https://cardiologie.uness.fr/portail/api.php?action=feedcontributions&feedformat=atom&user=Victor+FournierUness Cardiologie - Contributions [fr]2026-05-02T08:02:34ZContributionsMediaWiki 1.39.10https://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Asservissement_de_fr%C3%A9quence&diff=1985Asservissement de fréquence2023-07-16T21:23:02Z<p>Victor Fournier : /* Biotronik : */</p>
<hr />
<div>{{Stimulation/Défibrillation}}<br />
<br />
== Introduction ==<br />
La fréquence cardiaque joue un rôle crucial dans l'adaptation de l'hémodynamie à l'effort. En effet, même si le volume d'éjection augmente de 50% au cours d'un exercice physique, l'augmentation du débit d'environ 5 L/min au repos à 20 à 30 L/min nécessite une augmentation de la fréquence cardiaque. <br />
<br />
L'insuffisance chronotrope correspond à l'incapacité du nœud sinusal d'augmenter la fréquence cardiaque lorsque cela est nécessaire. Elle peut être responsable de dyspnée, de fatigabilité et d'angor d'effort. Cette insuffisance peut être secondaire à une atteinte cardiaque (déficience sinusale) ou à la neuromodulation. <br />
<br />
Lorsqu'un patient est porteur d'un pacemaker monochambre ou que la synchronisation atrio-ventriculaire intrinsèque ne permet pas d'obtenir une fréquence cardiaque suffisante, on peut régler une fonction d'asservissement de fréquence qui va recréer l'accélération à l'effort. L'asservissement est alors signalé par la 4ème lettre du code international (R) par exemple VVIR ou DDDR.<br />
<br />
== Les différents types de capteurs<ref>Ritter P, Fischer W. Pratique de la stimulation cardiaque. Springer; 2000. p. 116-136</ref><ref name=":0">Trohman RG, Huang HD, Larsen T, Krishnan K, Sharma PS. Sensors for rate-adaptive pacing: How they work, strengths, and limitations. J Cardiovasc Electrophysiol. 2020 Nov;31(11):3009-3027.</ref> ==<br />
Les pacemakers utilisent divers capteurs pour détecter l'effort physique du patient et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. L'objectif est d'assurer une augmentation de la fréquence aussi physiologique que possible, correspondant aux besoins métaboliques imposés par l'effort en cours. <br />
<br />
Les critères de qualité d'un capteur d'asservissement incluent sa relation directe avec l'activité physique du patient, sa linéarité entre l'amplitude du signal capteur et le niveau d'effort, sa sensibilité optimale pour une réactivité rapide du système, sa plage de variation du paramètre mesuré, sa reproductibilité, sa taille réduite pour être inclus dans le stimulateur sans augmentation significative de sa taille, et une consommation d'énergie minimale. Les principaux types sont les accéléromètres, la ventilation-minute mesurée par bio-impédance et l'impédance intracardiaque.<br />
<br />
=== Accéléromètre : ===<br />
L'accéléromètre est un capteur qui mesure les mouvements du corps du patient. Il détecte les changements de position, les mouvements et les vibrations associés à l'activité physique. Ces informations sont ensuite utilisées pour ajuster la fréquence cardiaque.<br />
<br />
Les accéléromètres offrent plusieurs avantages, tels que leur simplicité, leur fiabilité, leur faible consommation d'énergie et leur excellente sensibilité au début de l'effort. Ils fournissent également une corrélation satisfaisante entre la performance physique et l'accélération de fréquence, même dans des conditions telles que la marche ou les efforts de la vie quotidienne.<br />
<br />
Cependant, ils ne détectent pas l'accélération due au stress mental, n'étant pas corrélée au métabolisme de l'effort. Ils sont également pris en défaut par les efforts qui nécessitent peu de mouvement thoracique, comme le cyclisme. En revanche, ils peuvent surréagir à des vibrations externes (machines professionnelles, déplacements sur terrain accidenté) ou à des mouvements isolés du boîtier suite à une sollicitation cutanée. De plus, la fin de l'effort correspondra à la fin du mouvement, alors qu'une fréquence cardiaque élevée peut encore être nécessaire en récupération.<br />
<br />
=== Ventilation minute : ===<br />
La ventilation minute repose sur l'augmentation de la fréquence respiratoire à l'effort. Elle se base sur les variations d'impédance thoracique mesurée entre un pôle d'une sonde (électrode annulaire OD ou VD) et le boîtier en fonction de l'inspiration ou de l'expiration. L'impédance transthoracique est élevée pendant l'inspiration et basse pendant l'expiration. Cette mesure est effectuée toutes les 20 à 50 ms.<br />
<br />
Elle offre l'avantage de pouvoir utiliser toutes les sondes traditionnelles et présente une meilleure réactivité pour le stress métabolique que l'accéléromètre. La relation entre la fréquence cardiaque et la ventilation est linéaire jusqu'à un seuil ventilatoire au-delà duquel la réponse diminue.<br />
<br />
Elle peut être faussée par la toux, l'hyperventilation, la ventilation mécanique. Cette méthode est à éviter chez les patients porteurs d'un syndrome restrictif. Elle est également peu réactive aux efforts anaérobies. De plus, la réponse est généralement plus lente que celle de l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Impédance myocardique : ===<br />
L'impédance myocardique ou capteur CLS (Closed-loop sensing) est une spécificité de la marque BIOTRONIK. Elle mesure la résistance électrique entre les électrodes de la sonde ventriculaire entre 50 et 300 ms après la contraction ventriculaire. Lorsque l'effort physique augmente, l'impédance diminue en raison d'une augmentation de la conductivité sanguine. Cette diminution de l'impédance est utilisée pour détecter l'effort physique et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. Ce système peut utiliser toutes les marques de sondes ventriculaires.<br />
<br />
L'impédance myocardique rend compte de la contractilité cardiaque, elle permet donc une adaptation au stress métabolique et mental. Elle peut également détecter une variation de cette contractilité médiée par le système sympathique avant que celui-ci ne soit responsable d'une bradycardie vagale. Elle aurait donc montré une efficacité sur les syncopes vagales<ref>Rattanawong P, Riangwiwat T, Chongsathidkiet P, et al. Closed‐looped stimulation cardiac pacing for recurrent vasovagal syncope: a sys- tematic review and meta‐analysis. J Arrhythm. 2018;34(5):556‐564</ref>.<br />
<br />
=== Autres capteurs : ===<br />
D'autres capteurs ont existé, bien qu'ils ne soient plus employés à l'heure actuelle. On note, par exemple, la mesure de l'intervalle QT. L'intervalle se raccourcit à l'effort. Il était mesuré par le temps entre le spike de stimulation et la pente de négativité correspondant à la fin de l'onde T. Un autre exemple est la mesure de la température du sang veineux central qui diminuait initialement suite au retour veineux, puis augmentait progressivement à l'effort. On peut encore citer la mesure de l'activité par un cristal piézoélectrique qui détectait la contraction musculaire. Cette mesure présentait les mêmes inconvénient que l'accéléromètre en étant plus sensible ou perturbation extérieurs.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant<ref name=":0" /><ref>Cardiocases. Asservissement de fréquence. Disponible sur : [[/www.cardiocases.com/fr/pacingdefibrillation/questions-cliniques/pm/asservissement-de-frequence#:~:text%3DUne%20fr%C3%A9quence%20cible%20est%20d%C3%A9termin%C3%A9e%2Cdessus%20de%20cette%20fr%C3%A9quence%20cible|https://www.cardiocases.com/fr/pacingdefibrillation/questions-cliniques/pm/asservissement-de-frequence#:~:text=Une%20fréquence%20cible%20est%20déterminée,dessus%20de%20cette%20fréquence%20cible]]. Consulté le 03 juin 2023.</ref> ==<br />
<br />
=== Abbott : ===<br />
<br />
* [[Fichier:Abbot.png|vignette|536x536px|Réglage d'asservissement de Abbot]]Abbott propose un pacemaker avec un algorithme d'asservissement de fréquence à l'effort basé sur l'accéléromètre.<br />
<br />
* Par défaut, le capteur est réglé sur passif. Il enregistre les variations d'activité sans que cela n'ait de conséquence sur la fréquence qui n'est pas asservie.<br />
<br />
* Lorsque le capteur est activé, plusieurs valeurs sont programmables :<br />
** Le seuil qui est le niveau minimum qui permet d'augmenter la fréquence de stimulation. La valeur peut être réglée de 1 à 7, le chiffre le plus bas correspondant au seuil le plus sensible. La valeur "auto" correspond à la moyenne du niveau d'effort du patient sur les 18 dernières heures.<br />
** La pente de l'augmentation de la fréquence cardiaque en fonction du niveau d'activité détecté. Elle varie de 1 (pente la plus faible) à 16 (pente la plus forte, l'accélération importe la fréquence).<br />
** Le temps de réponse<br />
** Le temps de récupération<br />
** La fréquence maximale du capteur<br />
<br />
=== Biotronik : ===<br />
<br />
* Biotronik propose un système d'asservissement de fréquence qui s'appuie sur un accéléromètre ou sur un mode spécifique appelé précédemment exposé, le CLS (Closed Loop Stimulation). Ces deux capteurs fonctionnent indépendamment et ne peuvent pas être programmés simultanément.<br />
* Variables de l'accéléromètre :<br />
** [[Fichier:Asservissement Biotronik.jpg|vignette|534x534px|Réglage asservissement Biotronik]]Le gain qui traduit l'amplification du signal avant son traitement, et donc le degré de réponse fréquentielle à un même effort. Plus il est important, plus la réponse est forte. Il est possible de programmer un gain automatique. En l'absence de fréquence maximale sur plusieurs jours, le gain augmente.<br />
** Le seuil qui est le niveau minimal qui déclenche une augmentation de fréquence.<br />
** L'augmentation de fréquence qui correspond à la pente d'augmentation de fréquence au cours du temps. Elle est exprimée en augmentation de bpm par cycle.<br />
** La décroissance de fréquence qui repose sur le principe précédemment décrit mais à la baisse et à la fin de l'effort.<br />
* Variables du CLS :<br />
** Le fonctionnement du CLS se calibre et s'adapte automatiquement dans la majorité des cas, une fréquence cible est déterminée pour que 20% des battements soient au-dessus de cette fréquence.<br />
** On peut modifier la valeur de la dynamique du CLS pour modifier la répartition des fréquences à la hausse ou à la baisse.<br />
** Le contrôle de fréquence au repos limite l'augmentation de la fréquence par le CLS en l'absence d'effort détecté par l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Boston Scientific : ===<br />
<br />
* Boston Scientific propose un fonctionnement sur deux capteurs d'asservissement, un accéléromètre et la ventilation minute, qui peuvent fonctionner séparément ou en association.<br />
* L'accéléromètre :<br />
** Il dispose de trois modes de réponse : classique (sur marche), uniquement lorsque la prothèse est en repli (RTA), ou un enregistrement des données d'activité sans asservissement effectif de fréquence (passif).<br />
** [[Fichier:Asservissement BOSTON.jpg|vignette|Réglage asservissement Boston Scientific|533x533px]]La pente de réponse, qui comme pour les marques précédentes, traduit l'augmentation de la fréquence en fonction de l'activité. Réglable de 1 (faible réponse) à 16 (forte réponse pour une faible activité).<br />
** Le seuil d'activité qui correspond au niveau d'effort à réaliser pour déclencher l'asservissement de la fréquence. Réglable de très bas à très élevé.<br />
* La ventilation minute :<br />
** Comme l'accéléromètre, dispose des trois modes de réponse : marche, RTA ou passif.<br />
** On peut régler la pente de réponse sur le même modèle que l'accéléromètre et le niveau d'activité physique de sédentaire à sport d'endurance. Cette dernière variable permet de régler de façon automatique le seuil ventilatoire décrit plus haut. Plus le patient est sportif, plus on augmente le seuil ventilatoire.<br />
* Une particularité de l'asservissement chez Boston Scientific est l'association de ces deux capteurs d'asservissement :<br />
** Lorsque l'accéléromètre est inférieur à la réponse de la ventilation minute, la combinaison des capteurs est basée à 100% sur la ventilation minute.<br />
** Si la réponse de l'accéléromètre est supérieure à la réponse de la ventilation minute, la combinaison est basée à environ 80% sur l'accéléromètre et 20% sur la ventilation minute.<br />
** Si la fréquence de l'accéléromètre se trouve au niveau de la fréquence minimale asservie et celle de la ventilation minute se trouve au niveau de la fréquence maximale asservie, alors la fréquence finale est basée à environ 40% sur l'accéléromètre et 60% sur la ventilation minute.<br />
<br />
=== Medtronic : ===<br />
[[Fichier:Medtronic.png|vignette|532x532px|Réglage asservissement Medtronic]]<br />
Medtronic propose un asservissement sur un capteur de type accéléromètre qui a la spécificité de dichotomiser 2 catégories de fréquence pour 2 catégories d'effort avec chacun une pente particulière d'asservissement.<br />
* La catégorie AQ correspond aux activités de la vie quotidienne (marche, ménage, efforts modérés). Elle se caractérise par sa fréquence AQ et par sa pente qui est définie par le point de consigne AQ. Ces valeurs sont ajustées automatiquement par l'appareil en se basant sur le pourcentage de temps où la fréquence stimulée n'est pas la fréquence minimale.<br />
* La catégorie effort correspond aux efforts intenses. Elle se caractérise par la fréquence maximale asservie et par sa pente qui est définie par le point de consigne effort. Elle-même est aussi ajustée automatiquement.<br />
* Les points de consigne peuvent être ajustés manuellement au cours d'un test d'effort.<br />
* On peut également définir le seuil d'activité pour le déclenchement de l'asservissement de "bas", qui est plus sensible à "élevé" moins sensible.<br />
<br />
* L'asservissement des pacemakers sans sonde MICRA fonctionne également via un accéléromètre. <br />
** Pour le MICRA VR, le dispositif étant intra-cardiaque, il perçoit en permanence une activité. Un filtre spécial est appliqué sur les fréquences de 1 à 10 Hz et est couplé à un algorithme spécifique pour faire la différence entre les battements cardiaques et un réel effort. Il est possible de régler manuellement le vecteur de l'accéléromètre sur lequel se base l'algorithme.<br />
** Pour le MICRA AV, le système tente de suivre l'activité atriale en se basant sur la détection de l'activité mécanique de celle-ci jusqu'à une fréquence définie. Au dessus de cette fréquence, le mode de fonctionnement est le même qu'un MICRA VR.<br />
<br />
[[Fichier:Microport.png|vignette|Réglage asservissement Microport]]<br />
<br />
=== Microport CRM-SORIN : ===<br />
* Microport propose de son côté un asservissement basé sur l'utilisation couplée d'un accéléromètre et d'une ventilation minute.<br />
<br />
* La réponse à l'effort sera donc la synthèse de la réponse des deux capteurs.<br />
* Comme évoqué dans la première partie, en début d'effort, la réaction de l'accéléromètre est plus précoce, tandis que la ventilation minute perdure en récupération.<br />
<br />
* L'asservissement peut être réglé sur apprentissage, les données sont alors enregistrés mais la fréquence n'est pas asservie ou sur activée/<br />
* Lorsque l'asservissement est activé, deux modes de fonctionnement sont possibles :<br />
** RR figé est un mode dans lequel la pente de réponse à l'activité est réglable manuellement de très faible à très élevée.<br />
** RR auto est un mode dans lequel la pente de réponse est réglée par l'appareil via le niveau de ventilation. En l'absence d'effort maximal, la pente augmente de quelques pourcents tous les jours (réponse à l'activité plus forte). À l'inverse, la pente diminue en cas d'atteinte d'un effort maximal (réponse à l'activité plus faible).<br />
<br />
<br />
<div style="text-align:center">''Auteur(s): {{PAGEAUTHORS}}''</div><br />
== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Fichier:Asservissement_Biotronik.jpg&diff=1984Fichier:Asservissement Biotronik.jpg2023-07-16T21:22:26Z<p>Victor Fournier : </p>
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<div>asservissement biotronik</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Asservissement_de_fr%C3%A9quence&diff=1983Asservissement de fréquence2023-07-16T21:19:54Z<p>Victor Fournier : /* Boston Scientific : */</p>
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<div>{{Stimulation/Défibrillation}}<br />
<br />
== Introduction ==<br />
La fréquence cardiaque joue un rôle crucial dans l'adaptation de l'hémodynamie à l'effort. En effet, même si le volume d'éjection augmente de 50% au cours d'un exercice physique, l'augmentation du débit d'environ 5 L/min au repos à 20 à 30 L/min nécessite une augmentation de la fréquence cardiaque. <br />
<br />
L'insuffisance chronotrope correspond à l'incapacité du nœud sinusal d'augmenter la fréquence cardiaque lorsque cela est nécessaire. Elle peut être responsable de dyspnée, de fatigabilité et d'angor d'effort. Cette insuffisance peut être secondaire à une atteinte cardiaque (déficience sinusale) ou à la neuromodulation. <br />
<br />
Lorsqu'un patient est porteur d'un pacemaker monochambre ou que la synchronisation atrio-ventriculaire intrinsèque ne permet pas d'obtenir une fréquence cardiaque suffisante, on peut régler une fonction d'asservissement de fréquence qui va recréer l'accélération à l'effort. L'asservissement est alors signalé par la 4ème lettre du code international (R) par exemple VVIR ou DDDR.<br />
<br />
== Les différents types de capteurs<ref>Ritter P, Fischer W. Pratique de la stimulation cardiaque. Springer; 2000. p. 116-136</ref><ref name=":0">Trohman RG, Huang HD, Larsen T, Krishnan K, Sharma PS. Sensors for rate-adaptive pacing: How they work, strengths, and limitations. J Cardiovasc Electrophysiol. 2020 Nov;31(11):3009-3027.</ref> ==<br />
Les pacemakers utilisent divers capteurs pour détecter l'effort physique du patient et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. L'objectif est d'assurer une augmentation de la fréquence aussi physiologique que possible, correspondant aux besoins métaboliques imposés par l'effort en cours. <br />
<br />
Les critères de qualité d'un capteur d'asservissement incluent sa relation directe avec l'activité physique du patient, sa linéarité entre l'amplitude du signal capteur et le niveau d'effort, sa sensibilité optimale pour une réactivité rapide du système, sa plage de variation du paramètre mesuré, sa reproductibilité, sa taille réduite pour être inclus dans le stimulateur sans augmentation significative de sa taille, et une consommation d'énergie minimale. Les principaux types sont les accéléromètres, la ventilation-minute mesurée par bio-impédance et l'impédance intracardiaque.<br />
<br />
=== Accéléromètre : ===<br />
L'accéléromètre est un capteur qui mesure les mouvements du corps du patient. Il détecte les changements de position, les mouvements et les vibrations associés à l'activité physique. Ces informations sont ensuite utilisées pour ajuster la fréquence cardiaque.<br />
<br />
