Matériel de stimulation cardiaque

Matériel de stimulation cardiaque

L’impédance du circuit de stimulation cardiaque

Dès l’instant où des électrons circulent à travers un circuit, ces derniers rencontrent une résistance à leur passage. En stimulation cardiaque définitive, l’impédance du circuit est déterminée par une interaction complexe de plusieurs composants [34, 53, 63, 80].Les termes de résistance et d’impédance sont souvent assimilés : ils correspondent néanmoins à des situations différentes. On parle d’impédance en présence de courants alternatifs et de résistance pour les courants continus. L’impédance est une résistance dynamique qui est fonction de la fréquence du signal alternatif.L’impédance du système (figure 3) est généralement décrite comme ayant 5 composantes de base [49, 53], à savoir : l’impédance du conducteur, celle de l’électrode de stimulation (la cathode), le phénomène complexe de polarisation à l’interface électrode tissus, l’impédance des tissus eux-mêmes et enfin celle de l’anode.Les différentes résistances sont placées en séries. La tension aux bornes de la pile sera partagée proportionnellement en fonction de chaque valeur de résistance. Selon la loi d’ohm on aura :U (tension aux bornes du stimulateur) = I x Σ résistances individuelles I étant le courant électrique traversant l’ensemble des éléments contenus dans le circuit.

Impédance du conducteur

Les matériaux utilisés dans la fabrication des conducteurs modernes sont de très bons conducteurs et opposent une résistance minime au passage des électrons. Le courant entre le connecteur et l’électrode ne rencontre pratiquement aucune résistance (5 à 50 Ω) [34, 53, 80]. Cette qualité du conducteur est indispensable afin de délivrer un courant de forte intensité à l’électrode en vue de la dépolarisation à venir. Une résistance élevée du conducteur engendrerait un gaspillage énergétique énorme avec un conducteur qui se comporterait comme un radiateur produisant de la chaleur et qui aurait pour autre conséquence une atténuation marquée du nombre de charges électriques délivrées à la cathode. De la même façon, une fracture du connecteur ou du conducteur, même partielle, provoquera une augmentation considérable de l’impédance rencontrée par le flux des charges électriques. La quantité d’électrons qui atteindront l’électrode sera insuffisante pour permettre la dépolarisation des tissus.

Impédance cathodique

En dépit de la nécessité d’une très faible impédance du conducteur, l’électrode cathodique doit au contraire présenter le caractère opposé afin d’assurer une densité électrique minimum pour autoriser la dépolarisation. Une électrode de petite taille et de grande résistance permet la concentration du courant [34, 53, 72]. Cette densité électrique élevée autorise la dépolarisation des myocytes. Une rupture de sonde effondre l’impédance, la dépolarisation devient alors impossible. Une déplétion rapide de la pile est observée.

Le phénomène de polarisation

La sonde qui transmet les électrons oppose une résistance. Les tissus possèdent eux aussi leur propre résistance, mais les charges ne sont plus de nature électrique mais de nature ionique ; la circulation du courant est due aux mouvements de molécules chargées comme les ions Cl-. Quand le courant atteint l’extrémité de la cathode à l’interface électrodes tissus, on assiste à un transfert d’énergie ohmique en énergie ionique. Ceci met en jeu une réaction chimique intense. Le résultat de cette réaction est une fuite des charges négatives derrière un alignement de particules chargées positivement qui sont, quant à elles, attirées par cette émergence d’électrons en partie terminale de l’électrode. La cathode chargée négativement par les électrons voit donc son environnement se peupler d’ions positifs [34, 49, 63], euxmêmes recouverts d’ions négatifs. Cette couche ionique agit comme une capacité s’opposant au transfert de charge à partir de l’électrode. Cet effet capacitif augmente au cours du temps tant que la stimulation est appliquée puis, diminue lentement à son arrêt en raison de la dissipation des ions positifs et du retour de l’état de neutralité électrique à l’interface électrode tissus.Ce phénomène de polarisation (figure 4) explique le changement d’impédance qui s’opère durant la délivrance du stimulus.La tension qui vient s’appliquer réellement au myocarde diminue au cours de l’impulsion délivrée : cette perte d’énergie participe pour une part non négligeable à la déplétion de la pile. La durée d’impulsion programmée doit être la plus courte possible. Cette polarisation électrochimique est d’autant plus grande que la surface géométrique de l’électrode est réduite.Extrémité cathodique Interface Electrode Tissus Myocarde Figure 4 : Le phénomène de polarisation, d’après Kusumoto et Goldschlager .
Cet effet de polarisation joue un rôle extrêmement important sur les performances électriques de la sonde, en particulier concernant les pertes énergétiques, à l’interface électrode-tissus.

Impédance tissulaire

Après avoir quitté la région cathodique, le courant rejoint l’anode en circulant à travers les tissus. C’est la résistance de l’ensemble des tissus compris entre la cathode et l’anode qui est en jeu. Dans le système bipolaire (cf. 1.2.4.3.) où l’anode est un anneau localisé dans le ventricule et situé quelques centimètres au dessus de la cathode, l’impédance tissulaire est représentée par les cellules myocardiques, ses composants extracellulaire et ses fluides. Dans les systèmes unipolaires où l’anode est alors constituée par une plaque située dans le boîtier de stimulation, l’ensemble des tissus, cardiaques ou non, compris entre ces deux pôles contribueront à l’impédance du système.Dans les deux cas, la majorité des tissus en question possèdent une teneur en eau et en électrolytes très élevée rendant l’impédance des deux systèmes similaire.

