode de réalisation avantageux, dans le cas d'un dispositif à deux chambres, le mode initial étant DDI, DDD, DVI ou VDD, et par exemple pour certains types de patients, on superpose en permanence et en synchronisme avec une détection élémentaire un mode de stimulation du type VMT avec M de type quelconque, c'est à dire pouvant être égal à V, A ou D.
Dans ce cas on ne peut jamais inhiber la stimulation ventriculaire sauf, par exemple cas particuliers d'une extrasystole ventriculaire survenant pendant la période réfractaire relative (PRR) définie ci-après, et ce pendant un cycle.
Une telle disposition permet un fonctionnement hémodynamique et/ou électro-physiologique du coeur particulièrement optimisé, ménageant ainsi le coeur du patient .
Ainsi, et par exemple, lorqu'on a une détection auriculaire survenant avant la fin de la période d'échappement auriculaire (PEAA) , on inhibe la stimulation auriculaire suivante. La détection auriculaire initie alors un délai auriculo-ventriculaire (DAV ou délai AV) .
Si pendant ce délai AV aucune détection ventriculaire n'intervient on stimule donc le ventricule à la fin du délai AV.
Si pendant ce délai AV on détecte un événement élémentaire par le canal ventriculaire (intra ou extra¬ cardiaque) alors on stimule le ventricule en synchronisation avec cette détection ventriculaire. L'invention propose également un dispositif de stimulation cardiaque comprenant un générateur d'impulsions muni d'au moins une sonde ventriculaire et/ou auriculaire et programmé en stimulation et en détection selon un mode de type quelconque différent du mode XXT, caractérisé en ce que il comporte : des moyens de comptage du nombre (D) de détections élémentaires de signaux sur la sonde ventriculaire ou auriculaire et de comptage du nombre (S) de stimulations élémentaires ventriculaires ou auriculaires effectuées, pendant un premier nombre n de cycles déterminé initié à partir d'une première stimulation élémentaire (SI) , des moyens de comparaison du rapport D/S avec une première valeur seuil déterminée (X) , - des moyens de commande pour substituer au mode de stimulation initial le mode de stimulation XXT lorsque le rapport D/S descend en dessous de ladite première valeur seuil et pour revenir au mode initial lorsque le rapport D'/S' du nombre (D1) de signaux détectés élémentaires via la sonde ventriculaire ou auriculaire sur le nombre (S') de stimulations élémentaires ventriculaires ou auriculaires effectuées, pendant un second nombre n' de cycles déterminé initié à partir du passage en mode XXT, passe au dessus d'une seconde valeur seuil déterminée (Z) . Avantageusement, les moyens de stimulation sont agencés pour que le mode XXT soit le mode WT ou WTR, VDT ou VDTR.
Dans un mode de réalisation avantageux, S'> S et D'>D.
Avantageusement, Z> X.
Dans un mode de réalisation avantageux, n' est supérieur à de l'ordre de 10 n.
Avantageusement le dispositif comporte des moyens de calcul d'hystérésis lors du retour en mode initial, le nombre de cycles comptés pour temporiser cet hystérésis étant supérieur à 1000.
Egalement avantageusement le dispositif comporte de plus des moyens de détection des interférences d'une fréquence supérieure à une valeur seuil de bruit, et des moyens pour passer automatiquement en mode XXT lorsqu'une telle détection est réalisée, le retour en mode initial s'effectuant en comptant à partir de la disparition du bruit. Avantageusement l'invention propose également un dispositif de stimulation à deux chambres comprenant des moyens de stimulation en mode inhibé de type quelconque à savoir DDI, DDD, DVI ou VDD, caractérisé en ce qu'il comporte de plus des moyens de stimulation en mode VMT, avec M pouvant être V, A ou D, agencés pour émettre systématiquement une stimulation ventriculaire en synchronisme avec une détection d'un événement élémentaire par le canal ventriculaire.
L'invention sera mieux comprise à la lecture de la description qui suit de modes de réalisation donnés à titre d'exemples non limitatifs.
La description se réfère aux dessins qui 1 ' accompagnent dans lesquels : La figure 1 est un schéma montrant un stimulateur cardiaque selon un mode de réalisation de 1 ' invention implanté dans le corps d'un patient.
La figure 2 est un schéma représentatif des signaux cardiaques montrant la synchronisation d'un mode de fonctionnement initial DDD ou DDDR avec le mode WT ou WTR, selon un mode de réalisation de l'invention.