Les accéléromètres offrent plusieurs avantages, tels que leur simplicité, leur fiabilité, leur faible consommation d'énergie et leur excellente sensibilité au début de l'effort. Ils fournissent également une corrélation satisfaisante entre la performance physique et l'accélération de fréquence, même dans des conditions telles que la marche ou les efforts de la vie quotidienne.<br />
<br />
Cependant, ils ne détectent pas l'accélération due au stress mental, n'étant pas corrélée au métabolisme de l'effort. Ils sont également pris en défaut par les efforts qui nécessitent peu de mouvement thoracique, comme le cyclisme. En revanche, ils peuvent surréagir à des vibrations externes (machines professionnelles, déplacements sur terrain accidenté) ou à des mouvements isolés du boîtier suite à une sollicitation cutanée. De plus, la fin de l'effort correspondra à la fin du mouvement, alors qu'une fréquence cardiaque élevée peut encore être nécessaire en récupération.<br />
<br />
=== Ventilation minute : ===<br />
La ventilation minute repose sur l'augmentation de la fréquence respiratoire à l'effort. Elle se base sur les variations d'impédance thoracique mesurée entre un pôle d'une sonde (électrode annulaire OD ou VD) et le boîtier en fonction de l'inspiration ou de l'expiration. L'impédance transthoracique est élevée pendant l'inspiration et basse pendant l'expiration. Cette mesure est effectuée toutes les 20 à 50 ms.<br />
<br />
Elle offre l'avantage de pouvoir utiliser toutes les sondes traditionnelles et présente une meilleure réactivité pour le stress métabolique que l'accéléromètre. La relation entre la fréquence cardiaque et la ventilation est linéaire jusqu'à un seuil ventilatoire au-delà duquel la réponse diminue.<br />
<br />
Elle peut être faussée par la toux, l'hyperventilation, la ventilation mécanique. Cette méthode est à éviter chez les patients porteurs d'un syndrome restrictif. Elle est également peu réactive aux efforts anaérobies. De plus, la réponse est généralement plus lente que celle de l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Impédance myocardique : ===<br />
L'impédance myocardique ou capteur CLS (Closed-loop sensing) est une spécificité de la marque BIOTRONIK. Elle mesure la résistance électrique entre les électrodes de la sonde ventriculaire entre 50 et 300 ms après la contraction ventriculaire. Lorsque l'effort physique augmente, l'impédance diminue en raison d'une augmentation de la conductivité sanguine. Cette diminution de l'impédance est utilisée pour détecter l'effort physique et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. Ce système peut utiliser toutes les marques de sondes ventriculaires.<br />
<br />
L'impédance myocardique rend compte de la contractilité cardiaque, elle permet donc une adaptation au stress métabolique et mental. Elle peut également détecter une variation de cette contractilité médiée par le système sympathique avant que celui-ci ne soit responsable d'une bradycardie vagale. Elle aurait donc montré une efficacité sur les syncopes vagales<ref>Rattanawong P, Riangwiwat T, Chongsathidkiet P, et al. Closed‐looped stimulation cardiac pacing for recurrent vasovagal syncope: a sys- tematic review and meta‐analysis. J Arrhythm. 2018;34(5):556‐564</ref>.<br />
<br />
=== Autres capteurs : ===<br />
D'autres capteurs ont existé, bien qu'ils ne soient plus employés à l'heure actuelle. On note, par exemple, la mesure de l'intervalle QT. L'intervalle se raccourcit à l'effort. Il était mesuré par le temps entre le spike de stimulation et la pente de négativité correspondant à la fin de l'onde T. Un autre exemple est la mesure de la température du sang veineux central qui diminuait initialement suite au retour veineux, puis augmentait progressivement à l'effort. On peut encore citer la mesure de l'activité par un cristal piézoélectrique qui détectait la contraction musculaire. Cette mesure présentait les mêmes inconvénient que l'accéléromètre en étant plus sensible ou perturbation extérieurs.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant<ref name=":0" /><ref>Cardiocases. Asservissement de fréquence. Disponible sur : [[/www.cardiocases.com/fr/pacingdefibrillation/questions-cliniques/pm/asservissement-de-frequence#:~:text%3DUne%20fr%C3%A9quence%20cible%20est%20d%C3%A9termin%C3%A9e%2Cdessus%20de%20cette%20fr%C3%A9quence%20cible|https://www.cardiocases.com/fr/pacingdefibrillation/questions-cliniques/pm/asservissement-de-frequence#:~:text=Une%20fréquence%20cible%20est%20déterminée,dessus%20de%20cette%20fréquence%20cible]]. Consulté le 03 juin 2023.</ref> ==<br />
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=== Abbott : ===<br />
<br />
* [[Fichier:Abbot.png|vignette|536x536px|Réglage d'asservissement de Abbot]]Abbott propose un pacemaker avec un algorithme d'asservissement de fréquence à l'effort basé sur l'accéléromètre.<br />
<br />
* Par défaut, le capteur est réglé sur passif. Il enregistre les variations d'activité sans que cela n'ait de conséquence sur la fréquence qui n'est pas asservie.<br />
<br />
* Lorsque le capteur est activé, plusieurs valeurs sont programmables :<br />
** Le seuil qui est le niveau minimum qui permet d'augmenter la fréquence de stimulation. La valeur peut être réglée de 1 à 7, le chiffre le plus bas correspondant au seuil le plus sensible. La valeur "auto" correspond à la moyenne du niveau d'effort du patient sur les 18 dernières heures.<br />
** La pente de l'augmentation de la fréquence cardiaque en fonction du niveau d'activité détecté. Elle varie de 1 (pente la plus faible) à 16 (pente la plus forte, l'accélération importe la fréquence).<br />
** Le temps de réponse<br />
** Le temps de récupération<br />
** La fréquence maximale du capteur<br />
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=== Biotronik : ===<br />
<br />
* Biotronik propose un système d'asservissement de fréquence qui s'appuie sur un accéléromètre ou sur un mode spécifique appelé précédemment exposé, le CLS (Closed Loop Stimulation). Ces deux capteurs fonctionnent indépendamment et ne peuvent pas être programmés simultanément.<br />
* Variables de l'accéléromètre :<br />
** Le gain qui traduit l'amplification du signal avant son traitement, et donc le degré de réponse fréquentielle à un même effort. Plus il est important, plus la réponse est forte. Il est possible de programmer un gain automatique. En l'absence de fréquence maximale sur plusieurs jours, le gain augmente.<br />
** Le seuil qui est le niveau minimal qui déclenche une augmentation de fréquence.<br />
** L'augmentation de fréquence qui correspond à la pente d'augmentation de fréquence au cours du temps. Elle est exprimée en augmentation de bpm par cycle.<br />
** La décroissance de fréquence qui repose sur le principe précédemment décrit mais à la baisse et à la fin de l'effort.<br />
* Variables du CLS :<br />
** Le fonctionnement du CLS se calibre et s'adapte automatiquement dans la majorité des cas, une fréquence cible est déterminée pour que 20% des battements soient au-dessus de cette fréquence.<br />
** On peut modifier la valeur de la dynamique du CLS pour modifier la répartition des fréquences à la hausse ou à la baisse.<br />
** Le contrôle de fréquence au repos limite l'augmentation de la fréquence par le CLS en l'absence d'effort détecté par l'accéléromètre.<br />
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=== Boston Scientific : ===<br />
<br />
* Boston Scientific propose un fonctionnement sur deux capteurs d'asservissement, un accéléromètre et la ventilation minute, qui peuvent fonctionner séparément ou en association.<br />
* L'accéléromètre :<br />
** Il dispose de trois modes de réponse : classique (sur marche), uniquement lorsque la prothèse est en repli (RTA), ou un enregistrement des données d'activité sans asservissement effectif de fréquence (passif).<br />
** [[Fichier:Asservissement BOSTON.jpg|vignette|Réglage asservissement Boston Scientific|533x533px]]La pente de réponse, qui comme pour les marques précédentes, traduit l'augmentation de la fréquence en fonction de l'activité. Réglable de 1 (faible réponse) à 16 (forte réponse pour une faible activité).<br />
** Le seuil d'activité qui correspond au niveau d'effort à réaliser pour déclencher l'asservissement de la fréquence. Réglable de très bas à très élevé.<br />
* La ventilation minute :<br />
** Comme l'accéléromètre, dispose des trois modes de réponse : marche, RTA ou passif.<br />
** On peut régler la pente de réponse sur le même modèle que l'accéléromètre et le niveau d'activité physique de sédentaire à sport d'endurance. Cette dernière variable permet de régler de façon automatique le seuil ventilatoire décrit plus haut. Plus le patient est sportif, plus on augmente le seuil ventilatoire.<br />
* Une particularité de l'asservissement chez Boston Scientific est l'association de ces deux capteurs d'asservissement :<br />
** Lorsque l'accéléromètre est inférieur à la réponse de la ventilation minute, la combinaison des capteurs est basée à 100% sur la ventilation minute.<br />
** Si la réponse de l'accéléromètre est supérieure à la réponse de la ventilation minute, la combinaison est basée à environ 80% sur l'accéléromètre et 20% sur la ventilation minute.<br />
** Si la fréquence de l'accéléromètre se trouve au niveau de la fréquence minimale asservie et celle de la ventilation minute se trouve au niveau de la fréquence maximale asservie, alors la fréquence finale est basée à environ 40% sur l'accéléromètre et 60% sur la ventilation minute.<br />
<br />
=== Medtronic : ===<br />
[[Fichier:Medtronic.png|vignette|532x532px|Réglage asservissement Medtronic]]<br />
Medtronic propose un asservissement sur un capteur de type accéléromètre qui a la spécificité de dichotomiser 2 catégories de fréquence pour 2 catégories d'effort avec chacun une pente particulière d'asservissement.<br />
* La catégorie AQ correspond aux activités de la vie quotidienne (marche, ménage, efforts modérés). Elle se caractérise par sa fréquence AQ et par sa pente qui est définie par le point de consigne AQ. Ces valeurs sont ajustées automatiquement par l'appareil en se basant sur le pourcentage de temps où la fréquence stimulée n'est pas la fréquence minimale.<br />
* La catégorie effort correspond aux efforts intenses. Elle se caractérise par la fréquence maximale asservie et par sa pente qui est définie par le point de consigne effort. Elle-même est aussi ajustée automatiquement.<br />
* Les points de consigne peuvent être ajustés manuellement au cours d'un test d'effort.<br />
* On peut également définir le seuil d'activité pour le déclenchement de l'asservissement de "bas", qui est plus sensible à "élevé" moins sensible.<br />
<br />
* L'asservissement des pacemakers sans sonde MICRA fonctionne également via un accéléromètre. <br />
** Pour le MICRA VR, le dispositif étant intra-cardiaque, il perçoit en permanence une activité. Un filtre spécial est appliqué sur les fréquences de 1 à 10 Hz et est couplé à un algorithme spécifique pour faire la différence entre les battements cardiaques et un réel effort. Il est possible de régler manuellement le vecteur de l'accéléromètre sur lequel se base l'algorithme.<br />
** Pour le MICRA AV, le système tente de suivre l'activité atriale en se basant sur la détection de l'activité mécanique de celle-ci jusqu'à une fréquence définie. Au dessus de cette fréquence, le mode de fonctionnement est le même qu'un MICRA VR.<br />
<br />
[[Fichier:Microport.png|vignette|Réglage asservissement Microport]]<br />
<br />
=== Microport CRM-SORIN : ===<br />
* Microport propose de son côté un asservissement basé sur l'utilisation couplée d'un accéléromètre et d'une ventilation minute.<br />
<br />
* La réponse à l'effort sera donc la synthèse de la réponse des deux capteurs.<br />
* Comme évoqué dans la première partie, en début d'effort, la réaction de l'accéléromètre est plus précoce, tandis que la ventilation minute perdure en récupération.<br />
<br />
* L'asservissement peut être réglé sur apprentissage, les données sont alors enregistrés mais la fréquence n'est pas asservie ou sur activée/<br />
* Lorsque l'asservissement est activé, deux modes de fonctionnement sont possibles :<br />
** RR figé est un mode dans lequel la pente de réponse à l'activité est réglable manuellement de très faible à très élevée.<br />
** RR auto est un mode dans lequel la pente de réponse est réglée par l'appareil via le niveau de ventilation. En l'absence d'effort maximal, la pente augmente de quelques pourcents tous les jours (réponse à l'activité plus forte). À l'inverse, la pente diminue en cas d'atteinte d'un effort maximal (réponse à l'activité plus faible).<br />
<br />
<br />
<div style="text-align:center">''Auteur(s): {{PAGEAUTHORS}}''</div><br />
== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Asservissement_de_fr%C3%A9quence&diff=1982Asservissement de fréquence2023-07-16T21:19:15Z<p>Victor Fournier : /* Boston Scientific : */</p>
<hr />
<div>{{Stimulation/Défibrillation}}<br />
<br />
== Introduction ==<br />
La fréquence cardiaque joue un rôle crucial dans l'adaptation de l'hémodynamie à l'effort. En effet, même si le volume d'éjection augmente de 50% au cours d'un exercice physique, l'augmentation du débit d'environ 5 L/min au repos à 20 à 30 L/min nécessite une augmentation de la fréquence cardiaque. <br />
<br />
L'insuffisance chronotrope correspond à l'incapacité du nœud sinusal d'augmenter la fréquence cardiaque lorsque cela est nécessaire. Elle peut être responsable de dyspnée, de fatigabilité et d'angor d'effort. Cette insuffisance peut être secondaire à une atteinte cardiaque (déficience sinusale) ou à la neuromodulation. <br />
<br />
Lorsqu'un patient est porteur d'un pacemaker monochambre ou que la synchronisation atrio-ventriculaire intrinsèque ne permet pas d'obtenir une fréquence cardiaque suffisante, on peut régler une fonction d'asservissement de fréquence qui va recréer l'accélération à l'effort. L'asservissement est alors signalé par la 4ème lettre du code international (R) par exemple VVIR ou DDDR.<br />
<br />
== Les différents types de capteurs<ref>Ritter P, Fischer W. Pratique de la stimulation cardiaque. Springer; 2000. p. 116-136</ref><ref name=":0">Trohman RG, Huang HD, Larsen T, Krishnan K, Sharma PS. Sensors for rate-adaptive pacing: How they work, strengths, and limitations. J Cardiovasc Electrophysiol. 2020 Nov;31(11):3009-3027.</ref> ==<br />
Les pacemakers utilisent divers capteurs pour détecter l'effort physique du patient et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. L'objectif est d'assurer une augmentation de la fréquence aussi physiologique que possible, correspondant aux besoins métaboliques imposés par l'effort en cours. <br />
<br />
Les critères de qualité d'un capteur d'asservissement incluent sa relation directe avec l'activité physique du patient, sa linéarité entre l'amplitude du signal capteur et le niveau d'effort, sa sensibilité optimale pour une réactivité rapide du système, sa plage de variation du paramètre mesuré, sa reproductibilité, sa taille réduite pour être inclus dans le stimulateur sans augmentation significative de sa taille, et une consommation d'énergie minimale. Les principaux types sont les accéléromètres, la ventilation-minute mesurée par bio-impédance et l'impédance intracardiaque.<br />
<br />
=== Accéléromètre : ===<br />
L'accéléromètre est un capteur qui mesure les mouvements du corps du patient. Il détecte les changements de position, les mouvements et les vibrations associés à l'activité physique. Ces informations sont ensuite utilisées pour ajuster la fréquence cardiaque.<br />
<br />
Les accéléromètres offrent plusieurs avantages, tels que leur simplicité, leur fiabilité, leur faible consommation d'énergie et leur excellente sensibilité au début de l'effort. Ils fournissent également une corrélation satisfaisante entre la performance physique et l'accélération de fréquence, même dans des conditions telles que la marche ou les efforts de la vie quotidienne.<br />
<br />
Cependant, ils ne détectent pas l'accélération due au stress mental, n'étant pas corrélée au métabolisme de l'effort. Ils sont également pris en défaut par les efforts qui nécessitent peu de mouvement thoracique, comme le cyclisme. En revanche, ils peuvent surréagir à des vibrations externes (machines professionnelles, déplacements sur terrain accidenté) ou à des mouvements isolés du boîtier suite à une sollicitation cutanée. De plus, la fin de l'effort correspondra à la fin du mouvement, alors qu'une fréquence cardiaque élevée peut encore être nécessaire en récupération.<br />
<br />
=== Ventilation minute : ===<br />
La ventilation minute repose sur l'augmentation de la fréquence respiratoire à l'effort. Elle se base sur les variations d'impédance thoracique mesurée entre un pôle d'une sonde (électrode annulaire OD ou VD) et le boîtier en fonction de l'inspiration ou de l'expiration. L'impédance transthoracique est élevée pendant l'inspiration et basse pendant l'expiration. Cette mesure est effectuée toutes les 20 à 50 ms.<br />
<br />
Elle offre l'avantage de pouvoir utiliser toutes les sondes traditionnelles et présente une meilleure réactivité pour le stress métabolique que l'accéléromètre. La relation entre la fréquence cardiaque et la ventilation est linéaire jusqu'à un seuil ventilatoire au-delà duquel la réponse diminue.<br />
<br />
Elle peut être faussée par la toux, l'hyperventilation, la ventilation mécanique. Cette méthode est à éviter chez les patients porteurs d'un syndrome restrictif. Elle est également peu réactive aux efforts anaérobies. De plus, la réponse est généralement plus lente que celle de l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Impédance myocardique : ===<br />
L'impédance myocardique ou capteur CLS (Closed-loop sensing) est une spécificité de la marque BIOTRONIK. Elle mesure la résistance électrique entre les électrodes de la sonde ventriculaire entre 50 et 300 ms après la contraction ventriculaire. Lorsque l'effort physique augmente, l'impédance diminue en raison d'une augmentation de la conductivité sanguine. Cette diminution de l'impédance est utilisée pour détecter l'effort physique et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. Ce système peut utiliser toutes les marques de sondes ventriculaires.<br />
<br />
L'impédance myocardique rend compte de la contractilité cardiaque, elle permet donc une adaptation au stress métabolique et mental. Elle peut également détecter une variation de cette contractilité médiée par le système sympathique avant que celui-ci ne soit responsable d'une bradycardie vagale. Elle aurait donc montré une efficacité sur les syncopes vagales<ref>Rattanawong P, Riangwiwat T, Chongsathidkiet P, et al. Closed‐looped stimulation cardiac pacing for recurrent vasovagal syncope: a sys- tematic review and meta‐analysis. J Arrhythm. 2018;34(5):556‐564</ref>.<br />
<br />
=== Autres capteurs : ===<br />