Impédance anodique

La surface géométrique de l’anode est large afin de minimiser la résistance opposée au flux électrique. L’impédance de l’anode participe ainsi de façon négligeable à l’impédance de l’ensemble du système.

Table des matières

Introduction
Historique de la stimulation cardiaque
I – Les différents types de Pacemakers
1. description du matériel de stimulation cardiaque
1.1. Conception générale d’un pacemaker
1.2. La longévité d’un pacemaker
1.2.1. Les sources d’énergie utilisées
1.2.2.Objectifs poursuivis dans l’effort de longévité des pacemakers
1.2.3. L’impédance du circuit de stimulation cardiaque
1.2.3.1. Impédance du conducteu
1.2.3.2. Impédance cathodique
1.2.3.3. Le phénomène de polarisation
1.2.3.4. Impédance tissulaire
1.2.3.5. Impédance anodique
1.3. Composition d’un pacemaker
1.3.1. Le boîtier de stimulation
1.3.2. Le connecteur
1.3.3. Le conducteur
1.3.4. L’isolant
1.3.5. L’électrode
1.3.5.1. Mouvements ioniques et dépolarisation engendrée par l’électrode
1.3.5.2. Qualité de l’électrode et conséquences
Différents types de pacemakers : utilisation en Médecine Vétérinaire L.F.
A. Taille et seuil de stimulation
B. Porosité et phénomène de polarisation
C. Morphologie de l’électrode
D. Composition de l’électrode
E. Interface électrode-tissu et minimisation de la réaction inflammatoire qui accompagne l’implantation
1.3.5.3. La fixation de l’électrode à l’endocarde
A. Les sondes à fixation passive
B. Les sondes à fixation active
1.3.5.4. Les sondes bipolaires ou unipolaires
1.4. La programmation des pacemakers et la télémétrie
2. Fonctionnement des pacemakers
2.1. La nomenclature international
2.2. Les différents types de pacemakers
2.2.1. Les pacemakers monochambre
2.2.1.1. Le mode SSI
A. Le mode VVI B. Le mode AAI
2.2.1.2. Le mode asynchrone S00
2.2.1.3. Les paramètres programmables des pacemakers monochambre
A. L’énergie de stimulation
a- le seuil de stimulation
b- les facteurs influençant le seuil de stimulation
B. La sensibilité
a- la sousdétection
b- la surdétection
c- le spectre de fréquence
d- la pente tension durée ou slew-rate
e- l’amplitude du signal
C. La période réfractaire
D. La fréquence de base
E. L’hystérésis de fréquence
2.2.2. Les pacemakers double chambres
2.2.2.1. Le mode DDD
2.2.2.2. Les paramètres programmables du mode DDD
A. Le Délai Atrio-Ventriculaire
B. La différence DAV sur onde P détectée ou stimulée
C. La période de « blanking » ventriculaire et la fenêtre de sécurité
D. La période réfractaire ventriculaire
Différents types de pacemakers : utilisation en Médecine Vétérinaire L.F.
E. La période réfractaire atriale post-ventriculaire et la période réfractaire atriale totale
2.2.2.3. Le mode DDI
2.2.2.4. Le mode DDO
2.2.2.5. Le mode VDD
2.2.2.6. Le mode VAT
2.2.2.7. Le mode DAT
2.2.2.8. Le mode DVI
2.2.3. Les Pacemakers à fréquence asservie
2.2.3.1. Les différents types de capteur
A. Le rythme sinusal
B. L’activité
C. L’accélération
D. La gravité
E. La respiration
F. L’intervalle QT
G. La température
H. Le gradient de dépolarisation ventriculaire
I. La pression intra ventriculaire droite J. La période de pré-éjection
K. La saturation en oxygène
II – L’utilisation des Pacemakers en médecine Vétérinaire
1. Indications de pose d’un pacemaker
1.1. Indications de pose
1.1.1. Bloc atrio-ventriculaire complet (BAV 3
1.1.2. Pauses sinusales
1.2. Contre indications de pose d’un pacemaker
2. Choix du mode de stimulation cardiaque
3. L’implantation d’un pacemaker
3.1. Gestion de l’anesthésie
3.2. Phases opératoires
Différents types de pacemakers : utilisation en Médecine Vétérinaire L.F
3.2.1. Technique d’implantation épimyocardique
3.2.2. Technique d’implantation par voie trans-diaphragmatique
3.2.3. Technique d’implantation par voie endocavitaire
3.3. Complications opératoires
3.3.1. Complications per-opératoires
3.3.2. Complications post-opératoires
3.4. Le suivi de l’animal opéré
4. Interférences électromagnétiques et interactions médicamenteuses
5. Perspectives en médecine Vétérinaire
5.1. Résultats de plusieurs études cliniques
5.2. Avantages/inconvénients de la pose de pacemakers en médecine Vétérinaire
Conclusion : Avenir de la stimulation cardiaque définitive en médecine Vétérinaire
Références Bibliographique

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