La figure 3 est un schéma illustrant un exemple de fonctionnement du procédé selon un mode de réalisation de l'invention plus particulièrement décrit ici.
La figure 4 est un schéma bloc d'un dispositif mono¬ chambre selon un mode de réalisation de l'invention.
La figure 1 montre un stimulateur cardiaque 1 implanté dans le corps 2 d'un patient 3. Le stimulateur comporte un boîtier 4 inerte biologiquement et scellé hermétiquement .
Le boîtier 4 contient les circuits électroniques 5 de fonctionnement, programmé, et une pile d'alimentation en énergie 6. Le stimulateur 1 est muni d'au moins une sonde ventriculaire 7 raccordée électroniquement au boîtier.
La sonde 7 est implantée sur le muscle cardiaque ou pénètre dans le coeur 8 du patient via la veine 9 et comprend une extrémité distale 10 qui inclut une ou plusieurs électrodes conductrices pour détecter les signaux cardiaques électriques et/ou pour délivrer des stimuli au coeur 8.
Dans le mode de réalisation de l'invention plus particulièrement décrit ici, le stimulateur comprend donc au moins une sonde dont l'extrémité distale 10 est implantée dans un ventricule 11 du coeur 8.
On va maintenant décrire un mode de réalisation de fonctionnement de l'invention en référence à la figure 2. Sur cette figure et dans le texte qui va suivre, les légendes et/ou abréviations suivantes ont été utilisées :
SA : Stimulation Auriculaire.
SV : Stimulation Ventriculaire. dA : détection Auriculaire. dV : détection Ventriculaire.
Intervalle AA : c'est l'intervalle séparant deux détections auriculaires successives. PE : Période d'échappement. La PE est un intervalle de temps initialisé par un événement réciproque de la fréquence minimale de stimulation imposée au coeur par le stimulateur.
La PE correspond au temps à la fin duquel il faut obligatoirement stimuler.
Il existe plusieurs périodes d'échappement dont la PEAA ci-après définie.
PEAA : période d'échappement auriculaire. La PEAA est un intervalle de temps initialisé par un événement auriculaire réciproque de la fréquence minimale de stimulation imposée au coeur par le stimulateur. La
PEAA correspond au temps à la fin duquel il faut stimuler l'oreillette si la dépolarisation de celle-ci ou si une ESV n'est pas détectée. Par exemple pour 70 battements par minute :
60000 ms
PEAA = = 857 ms
70
Délai AV ou DAV : Délai auriculo-ventriculaire. Le DAV est un intervalle de temps initialisé en même temps qu'un intervalle AA. Il correspond à une période ici encore exprimée en ms entre un événement auriculaire (détection ou stimulation) et la stimulation ventriculaire suivant cet événement auriculaire en l'absence d'un événement détecté par le canal ventriculaire pendant ce délai AV. Pendant cette période, le canal auriculaire est insensible aux détections .
ESV : Extrasystole Ventriculaire. Du point de vue du stimulateur, c'est une détection ventriculaire isolée (c'est à dire en dehors d'un DAV) .
PRAPV : Période réfractaire auriculaire post ventriculaire. La PRAPV est un intervalle de temps exprimé en ms, initialisee par un événement ventriculaire (stimulation ou détection) . C'est une période pendant laquelle le canal auriculaire est insensible aux détections.
PRAT : Période réfractaire auriculaire totale. C'est un intervalle de temps égal à la somme des intervalles DAV et PRAPV. * . PRV : Période réfractaire ventriculaire. C'est un intervalle de temps (en ms) initialisé par un événement ventriculaire, durant lequel le canal ventriculaire est insensible aux détections.
Intervalle VA : Il correspond à une période (en ms) initialisee par une détection d'ESV et déterminant l'apparition de la prochaine stimulation auriculaire.
L'intervalle VA est égal à l'intervalle AA moins l'intervalle DAV.
Période de bruit (time noise en terminologie anglo- saxonne) : Il s'agit d'une période (en ms) initialisee par une détection sur un canal Auriculaire (A) ou Ventriculaire (V) .
Elle dure habituellement de l'ordre de 125 à 200 ms.
Si une seconde détection survient dans cette période de bruit, celle-ci est réinitialisée en prolongeant la période réfractaire du canal dans lequel se produit cette détection de bruit (PRAPV si détection dans l'oreillette, PRV si détection dans le ventricule) .
IFMS : Intervalle de fréquence maximale de stimulation. C'est une valeur proportionnelle à l'inverse de la fréquence maximale programmée (FMP) pour le patient.