D'autres capteurs ont existé, bien qu'ils ne soient plus employés à l'heure actuelle. On note, par exemple, la mesure de l'intervalle QT. L'intervalle se raccourcit à l'effort. Il était mesuré par le temps entre le spike de stimulation et la pente de négativité correspondant à la fin de l'onde T. Un autre exemple est la mesure de la température du sang veineux central qui diminuait initialement suite au retour veineux, puis augmentait progressivement à l'effort. On peut encore citer la mesure de l'activité par un cristal piézoélectrique qui détectait la contraction musculaire. Cette mesure présentait les mêmes inconvénient que l'accéléromètre en étant plus sensible ou perturbation extérieurs.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant<ref name=":0" /><ref>Cardiocases. Asservissement de fréquence. Disponible sur : [[/www.cardiocases.com/fr/pacingdefibrillation/questions-cliniques/pm/asservissement-de-frequence#:~:text%3DUne%20fr%C3%A9quence%20cible%20est%20d%C3%A9termin%C3%A9e%2Cdessus%20de%20cette%20fr%C3%A9quence%20cible|https://www.cardiocases.com/fr/pacingdefibrillation/questions-cliniques/pm/asservissement-de-frequence#:~:text=Une%20fréquence%20cible%20est%20déterminée,dessus%20de%20cette%20fréquence%20cible]]. Consulté le 03 juin 2023.</ref> ==<br />
<br />
=== Abbott : ===<br />
<br />
* [[Fichier:Abbot.png|vignette|536x536px|Réglage d'asservissement de Abbot]]Abbott propose un pacemaker avec un algorithme d'asservissement de fréquence à l'effort basé sur l'accéléromètre.<br />
<br />
* Par défaut, le capteur est réglé sur passif. Il enregistre les variations d'activité sans que cela n'ait de conséquence sur la fréquence qui n'est pas asservie.<br />
<br />
* Lorsque le capteur est activé, plusieurs valeurs sont programmables :<br />
** Le seuil qui est le niveau minimum qui permet d'augmenter la fréquence de stimulation. La valeur peut être réglée de 1 à 7, le chiffre le plus bas correspondant au seuil le plus sensible. La valeur "auto" correspond à la moyenne du niveau d'effort du patient sur les 18 dernières heures.<br />
** La pente de l'augmentation de la fréquence cardiaque en fonction du niveau d'activité détecté. Elle varie de 1 (pente la plus faible) à 16 (pente la plus forte, l'accélération importe la fréquence).<br />
** Le temps de réponse<br />
** Le temps de récupération<br />
** La fréquence maximale du capteur<br />
<br />
=== Biotronik : ===<br />
<br />
* Biotronik propose un système d'asservissement de fréquence qui s'appuie sur un accéléromètre ou sur un mode spécifique appelé précédemment exposé, le CLS (Closed Loop Stimulation). Ces deux capteurs fonctionnent indépendamment et ne peuvent pas être programmés simultanément.<br />
* Variables de l'accéléromètre :<br />
** Le gain qui traduit l'amplification du signal avant son traitement, et donc le degré de réponse fréquentielle à un même effort. Plus il est important, plus la réponse est forte. Il est possible de programmer un gain automatique. En l'absence de fréquence maximale sur plusieurs jours, le gain augmente.<br />
** Le seuil qui est le niveau minimal qui déclenche une augmentation de fréquence.<br />
** L'augmentation de fréquence qui correspond à la pente d'augmentation de fréquence au cours du temps. Elle est exprimée en augmentation de bpm par cycle.<br />
** La décroissance de fréquence qui repose sur le principe précédemment décrit mais à la baisse et à la fin de l'effort.<br />
* Variables du CLS :<br />
** Le fonctionnement du CLS se calibre et s'adapte automatiquement dans la majorité des cas, une fréquence cible est déterminée pour que 20% des battements soient au-dessus de cette fréquence.<br />
** On peut modifier la valeur de la dynamique du CLS pour modifier la répartition des fréquences à la hausse ou à la baisse.<br />
** Le contrôle de fréquence au repos limite l'augmentation de la fréquence par le CLS en l'absence d'effort détecté par l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Boston Scientific : ===<br />
<br />
* Boston Scientific propose un fonctionnement sur deux capteurs d'asservissement, un accéléromètre et la ventilation minute, qui peuvent fonctionner séparément ou en association.<br />
* L'accéléromètre :<br />
** Il dispose de trois modes de réponse : classique (sur marche), uniquement lorsque la prothèse est en repli (RTA), ou un enregistrement des données d'activité sans asservissement effectif de fréquence (passif).<br />
** [[Fichier:Asservissement BOSTON.jpg|vignette|Réglage asservissement Boston Scientific|582x582px]]La pente de réponse, qui comme pour les marques précédentes, traduit l'augmentation de la fréquence en fonction de l'activité. Réglable de 1 (faible réponse) à 16 (forte réponse pour une faible activité).<br />
** Le seuil d'activité qui correspond au niveau d'effort à réaliser pour déclencher l'asservissement de la fréquence. Réglable de très bas à très élevé.<br />
* La ventilation minute :<br />
** Comme l'accéléromètre, dispose des trois modes de réponse : marche, RTA ou passif.<br />
** On peut régler la pente de réponse sur le même modèle que l'accéléromètre et le niveau d'activité physique de sédentaire à sport d'endurance. Cette dernière variable permet de régler de façon automatique le seuil ventilatoire décrit plus haut. Plus le patient est sportif, plus on augmente le seuil ventilatoire.<br />
* Une particularité de l'asservissement chez Boston Scientific est l'association de ces deux capteurs d'asservissement :<br />
** Lorsque l'accéléromètre est inférieur à la réponse de la ventilation minute, la combinaison des capteurs est basée à 100% sur la ventilation minute.<br />
** Si la réponse de l'accéléromètre est supérieure à la réponse de la ventilation minute, la combinaison est basée à environ 80% sur l'accéléromètre et 20% sur la ventilation minute.<br />
** Si la fréquence de l'accéléromètre se trouve au niveau de la fréquence minimale asservie et celle de la ventilation minute se trouve au niveau de la fréquence maximale asservie, alors la fréquence finale est basée à environ 40% sur l'accéléromètre et 60% sur la ventilation minute.<br />
<br />
=== Medtronic : ===<br />
[[Fichier:Medtronic.png|vignette|532x532px|Réglage asservissement Medtronic]]<br />
Medtronic propose un asservissement sur un capteur de type accéléromètre qui a la spécificité de dichotomiser 2 catégories de fréquence pour 2 catégories d'effort avec chacun une pente particulière d'asservissement.<br />
* La catégorie AQ correspond aux activités de la vie quotidienne (marche, ménage, efforts modérés). Elle se caractérise par sa fréquence AQ et par sa pente qui est définie par le point de consigne AQ. Ces valeurs sont ajustées automatiquement par l'appareil en se basant sur le pourcentage de temps où la fréquence stimulée n'est pas la fréquence minimale.<br />
* La catégorie effort correspond aux efforts intenses. Elle se caractérise par la fréquence maximale asservie et par sa pente qui est définie par le point de consigne effort. Elle-même est aussi ajustée automatiquement.<br />
* Les points de consigne peuvent être ajustés manuellement au cours d'un test d'effort.<br />
* On peut également définir le seuil d'activité pour le déclenchement de l'asservissement de "bas", qui est plus sensible à "élevé" moins sensible.<br />
<br />
* L'asservissement des pacemakers sans sonde MICRA fonctionne également via un accéléromètre. <br />
** Pour le MICRA VR, le dispositif étant intra-cardiaque, il perçoit en permanence une activité. Un filtre spécial est appliqué sur les fréquences de 1 à 10 Hz et est couplé à un algorithme spécifique pour faire la différence entre les battements cardiaques et un réel effort. Il est possible de régler manuellement le vecteur de l'accéléromètre sur lequel se base l'algorithme.<br />
** Pour le MICRA AV, le système tente de suivre l'activité atriale en se basant sur la détection de l'activité mécanique de celle-ci jusqu'à une fréquence définie. Au dessus de cette fréquence, le mode de fonctionnement est le même qu'un MICRA VR.<br />
<br />
[[Fichier:Microport.png|vignette|Réglage asservissement Microport]]<br />
<br />
=== Microport CRM-SORIN : ===<br />
* Microport propose de son côté un asservissement basé sur l'utilisation couplée d'un accéléromètre et d'une ventilation minute.<br />
<br />
* La réponse à l'effort sera donc la synthèse de la réponse des deux capteurs.<br />
* Comme évoqué dans la première partie, en début d'effort, la réaction de l'accéléromètre est plus précoce, tandis que la ventilation minute perdure en récupération.<br />
<br />
* L'asservissement peut être réglé sur apprentissage, les données sont alors enregistrés mais la fréquence n'est pas asservie ou sur activée/<br />
* Lorsque l'asservissement est activé, deux modes de fonctionnement sont possibles :<br />
** RR figé est un mode dans lequel la pente de réponse à l'activité est réglable manuellement de très faible à très élevée.<br />
** RR auto est un mode dans lequel la pente de réponse est réglée par l'appareil via le niveau de ventilation. En l'absence d'effort maximal, la pente augmente de quelques pourcents tous les jours (réponse à l'activité plus forte). À l'inverse, la pente diminue en cas d'atteinte d'un effort maximal (réponse à l'activité plus faible).<br />
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<br />
<div style="text-align:center">''Auteur(s): {{PAGEAUTHORS}}''</div><br />
== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Asservissement_de_fr%C3%A9quence&diff=1981Asservissement de fréquence2023-07-16T21:18:36Z<p>Victor Fournier : /* Boston Scientific : */</p>
<hr />
<div>{{Stimulation/Défibrillation}}<br />
<br />
== Introduction ==<br />
La fréquence cardiaque joue un rôle crucial dans l'adaptation de l'hémodynamie à l'effort. En effet, même si le volume d'éjection augmente de 50% au cours d'un exercice physique, l'augmentation du débit d'environ 5 L/min au repos à 20 à 30 L/min nécessite une augmentation de la fréquence cardiaque. <br />
<br />
L'insuffisance chronotrope correspond à l'incapacité du nœud sinusal d'augmenter la fréquence cardiaque lorsque cela est nécessaire. Elle peut être responsable de dyspnée, de fatigabilité et d'angor d'effort. Cette insuffisance peut être secondaire à une atteinte cardiaque (déficience sinusale) ou à la neuromodulation. <br />
<br />
Lorsqu'un patient est porteur d'un pacemaker monochambre ou que la synchronisation atrio-ventriculaire intrinsèque ne permet pas d'obtenir une fréquence cardiaque suffisante, on peut régler une fonction d'asservissement de fréquence qui va recréer l'accélération à l'effort. L'asservissement est alors signalé par la 4ème lettre du code international (R) par exemple VVIR ou DDDR.<br />
<br />
== Les différents types de capteurs<ref>Ritter P, Fischer W. Pratique de la stimulation cardiaque. Springer; 2000. p. 116-136</ref><ref name=":0">Trohman RG, Huang HD, Larsen T, Krishnan K, Sharma PS. Sensors for rate-adaptive pacing: How they work, strengths, and limitations. J Cardiovasc Electrophysiol. 2020 Nov;31(11):3009-3027.</ref> ==<br />
Les pacemakers utilisent divers capteurs pour détecter l'effort physique du patient et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. L'objectif est d'assurer une augmentation de la fréquence aussi physiologique que possible, correspondant aux besoins métaboliques imposés par l'effort en cours. <br />
<br />
Les critères de qualité d'un capteur d'asservissement incluent sa relation directe avec l'activité physique du patient, sa linéarité entre l'amplitude du signal capteur et le niveau d'effort, sa sensibilité optimale pour une réactivité rapide du système, sa plage de variation du paramètre mesuré, sa reproductibilité, sa taille réduite pour être inclus dans le stimulateur sans augmentation significative de sa taille, et une consommation d'énergie minimale. Les principaux types sont les accéléromètres, la ventilation-minute mesurée par bio-impédance et l'impédance intracardiaque.<br />
<br />
=== Accéléromètre : ===<br />
L'accéléromètre est un capteur qui mesure les mouvements du corps du patient. Il détecte les changements de position, les mouvements et les vibrations associés à l'activité physique. Ces informations sont ensuite utilisées pour ajuster la fréquence cardiaque.<br />
<br />
Les accéléromètres offrent plusieurs avantages, tels que leur simplicité, leur fiabilité, leur faible consommation d'énergie et leur excellente sensibilité au début de l'effort. Ils fournissent également une corrélation satisfaisante entre la performance physique et l'accélération de fréquence, même dans des conditions telles que la marche ou les efforts de la vie quotidienne.<br />
<br />
Cependant, ils ne détectent pas l'accélération due au stress mental, n'étant pas corrélée au métabolisme de l'effort. Ils sont également pris en défaut par les efforts qui nécessitent peu de mouvement thoracique, comme le cyclisme. En revanche, ils peuvent surréagir à des vibrations externes (machines professionnelles, déplacements sur terrain accidenté) ou à des mouvements isolés du boîtier suite à une sollicitation cutanée. De plus, la fin de l'effort correspondra à la fin du mouvement, alors qu'une fréquence cardiaque élevée peut encore être nécessaire en récupération.<br />
<br />
=== Ventilation minute : ===<br />
La ventilation minute repose sur l'augmentation de la fréquence respiratoire à l'effort. Elle se base sur les variations d'impédance thoracique mesurée entre un pôle d'une sonde (électrode annulaire OD ou VD) et le boîtier en fonction de l'inspiration ou de l'expiration. L'impédance transthoracique est élevée pendant l'inspiration et basse pendant l'expiration. Cette mesure est effectuée toutes les 20 à 50 ms.<br />
<br />
Elle offre l'avantage de pouvoir utiliser toutes les sondes traditionnelles et présente une meilleure réactivité pour le stress métabolique que l'accéléromètre. La relation entre la fréquence cardiaque et la ventilation est linéaire jusqu'à un seuil ventilatoire au-delà duquel la réponse diminue.<br />
<br />
Elle peut être faussée par la toux, l'hyperventilation, la ventilation mécanique. Cette méthode est à éviter chez les patients porteurs d'un syndrome restrictif. Elle est également peu réactive aux efforts anaérobies. De plus, la réponse est généralement plus lente que celle de l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Impédance myocardique : ===<br />
L'impédance myocardique ou capteur CLS (Closed-loop sensing) est une spécificité de la marque BIOTRONIK. Elle mesure la résistance électrique entre les électrodes de la sonde ventriculaire entre 50 et 300 ms après la contraction ventriculaire. Lorsque l'effort physique augmente, l'impédance diminue en raison d'une augmentation de la conductivité sanguine. Cette diminution de l'impédance est utilisée pour détecter l'effort physique et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. Ce système peut utiliser toutes les marques de sondes ventriculaires.<br />
<br />
L'impédance myocardique rend compte de la contractilité cardiaque, elle permet donc une adaptation au stress métabolique et mental. Elle peut également détecter une variation de cette contractilité médiée par le système sympathique avant que celui-ci ne soit responsable d'une bradycardie vagale. Elle aurait donc montré une efficacité sur les syncopes vagales<ref>Rattanawong P, Riangwiwat T, Chongsathidkiet P, et al. Closed‐looped stimulation cardiac pacing for recurrent vasovagal syncope: a sys- tematic review and meta‐analysis. J Arrhythm. 2018;34(5):556‐564</ref>.<br />
<br />
=== Autres capteurs : ===<br />
D'autres capteurs ont existé, bien qu'ils ne soient plus employés à l'heure actuelle. On note, par exemple, la mesure de l'intervalle QT. L'intervalle se raccourcit à l'effort. Il était mesuré par le temps entre le spike de stimulation et la pente de négativité correspondant à la fin de l'onde T. Un autre exemple est la mesure de la température du sang veineux central qui diminuait initialement suite au retour veineux, puis augmentait progressivement à l'effort. On peut encore citer la mesure de l'activité par un cristal piézoélectrique qui détectait la contraction musculaire. Cette mesure présentait les mêmes inconvénient que l'accéléromètre en étant plus sensible ou perturbation extérieurs.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant<ref name=":0" /><ref>Cardiocases. Asservissement de fréquence. Disponible sur : [[/www.cardiocases.com/fr/pacingdefibrillation/questions-cliniques/pm/asservissement-de-frequence#:~:text%3DUne%20fr%C3%A9quence%20cible%20est%20d%C3%A9termin%C3%A9e%2Cdessus%20de%20cette%20fr%C3%A9quence%20cible|https://www.cardiocases.com/fr/pacingdefibrillation/questions-cliniques/pm/asservissement-de-frequence#:~:text=Une%20fréquence%20cible%20est%20déterminée,dessus%20de%20cette%20fréquence%20cible]]. Consulté le 03 juin 2023.</ref> ==<br />
<br />
=== Abbott : ===<br />
<br />
* [[Fichier:Abbot.png|vignette|536x536px|Réglage d'asservissement de Abbot]]Abbott propose un pacemaker avec un algorithme d'asservissement de fréquence à l'effort basé sur l'accéléromètre.<br />
<br />
* Par défaut, le capteur est réglé sur passif. Il enregistre les variations d'activité sans que cela n'ait de conséquence sur la fréquence qui n'est pas asservie.<br />
<br />
* Lorsque le capteur est activé, plusieurs valeurs sont programmables :<br />
** Le seuil qui est le niveau minimum qui permet d'augmenter la fréquence de stimulation. La valeur peut être réglée de 1 à 7, le chiffre le plus bas correspondant au seuil le plus sensible. La valeur "auto" correspond à la moyenne du niveau d'effort du patient sur les 18 dernières heures.<br />
** La pente de l'augmentation de la fréquence cardiaque en fonction du niveau d'activité détecté. Elle varie de 1 (pente la plus faible) à 16 (pente la plus forte, l'accélération importe la fréquence).<br />
** Le temps de réponse<br />
** Le temps de récupération<br />
** La fréquence maximale du capteur<br />
<br />
=== Biotronik : ===<br />
<br />
* Biotronik propose un système d'asservissement de fréquence qui s'appuie sur un accéléromètre ou sur un mode spécifique appelé précédemment exposé, le CLS (Closed Loop Stimulation). Ces deux capteurs fonctionnent indépendamment et ne peuvent pas être programmés simultanément.<br />
* Variables de l'accéléromètre :<br />
** Le gain qui traduit l'amplification du signal avant son traitement, et donc le degré de réponse fréquentielle à un même effort. Plus il est important, plus la réponse est forte. Il est possible de programmer un gain automatique. En l'absence de fréquence maximale sur plusieurs jours, le gain augmente.<br />
** Le seuil qui est le niveau minimal qui déclenche une augmentation de fréquence.<br />
** L'augmentation de fréquence qui correspond à la pente d'augmentation de fréquence au cours du temps. Elle est exprimée en augmentation de bpm par cycle.<br />
** La décroissance de fréquence qui repose sur le principe précédemment décrit mais à la baisse et à la fin de l'effort.<br />
* Variables du CLS :<br />
** Le fonctionnement du CLS se calibre et s'adapte automatiquement dans la majorité des cas, une fréquence cible est déterminée pour que 20% des battements soient au-dessus de cette fréquence.<br />
** On peut modifier la valeur de la dynamique du CLS pour modifier la répartition des fréquences à la hausse ou à la baisse.<br />
** Le contrôle de fréquence au repos limite l'augmentation de la fréquence par le CLS en l'absence d'effort détecté par l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Boston Scientific : ===<br />
<br />
* Boston Scientific propose un fonctionnement sur deux capteurs d'asservissement, un accéléromètre et la ventilation minute, qui peuvent fonctionner séparément ou en association.<br />
* L'accéléromètre :<br />
** Il dispose de trois modes de réponse : classique (sur marche), uniquement lorsque la prothèse est en repli (RTA), ou un enregistrement des données d'activité sans asservissement effectif de fréquence (passif).<br />
** [[Fichier:Asservissement BOSTON.jpg|vignette|Réglage asservissement Boston Scientific]]La pente de réponse, qui comme pour les marques précédentes, traduit l'augmentation de la fréquence en fonction de l'activité. Réglable de 1 (faible réponse) à 16 (forte réponse pour une faible activité).<br />
** Le seuil d'activité qui correspond au niveau d'effort à réaliser pour déclencher l'asservissement de la fréquence. Réglable de très bas à très élevé.<br />
* La ventilation minute :<br />
** Comme l'accéléromètre, dispose des trois modes de réponse : marche, RTA ou passif.<br />
** On peut régler la pente de réponse sur le même modèle que l'accéléromètre et le niveau d'activité physique de sédentaire à sport d'endurance. Cette dernière variable permet de régler de façon automatique le seuil ventilatoire décrit plus haut. Plus le patient est sportif, plus on augmente le seuil ventilatoire.<br />
* Une particularité de l'asservissement chez Boston Scientific est l'association de ces deux capteurs d'asservissement :<br />
** Lorsque l'accéléromètre est inférieur à la réponse de la ventilation minute, la combinaison des capteurs est basée à 100% sur la ventilation minute.<br />
** Si la réponse de l'accéléromètre est supérieure à la réponse de la ventilation minute, la combinaison est basée à environ 80% sur l'accéléromètre et 20% sur la ventilation minute.<br />
** Si la fréquence de l'accéléromètre se trouve au niveau de la fréquence minimale asservie et celle de la ventilation minute se trouve au niveau de la fréquence maximale asservie, alors la fréquence finale est basée à environ 40% sur l'accéléromètre et 60% sur la ventilation minute.<br />
<br />
=== Medtronic : ===<br />
[[Fichier:Medtronic.png|vignette|532x532px|Réglage asservissement Medtronic]]<br />
Medtronic propose un asservissement sur un capteur de type accéléromètre qui a la spécificité de dichotomiser 2 catégories de fréquence pour 2 catégories d'effort avec chacun une pente particulière d'asservissement.<br />
* La catégorie AQ correspond aux activités de la vie quotidienne (marche, ménage, efforts modérés). Elle se caractérise par sa fréquence AQ et par sa pente qui est définie par le point de consigne AQ. Ces valeurs sont ajustées automatiquement par l'appareil en se basant sur le pourcentage de temps où la fréquence stimulée n'est pas la fréquence minimale.<br />
* La catégorie effort correspond aux efforts intenses. Elle se caractérise par la fréquence maximale asservie et par sa pente qui est définie par le point de consigne effort. Elle-même est aussi ajustée automatiquement.<br />
* Les points de consigne peuvent être ajustés manuellement au cours d'un test d'effort.<br />
* On peut également définir le seuil d'activité pour le déclenchement de l'asservissement de "bas", qui est plus sensible à "élevé" moins sensible.<br />
<br />
* L'asservissement des pacemakers sans sonde MICRA fonctionne également via un accéléromètre. <br />
** Pour le MICRA VR, le dispositif étant intra-cardiaque, il perçoit en permanence une activité. Un filtre spécial est appliqué sur les fréquences de 1 à 10 Hz et est couplé à un algorithme spécifique pour faire la différence entre les battements cardiaques et un réel effort. Il est possible de régler manuellement le vecteur de l'accéléromètre sur lequel se base l'algorithme.<br />
** Pour le MICRA AV, le système tente de suivre l'activité atriale en se basant sur la détection de l'activité mécanique de celle-ci jusqu'à une fréquence définie. Au dessus de cette fréquence, le mode de fonctionnement est le même qu'un MICRA VR.<br />
<br />
[[Fichier:Microport.png|vignette|Réglage asservissement Microport]]<br />
<br />
=== Microport CRM-SORIN : ===<br />
* Microport propose de son côté un asservissement basé sur l'utilisation couplée d'un accéléromètre et d'une ventilation minute.<br />
<br />
* La réponse à l'effort sera donc la synthèse de la réponse des deux capteurs.<br />
* Comme évoqué dans la première partie, en début d'effort, la réaction de l'accéléromètre est plus précoce, tandis que la ventilation minute perdure en récupération.<br />
<br />
* L'asservissement peut être réglé sur apprentissage, les données sont alors enregistrés mais la fréquence n'est pas asservie ou sur activée/<br />
* Lorsque l'asservissement est activé, deux modes de fonctionnement sont possibles :<br />
** RR figé est un mode dans lequel la pente de réponse à l'activité est réglable manuellement de très faible à très élevée.<br />
** RR auto est un mode dans lequel la pente de réponse est réglée par l'appareil via le niveau de ventilation. En l'absence d'effort maximal, la pente augmente de quelques pourcents tous les jours (réponse à l'activité plus forte). À l'inverse, la pente diminue en cas d'atteinte d'un effort maximal (réponse à l'activité plus faible).<br />
<br />
<br />
<div style="text-align:center">''Auteur(s): {{PAGEAUTHORS}}''</div><br />
== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Fichier:Asservissement_BOSTON.jpg&diff=1980Fichier:Asservissement BOSTON.jpg2023-07-16T21:17:36Z<p>Victor Fournier : </p>
<hr />
<div>Asservissement BOSTON</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Commutation_de_mode&diff=1780Commutation de mode2023-07-10T20:33:17Z<p>Victor Fournier : /* Cas particulier du flutter */</p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
La communication de mode fait référence à la capacité d'un pacemaker de changer spontanément ses réglages d'un mode synchrone, DDD, vers un mode asynchrone, DDI(R) ou VVI(R) après la détection d'une arythmie supraventriculaire, principalement la fibrillation atriale, afin d'éviter une stimulation rapide qui suivrait l'arythmie. Cette fonctionnalité a prouvé depuis longtemps qu'elle permettait une amélioration clinique de la perception de l'arythmie chez les patients porteurs de pacemaker.<ref>Kamalvand K, Tan K, Kotsakis A, Bucknall C, Sulke N. Is mode switching beneficial: A randomized study in patients with atrial tachyarrhythmias. J Am Coll Cardiol 1997;30:496-504</ref><br />
<br />
Ces algorithmes doivent permettre une bonne détection du passage en arythmie afin d'éviter les stimulations rapides, mais également du retour en rythme sinusal pour maintenir une bonne synchronisation AV et éviter les stimulations atriales inappropriées qui favoriseraient un retour en arythmie par la succession de cycles longs/courts/longs. Ils doivent, de plus, éviter les variations brutales de la fréquence cardiaque lors du changement de mode. Enfin il leur faut éviter de commuter sur une écoute croisée ou un bruit ou une tachycardie physiologique.<br />
<br />
Pour détecter une arythmie atriale, les algorithmes se basent sur trois méthodes :<ref>Stabile G, De Simone A, Romano E. Automatic mode switching in atrial fibrillation. Indian Pacing Electrophysiol J. 2005 Jul 1;5(3):186-96.</ref><br />
<br />
* La première repose sur la surveillance de la fréquence atriale à l'aide d'un compteur qui s'incrémente ou se décrémente en fonction de l'existence de cycles atriaux rapides. Lorsque le compteur est complété, le dispositif commute.<br />
* La deuxième méthode est basée sur une comparaison entre la fréquence atriale moyennée au quotidien et celle détectée. Si une variation brutale survient, le dispositif réalise une commutation.<br />
* La troisième méthode fonctionne sur un ratio entre un nombre de cycles courts A détectés par rapport à un nombre de cycles prédéterminés. Lorsque le dispositif constate "n" cycles courts sur "N" cycles, il commute.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant<ref>Cardiocases. Repli sur arythmies atriales. Disponible sur : https://www.cardiocases.com/fr/pacingdefibrillation/questions-cliniques/pm/repli-sur-arythmies-atriales. Consulté le 10 juin 2023.</ref> ==<br />
<br />
=== Abbot ===<br />
[[Fichier:CAM abbot 2.png|gauche|vignette|365x365px|Paramètres de commutation de mode Abbot]]<br />
Le système Abbot se sert de la comparaison entre la fréquence atriale instantanée (mesure de l'intervalle PP) et une fréquence atriale moyenne qui est ajustée en permanence. Cette fréquence s'appelle la fréquence atriale filtrée (IAF). Elle est basée sur l'intervalle atrial filtré qui est une valeur d'intervalle PP modifiée à chaque intervalle PP. <br />
<br />
L'IAF augmente de 25 ms si le PP instantané > IAF et diminue de 38 ms si le PP instantané ≤ IAF. <br />
<br />
La commutation de mode se produit lorsque l'IAF est inférieure à un intervalle défini (donc une fréquence supérieure à celle définie). Le dispositif revient ensuite à son mode antérieur lorsque l'IAF devient supérieure à cet intervalle défini. <br />
<br />
Les paramètres réglables sont le mode dans lequel le dispositif commute, la fréquence dans ce mode et la fréquence à partir de laquelle a lieu la commutation.<br />
<br />
<br />
<br />
=== Biotronik ===<br />
[[Fichier:CAM Biotronik.jpg|vignette|456x456px|Paramètres de Commutation de mode Biotronik]]<br />
Le système Biotronik se base sur des fenêtres roulantes de "n" cycles rapides sur 8 cycles atriaux. Lorsque ces "n" cycles/8 sont plus rapides que la fréquence définie, l'appareil commute de mode. Le retour en mode initial se fait sur le même principe pour "n" cycles/8 plus lents que la fréquence définie. <br />
<br />
Les paramètres réglables sont l'activation ou non de la fonction de commutation, la fréquence d'intervention et le mode dans lequel le dispositif va commuter. <br />
<br />
Les pacemakers Biotronik intègrent un algorithme qui vise à lisser la fréquence ventriculaire lorsqu'il existe encore une conduction atrioventriculaire spontanée rapide en arythmie. <br />
<br />
Le dispositif réalise la moyenne de la fréquence sur les quatre derniers cycles et stimule dès que la fréquence est inférieure de 10 bpm à celle-ci.<br />
<br />
=== Boston Scientific ===<br />
[[Fichier:CAM Boston.jpg|gauche|vignette|515x515px|Paramètres de commutation de mode Boston Scientific]]<br />
Le système Boston fonctionne sur un compteur d'événements. À partir du moment où la fréquence atriale dépasse la fréquence définie, les oreillettes spontanées et celles tombées en période réfractaire atriale postventriculaire sont prises en compte. <br />
<br />
Un compteur d'entrée en arythmie est initié. Il s'incrémente ou se décrémente de 1 pour chaque cycle plus rapide ou plus lent que la fréquence déterminée. Une fois le compteur arrivé à une valeur définie, il faut ensuite valider un critère de durée définie au préalable. À l'issue de cette durée, le dispositif commute de mode. <br />
<br />
Une fois le compteur d'entrée rempli, un compteur de sortie se met en place sur le même fonctionnement. Lorsqu'il atteint une valeur définie, le dispositif retourne alors à son mode initial. Si le compteur de sortie arrive à sa valeur avant la fin de la "durée", alors le dispositif ne commute pas de mode. <br />
<br />
Les paramètres réglables sont la fréquence de déclenchement, la durée définie en nombre de cycles, le nombre de cycles pour le compte d'entrée et de sortie, le mode de repli ainsi que ses fréquences. <br />
<br />
Il existe également une fonction de régulation de la fréquence ventriculaire qui contrôle la rapidité avec laquelle la fréquence ventriculaire va diminuer après le repli, c'est l'algorithme RFV.<br />
<br />
=== Medtronic ===<br />
Le système Medtronic repose sur 2 critères. Le premier est la valeur médiane des 12 derniers intervalles atriaux détectés. Il faut que cette médiane soit plus courte que l'intervalle programmé de commutation. Le second critère est le compteur d'événements de FA. Ce compteur est rempli lorsque deux signaux atriaux sont détectés entre deux signaux ventriculaires. <br />
<br />
Lorsque le compteur est supérieur ou égal à 3, le critère est validé. <br />
<br />
L'arrêt de la commutation se produit soit lorsque la médiane des 12 derniers intervalles atriaux est inférieure à la fréquence de commutation, soit lorsque le compteur d'événements de FA est inférieur à 27 pendant 3 minutes, soit s'il existe 5 intervalles en rythme sinusal.<br />
<br />
Le mode de commutation est disponible chez Medtronic DDIR. Après commutation, il y a une diminution progressive de la fréquence ventriculaire par un allongement de 40 ms entre chaque stimulation jusqu'à la fréquence définie dans le mode asynchrone.<br />
<br />
=== Microport CRM Sorin ===<br />
Le système Sorin repose sur la détection d'une accélération brutale de la fréquence atriale via une fenêtre dynamique nommée la fenêtre de Détection de l'Accélération du Rythme Atrial ou DARA. Cette DARA est modifiée en permanence. Quand le rythme sinusal est inférieur à 80 bpm, la DARA représente 62,5 % de l'intervalle P-P précédent. Quand le rythme sinusal est supérieur (ou égal) à 80 bpm, la DARA représente 75 % de l'intervalle P-P précédent. [[Fichier:DARA.png|vignette|402x402px|Fonctionnement de la "DARA"|centré]]<br />
[[Fichier:CAM Sorin.jpg|vignette|198x198px|Paramètres commutation de mode Microport CRM Sorin|gauche]]Lorsqu'une activité atriale tombe dans la DARA, la valeur de celle-ci est bloquée et le ventricule suivant est considéré comme suspect. Le dispositif analyse ensuite les cycles ventriculaires. Si 28 cycles sur 32 sont considérés comme suspects, alors le dispositif commute. Si ce critère n'est pas satisfait mais qu'au moins 2 fois de suite 18 cycles sont considérés comme suspectssur les 32 derniers cycles, alors le dispositif commute. <br />
<br />
La valeur maximale de la DARA est de 500 ms, ce qui veut dire que la fréquence ventriculaire doit être au moins de 120 bpm. <br />
<br />
Le retour en mode synchrone est progressif. À partir du moment où le dispositif détecte une fréquence atriale inférieure à 110 bpm, il augmente la fréquence ventriculaire en diminuant l'intervalle VV de 65 ms tous les 12 cycles jusqu'à obtenir une resynchronisation AV.<br />
<br />
Le seul paramètre réglable est la fréquence en repli. Après commutation en mode asynchrone, la fréquence de stimulation diminue progressivement (augmentation de l'intervalle VV de 30 ms tous les 12 cycles) jusqu'à la fréquence définie dans ce mode.<br />
<br />
<br />
== Cas particulier du flutter ==<br />
Le flutter présente un risque particulier de défaut de repli. En effet, en cas de conduction 2/1, une activité atriale sur deux peut tomber dans la période réfractaire atriale postventriculaire. Cette activité n'est alors pas détectée et le dispositif ne réalise pas de commutation de mode. On parle alors de « 2:1 lock-in phenomenon ».<br />
<br />
Pour ce cas particulier, Abbot et Microport n'ont pas mis en place d'algorithme spécifique, il faut modifier manuellement la PRAPV si l'on constate des épisodes. <br />
<br />
Biotronik dispose d'une protection spécifique, intitulée « protection 2:1 lock-in ». Quand le dispositif détecte 8 événements atriaux consécutifs dans la fenêtre far-field atriale, et que le rythme ventriculaire stimulé est supérieur à 100 bpm, il suspecte l'existence d'un flutter masqué 2/1 et allonge le délai AV à une valeur maximale de 300 ms sur un cycle. Si le cycle atrial s'allonge, le dispositif conclut à une écoute croisée et ne commute pas ; en revanche, si les cycles atriaux ne sont pas modifiés par le changement de délai AV, il conclut à un flutter atrial et commute. <br />
<br />
Boston dispose d'une fenêtre particulière, RFA de réponse au flutter atrial. Lorsque celle-ci est activée, si le boîtier détecte une activité atriale dans la PRAPV, il déclenche cette fenêtre qui inhibe une stimulation atriale. Si un nouveau signal est détecté, il déclenche à nouveau une fenêtre. Cela permet d'inhiber les stimulations atriales jusqu'à la commutation de mode et donc d'éviter la stimulation en période vulnérable de l'oreillette pouvant favoriser une FA. La stimulation ventriculaire n'est pas affectée par ces fenêtres RFA. <br />
<br />
Medtronic disposait antérieurement d'un algorithme spécifique aux flutters. Néanmoins, les nouveaux algorithmes partielle et partielle+ qui permettent la comptabilisation d'un signal atrial tombé dans le blanking évitent le phénomène de « 2:1 lock-in phenomenon ».<br />
<br />
== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Commutation_de_mode&diff=1779Commutation de mode2023-07-10T20:32:37Z<p>Victor Fournier : /* Microport CRM Sorin */</p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
La communication de mode fait référence à la capacité d'un pacemaker de changer spontanément ses réglages d'un mode synchrone, DDD, vers un mode asynchrone, DDI(R) ou VVI(R) après la détection d'une arythmie supraventriculaire, principalement la fibrillation atriale, afin d'éviter une stimulation rapide qui suivrait l'arythmie. Cette fonctionnalité a prouvé depuis longtemps qu'elle permettait une amélioration clinique de la perception de l'arythmie chez les patients porteurs de pacemaker.<ref>Kamalvand K, Tan K, Kotsakis A, Bucknall C, Sulke N. Is mode switching beneficial: A randomized study in patients with atrial tachyarrhythmias. J Am Coll Cardiol 1997;30:496-504</ref><br />
<br />
Ces algorithmes doivent permettre une bonne détection du passage en arythmie afin d'éviter les stimulations rapides, mais également du retour en rythme sinusal pour maintenir une bonne synchronisation AV et éviter les stimulations atriales inappropriées qui favoriseraient un retour en arythmie par la succession de cycles longs/courts/longs. Ils doivent, de plus, éviter les variations brutales de la fréquence cardiaque lors du changement de mode. Enfin il leur faut éviter de commuter sur une écoute croisée ou un bruit ou une tachycardie physiologique.<br />
<br />
Pour détecter une arythmie atriale, les algorithmes se basent sur trois méthodes :<ref>Stabile G, De Simone A, Romano E. Automatic mode switching in atrial fibrillation. Indian Pacing Electrophysiol J. 2005 Jul 1;5(3):186-96.</ref><br />
<br />
* La première repose sur la surveillance de la fréquence atriale à l'aide d'un compteur qui s'incrémente ou se décrémente en fonction de l'existence de cycles atriaux rapides. Lorsque le compteur est complété, le dispositif commute.<br />
* La deuxième méthode est basée sur une comparaison entre la fréquence atriale moyennée au quotidien et celle détectée. Si une variation brutale survient, le dispositif réalise une commutation.<br />
* La troisième méthode fonctionne sur un ratio entre un nombre de cycles courts A détectés par rapport à un nombre de cycles prédéterminés. Lorsque le dispositif constate "n" cycles courts sur "N" cycles, il commute.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant<ref>Cardiocases. Repli sur arythmies atriales. Disponible sur : https://www.cardiocases.com/fr/pacingdefibrillation/questions-cliniques/pm/repli-sur-arythmies-atriales. Consulté le 10 juin 2023.</ref> ==<br />