PRR (SP) : Période réfractaire relative, mise en oeuvre selon l'invention. Il s'agit de la période complémentaire de la PRAPV et de la PRV permettant d'annuler la détection du canal considéré en attendant la fin de l'IFMS.
Dans les modes de réalisation de l'invention plus particulièrement décrits ici, durant la PRR (SP) , la période de bruit est active.
De plus, si une détection ESV survient durant la PRR (SP) , le stimulateur inhibe sa sortie ventriculaire jusqu'au prochain événement ventriculaire où il est obligé de renforcer la détection ventriculaire par une stimulation déclenchée selon l'invention (SP) , même en cas d'ESV.
On va maintenant détailler les cycles cardiaques 1 à
6 de la figure 2, dans un premier temps en l'absence d'interférences ou parasites et dans un deuxième temps en présence de telles interférences, pour illustrer
1 ' invention.
Sur la figure 2, un événement stimulé est représenté par une barre verticale en trait plein et un événement détecté par une barre verticale en trait interrompu. Le cycle 1 montre un événement de stimulation auriculaire (SA) suivi d'une stimulation ventriculaire
(SV) .
Un tel cycle est effectué avec un stimulateur programmé selon un mode de type DDD ou DDDR, lorsqu'aucun événement n'est détecté dans aucune cavité pendant l'intervalle AA.
Si c'est le cas, le générateur d'impulsions fournit une impulsion de sortie auriculaire (SA) .
Cette stimulation auriculaire déclenche alors un intervalle AA (référencé 20 sur la figure 2) ainsi qu'un délai AV (référencé 22 sur la figure 2) pendant lequel la détection n'est possible que dans le ventricule.
Dans le mode de réalisation de l'invention plus particulièrement décrit ici, chaque stimulation auriculaire amorce également un délai AV (DAV) non physiologique ainsi qu'une brève période d'occultation ventriculaire suivie d'une fenêtre de détection de diaphonie, pour prévenir des conséquences dues au phénomène de diaphonie.
Cette protection contre la diaphonie qui est connue, n'interfère aucunement avec l'invention.
Si aucun événement n'est détecté dans le ventricule à la fin 24 du délai AV 22, une impulsion de sortie 26 est fournie au ventricule. Celle-ci déclenche une période réfractaire auriculaire post-ventriculaire
(PRAPV) 28, une période réfractaire ventriculaire (PRV)
30 et un intervalle de fréquence maximale de stimulation (IFMS) 32. Selon l'invention, les périodes réfractaires auriculaires (PRAPV) et ventriculaires (PRV) sont prolongées jusqu'à la fin de l'IFMS.
Ceci permet d'éviter une inhibition par des détections survenant pendant l'IFMS. Cette prolongation s'effectue à l'aide d'une période réfractaire relative (PRR) 34.
Si une détection ventriculaire isolée (ESV) apparaît dans une (PRR) (voir ci-après la description du cycle
5) , l'intervalle VA est alors réinitialisé une seule fois sans émission d'une stimulation ventriculaire
Synchrone de 1 'ESV.
Le stimulateur aura alors l'obligation d'émettre une stimulation ventriculaire (SV) au cycle suivant. Le cycle 2 montre un événement de stimulation auriculaire suivie d'une détection ventriculaire (SA/dV) .
Comme on l'a vu, si aucun événement n'est détecté pendant l'intervalle AA du cycle 1, une impulsion de sortie 36 est fournie à l'oreillette (SA) .
Celle-ci initie l'intervalle AA, le DAV, le délai AV non physiologique et, par exemple, la période d'occultation ventriculaire suivie d'une fenêtre de détection de la diaphonie
Deux possibilités sont alors envisageables :
Une détection ventriculaire (dV) 40 dans les limites du délai AV, mais hors de la fenêtre de détection de la diaphonie, est effectuée. Celle-ci entraîne selon l'invention une impulsion 38 de sortie, synchrone de la détection (dV) .
Une détection ventriculaire (dV) dans les limites du DAV mais dans la fenêtre de détection de la diaphonie.
Dans ce cas, elle est suivie par l'envoi au ventricule d'une impulsion de sortie (non représentée) à la fin du délai AV non physiologique.
Dans les deux cas et selon l'invention, la stimulation ventriculaire (détection d'un événement ventriculaire réel ou d'un parasite ou d'une diaphonie) déclenche : une période réfractaire auriculaire Post- Ventriculaire (PRAPV) 28 suivie d'une période réfractaire relative (PRR.SP) 34, une période réfractaire ventriculaire (PRV) suivie d'une période réfractaire relative (PRR.SP) , et un intervalle de fréquence maximale de stimulation (IFMS) .