<br />
=== Abbot ===<br />
[[Fichier:CAM abbot 2.png|gauche|vignette|365x365px|Paramètres de commutation de mode Abbot]]<br />
Le système Abbot se sert de la comparaison entre la fréquence atriale instantanée (mesure de l'intervalle PP) et une fréquence atriale moyenne qui est ajustée en permanence. Cette fréquence s'appelle la fréquence atriale filtrée (IAF). Elle est basée sur l'intervalle atrial filtré qui est une valeur d'intervalle PP modifiée à chaque intervalle PP. <br />
<br />
L'IAF augmente de 25 ms si le PP instantané > IAF et diminue de 38 ms si le PP instantané ≤ IAF. <br />
<br />
La commutation de mode se produit lorsque l'IAF est inférieure à un intervalle défini (donc une fréquence supérieure à celle définie). Le dispositif revient ensuite à son mode antérieur lorsque l'IAF devient supérieure à cet intervalle défini. <br />
<br />
Les paramètres réglables sont le mode dans lequel le dispositif commute, la fréquence dans ce mode et la fréquence à partir de laquelle a lieu la commutation.<br />
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<br />
=== Biotronik ===<br />
[[Fichier:CAM Biotronik.jpg|vignette|456x456px|Paramètres de Commutation de mode Biotronik]]<br />
Le système Biotronik se base sur des fenêtres roulantes de "n" cycles rapides sur 8 cycles atriaux. Lorsque ces "n" cycles/8 sont plus rapides que la fréquence définie, l'appareil commute de mode. Le retour en mode initial se fait sur le même principe pour "n" cycles/8 plus lents que la fréquence définie. <br />
<br />
Les paramètres réglables sont l'activation ou non de la fonction de commutation, la fréquence d'intervention et le mode dans lequel le dispositif va commuter. <br />
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Les pacemakers Biotronik intègrent un algorithme qui vise à lisser la fréquence ventriculaire lorsqu'il existe encore une conduction atrioventriculaire spontanée rapide en arythmie. <br />
<br />
Le dispositif réalise la moyenne de la fréquence sur les quatre derniers cycles et stimule dès que la fréquence est inférieure de 10 bpm à celle-ci.<br />
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=== Boston Scientific ===<br />
[[Fichier:CAM Boston.jpg|gauche|vignette|515x515px|Paramètres de commutation de mode Boston Scientific]]<br />
Le système Boston fonctionne sur un compteur d'événements. À partir du moment où la fréquence atriale dépasse la fréquence définie, les oreillettes spontanées et celles tombées en période réfractaire atriale postventriculaire sont prises en compte. <br />
<br />
Un compteur d'entrée en arythmie est initié. Il s'incrémente ou se décrémente de 1 pour chaque cycle plus rapide ou plus lent que la fréquence déterminée. Une fois le compteur arrivé à une valeur définie, il faut ensuite valider un critère de durée définie au préalable. À l'issue de cette durée, le dispositif commute de mode. <br />
<br />
Une fois le compteur d'entrée rempli, un compteur de sortie se met en place sur le même fonctionnement. Lorsqu'il atteint une valeur définie, le dispositif retourne alors à son mode initial. Si le compteur de sortie arrive à sa valeur avant la fin de la "durée", alors le dispositif ne commute pas de mode. <br />
<br />
Les paramètres réglables sont la fréquence de déclenchement, la durée définie en nombre de cycles, le nombre de cycles pour le compte d'entrée et de sortie, le mode de repli ainsi que ses fréquences. <br />
<br />
Il existe également une fonction de régulation de la fréquence ventriculaire qui contrôle la rapidité avec laquelle la fréquence ventriculaire va diminuer après le repli, c'est l'algorithme RFV.<br />
<br />
=== Medtronic ===<br />
Le système Medtronic repose sur 2 critères. Le premier est la valeur médiane des 12 derniers intervalles atriaux détectés. Il faut que cette médiane soit plus courte que l'intervalle programmé de commutation. Le second critère est le compteur d'événements de FA. Ce compteur est rempli lorsque deux signaux atriaux sont détectés entre deux signaux ventriculaires. <br />
<br />
Lorsque le compteur est supérieur ou égal à 3, le critère est validé. <br />
<br />
L'arrêt de la commutation se produit soit lorsque la médiane des 12 derniers intervalles atriaux est inférieure à la fréquence de commutation, soit lorsque le compteur d'événements de FA est inférieur à 27 pendant 3 minutes, soit s'il existe 5 intervalles en rythme sinusal.<br />
<br />
Le mode de commutation est disponible chez Medtronic DDIR. Après commutation, il y a une diminution progressive de la fréquence ventriculaire par un allongement de 40 ms entre chaque stimulation jusqu'à la fréquence définie dans le mode asynchrone.<br />
<br />
=== Microport CRM Sorin ===<br />
Le système Sorin repose sur la détection d'une accélération brutale de la fréquence atriale via une fenêtre dynamique nommée la fenêtre de Détection de l'Accélération du Rythme Atrial ou DARA. Cette DARA est modifiée en permanence. Quand le rythme sinusal est inférieur à 80 bpm, la DARA représente 62,5 % de l'intervalle P-P précédent. Quand le rythme sinusal est supérieur (ou égal) à 80 bpm, la DARA représente 75 % de l'intervalle P-P précédent. [[Fichier:DARA.png|vignette|402x402px|Fonctionnement de la "DARA"|centré]]<br />
[[Fichier:CAM Sorin.jpg|vignette|227x227px|Paramètres commutation de mode Microport CRM Sorin|gauche]]Lorsqu'une activité atriale tombe dans la DARA, la valeur de celle-ci est bloquée et le ventricule suivant est considéré comme suspect. Le dispositif analyse ensuite les cycles ventriculaires. Si 28 cycles sur 32 sont considérés comme suspects, alors le dispositif commute. Si ce critère n'est pas satisfait mais qu'au moins 2 fois de suite 18 cycles sont considérés comme suspectssur les 32 derniers cycles, alors le dispositif commute. <br />
<br />
La valeur maximale de la DARA est de 500 ms, ce qui veut dire que la fréquence ventriculaire doit être au moins de 120 bpm. <br />
<br />
Le retour en mode synchrone est progressif. À partir du moment où le dispositif détecte une fréquence atriale inférieure à 110 bpm, il augmente la fréquence ventriculaire en diminuant l'intervalle VV de 65 ms tous les 12 cycles jusqu'à obtenir une resynchronisation AV.<br />
<br />
Le seul paramètre réglable est la fréquence en repli. Après commutation en mode asynchrone, la fréquence de stimulation diminue progressivement (augmentation de l'intervalle VV de 30 ms tous les 12 cycles) jusqu'à la fréquence définie dans ce mode.<br />
<br />
<br />
== Cas particulier du flutter ==<br />
Le flutter présente un risque particulier de défaut de repli. En effet, en cas de conduction 2/1, une activité atriale sur deux peut tomber dans la période réfractaire atriale postventriculaire. Cette activité n'est alors pas détectée et le dispositif ne réalise pas de commutation de mode. On parle alors de « 2:1 lock-in phenomenon ».<br />
<br />
Pour ce cas particulier, Abbot et Microport n'ont pas mis en place d'algorithme spécifique, il faut modifier manuellement la PRAPV si l'on constate des épisodes. <br />
<br />
Biotronik dispose d'une protection spécifique, intitulée « protection 2:1 lock-in ». Quand le dispositif détecte 8 événements atriaux consécutifs dans la fenêtre far-field atriale, et que le rythme ventriculaire stimulé est supérieur à 100 bpm, il suspecte l'existence d'un flutter masqué 2/1 et allonge le délai AV à une valeur maximale de 300 ms sur un cycle. Si le cycle atrial s'allonge, le dispositif conclut à une écoute croisée et ne commute pas ; en revanche, si les cycles atriaux ne sont pas modifiés par le changement de délai AV, il conclut à un flutter atrial et commute. <br />
<br />
Boston dispose d'une fenêtre particulière, RFA de réponse au flutter atrial. Lorsque celle-ci est activée, si le boîtier détecte une activité atriale dans la PRAPV, il déclenche cette fenêtre qui inhibe une stimulation atriale. Si un nouveau signal est détecté, il déclenche à nouveau une fenêtre. Cela permet d'inhiber les stimulations atriales jusqu'à la commutation de mode et donc d'éviter la stimulation en période vulnérable de l'oreillette pouvant favoriser une FA. La stimulation ventriculaire n'est pas affectée par ces fenêtres RFA. <br />
<br />
Medtronic disposait antérieurement d'un algorithme spécifique aux flutters. Néanmoins, les nouveaux algorithmes partielle et partielle+ qui permettent la comptabilisation d'un signal atrial tombé dans le blanking évitent le phénomène de « 2:1 lock-in phenomenon ».<br />
<br />
== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Commutation_de_mode&diff=1778Commutation de mode2023-07-10T20:32:14Z<p>Victor Fournier : /* Microport CRM Sorin */</p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
La communication de mode fait référence à la capacité d'un pacemaker de changer spontanément ses réglages d'un mode synchrone, DDD, vers un mode asynchrone, DDI(R) ou VVI(R) après la détection d'une arythmie supraventriculaire, principalement la fibrillation atriale, afin d'éviter une stimulation rapide qui suivrait l'arythmie. Cette fonctionnalité a prouvé depuis longtemps qu'elle permettait une amélioration clinique de la perception de l'arythmie chez les patients porteurs de pacemaker.<ref>Kamalvand K, Tan K, Kotsakis A, Bucknall C, Sulke N. Is mode switching beneficial: A randomized study in patients with atrial tachyarrhythmias. J Am Coll Cardiol 1997;30:496-504</ref><br />
<br />
Ces algorithmes doivent permettre une bonne détection du passage en arythmie afin d'éviter les stimulations rapides, mais également du retour en rythme sinusal pour maintenir une bonne synchronisation AV et éviter les stimulations atriales inappropriées qui favoriseraient un retour en arythmie par la succession de cycles longs/courts/longs. Ils doivent, de plus, éviter les variations brutales de la fréquence cardiaque lors du changement de mode. Enfin il leur faut éviter de commuter sur une écoute croisée ou un bruit ou une tachycardie physiologique.<br />
<br />
Pour détecter une arythmie atriale, les algorithmes se basent sur trois méthodes :<ref>Stabile G, De Simone A, Romano E. Automatic mode switching in atrial fibrillation. Indian Pacing Electrophysiol J. 2005 Jul 1;5(3):186-96.</ref><br />
<br />
* La première repose sur la surveillance de la fréquence atriale à l'aide d'un compteur qui s'incrémente ou se décrémente en fonction de l'existence de cycles atriaux rapides. Lorsque le compteur est complété, le dispositif commute.<br />
* La deuxième méthode est basée sur une comparaison entre la fréquence atriale moyennée au quotidien et celle détectée. Si une variation brutale survient, le dispositif réalise une commutation.<br />
* La troisième méthode fonctionne sur un ratio entre un nombre de cycles courts A détectés par rapport à un nombre de cycles prédéterminés. Lorsque le dispositif constate "n" cycles courts sur "N" cycles, il commute.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant<ref>Cardiocases. Repli sur arythmies atriales. Disponible sur : https://www.cardiocases.com/fr/pacingdefibrillation/questions-cliniques/pm/repli-sur-arythmies-atriales. Consulté le 10 juin 2023.</ref> ==<br />
<br />
=== Abbot ===<br />
[[Fichier:CAM abbot 2.png|gauche|vignette|365x365px|Paramètres de commutation de mode Abbot]]<br />
Le système Abbot se sert de la comparaison entre la fréquence atriale instantanée (mesure de l'intervalle PP) et une fréquence atriale moyenne qui est ajustée en permanence. Cette fréquence s'appelle la fréquence atriale filtrée (IAF). Elle est basée sur l'intervalle atrial filtré qui est une valeur d'intervalle PP modifiée à chaque intervalle PP. <br />
<br />
L'IAF augmente de 25 ms si le PP instantané > IAF et diminue de 38 ms si le PP instantané ≤ IAF. <br />
<br />
La commutation de mode se produit lorsque l'IAF est inférieure à un intervalle défini (donc une fréquence supérieure à celle définie). Le dispositif revient ensuite à son mode antérieur lorsque l'IAF devient supérieure à cet intervalle défini. <br />
<br />
Les paramètres réglables sont le mode dans lequel le dispositif commute, la fréquence dans ce mode et la fréquence à partir de laquelle a lieu la commutation.<br />
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<br />
=== Biotronik ===<br />
[[Fichier:CAM Biotronik.jpg|vignette|456x456px|Paramètres de Commutation de mode Biotronik]]<br />
Le système Biotronik se base sur des fenêtres roulantes de "n" cycles rapides sur 8 cycles atriaux. Lorsque ces "n" cycles/8 sont plus rapides que la fréquence définie, l'appareil commute de mode. Le retour en mode initial se fait sur le même principe pour "n" cycles/8 plus lents que la fréquence définie. <br />
<br />
Les paramètres réglables sont l'activation ou non de la fonction de commutation, la fréquence d'intervention et le mode dans lequel le dispositif va commuter. <br />
<br />
Les pacemakers Biotronik intègrent un algorithme qui vise à lisser la fréquence ventriculaire lorsqu'il existe encore une conduction atrioventriculaire spontanée rapide en arythmie. <br />
<br />
Le dispositif réalise la moyenne de la fréquence sur les quatre derniers cycles et stimule dès que la fréquence est inférieure de 10 bpm à celle-ci.<br />
<br />
=== Boston Scientific ===<br />
[[Fichier:CAM Boston.jpg|gauche|vignette|515x515px|Paramètres de commutation de mode Boston Scientific]]<br />
Le système Boston fonctionne sur un compteur d'événements. À partir du moment où la fréquence atriale dépasse la fréquence définie, les oreillettes spontanées et celles tombées en période réfractaire atriale postventriculaire sont prises en compte. <br />
<br />
Un compteur d'entrée en arythmie est initié. Il s'incrémente ou se décrémente de 1 pour chaque cycle plus rapide ou plus lent que la fréquence déterminée. Une fois le compteur arrivé à une valeur définie, il faut ensuite valider un critère de durée définie au préalable. À l'issue de cette durée, le dispositif commute de mode. <br />
<br />
Une fois le compteur d'entrée rempli, un compteur de sortie se met en place sur le même fonctionnement. Lorsqu'il atteint une valeur définie, le dispositif retourne alors à son mode initial. Si le compteur de sortie arrive à sa valeur avant la fin de la "durée", alors le dispositif ne commute pas de mode. <br />
<br />
Les paramètres réglables sont la fréquence de déclenchement, la durée définie en nombre de cycles, le nombre de cycles pour le compte d'entrée et de sortie, le mode de repli ainsi que ses fréquences. <br />
<br />
Il existe également une fonction de régulation de la fréquence ventriculaire qui contrôle la rapidité avec laquelle la fréquence ventriculaire va diminuer après le repli, c'est l'algorithme RFV.<br />
<br />
=== Medtronic ===<br />
Le système Medtronic repose sur 2 critères. Le premier est la valeur médiane des 12 derniers intervalles atriaux détectés. Il faut que cette médiane soit plus courte que l'intervalle programmé de commutation. Le second critère est le compteur d'événements de FA. Ce compteur est rempli lorsque deux signaux atriaux sont détectés entre deux signaux ventriculaires. <br />
<br />
Lorsque le compteur est supérieur ou égal à 3, le critère est validé. <br />
<br />
L'arrêt de la commutation se produit soit lorsque la médiane des 12 derniers intervalles atriaux est inférieure à la fréquence de commutation, soit lorsque le compteur d'événements de FA est inférieur à 27 pendant 3 minutes, soit s'il existe 5 intervalles en rythme sinusal.<br />
<br />
Le mode de commutation est disponible chez Medtronic DDIR. Après commutation, il y a une diminution progressive de la fréquence ventriculaire par un allongement de 40 ms entre chaque stimulation jusqu'à la fréquence définie dans le mode asynchrone.<br />
<br />
=== Microport CRM Sorin ===<br />
Le système Sorin repose sur la détection d'une accélération brutale de la fréquence atriale via une fenêtre dynamique nommée la fenêtre de Détection de l'Accélération du Rythme Atrial ou DARA. Cette DARA est modifiée en permanence. Quand le rythme sinusal est inférieur à 80 bpm, la DARA représente 62,5 % de l'intervalle P-P précédent. Quand le rythme sinusal est supérieur (ou égal) à 80 bpm, la DARA représente 75 % de l'intervalle P-P précédent. [[Fichier:DARA.png|vignette|402x402px|Fonctionnement de la "DARA"|centré]]<br />
[[Fichier:CAM Sorin.jpg|vignette|253x253px|Paramètres commutation de mode Microport CRM Sorin|gauche]]Lorsqu'une activité atriale tombe dans la DARA, la valeur de celle-ci est bloquée et le ventricule suivant est considéré comme suspect. Le dispositif analyse ensuite les cycles ventriculaires. Si 28 cycles sur 32 sont considérés comme suspects, alors le dispositif commute. Si ce critère n'est pas satisfait mais qu'au moins 2 fois de suite 18 cycles sont considérés comme suspectssur les 32 derniers cycles, alors le dispositif commute. <br />
<br />
La valeur maximale de la DARA est de 500 ms, ce qui veut dire que la fréquence ventriculaire doit être au moins de 120 bpm. <br />
<br />
Le retour en mode synchrone est progressif. À partir du moment où le dispositif détecte une fréquence atriale inférieure à 110 bpm, il augmente la fréquence ventriculaire en diminuant l'intervalle VV de 65 ms tous les 12 cycles jusqu'à obtenir une resynchronisation AV.<br />
<br />
Le seul paramètre réglable est la fréquence en repli. Après commutation en mode asynchrone, la fréquence de stimulation diminue progressivement (augmentation de l'intervalle VV de 30 ms tous les 12 cycles) jusqu'à la fréquence définie dans ce mode.<br />
<br />
<br />
== Cas particulier du flutter ==<br />
Le flutter présente un risque particulier de défaut de repli. En effet, en cas de conduction 2/1, une activité atriale sur deux peut tomber dans la période réfractaire atriale postventriculaire. Cette activité n'est alors pas détectée et le dispositif ne réalise pas de commutation de mode. On parle alors de « 2:1 lock-in phenomenon ».<br />
<br />
Pour ce cas particulier, Abbot et Microport n'ont pas mis en place d'algorithme spécifique, il faut modifier manuellement la PRAPV si l'on constate des épisodes. <br />
<br />
Biotronik dispose d'une protection spécifique, intitulée « protection 2:1 lock-in ». Quand le dispositif détecte 8 événements atriaux consécutifs dans la fenêtre far-field atriale, et que le rythme ventriculaire stimulé est supérieur à 100 bpm, il suspecte l'existence d'un flutter masqué 2/1 et allonge le délai AV à une valeur maximale de 300 ms sur un cycle. Si le cycle atrial s'allonge, le dispositif conclut à une écoute croisée et ne commute pas ; en revanche, si les cycles atriaux ne sont pas modifiés par le changement de délai AV, il conclut à un flutter atrial et commute. <br />
<br />
Boston dispose d'une fenêtre particulière, RFA de réponse au flutter atrial. Lorsque celle-ci est activée, si le boîtier détecte une activité atriale dans la PRAPV, il déclenche cette fenêtre qui inhibe une stimulation atriale. Si un nouveau signal est détecté, il déclenche à nouveau une fenêtre. Cela permet d'inhiber les stimulations atriales jusqu'à la commutation de mode et donc d'éviter la stimulation en période vulnérable de l'oreillette pouvant favoriser une FA. La stimulation ventriculaire n'est pas affectée par ces fenêtres RFA. <br />
<br />
Medtronic disposait antérieurement d'un algorithme spécifique aux flutters. Néanmoins, les nouveaux algorithmes partielle et partielle+ qui permettent la comptabilisation d'un signal atrial tombé dans le blanking évitent le phénomène de « 2:1 lock-in phenomenon ».<br />
<br />
== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Commutation_de_mode&diff=1777Commutation de mode2023-07-10T20:30:46Z<p>Victor Fournier : /* Microport CRM Sorin */</p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
La communication de mode fait référence à la capacité d'un pacemaker de changer spontanément ses réglages d'un mode synchrone, DDD, vers un mode asynchrone, DDI(R) ou VVI(R) après la détection d'une arythmie supraventriculaire, principalement la fibrillation atriale, afin d'éviter une stimulation rapide qui suivrait l'arythmie. Cette fonctionnalité a prouvé depuis longtemps qu'elle permettait une amélioration clinique de la perception de l'arythmie chez les patients porteurs de pacemaker.<ref>Kamalvand K, Tan K, Kotsakis A, Bucknall C, Sulke N. Is mode switching beneficial: A randomized study in patients with atrial tachyarrhythmias. J Am Coll Cardiol 1997;30:496-504</ref><br />
<br />
Ces algorithmes doivent permettre une bonne détection du passage en arythmie afin d'éviter les stimulations rapides, mais également du retour en rythme sinusal pour maintenir une bonne synchronisation AV et éviter les stimulations atriales inappropriées qui favoriseraient un retour en arythmie par la succession de cycles longs/courts/longs. Ils doivent, de plus, éviter les variations brutales de la fréquence cardiaque lors du changement de mode. Enfin il leur faut éviter de commuter sur une écoute croisée ou un bruit ou une tachycardie physiologique.<br />
<br />
Pour détecter une arythmie atriale, les algorithmes se basent sur trois méthodes :<ref>Stabile G, De Simone A, Romano E. Automatic mode switching in atrial fibrillation. Indian Pacing Electrophysiol J. 2005 Jul 1;5(3):186-96.</ref><br />
<br />
* La première repose sur la surveillance de la fréquence atriale à l'aide d'un compteur qui s'incrémente ou se décrémente en fonction de l'existence de cycles atriaux rapides. Lorsque le compteur est complété, le dispositif commute.<br />
* La deuxième méthode est basée sur une comparaison entre la fréquence atriale moyennée au quotidien et celle détectée. Si une variation brutale survient, le dispositif réalise une commutation.<br />
* La troisième méthode fonctionne sur un ratio entre un nombre de cycles courts A détectés par rapport à un nombre de cycles prédéterminés. Lorsque le dispositif constate "n" cycles courts sur "N" cycles, il commute.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant<ref>Cardiocases. Repli sur arythmies atriales. Disponible sur : https://www.cardiocases.com/fr/pacingdefibrillation/questions-cliniques/pm/repli-sur-arythmies-atriales. Consulté le 10 juin 2023.</ref> ==<br />
<br />
=== Abbot ===<br />
[[Fichier:CAM abbot 2.png|gauche|vignette|365x365px|Paramètres de commutation de mode Abbot]]<br />
Le système Abbot se sert de la comparaison entre la fréquence atriale instantanée (mesure de l'intervalle PP) et une fréquence atriale moyenne qui est ajustée en permanence. Cette fréquence s'appelle la fréquence atriale filtrée (IAF). Elle est basée sur l'intervalle atrial filtré qui est une valeur d'intervalle PP modifiée à chaque intervalle PP. <br />
<br />
L'IAF augmente de 25 ms si le PP instantané > IAF et diminue de 38 ms si le PP instantané ≤ IAF. <br />
<br />
La commutation de mode se produit lorsque l'IAF est inférieure à un intervalle défini (donc une fréquence supérieure à celle définie). Le dispositif revient ensuite à son mode antérieur lorsque l'IAF devient supérieure à cet intervalle défini. <br />
<br />
Les paramètres réglables sont le mode dans lequel le dispositif commute, la fréquence dans ce mode et la fréquence à partir de laquelle a lieu la commutation.<br />
<br />
<br />
<br />
=== Biotronik ===<br />
[[Fichier:CAM Biotronik.jpg|vignette|456x456px|Paramètres de Commutation de mode Biotronik]]<br />
Le système Biotronik se base sur des fenêtres roulantes de "n" cycles rapides sur 8 cycles atriaux. Lorsque ces "n" cycles/8 sont plus rapides que la fréquence définie, l'appareil commute de mode. Le retour en mode initial se fait sur le même principe pour "n" cycles/8 plus lents que la fréquence définie. <br />
<br />
Les paramètres réglables sont l'activation ou non de la fonction de commutation, la fréquence d'intervention et le mode dans lequel le dispositif va commuter. <br />
<br />
Les pacemakers Biotronik intègrent un algorithme qui vise à lisser la fréquence ventriculaire lorsqu'il existe encore une conduction atrioventriculaire spontanée rapide en arythmie. <br />
<br />
Le dispositif réalise la moyenne de la fréquence sur les quatre derniers cycles et stimule dès que la fréquence est inférieure de 10 bpm à celle-ci.<br />
<br />
=== Boston Scientific ===<br />
[[Fichier:CAM Boston.jpg|gauche|vignette|515x515px|Paramètres de commutation de mode Boston Scientific]]<br />
Le système Boston fonctionne sur un compteur d'événements. À partir du moment où la fréquence atriale dépasse la fréquence définie, les oreillettes spontanées et celles tombées en période réfractaire atriale postventriculaire sont prises en compte. <br />
<br />
Un compteur d'entrée en arythmie est initié. Il s'incrémente ou se décrémente de 1 pour chaque cycle plus rapide ou plus lent que la fréquence déterminée. Une fois le compteur arrivé à une valeur définie, il faut ensuite valider un critère de durée définie au préalable. À l'issue de cette durée, le dispositif commute de mode. <br />
<br />
Une fois le compteur d'entrée rempli, un compteur de sortie se met en place sur le même fonctionnement. Lorsqu'il atteint une valeur définie, le dispositif retourne alors à son mode initial. Si le compteur de sortie arrive à sa valeur avant la fin de la "durée", alors le dispositif ne commute pas de mode. <br />
<br />
Les paramètres réglables sont la fréquence de déclenchement, la durée définie en nombre de cycles, le nombre de cycles pour le compte d'entrée et de sortie, le mode de repli ainsi que ses fréquences. <br />
<br />
Il existe également une fonction de régulation de la fréquence ventriculaire qui contrôle la rapidité avec laquelle la fréquence ventriculaire va diminuer après le repli, c'est l'algorithme RFV.<br />
<br />
=== Medtronic ===<br />
Le système Medtronic repose sur 2 critères. Le premier est la valeur médiane des 12 derniers intervalles atriaux détectés. Il faut que cette médiane soit plus courte que l'intervalle programmé de commutation. Le second critère est le compteur d'événements de FA. Ce compteur est rempli lorsque deux signaux atriaux sont détectés entre deux signaux ventriculaires. <br />
<br />
Lorsque le compteur est supérieur ou égal à 3, le critère est validé. <br />
<br />
L'arrêt de la commutation se produit soit lorsque la médiane des 12 derniers intervalles atriaux est inférieure à la fréquence de commutation, soit lorsque le compteur d'événements de FA est inférieur à 27 pendant 3 minutes, soit s'il existe 5 intervalles en rythme sinusal.<br />
<br />
Le mode de commutation est disponible chez Medtronic DDIR. Après commutation, il y a une diminution progressive de la fréquence ventriculaire par un allongement de 40 ms entre chaque stimulation jusqu'à la fréquence définie dans le mode asynchrone.<br />
<br />
=== Microport CRM Sorin ===<br />
Le système Sorin repose sur la détection d'une accélération brutale de la fréquence atriale via une fenêtre dynamique nommée la fenêtre de Détection de l'Accélération du Rythme Atrial ou DARA. Cette DARA est modifiée en permanence. Quand le rythme sinusal est inférieur à 80 bpm, la DARA représente 62,5 % de l'intervalle P-P précédent. Quand le rythme sinusal est supérieur (ou égal) à 80 bpm, la DARA représente 75 % de l'intervalle P-P précédent. [[Fichier:DARA.png|vignette|402x402px|Fonctionnement de la "DARA"|néant]]<br />
[[Fichier:CAM Sorin.jpg|vignette|272x272px|Paramètres commutation de mode Microport CRM Sorin|gauche]]Lorsqu'une activité atriale tombe dans la DARA, la valeur de celle-ci est bloquée et le ventricule suivant est considéré comme suspect. Le dispositif analyse ensuite les cycles ventriculaires. Si 28 cycles sur 32 sont considérés comme suspects, alors le dispositif commute. Si ce critère n'est pas satisfait mais qu'au moins 2 fois de suite 18 cycles sont considérés comme suspectssur les 32 derniers cycles, alors le dispositif commute. <br />
<br />
La valeur maximale de la DARA est de 500 ms, ce qui veut dire que la fréquence ventriculaire doit être au moins de 120 bpm. <br />
<br />
Le retour en mode synchrone est progressif. À partir du moment où le dispositif détecte une fréquence atriale inférieure à 110 bpm, il augmente la fréquence ventriculaire en diminuant l'intervalle VV de 65 ms tous les 12 cycles jusqu'à obtenir une resynchronisation AV.<br />
<br />
Le seul paramètre réglable est la fréquence en repli. Après commutation en mode asynchrone, la fréquence de stimulation diminue progressivement (augmentation de l'intervalle VV de 30 ms tous les 12 cycles) jusqu'à la fréquence définie dans ce mode.<br />
<br />
<br />
== Cas particulier du flutter ==<br />
Le flutter présente un risque particulier de défaut de repli. En effet, en cas de conduction 2/1, une activité atriale sur deux peut tomber dans la période réfractaire atriale postventriculaire. Cette activité n'est alors pas détectée et le dispositif ne réalise pas de commutation de mode. On parle alors de « 2:1 lock-in phenomenon ».<br />
<br />
Pour ce cas particulier, Abbot et Microport n'ont pas mis en place d'algorithme spécifique, il faut modifier manuellement la PRAPV si l'on constate des épisodes. <br />
<br />
Biotronik dispose d'une protection spécifique, intitulée « protection 2:1 lock-in ». Quand le dispositif détecte 8 événements atriaux consécutifs dans la fenêtre far-field atriale, et que le rythme ventriculaire stimulé est supérieur à 100 bpm, il suspecte l'existence d'un flutter masqué 2/1 et allonge le délai AV à une valeur maximale de 300 ms sur un cycle. Si le cycle atrial s'allonge, le dispositif conclut à une écoute croisée et ne commute pas ; en revanche, si les cycles atriaux ne sont pas modifiés par le changement de délai AV, il conclut à un flutter atrial et commute. <br />
<br />
Boston dispose d'une fenêtre particulière, RFA de réponse au flutter atrial. Lorsque celle-ci est activée, si le boîtier détecte une activité atriale dans la PRAPV, il déclenche cette fenêtre qui inhibe une stimulation atriale. Si un nouveau signal est détecté, il déclenche à nouveau une fenêtre. Cela permet d'inhiber les stimulations atriales jusqu'à la commutation de mode et donc d'éviter la stimulation en période vulnérable de l'oreillette pouvant favoriser une FA. La stimulation ventriculaire n'est pas affectée par ces fenêtres RFA. <br />
<br />
Medtronic disposait antérieurement d'un algorithme spécifique aux flutters. Néanmoins, les nouveaux algorithmes partielle et partielle+ qui permettent la comptabilisation d'un signal atrial tombé dans le blanking évitent le phénomène de « 2:1 lock-in phenomenon ».<br />
<br />
== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Commutation_de_mode&diff=1776Commutation de mode2023-07-10T20:28:17Z<p>Victor Fournier : /* Boston Scientific */</p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
La communication de mode fait référence à la capacité d'un pacemaker de changer spontanément ses réglages d'un mode synchrone, DDD, vers un mode asynchrone, DDI(R) ou VVI(R) après la détection d'une arythmie supraventriculaire, principalement la fibrillation atriale, afin d'éviter une stimulation rapide qui suivrait l'arythmie. Cette fonctionnalité a prouvé depuis longtemps qu'elle permettait une amélioration clinique de la perception de l'arythmie chez les patients porteurs de pacemaker.<ref>Kamalvand K, Tan K, Kotsakis A, Bucknall C, Sulke N. Is mode switching beneficial: A randomized study in patients with atrial tachyarrhythmias. J Am Coll Cardiol 1997;30:496-504</ref><br />
<br />
Ces algorithmes doivent permettre une bonne détection du passage en arythmie afin d'éviter les stimulations rapides, mais également du retour en rythme sinusal pour maintenir une bonne synchronisation AV et éviter les stimulations atriales inappropriées qui favoriseraient un retour en arythmie par la succession de cycles longs/courts/longs. Ils doivent, de plus, éviter les variations brutales de la fréquence cardiaque lors du changement de mode. Enfin il leur faut éviter de commuter sur une écoute croisée ou un bruit ou une tachycardie physiologique.<br />
<br />
Pour détecter une arythmie atriale, les algorithmes se basent sur trois méthodes :<ref>Stabile G, De Simone A, Romano E. Automatic mode switching in atrial fibrillation. Indian Pacing Electrophysiol J. 2005 Jul 1;5(3):186-96.</ref><br />
<br />
* La première repose sur la surveillance de la fréquence atriale à l'aide d'un compteur qui s'incrémente ou se décrémente en fonction de l'existence de cycles atriaux rapides. Lorsque le compteur est complété, le dispositif commute.<br />
* La deuxième méthode est basée sur une comparaison entre la fréquence atriale moyennée au quotidien et celle détectée. Si une variation brutale survient, le dispositif réalise une commutation.<br />
* La troisième méthode fonctionne sur un ratio entre un nombre de cycles courts A détectés par rapport à un nombre de cycles prédéterminés. Lorsque le dispositif constate "n" cycles courts sur "N" cycles, il commute.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant<ref>Cardiocases. Repli sur arythmies atriales. Disponible sur : https://www.cardiocases.com/fr/pacingdefibrillation/questions-cliniques/pm/repli-sur-arythmies-atriales. Consulté le 10 juin 2023.</ref> ==<br />
<br />
=== Abbot ===<br />
[[Fichier:CAM abbot 2.png|gauche|vignette|365x365px|Paramètres de commutation de mode Abbot]]<br />
Le système Abbot se sert de la comparaison entre la fréquence atriale instantanée (mesure de l'intervalle PP) et une fréquence atriale moyenne qui est ajustée en permanence. Cette fréquence s'appelle la fréquence atriale filtrée (IAF). Elle est basée sur l'intervalle atrial filtré qui est une valeur d'intervalle PP modifiée à chaque intervalle PP. <br />
<br />
L'IAF augmente de 25 ms si le PP instantané > IAF et diminue de 38 ms si le PP instantané ≤ IAF. <br />
<br />
La commutation de mode se produit lorsque l'IAF est inférieure à un intervalle défini (donc une fréquence supérieure à celle définie). Le dispositif revient ensuite à son mode antérieur lorsque l'IAF devient supérieure à cet intervalle défini. <br />
<br />
Les paramètres réglables sont le mode dans lequel le dispositif commute, la fréquence dans ce mode et la fréquence à partir de laquelle a lieu la commutation.<br />
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<br />
<br />
=== Biotronik ===<br />
[[Fichier:CAM Biotronik.jpg|vignette|456x456px|Paramètres de Commutation de mode Biotronik]]<br />
Le système Biotronik se base sur des fenêtres roulantes de "n" cycles rapides sur 8 cycles atriaux. Lorsque ces "n" cycles/8 sont plus rapides que la fréquence définie, l'appareil commute de mode. Le retour en mode initial se fait sur le même principe pour "n" cycles/8 plus lents que la fréquence définie. <br />
<br />
Les paramètres réglables sont l'activation ou non de la fonction de commutation, la fréquence d'intervention et le mode dans lequel le dispositif va commuter. <br />
<br />
Les pacemakers Biotronik intègrent un algorithme qui vise à lisser la fréquence ventriculaire lorsqu'il existe encore une conduction atrioventriculaire spontanée rapide en arythmie. <br />
<br />
Le dispositif réalise la moyenne de la fréquence sur les quatre derniers cycles et stimule dès que la fréquence est inférieure de 10 bpm à celle-ci.<br />
<br />
=== Boston Scientific ===<br />
[[Fichier:CAM Boston.jpg|gauche|vignette|515x515px|Paramètres de commutation de mode Boston Scientific]]<br />
Le système Boston fonctionne sur un compteur d'événements. À partir du moment où la fréquence atriale dépasse la fréquence définie, les oreillettes spontanées et celles tombées en période réfractaire atriale postventriculaire sont prises en compte. <br />
<br />
Un compteur d'entrée en arythmie est initié. Il s'incrémente ou se décrémente de 1 pour chaque cycle plus rapide ou plus lent que la fréquence déterminée. Une fois le compteur arrivé à une valeur définie, il faut ensuite valider un critère de durée définie au préalable. À l'issue de cette durée, le dispositif commute de mode. <br />
<br />
Une fois le compteur d'entrée rempli, un compteur de sortie se met en place sur le même fonctionnement. Lorsqu'il atteint une valeur définie, le dispositif retourne alors à son mode initial. Si le compteur de sortie arrive à sa valeur avant la fin de la "durée", alors le dispositif ne commute pas de mode. <br />
<br />
Les paramètres réglables sont la fréquence de déclenchement, la durée définie en nombre de cycles, le nombre de cycles pour le compte d'entrée et de sortie, le mode de repli ainsi que ses fréquences. <br />
<br />
Il existe également une fonction de régulation de la fréquence ventriculaire qui contrôle la rapidité avec laquelle la fréquence ventriculaire va diminuer après le repli, c'est l'algorithme RFV.<br />
<br />
=== Medtronic ===<br />
Le système Medtronic repose sur 2 critères. Le premier est la valeur médiane des 12 derniers intervalles atriaux détectés. Il faut que cette médiane soit plus courte que l'intervalle programmé de commutation. Le second critère est le compteur d'événements de FA. Ce compteur est rempli lorsque deux signaux atriaux sont détectés entre deux signaux ventriculaires. <br />
<br />
Lorsque le compteur est supérieur ou égal à 3, le critère est validé. <br />
<br />
L'arrêt de la commutation se produit soit lorsque la médiane des 12 derniers intervalles atriaux est inférieure à la fréquence de commutation, soit lorsque le compteur d'événements de FA est inférieur à 27 pendant 3 minutes, soit s'il existe 5 intervalles en rythme sinusal.<br />
<br />
Le mode de commutation est disponible chez Medtronic DDIR. Après commutation, il y a une diminution progressive de la fréquence ventriculaire par un allongement de 40 ms entre chaque stimulation jusqu'à la fréquence définie dans le mode asynchrone.<br />
<br />
=== Microport CRM Sorin ===<br />
[[Fichier:DARA.png|gauche|vignette|402x402px|Fonctionnement de la "DARA"]]<br />