Si la PRAPV est déclenchée avant la fin du DAV programmé, la période réfractaire auriculaire totale (PRAT) sera alors raccourcie d'une durée égale à la différence entre le DAV programmé et le DAV réel .
Sur la figure 2, on a représenté en 31 la symbolisation utilisée pour indiquer la valeur réelle 33 et la valeur programmée 35.
Le cycle 3 décrit quant-à lui un événement de détection auriculaire suivi d'une stimulation ventriculaire (dA/SV) .
Une détection auriculaire (dA) pendant la portion de l'intervalle AA consécutive à la période réfractaire auriculaire, inhibe l'impulsion de sortie auriculaire suivante puis déclenche un nouvel intervalle AA 42 et un DAV 44.
Si aucun événement ventriculaire n'est détecté lors du DAV, une impulsion de sortie 46 est alors fournie au ventricule (SV) à la fin du DAV.
Par ailleurs, si l'intervalle de fréquence maximale de stimulation (IFMS) n'est pas entièrement écoulé à la fin du DAV programmé, le DAV est effectivement prolongé jusqu'à la fin de l'intervalle de fréquence maximale de stimulation (IFMS) .
La combinaison (Evénement de détection auriculaire suivi, après un DAV, d'une stimulation ventriculaire) est appelée synchronisation. L'événement de stimulation ventriculaire déclenche ensuite une PRAPV 48 suivie d'une PRR.SP 50, une PRV 52 suivie d'une PRR.SP 54 et un IFMS 56.
Le cycle 4 montre un événement de détection auriculaire suivi d'une détection ventriculaire (dA/dV) .
Un événement de détection auriculaire (dA) détecté dans 1 ' intervalle AA inhibe 1 ' impulsion de sortie auriculaire et déclenche un nouvel intervalle AA et un
DAV. Une détection ventriculaire (dV) pendant le DAV déclenche une stimulation ventriculaire synchrone 58 de la détection ventriculaire (dV) et comme dans le cas ci-dessus, déclenche une PRAPV 60 suivie d'une PRR.SP 62, une PRV 64 suivie d'une PRR.SP 66 et un intervalle de fréquence maximale de stimulation (IFMS) 68. Le cycle 5 montre le déroulement d'un cycle en présence d'une synchronisation DDD + WT selon un mode de réalisation de l'invention en cas d'extrasystole ventriculaire (ESV) .
Dans le cas d'une détection ventriculaire 70 non précédée d'un événement auriculaire, détection ou stimulation (une détection ventriculaire isolée -en dehors d'un DAV- est interprétée comme étant une extrasystole ventriculaire ou ESV) , cet événement ventriculaire déclenche un intervalle VA 72 (c'est à dire 1 ' intervalle AA moins le DAV) , une PRAPV 74 prolongée par une extension de PRAPV et prolongée par une PRR.SP jusqu'à la fin de l'IFMS, une PRV suivie d'une PRR.SP et un IFMS.
La sortie auriculaire est alors inhibée et la détection ventriculaire (ESV) entraîne une impulsion de stimulation synchrone de la détection ventriculaire (SP) .
Dans le mode de réalisation de l'invention plus particulièrement décrit ici, si une détection ventriculaire isolée (dV.ESV) apparaît dans une PRR, l'intervalle VA est réinitialisé une seule fois sans émission d'une stimulation synchrone de l'ESV. Le stimulateur aura alors l'obligation d'émettre une stimulation ventriculaire au cycle suivant même en présence d'une ESV.
Le cycle 6 est identique au cycle 1.
Si aucun événement n'est détecté dans aucune cavité pendant l'intervalle AA, le générateur d'impulsion émet une stimulation auriculaire (SA) et ainsi de suite. Dans le cas où le stimulateur est en présence d'interférences musculaires ou extra-corporelles, ces interférences sont détectées soit par le canal auriculaire, soit par le canal ventriculaire, soit par les deux.
Dans le cas d'une détection d'un parasite par le canal auriculaire, le stimulateur ne pouvant pas différencier un signal auriculaire d'une interférence, le fonctionnement est celui décrit au cycle 3 ou au cycle 4.
Le DAV est initialisé par la détection via le canal auriculaire (dA) , comme avec un stimulateur dépourvu de l'invention, mais une détection ventriculaire dans le DAV entraînera une stimulation ventriculaire synchrone de la détection ventriculaire (dV) (cycle 4) .