Le système Sorin repose sur la détection d'une accélération brutale de la fréquence atriale via une fenêtre dynamique nommée la fenêtre de Détection de l'Accélération du Rythme Atrial ou DARA. Cette DARA est modifiée en permanence. Quand le rythme sinusal est inférieur à 80 bpm, la DARA représente 62,5 % de l'intervalle P-P précédent. Quand le rythme sinusal est supérieur (ou égal) à 80 bpm, la DARA représente 75 % de l'intervalle P-P précédent. <br />
<br />
Lorsqu'une activité atriale tombe dans la DARA, la valeur de celle-ci est bloquée et le ventricule suivant est considéré comme suspect. Le dispositif analyse ensuite les cycles ventriculaires. Si 28 cycles sur 32 sont considérés comme suspects, alors le dispositif commute. Si ce critère n'est pas satisfait mais qu'au moins 2 fois de suite 18 cycles sont considérés comme suspectssur les 32 derniers cycles, alors le dispositif commute. <br />
[[Fichier:CAM Sorin.jpg|vignette|272x272px|Paramètres commutation de mode Microport CRM Sorin]] <br />
<br />
La valeur maximale de la DARA est de 500 ms, ce qui veut dire que la fréquence ventriculaire doit être au moins de 120 bpm. <br />
<br />
Le retour en mode synchrone est progressif. À partir du moment où le dispositif détecte une fréquence atriale inférieure à 110 bpm, il augmente la fréquence ventriculaire en diminuant l'intervalle VV de 65 ms tous les 12 cycles jusqu'à obtenir une resynchronisation AV.<br />
<br />
Le seul paramètre réglable est la fréquence en repli. Après commutation en mode asynchrone, la fréquence de stimulation diminue progressivement (augmentation de l'intervalle VV de 30 ms tous les 12 cycles) jusqu'à la fréquence définie dans ce mode.<br />
<br />
<br />
== Cas particulier du flutter ==<br />
Le flutter présente un risque particulier de défaut de repli. En effet, en cas de conduction 2/1, une activité atriale sur deux peut tomber dans la période réfractaire atriale postventriculaire. Cette activité n'est alors pas détectée et le dispositif ne réalise pas de commutation de mode. On parle alors de « 2:1 lock-in phenomenon ».<br />
<br />
Pour ce cas particulier, Abbot et Microport n'ont pas mis en place d'algorithme spécifique, il faut modifier manuellement la PRAPV si l'on constate des épisodes. <br />
<br />
Biotronik dispose d'une protection spécifique, intitulée « protection 2:1 lock-in ». Quand le dispositif détecte 8 événements atriaux consécutifs dans la fenêtre far-field atriale, et que le rythme ventriculaire stimulé est supérieur à 100 bpm, il suspecte l'existence d'un flutter masqué 2/1 et allonge le délai AV à une valeur maximale de 300 ms sur un cycle. Si le cycle atrial s'allonge, le dispositif conclut à une écoute croisée et ne commute pas ; en revanche, si les cycles atriaux ne sont pas modifiés par le changement de délai AV, il conclut à un flutter atrial et commute. <br />
<br />
Boston dispose d'une fenêtre particulière, RFA de réponse au flutter atrial. Lorsque celle-ci est activée, si le boîtier détecte une activité atriale dans la PRAPV, il déclenche cette fenêtre qui inhibe une stimulation atriale. Si un nouveau signal est détecté, il déclenche à nouveau une fenêtre. Cela permet d'inhiber les stimulations atriales jusqu'à la commutation de mode et donc d'éviter la stimulation en période vulnérable de l'oreillette pouvant favoriser une FA. La stimulation ventriculaire n'est pas affectée par ces fenêtres RFA. <br />
<br />
Medtronic disposait antérieurement d'un algorithme spécifique aux flutters. Néanmoins, les nouveaux algorithmes partielle et partielle+ qui permettent la comptabilisation d'un signal atrial tombé dans le blanking évitent le phénomène de « 2:1 lock-in phenomenon ».<br />
<br />
== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Fichier:DARA.png&diff=1775Fichier:DARA.png2023-07-10T20:24:34Z<p>Victor Fournier : </p>
<hr />
<div>DARA</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Fichier:CAM_Sorin.jpg&diff=1774Fichier:CAM Sorin.jpg2023-07-10T20:23:27Z<p>Victor Fournier : </p>
<hr />
<div>CAM sorin</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Fichier:CAM_abbot_2.png&diff=1773Fichier:CAM abbot 2.png2023-07-10T20:18:26Z<p>Victor Fournier : </p>
<hr />
<div>CAM abbot 2</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Fichier:CAM_Abbot.jpg&diff=1772Fichier:CAM Abbot.jpg2023-07-10T20:16:49Z<p>Victor Fournier : </p>
<hr />
<div>CAM Abbot</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Fichier:CAM_Boston.jpg&diff=1771Fichier:CAM Boston.jpg2023-07-10T20:14:31Z<p>Victor Fournier : </p>
<hr />
<div>paramètres CAM boston</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Fichier:CAM_Biotronik.jpg&diff=1770Fichier:CAM Biotronik.jpg2023-07-10T20:12:39Z<p>Victor Fournier : </p>
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<div>Paramètres CAM Biotronik</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Commutation_de_mode&diff=1769Commutation de mode2023-07-10T19:55:51Z<p>Victor Fournier : /* Spécificités de chaque fabriquant[3] */</p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
La communication de mode fait référence à la capacité d'un pacemaker de changer spontanément ses réglages d'un mode synchrone, DDD, vers un mode asynchrone, DDI(R) ou VVI(R) après la détection d'une arythmie supraventriculaire, principalement la fibrillation atriale, afin d'éviter une stimulation rapide qui suivrait l'arythmie. Cette fonctionnalité a prouvé depuis longtemps qu'elle permettait une amélioration clinique de la perception de l'arythmie chez les patients porteurs de pacemaker.<ref>Kamalvand K, Tan K, Kotsakis A, Bucknall C, Sulke N. Is mode switching beneficial: A randomized study in patients with atrial tachyarrhythmias. J Am Coll Cardiol 1997;30:496-504</ref><br />
<br />
Ces algorithmes doivent permettre une bonne détection du passage en arythmie afin d'éviter les stimulations rapides, mais également du retour en rythme sinusal pour maintenir une bonne synchronisation AV et éviter les stimulations atriales inappropriées qui favoriseraient un retour en arythmie par la succession de cycles longs/courts/longs. Ils doivent, de plus, éviter les variations brutales de la fréquence cardiaque lors du changement de mode. Enfin il leur faut éviter de commuter sur une écoute croisée ou un bruit ou une tachycardie physiologique.<br />
<br />
Pour détecter une arythmie atriale, les algorithmes se basent sur trois méthodes :<ref>Stabile G, De Simone A, Romano E. Automatic mode switching in atrial fibrillation. Indian Pacing Electrophysiol J. 2005 Jul 1;5(3):186-96.</ref><br />
<br />
* La première repose sur la surveillance de la fréquence atriale à l'aide d'un compteur qui s'incrémente ou se décrémente en fonction de l'existence de cycles atriaux rapides. Lorsque le compteur est complété, le dispositif commute.<br />
* La deuxième méthode est basée sur une comparaison entre la fréquence atriale moyennée au quotidien et celle détectée. Si une variation brutale survient, le dispositif réalise une commutation.<br />
* La troisième méthode fonctionne sur un ratio entre un nombre de cycles courts A détectés par rapport à un nombre de cycles prédéterminés. Lorsque le dispositif constate "n" cycles courts sur "N" cycles, il commute.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant<ref>Cardiocases. Repli sur arythmies atriales. Disponible sur : https://www.cardiocases.com/fr/pacingdefibrillation/questions-cliniques/pm/repli-sur-arythmies-atriales. Consulté le 10 juin 2023.</ref> ==<br />
<br />
=== Abbot ===<br />
Le système Abbot se sert de la comparaison entre la fréquence atriale instantanée (mesure de l'intervalle PP) et une fréquence atriale moyenne qui est ajustée en permanence. Cette fréquence s'appelle la fréquence atriale filtrée (IAF). Elle est basée sur l'intervalle atrial filtré qui est une valeur d'intervalle PP modifiée à chaque intervalle PP. <br />
<br />
L'IAF augmente de 25 ms si le PP instantané > IAF et diminue de 38 ms si le PP instantané ≤ IAF. <br />
<br />
La commutation de mode se produit lorsque l'IAF est inférieure à un intervalle défini (donc une fréquence supérieure à celle définie). Le dispositif revient ensuite à son mode antérieur lorsque l'IAF devient supérieure à cet intervalle défini. <br />
<br />
Les paramètres réglables sont le mode dans lequel le dispositif commute, la fréquence dans ce mode et la fréquence à partir de laquelle a lieu la commutation.<br />
<br />
=== Biotronik ===<br />
Le système Biotronik se base sur des fenêtres roulantes de "n" cycles rapides sur 8 cycles atriaux. Lorsque ces "n" cycles/8 sont plus rapides que la fréquence définie, l'appareil commute de mode. Le retour en mode initial se fait sur le même principe pour "n" cycles/8 plus lents que la fréquence définie. <br />
<br />
Les paramètres réglables sont l'activation ou non de la fonction de commutation, la fréquence d'intervention et le mode dans lequel le dispositif va commuter. <br />
<br />
Les pacemakers Biotronik intègrent un algorithme qui vise à lisser la fréquence ventriculaire lorsqu'il existe encore une conduction atrioventriculaire spontanée rapide en arythmie. <br />
<br />
Le dispositif réalise la moyenne de la fréquence sur les quatre derniers cycles et stimule dès que la fréquence est inférieure de 10 bpm à celle-ci.<br />
<br />
=== Boston Scientific ===<br />
Le système Boston fonctionne sur un compteur d'événements. À partir du moment où la fréquence atriale dépasse la fréquence définie, les oreillettes spontanées et celles tombées en période réfractaire atriale postventriculaire sont prises en compte. <br />
<br />
Un compteur d'entrée en arythmie est initié. Il s'incrémente ou se décrémente de 1 pour chaque cycle plus rapide ou plus lent que la fréquence déterminée. Une fois le compteur arrivé à une valeur définie, il faut ensuite valider un critère de durée définie au préalable. À l'issue de cette durée, le dispositif commute de mode. <br />
<br />
Une fois le compteur d'entrée rempli, un compteur de sortie se met en place sur le même fonctionnement. Lorsqu'il atteint une valeur définie, le dispositif retourne alors à son mode initial. Si le compteur de sortie arrive à sa valeur avant la fin de la "durée", alors le dispositif ne commute pas de mode. <br />
<br />
Les paramètres réglables sont la fréquence de déclenchement, la durée définie en nombre de cycles, le nombre de cycles pour le compte d'entrée et de sortie, le mode de repli ainsi que ses fréquences. <br />
<br />
Il existe également une fonction de régulation de la fréquence ventriculaire qui contrôle la rapidité avec laquelle la fréquence ventriculaire va diminuer après le repli, c'est l'algorithme RFV.<br />
<br />
=== Medtronic ===<br />
Le système Medtronic repose sur 2 critères. Le premier est la valeur médiane des 12 derniers intervalles atriaux détectés. Il faut que cette médiane soit plus courte que l'intervalle programmé de commutation. Le second critère est le compteur d'événements de FA. Ce compteur est rempli lorsque deux signaux atriaux sont détectés entre deux signaux ventriculaires. <br />
<br />
Lorsque le compteur est supérieur ou égal à 3, le critère est validé. <br />
<br />
L'arrêt de la commutation se produit soit lorsque la médiane des 12 derniers intervalles atriaux est inférieure à la fréquence de commutation, soit lorsque le compteur d'événements de FA est inférieur à 27 pendant 3 minutes, soit s'il existe 5 intervalles en rythme sinusal.<br />
<br />
Le mode de commutation est disponible chez Medtronic DDIR. Après commutation, il y a une diminution progressive de la fréquence ventriculaire par un allongement de 40 ms entre chaque stimulation jusqu'à la fréquence définie dans le mode asynchrone.<br />
<br />
=== Microport CRM Sorin ===<br />
Le système Sorin repose sur la détection d'une accélération brutale de la fréquence atriale via une fenêtre dynamique nommée la fenêtre de Détection de l'Accélération du Rythme Atrial ou DARA. Cette DARA est modifiée en permanence. Quand le rythme sinusal est inférieur à 80 bpm, la DARA représente 62,5 % de l'intervalle P-P précédent. Quand le rythme sinusal est supérieur (ou égal) à 80 bpm, la DARA représente 75 % de l'intervalle P-P précédent. <br />
<br />
Lorsqu'une activité atriale tombe dans la DARA, la valeur de celle-ci est bloquée et le ventricule suivant est considéré comme suspect. Le dispositif analyse ensuite les cycles ventriculaires. Si 28 cycles sur 32 sont considérés comme suspects, alors le dispositif commute. Si ce critère n'est pas satisfait mais qu'au moins 2 fois de suite 18 cycles sont considérés comme suspects sur les 32 derniers cycles, alors le dispositif commute. <br />
<br />
La valeur maximale de la DARA est de 500 ms, ce qui veut dire que la fréquence ventriculaire doit être au moins de 120 bpm. <br />
<br />
Le retour en mode synchrone est progressif. À partir du moment où le dispositif détecte une fréquence atriale inférieure à 110 bpm, il augmente la fréquence ventriculaire en diminuant l'intervalle VV de 65 ms tous les 12 cycles jusqu'à obtenir une resynchronisation AV.<br />
<br />
Le seul paramètre réglable est la fréquence en repli. Après commutation en mode asynchrone, la fréquence de stimulation diminue progressivement (augmentation de l'intervalle VV de 30 ms tous les 12 cycles) jusqu'à la fréquence définie dans ce mode.<br />
<br />
== Cas particulier du flutter ==<br />
Le flutter présente un risque particulier de défaut de repli. En effet, en cas de conduction 2/1, une activité atriale sur deux peut tomber dans la période réfractaire atriale postventriculaire. Cette activité n'est alors pas détectée et le dispositif ne réalise pas de commutation de mode. On parle alors de « 2:1 lock-in phenomenon ».<br />
<br />
Pour ce cas particulier, Abbot et Microport n'ont pas mis en place d'algorithme spécifique, il faut modifier manuellement la PRAPV si l'on constate des épisodes. <br />
<br />
Biotronik dispose d'une protection spécifique, intitulée « protection 2:1 lock-in ». Quand le dispositif détecte 8 événements atriaux consécutifs dans la fenêtre far-field atriale, et que le rythme ventriculaire stimulé est supérieur à 100 bpm, il suspecte l'existence d'un flutter masqué 2/1 et allonge le délai AV à une valeur maximale de 300 ms sur un cycle. Si le cycle atrial s'allonge, le dispositif conclut à une écoute croisée et ne commute pas ; en revanche, si les cycles atriaux ne sont pas modifiés par le changement de délai AV, il conclut à un flutter atrial et commute. <br />
<br />
Boston dispose d'une fenêtre particulière, RFA de réponse au flutter atrial. Lorsque celle-ci est activée, si le boîtier détecte une activité atriale dans la PRAPV, il déclenche cette fenêtre qui inhibe une stimulation atriale. Si un nouveau signal est détecté, il déclenche à nouveau une fenêtre. Cela permet d'inhiber les stimulations atriales jusqu'à la commutation de mode et donc d'éviter la stimulation en période vulnérable de l'oreillette pouvant favoriser une FA. La stimulation ventriculaire n'est pas affectée par ces fenêtres RFA. <br />
<br />
Medtronic disposait antérieurement d'un algorithme spécifique aux flutters. Néanmoins, les nouveaux algorithmes partielle et partielle+ qui permettent la comptabilisation d'un signal atrial tombé dans le blanking évitent le phénomène de « 2:1 lock-in phenomenon ».<br />
<br />
== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Commutation_de_mode&diff=1768Commutation de mode2023-07-10T19:50:53Z<p>Victor Fournier : /* Spécificités de chaque fabriquant */</p>
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<div>== Introduction ==<br />
La communication de mode fait référence à la capacité d'un pacemaker de changer spontanément ses réglages d'un mode synchrone, DDD, vers un mode asynchrone, DDI(R) ou VVI(R) après la détection d'une arythmie supraventriculaire, principalement la fibrillation atriale, afin d'éviter une stimulation rapide qui suivrait l'arythmie. Cette fonctionnalité a prouvé depuis longtemps qu'elle permettait une amélioration clinique de la perception de l'arythmie chez les patients porteurs de pacemaker.<ref>Kamalvand K, Tan K, Kotsakis A, Bucknall C, Sulke N. Is mode switching beneficial: A randomized study in patients with atrial tachyarrhythmias. J Am Coll Cardiol 1997;30:496-504</ref><br />
<br />
Ces algorithmes doivent permettre une bonne détection du passage en arythmie afin d'éviter les stimulations rapides, mais également du retour en rythme sinusal pour maintenir une bonne synchronisation AV et éviter les stimulations atriales inappropriées qui favoriseraient un retour en arythmie par la succession de cycles longs/courts/longs. Ils doivent, de plus, éviter les variations brutales de la fréquence cardiaque lors du changement de mode. Enfin il leur faut éviter de commuter sur une écoute croisée ou un bruit ou une tachycardie physiologique.<br />
<br />
Pour détecter une arythmie atriale, les algorithmes se basent sur trois méthodes :<ref>Stabile G, De Simone A, Romano E. Automatic mode switching in atrial fibrillation. Indian Pacing Electrophysiol J. 2005 Jul 1;5(3):186-96.</ref><br />
<br />
* La première repose sur la surveillance de la fréquence atriale à l'aide d'un compteur qui s'incrémente ou se décrémente en fonction de l'existence de cycles atriaux rapides. Lorsque le compteur est complété, le dispositif commute.<br />
* La deuxième méthode est basée sur une comparaison entre la fréquence atriale moyennée au quotidien et celle détectée. Si une variation brutale survient, le dispositif réalise une commutation.<br />
* La troisième méthode fonctionne sur un ratio entre un nombre de cycles courts A détectés par rapport à un nombre de cycles prédéterminés. Lorsque le dispositif constate "n" cycles courts sur "N" cycles, il commute.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant<ref>Cardiocases. Repli sur arythmies atriales. Disponible sur : https://www.cardiocases.com/fr/pacingdefibrillation/questions-cliniques/pm/repli-sur-arythmies-atriales. Consulté le 10 juin 2023.</ref> ==<br />
<br />
=== Abbot ===<br />
Le système Abbot se sert de la comparaison entre la fréquence atriale instantanée (mesure de l'intervalle PP) et une fréquence atriale moyenne qui est ajustée en permanence. Cette fréquence s'appelle la fréquence atriale filtrée (IAF). Elle est basée sur l'intervalle atrial filtré qui est une valeur d'intervalle PP modifiée à chaque intervalle PP. L'IAF augmente de 25 ms si le PP instantané > IAF et diminue de 38 ms si le PP instantané ≤ IAF. La commutation de mode se produit lorsque l'IAF est inférieure à un intervalle défini (donc une fréquence supérieure à celle définie). Le dispositif revient ensuite à son mode antérieur lorsque l'IAF devient supérieure à cet intervalle défini. Les paramètres réglables sont le mode dans lequel le dispositif commute, la fréquence dans ce mode et la fréquence à partir de laquelle a lieu la commutation.<br />
<br />
=== Biotronik ===<br />
Le système Biotronik se base sur des fenêtres roulantes de "n" cycles rapides sur 8 cycles atriaux. Lorsque ces "n" cycles/8 sont plus rapides que la fréquence définie, l'appareil commute de mode. Le retour en mode initial se fait sur le même principe pour "n" cycles/8 plus lents que la fréquence définie. Les paramètres réglables sont l'activation ou non de la fonction de commutation, la fréquence d'intervention et le mode dans lequel le dispositif va commuter. Les pacemakers Biotronik intègrent un algorithme qui vise à lisser la fréquence ventriculaire lorsqu'il existe encore une conduction atrioventriculaire spontanée rapide en arythmie. Le dispositif fait la moyenne de la fréquence sur les quatre derniers cycles et stimule dès que la fréquence est inférieure de 10 bpm à celle-ci.<br />