L'absence de détection ventriculaire pendant le DAV entraînera quant-à elle une stimulation ventriculaire à la fin de ce DAV (cycle 3) .
Dans le cas de la détection d'un parasite par le canal ventriculaire, le stimulateur ne pouvant pas différencier un signal intracardiaque ventriculaire d'une interférence, le fonctionnement est celui décrit aux cycles 2, 4 ou 5, la protection contre ce type de parasite étant justement et notamment l'objet de l'invention.
Une stimulation ventriculaire est alors émise en synchronisme avec toute détection ventriculaire sauf dans le cas d'une ESV apparaissant dans une PRR et seulement pour un cycle. Dans le cas de la détection simultanée d'un parasite par les deux canaux, seule la détection ventriculaire est prise en compte et le système fonctionne comme en présence d'une ESV (voir cycle 5) . Le canal ventriculaire émet alors un stimuli en synchronisme avec la détection ventriculaire. On va maintenant décrire le fonctionnement d'un stimulateur selon l'invention en référence à la figure 3.
Rappelons que le principe de l'invention consiste en la combinaison d'un mode XXT avec les modes de stimulation connus ou à venir.
Cette combinaison s'effectue de telle façon que, dans un mode donné, chaque fois qu'une détection parvient sur le circuit d'entrée ventriculaire dans des circonstances déterminées, au lieu d'inhiber l'émission d'une stimulation par le canal ventriculaire, la détection déclenche l'émission d'une stimulation par ce canal ventriculaire.
La stimulation ventriculaire ainsi déclenchée est émise en synchronisme avec la détection par le circuit d'entrée ventriculaire.
Dans un mode de réalisation de l'invention, la combinaison du mode WT avec un autre mode va s'effectuer via l'utilisateur (médecin, cardiologue) suivant trois configurations, à savoir une configuration toujours débrayée, une configuration toujours embrayée et la configuration de l'invention proprement dite.
La première configuration permet par choix personnel, de débrayer le mode de fonctionnement XXT, c'est à dire de ne pas forcer une stimulation ventriculaire en synchronisme avec une détection ventriculaire. Le fonctionnement est alors celui d'un stimulateur ne bénéficiant pas de l'invention. Le stimulateur s'exprime uniquement dans le mode pour lequel il a été programmé initialement.
La deuxième configuration concerne le cas des patients totalement dépendants, munis de stimulateur à deux chambres, qui apparaît fréquemment, notamment chez les jeunes patients atteints d'un bloc auriculo- ventriculaire congénital complet du troisième degré. Dans ce cas, l'utilisateur va au contraire forcer systématiquement le stimulateur.
C'est à dire qu'une stimulation ventriculaire sera systématiquement émise en synchronisme, c'est à dire simultanément ou quasi simultanément, avec chaque détection perçue par le canal ventriculaire.
Le stimulateur est alors programmé en plus du mode initial inhibé, en mode XXT, par exemple WT ou AAT, ce qui présente 1 ' avantage de stimuler le coeur du patient de façon plus efficace qu'une simple excitation en mode
XXT.
La dépense énergétique engendrée par l'émission systématique de la stimulation est maximale mais on ne pourrait de toutes les façons s'en affranchir puisque les patients sont totalement dépendants.
Chez la majorité des patients partiellement ou temporairement dépendants, l'utilisateur peut enfin choisir la troisième configuration de fonctionnement du stimulateur correspondant à l'invention.
Le principe d'activation automatique dans le mode de réalisation de l'invention plus particulièrement décrit ici repose alors sur deux compteurs moyennes en mémoire roulante à horizon glissant, c'est-à-dire des compteurs avec registres à décalage à moyenne glissante, à savoir
- un compteur de détection ventriculaire (D) incrémenté par les détections élémentaires ventriculaires et - un compteur de stimulations élémentaires (S) incrémenté par les stimulations élémentaires ventriculaires apparues dans un cycle à la fin d'une période d'échappement en l'absence de détection ventriculaire dans ce cycle. A chaque cycle, un rapport est effectué entre les deux moyennes des deux compteurs S et D.
Si le pourcentage de détections élémentaires est inférieur à X % programmable (ou inversement si le pourcentage de stimulations élémentaires est supérieur à Y % programmable) alors l'activation automatique est enclenchée et le fonctionnement résultant apparaît à ce moment comme étant celui décrit ci-dessus dans le cas de la deuxième configuration. Après le déclenchement automatique décrit ci-dessus, si le rapport effectué entre les moyennes de deux compteurs S' et D' indique une valeur supérieure à Z % programmable, le mode de fonctionnement XXT, par contre, se débraye automatiquement et le fonctionnement apparent redevient celui décrit ci-dessus dans le cas de la première configuration.
S, D, S', D', X, Y, Z sont programmables en nombre à des valeurs totalement indépendantes les unes des autres (excepté pour X et Y entre eux) . L'inventeur a par ailleurs pu observer que le fonctionnement normal du stimulateur selon l'invention est plus performant lorsque S' est supérieur à S, D' supérieur à D et Z supérieur à X.
Une telle disposition permet d'introduire une hystérésis dans le débrayage du stimulateur.
Avantageusement, cette hystérésis n'autorise cependant le débrayage que lorsque le nombre des cycles avec détections élémentaires est très largement supérieur au nombre de cycles avec stimulations élémentaires, ce qui permet d'établir que les détections des cycles (programmable) avant débrayage sont bien dues à des signaux intracardiaques ventriculaires .
Le nombre de cycles W moyennes dans chaque compteur peut être programmé indépendamment par compteur. Le rapport entre S ' et S ainsi que celui entre D' et
D sera par ailleurs avantageusement au moins de 1 ' ordre de 10 à de l'ordre de 100, avec un minimum de 1000 à
10000 cycles comptés, afin de temporiser suffisamment cette hystérésis.
Sur la figure 3, on a représenté sous forme de bandes (il y en a six à la suite les unes des autres) un schéma de déclenchement de 1 ' invention lorsque le stimulateur est donc mis dans la troisième configuration qui vient d'être décrite.
La ligne supérieure (première ligne) de chaque bande de la figure 3 (ligne continue) indique les détections élémentaires (pics et chiffres situés au dessus de la ligne) et les stimulations élémentaires (pics et chiffres situés en dessous de la ligne) .
La deuxième ligne, lorsqu'elle est présente (ligne en trait interrompu) indique que le compteur d'automatisme est en attente d'événement pendant le nombre n de cycles. Les troisième et quatrième lignes correspondent à l'état des émissions WT synchrone, la quatrième ligne (0) indiquant l'état débrayé, et la troisième ligne (1) l'état embrayé ou d'émission.
Dans 1 ' exemple pris : X % = 80 % (Y % = 20 %) avec n = 25 cycles
Z % = 90 % avec n' = 250 cycles
Le stimulateur fonctionnant en mode initial, celui- ci stimule en 80 (1, 2, 3) , lorsqu' apparaissent les trois défaillances (absence de détection élémentaire) en 23, 24 et 25, puis le stimulateur détectant à nouveau d'emblée, il arrête les stimulations tout en surveillant conjointement pendant 25 cycles (trait interrompu se terminant en 82) .
Comme 3/25 < 20 %, ou encore la valeur 22 (nombre de détections élémentaires) divisée par la valeur 25 (nombre de stimulations élémentaires dont 3 dues au fonctionnement du mode initial) est supérieur à 80 %, il n'enclenche pas le mode WT.
On a représenté ensuite six nouvelles défaillances apparaissant en 84 (4, 5) , puis en 86 (18, 19, 20, 21) .
Le rapport 6/25 (en comptage glissant) devient > 20 % sur la période de surveillance de 25 cycles.
Le mode WT est alors enclenché (décrochement 87 sur la figure) . Le stimulateur émet alors systématiquement une stimulation en synchronisme, qu'il y ait ou non (voir par exemple en 88) absence de détection.
Au bout de 250 cycles, le rapport 3/250 < 10 % ou 247/250 > 90 %, la stimulation WT s'arrête • (décrochement 90) .
On va maintenant décrire un dispositif 92 mono¬ chambre selon un mode de réalisation de l'invention, en référence à la figure 4.
La description d'un dispositif à double chambre utilisable en mode VDI, DDI, DVI ou VDD avec stimulation forcée permanente en synchronisme et/ou correspondant au mode de fonctionnement plus particulièrement décrit ici en référence à la figure 2, est obtenue simplement à partir de celle du dispositif monochambre qui suit en doublant notamment les éléments prévus de détection et de stimulation.
Le dispositif 92 de la figure 4 comprend des moyens connus programmés pour respecter le procédé selon 1 ' invention et peut par exemple être un stimulateur de la marque DASH, fabriqué par la société américaine Intermedics, par exemple le stimulateur commercialisé sous la référence 291-03, agencé selon l'invention.
Plus précisément, le stimulateur 92 comprend un boîtier 94, une borne 96 de connexion d'une électrode terminale (non représentée) , par exemple de détection ventriculaire, et une borne 98 de connexion d'une électrode en anneaux, par exemple également ventriculaire, de stimulation.
Le stimulateur comprend un circuit de commande 100, programmable, constitué par un microprocesseur, dont une entrée 102 est connectée via un amplificateur 104 à l'électrode de détection.
Le microprocesseur est agencé pour émettre des stimuli via un limiteur 106 de fréquence de réseaux, par exemple raccordé à un contrôleur 108 lui-même raccordé à un oscillateur RC 110.
Le limiteur 106 attaque un multiplicateur de tension 112 connecté à deux commutateurs de sortie 114 respectivement raccordés aux bornes de connexion de l'électrode en annexe (non représentée) et au boîtier 94.
De façon connue, le circuit 100 est connecté à un interrupteur à lames souples 116, à un oscillateur à quartz 118, à un registre 120 de stockage de données pour diagnostic, et à un circuit 122 de programmation et de transmission de données muni d'une antenne 124 permettant la programmation et la récupération de données in situ.
Selon le mode de réalisation décrit ici, le circuit 100 comprend de plus, de façon connue en elle-même, des moyens de commande programmable pour commander de façon non limitative, la détection et la stimulation selon l'un quelconque des modes suivants : WT, WIR, AAI, AAIR, WT, AAT, AATR, VOO, 000. Le circuit 100 comprend des moyens de comptage 126 du nombre (D) de détections de signaux élémentaires sur la sonde ventriculaire ou auriculaire et de comptage 128 du nombre (S) de stimulations élémentaires ventriculaires ou auriculaires effectuées, pendant un premier nombre n de cycles déterminé initié à partir d'une première stimulation élémentaire (SI) , des moyens 130 de comparaison du rapport D/S avec une première valeur seuil déterminée (X) et des moyens 132 de commande pour substituer au mode de stimulation initial le mode de stimulation WT lorsque le rapport D/S descend en dessous de ladite première valeur seuil et pour revenir au mode initial lorsque le rapport D'/S' du nombre (D') de signaux détectés élémentaires via la sonde ventriculaire sur le nombre (S') de stimulations élémentaires ventriculaires effectuées, pendant un second nombre n' de cycles déterminé initié à partir du passage en mode WT ou AAT, passe au dessus d'une seconde valeur seuil déterminée (Z) .
Comme indiqué ci-dessus le procédé selon l'invention est applicable à tous les modes de stimulation cardiaque connus ou à venir et notamment aux modes WI, WIR, DDD, DDDR, DDI, DDIR, VDD, VDDR, DVI, DVIR, auxquels sont donc combinés un ou plusieurs modes du type XXT. La stimulation selon l'invention peut aussi s'appliquer à une stimulation dans une chambre différente de la chambre de détection, par exemple : AAI qui devient AAI + WT ou AAIR qui devient AAIR + WT ou WTR. Enfin, l'invention peut aussi s'appliquer simultanément dans plusieurs chambres (cavités différentes) par exemple :
DDD qui devient DDD + AAT (SP) + WT ou DDDR qui devient DDDR + AAT + WT, etc. Contrairement au mode WT systématique qui impose une stimulation à chaque cycle même lorsque le patient n'est pas dépendant de celle-ci, car il présente la plupart du temps un rythme ventriculaire spontané, l'invention permet donc une protection efficace tout en minimisant les dépenses d'énergie. L'invention peut aussi s'appliquer au cas de la stimulation multicavités dite "coeur droit coeur gauche" ou trois ou quatre cavités.
La stimulation selon l'invention trouve également et entre autre des applications dans la stimulation antitachycardique où il est parfois préférable de maintenir une stimulation à un rythme modéré plutôt que d'inhiber la stimulation car un rythme trop bas risque parfois d' initialiser une tachyarythmie. L'inhibition de la stimulation est, dans ce cas, fortement déconseillée.

Claims

REVENDICATIONS
1. Procédé de commande d'un stimulateur cardiaque (1) comprenant un générateur d'impulsions muni d'au moins une sonde (7) ventriculaire et/ou auriculaire et programmé en stimulation et en détection selon un mode dit initial de type quelconque différent du mode XXT, caractérisé en ce que on passe automatiquement en mode XXT chaque fois qu'une première valeur représentative du nombre de détections élémentaires (D) de signaux sur la sonde comparé au nombre de stimulations élémentaires (S) passe une première valeur seuil déterminée (X) , et on revient au mode initial lorsqu'une seconde valeur représentative du nombre de détections élémentaires (D1) de signaux sur la sonde comparé au nombre de stimulations élémentaires (S') passe une seconde valeur seuil déterminée (Z) .
2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'émission de la stimulation en mode XXT s'effectue en synchronisme avec la détection élémentaire.
3. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes caractérisé en ce que le mode dans lequel on passe est le mode WT ou WTR.
4. Procédé selon la revendication 3, caractérisé en ce que on détecte sur une sonde auriculaire.
5. Procédé selon la revendication 3, caractérisé en ce que la première valeur représentative est le rapport D/S du nombre (D) de signaux détectés élémentaires via une sonde ventriculaire divisé par le nombre (S) de stimulations élémentaires ventriculaires effectuées, pendant un premier nombre n de cycles déterminé initié à partir d'une première stimulation élémentaire (SI) , le mode WT ou WTR étant adopté lorsque l'on passe en dessous de ladite première valeur seuil (X) , et en ce que la seconde valeur représentative est le rapport D'/S' du nombre (D') de signaux détectés élémentaires via la sonde ventriculaire divisé par le nombre (S') de stimulations élémentaires ventriculaires effectuées, pendant un second nombre n1 de cycles déterminé initié à partir du passage en mode WT ou WTR, le mode initial étant repris lorsque l'on passe au dessus de ladite seconde valeur seuil (Z) .
6. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que S'> S et/ou D'> D.
7. Procédé selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que Z> X.
8. Procédé selon l'une quelconque des revendications 4 à 6, caractérisé en ce que, n' est supérieur à de l'ordre de 10 n ; et en ce que on effectue un calcul d'hystérésis pour le retour en mode initial, le nombre de cycles comptés pour temporiser cet hystérésis étant supérieur à 1000.
9. Procédé selon 1 'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que, lorsqu'on détecte une interférence d'une fréquence supérieure à une valeur de fréquence seuil dite de bruit, on passe de plus automatiquement en mode XXT, le retour en mode initial s 'effectuant en comptant à partir de la disparition dudit bruit.
10. Dispositif (1, 92) de stimulation cardiaque comprenant un générateur d'impulsions muni d'au moins une sonde ventriculaire et/ou auriculaire et programmé en stimulation et en détection selon un mode de type quelconque différent du mode XXT, caractérisé en ce que il comporte: - des moyens de comptage du nombre (D) de détections élémentaires de signaux sur la sonde ventriculaire ou auriculaire et de comptage du nombre (S) de stimulations élémentaires ventriculaires ou auriculaires effectuées, pendant un premier nombre n de cycles déterminé initié à partir d'une première stimulation élémentaire (SI) ,
- des moyens de comparaison du rapport D/S avec une première valeur seuil déterminée (X) , - des moyens de commande pour substituer au mode de stimulation initial le mode de stimulation XXT lorsque le rapport D/S descend en dessous de ladite première valeur seuil et pour revenir au mode initial lorsque le rapport D'/S' du nombre (D1) de signaux détectés élémentaires via la sonde ventriculaire ou auriculaire sur le nombre (S1) de stimulations élémentaires ventriculaires ou auriculaires effectuées, pendant un second nombre n' de cycles déterminé initié à partir du passage en mode XXT, passe au dessus d'une seconde valeur seuil déterminée (Z) .
11. Dispositif selon la revendication 10, caractérisé en ce que les moyens de stimulation sont agencés pour que le mode XXT soit le mode WT ou WTR, VDT ou VDTR.
12. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 10 et 11, caractérisé en ce que S'> S et D' > D.
13. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 10 à 12, caractérisé en ce que Z> X.
14. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 10 à 13, caractérisé en ce que, n' est supérieur à de l'ordre de 10 n et en ce que il comporte des moyens de calcul d'hystérésis lors du retour en mode initial, le nombre de cycles comptés pour temporiser cet hystérésis étant supérieur à 1000.
15. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 10 à 14, caractérisé en ce que il comporte de plus des moyens de détection des interférences d'une fréquence supérieure à la valeur seuil du bruit, et des moyens pour passer automatiquement en mode XXT lorsqu'une telle détection est réalisée, le retour en mode initial s 'effectuant en comptant à partir de la disparition dudit bruit.
16. Application du procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 9 à la stimulation multicavités.
17. Application du procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 9 à la stimulation antitachycardique.
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