<br />
=== Boston Scientific ===<br />
Le système Boston fonctionne sur un compteur d'événements. À partir du moment où la fréquence atriale dépasse la fréquence définie, les oreillettes spontanées et celles tombées en période réfractaire atriale postventriculaire sont prises en compte. Un compteur d'entrée en arythmie est initié. Il s'incrémente ou se décrémente de 1 pour chaque cycle plus rapide ou plus lent que la fréquence déterminée. Une fois le compteur arrivé à une valeur définie, il faut ensuite valider un critère de durée définie au préalable. À l'issue de cette durée, le dispositif commute de mode. Une fois le compteur d'entrée rempli, un compteur de sortie se met en place sur le même fonctionnement. Lorsqu'il atteint une valeur définie, le dispositif retourne alors à son mode initial. Si le compteur de sortie arrive à sa valeur avant la fin de la "durée", alors le dispositif ne commute pas de mode. Les paramètres réglables sont la fréquence de déclenchement, la durée définie en nombre de cycles, le nombre de cycles pour le compte d'entrée et de sortie, le mode de repli ainsi que ses fréquences. Il existe également une fonction de régulation de la fréquence ventriculaire qui contrôle la rapidité avec laquelle la fréquence ventriculaire va diminuer après le repli, c'est l'algorithme RFV.<br />
<br />
=== Medtronic ===<br />
Le système Medtronic repose sur 2 critères. Le premier est la valeur médiane des 12 derniers intervalles atriaux détectés. Il faut que cette médiane soit plus courte que l'intervalle programmé de commutation. Le second critère est le compteur d'événements de FA. Ce compteur est rempli lorsque deux signaux atriaux sont détectés entre deux signaux ventriculaires. Lorsque le compteur est supérieur ou égal à 3, le critère est validé. Le mode de commutation est disponible chez Medtronic DDIR. Après commutation, il y a une diminution progressive de la fréquence ventriculaire par un allongement de 40 ms entre chaque stimulation jusqu'à la fréquence définie dans le mode asynchrone. L'arrêt de la commutation se produit soit lorsque la médiane des 12 derniers intervalles atriaux est inférieure à la fréquence de commutation, soit lorsque le compteur d'événements de FA est inférieur à 27 pendant 3 minutes, soit s'il existe 5 intervalles en rythme sinusal.<br />
<br />
=== Microport CRM Sorin ===<br />
Le système Sorin repose sur la détection d'une accélération brutale de la fréquence atriale via une fenêtre dynamique nommée la fenêtre de Détection de l'Accélération du Rythme Atrial ou DARA. Cette DARA est modifiée en permanence. Quand le rythme sinusal est inférieur à 80 bpm, la DARA représente 62,5 % de l'intervalle P-P précédent. Quand le rythme sinusal est supérieur (ou égal) à 80 bpm, la DARA représente 75 % de l'intervalle P-P précédent. Lorsqu'une activité atriale tombe dans la DARA, la valeur de celle-ci est bloquée et le ventricule suivant est considéré comme suspect. Le dispositif analyse ensuite les cycles ventriculaires. Si 28 cycles sur 32 sont considérés comme suspects, alors le dispositif commute. Si ce critère n'est pas satisfait mais qu'au moins 2 fois de suite 18 cycles sont considérés comme suspects sur les 32 derniers cycles, alors le dispositif commute. La valeur maximale de la DARA est de 500 ms, ce qui veut dire que la fréquence ventriculaire doit être au moins de 120 bpm. Après commutation en mode asynchrone, la fréquence de stimulation diminue progressivement (augmentation de l'intervalle VV de 30 ms tous les 12 cycles) jusqu'à la fréquence définie dans ce mode. Le retour en mode synchrone est progressif. À partir du moment où le dispositif détecte une fréquence atriale inférieure à 110 bpm, il augmente la fréquence ventriculaire en diminuant l'intervalle VV de 65 ms tous les 12 cycles jusqu'à obtenir une resynchronisation AV. Le seul paramètre réglable est la fréquence en repli.<br />
<br />
== Cas particulier du flutter ==<br />
Le flutter présente un risque particulier de défaut de repli. En effet, en cas de conduction 2/1, une activité atriale sur deux peut tomber dans la période réfractaire atriale postventriculaire. Cette activité n'est alors pas détectée et le dispositif ne réalise pas de commutation de mode. On parle alors de « 2:1 lock-in phenomenon ».<br />
<br />
Pour ce cas particulier, Abbot et Microport n'ont pas mis en place d'algorithme spécifique, il faut modifier manuellement la PRAPV si l'on constate des épisodes. <br />
<br />
Biotronik dispose d'une protection spécifique, intitulée « protection 2:1 lock-in ». Quand le dispositif détecte 8 événements atriaux consécutifs dans la fenêtre far-field atriale, et que le rythme ventriculaire stimulé est supérieur à 100 bpm, il suspecte l'existence d'un flutter masqué 2/1 et allonge le délai AV à une valeur maximale de 300 ms sur un cycle. Si le cycle atrial s'allonge, le dispositif conclut à une écoute croisée et ne commute pas ; en revanche, si les cycles atriaux ne sont pas modifiés par le changement de délai AV, il conclut à un flutter atrial et commute. <br />
<br />
Boston dispose d'une fenêtre particulière, RFA de réponse au flutter atrial. Lorsque celle-ci est activée, si le boîtier détecte une activité atriale dans la PRAPV, il déclenche cette fenêtre qui inhibe une stimulation atriale. Si un nouveau signal est détecté, il déclenche à nouveau une fenêtre. Cela permet d'inhiber les stimulations atriales jusqu'à la commutation de mode et donc d'éviter la stimulation en période vulnérable de l'oreillette pouvant favoriser une FA. La stimulation ventriculaire n'est pas affectée par ces fenêtres RFA. <br />
<br />
Medtronic disposait antérieurement d'un algorithme spécifique aux flutters. Néanmoins, les nouveaux algorithmes partielle et partielle+ qui permettent la comptabilisation d'un signal atrial tombé dans le blanking évitent le phénomène de « 2:1 lock-in phenomenon ».<br />
<br />
== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Commutation_de_mode&diff=1767Commutation de mode2023-07-10T19:48:55Z<p>Victor Fournier : /* Abbot */</p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
La communication de mode fait référence à la capacité d'un pacemaker de changer spontanément ses réglages d'un mode synchrone, DDD, vers un mode asynchrone, DDI(R) ou VVI(R) après la détection d'une arythmie supraventriculaire, principalement la fibrillation atriale, afin d'éviter une stimulation rapide qui suivrait l'arythmie. Cette fonctionnalité a prouvé depuis longtemps qu'elle permettait une amélioration clinique de la perception de l'arythmie chez les patients porteurs de pacemaker.<ref>Kamalvand K, Tan K, Kotsakis A, Bucknall C, Sulke N. Is mode switching beneficial: A randomized study in patients with atrial tachyarrhythmias. J Am Coll Cardiol 1997;30:496-504</ref><br />
<br />
Ces algorithmes doivent permettre une bonne détection du passage en arythmie afin d'éviter les stimulations rapides, mais également du retour en rythme sinusal pour maintenir une bonne synchronisation AV et éviter les stimulations atriales inappropriées qui favoriseraient un retour en arythmie par la succession de cycles longs/courts/longs. Ils doivent, de plus, éviter les variations brutales de la fréquence cardiaque lors du changement de mode. Enfin il leur faut éviter de commuter sur une écoute croisée ou un bruit ou une tachycardie physiologique.<br />
<br />
Pour détecter une arythmie atriale, les algorithmes se basent sur trois méthodes :<ref>Stabile G, De Simone A, Romano E. Automatic mode switching in atrial fibrillation. Indian Pacing Electrophysiol J. 2005 Jul 1;5(3):186-96.</ref><br />
<br />
* La première repose sur la surveillance de la fréquence atriale à l'aide d'un compteur qui s'incrémente ou se décrémente en fonction de l'existence de cycles atriaux rapides. Lorsque le compteur est complété, le dispositif commute.<br />
* La deuxième méthode est basée sur une comparaison entre la fréquence atriale moyennée au quotidien et celle détectée. Si une variation brutale survient, le dispositif réalise une commutation.<br />
* La troisième méthode fonctionne sur un ratio entre un nombre de cycles courts A détectés par rapport à un nombre de cycles prédéterminés. Lorsque le dispositif constate "n" cycles courts sur "N" cycles, il commute.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant ==<br />
<br />
=== Abbot ===<br />
Le système Abbot se sert de la comparaison entre la fréquence atriale instantanée (mesure de l'intervalle PP) et une fréquence atriale moyenne qui est ajustée en permanence. Cette fréquence s'appelle la fréquence atriale filtrée (IAF). Elle est basée sur l'intervalle atrial filtré qui est une valeur d'intervalle PP modifiée à chaque intervalle PP. L'IAF augmente de 25 ms si le PP instantané > IAF et diminue de 38 ms si le PP instantané ≤ IAF. La commutation de mode se produit lorsque l'IAF est inférieure à un intervalle défini (donc une fréquence supérieure à celle définie). Le dispositif revient ensuite à son mode antérieur lorsque l'IAF devient supérieure à cet intervalle défini. Les paramètres réglables sont le mode dans lequel le dispositif commute, la fréquence dans ce mode et la fréquence à partir de laquelle a lieu la commutation.<br />
<br />
=== Biotronik ===<br />
Le système Biotronik se base sur des fenêtres roulantes de "n" cycles rapides sur 8 cycles atriaux. Lorsque ces "n" cycles/8 sont plus rapides que la fréquence définie, l'appareil commute de mode. Le retour en mode initial se fait sur le même principe pour "n" cycles/8 plus lents que la fréquence définie. Les paramètres réglables sont l'activation ou non de la fonction de commutation, la fréquence d'intervention et le mode dans lequel le dispositif va commuter. Les pacemakers Biotronik intègrent un algorithme qui vise à lisser la fréquence ventriculaire lorsqu'il existe encore une conduction atrioventriculaire spontanée rapide en arythmie. Le dispositif fait la moyenne de la fréquence sur les quatre derniers cycles et stimule dès que la fréquence est inférieure de 10 bpm à celle-ci.<br />
<br />
=== Boston Scientific ===<br />
Le système Boston fonctionne sur un compteur d'événements. À partir du moment où la fréquence atriale dépasse la fréquence définie, les oreillettes spontanées et celles tombées en période réfractaire atriale postventriculaire sont prises en compte. Un compteur d'entrée en arythmie est initié. Il s'incrémente ou se décrémente de 1 pour chaque cycle plus rapide ou plus lent que la fréquence déterminée. Une fois le compteur arrivé à une valeur définie, il faut ensuite valider un critère de durée définie au préalable. À l'issue de cette durée, le dispositif commute de mode. Une fois le compteur d'entrée rempli, un compteur de sortie se met en place sur le même fonctionnement. Lorsqu'il atteint une valeur définie, le dispositif retourne alors à son mode initial. Si le compteur de sortie arrive à sa valeur avant la fin de la "durée", alors le dispositif ne commute pas de mode. Les paramètres réglables sont la fréquence de déclenchement, la durée définie en nombre de cycles, le nombre de cycles pour le compte d'entrée et de sortie, le mode de repli ainsi que ses fréquences. Il existe également une fonction de régulation de la fréquence ventriculaire qui contrôle la rapidité avec laquelle la fréquence ventriculaire va diminuer après le repli, c'est l'algorithme RFV.<br />
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=== Medtronic ===<br />
Le système Medtronic repose sur 2 critères. Le premier est la valeur médiane des 12 derniers intervalles atriaux détectés. Il faut que cette médiane soit plus courte que l'intervalle programmé de commutation. Le second critère est le compteur d'événements de FA. Ce compteur est rempli lorsque deux signaux atriaux sont détectés entre deux signaux ventriculaires. Lorsque le compteur est supérieur ou égal à 3, le critère est validé. Le mode de commutation est disponible chez Medtronic DDIR. Après commutation, il y a une diminution progressive de la fréquence ventriculaire par un allongement de 40 ms entre chaque stimulation jusqu'à la fréquence définie dans le mode asynchrone. L'arrêt de la commutation se produit soit lorsque la médiane des 12 derniers intervalles atriaux est inférieure à la fréquence de commutation, soit lorsque le compteur d'événements de FA est inférieur à 27 pendant 3 minutes, soit s'il existe 5 intervalles en rythme sinusal.<br />
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=== Microport CRM Sorin ===<br />
Le système Sorin repose sur la détection d'une accélération brutale de la fréquence atriale via une fenêtre dynamique nommée la fenêtre de Détection de l'Accélération du Rythme Atrial ou DARA. Cette DARA est modifiée en permanence. Quand le rythme sinusal est inférieur à 80 bpm, la DARA représente 62,5 % de l'intervalle P-P précédent. Quand le rythme sinusal est supérieur (ou égal) à 80 bpm, la DARA représente 75 % de l'intervalle P-P précédent. Lorsqu'une activité atriale tombe dans la DARA, la valeur de celle-ci est bloquée et le ventricule suivant est considéré comme suspect. Le dispositif analyse ensuite les cycles ventriculaires. Si 28 cycles sur 32 sont considérés comme suspects, alors le dispositif commute. Si ce critère n'est pas satisfait mais qu'au moins 2 fois de suite 18 cycles sont considérés comme suspects sur les 32 derniers cycles, alors le dispositif commute. La valeur maximale de la DARA est de 500 ms, ce qui veut dire que la fréquence ventriculaire doit être au moins de 120 bpm. Après commutation en mode asynchrone, la fréquence de stimulation diminue progressivement (augmentation de l'intervalle VV de 30 ms tous les 12 cycles) jusqu'à la fréquence définie dans ce mode. Le retour en mode synchrone est progressif. À partir du moment où le dispositif détecte une fréquence atriale inférieure à 110 bpm, il augmente la fréquence ventriculaire en diminuant l'intervalle VV de 65 ms tous les 12 cycles jusqu'à obtenir une resynchronisation AV. Le seul paramètre réglable est la fréquence en repli.<br />
<br />
== Cas particulier du flutter ==<br />
Le flutter présente un risque particulier de défaut de repli. En effet, en cas de conduction 2/1, une activité atriale sur deux peut tomber dans la période réfractaire atriale postventriculaire. Cette activité n'est alors pas détectée et le dispositif ne réalise pas de commutation de mode. On parle alors de « 2:1 lock-in phenomenon ».<br />
<br />
Pour ce cas particulier, Abbot et Microport n'ont pas mis en place d'algorithme spécifique, il faut modifier manuellement la PRAPV si l'on constate des épisodes. <br />
<br />
Biotronik dispose d'une protection spécifique, intitulée « protection 2:1 lock-in ». Quand le dispositif détecte 8 événements atriaux consécutifs dans la fenêtre far-field atriale, et que le rythme ventriculaire stimulé est supérieur à 100 bpm, il suspecte l'existence d'un flutter masqué 2/1 et allonge le délai AV à une valeur maximale de 300 ms sur un cycle. Si le cycle atrial s'allonge, le dispositif conclut à une écoute croisée et ne commute pas ; en revanche, si les cycles atriaux ne sont pas modifiés par le changement de délai AV, il conclut à un flutter atrial et commute. <br />
<br />
Boston dispose d'une fenêtre particulière, RFA de réponse au flutter atrial. Lorsque celle-ci est activée, si le boîtier détecte une activité atriale dans la PRAPV, il déclenche cette fenêtre qui inhibe une stimulation atriale. Si un nouveau signal est détecté, il déclenche à nouveau une fenêtre. Cela permet d'inhiber les stimulations atriales jusqu'à la commutation de mode et donc d'éviter la stimulation en période vulnérable de l'oreillette pouvant favoriser une FA. La stimulation ventriculaire n'est pas affectée par ces fenêtres RFA. <br />
<br />
Medtronic disposait antérieurement d'un algorithme spécifique aux flutters. Néanmoins, les nouveaux algorithmes partielle et partielle+ qui permettent la comptabilisation d'un signal atrial tombé dans le blanking évitent le phénomène de « 2:1 lock-in phenomenon ».<br />
<br />
== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Commutation_de_mode&diff=1766Commutation de mode2023-07-10T19:44:52Z<p>Victor Fournier : </p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
La communication de mode fait référence à la capacité d'un pacemaker de changer spontanément ses réglages d'un mode synchrone, DDD, vers un mode asynchrone, DDI(R) ou VVI(R) après la détection d'une arythmie supraventriculaire, principalement la fibrillation atriale, afin d'éviter une stimulation rapide qui suivrait l'arythmie. Cette fonctionnalité a prouvé depuis longtemps qu'elle permettait une amélioration clinique de la perception de l'arythmie chez les patients porteurs de pacemaker.<ref>Kamalvand K, Tan K, Kotsakis A, Bucknall C, Sulke N. Is mode switching beneficial: A randomized study in patients with atrial tachyarrhythmias. J Am Coll Cardiol 1997;30:496-504</ref><br />
<br />
Ces algorithmes doivent permettre une bonne détection du passage en arythmie afin d'éviter les stimulations rapides, mais également du retour en rythme sinusal pour maintenir une bonne synchronisation AV et éviter les stimulations atriales inappropriées qui favoriseraient un retour en arythmie par la succession de cycles longs/courts/longs. Ils doivent, de plus, éviter les variations brutales de la fréquence cardiaque lors du changement de mode.<br />
<br />
Pour détecter une arythmie atriale, les algorithmes se basent sur trois méthodes :<ref>Stabile G, De Simone A, Romano E. Automatic mode switching in atrial fibrillation. Indian Pacing Electrophysiol J. 2005 Jul 1;5(3):186-96.</ref><br />
<br />
* La première repose sur la surveillance de la fréquence atriale à l'aide d'un compteur qui s'incrémente ou se décrémente en fonction de l'existence de cycles atriaux rapides. Lorsque le compteur est complété, le dispositif commute.<br />
* La deuxième méthode est basée sur une comparaison entre la fréquence atriale moyennée au quotidien et celle détectée. Si une variation brutale survient, le dispositif réalise une commutation.<br />
* La troisième méthode fonctionne sur un ratio entre un nombre de cycles courts A détectés par rapport à un nombre de cycles prédéterminés. Lorsque le dispositif constate "n" cycles courts sur "N" cycles, il commute.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant ==<br />
<br />
=== Abbot ===<br />
Le système Abbot se sert de la comparaison entre la fréquence atriale instantanée (mesure de l'intervalle PP) et une fréquence atriale moyenne qui est ajustée en permanence. Cette fréquence s'appelle la fréquence atriale filtrée (IAF). Elle est basée sur l'intervalle atrial filtré qui est une valeur d'intervalle PP modifiée à chaque intervalle PP. L'IAF augmente de 25 ms si le PP instantané > IAF et diminue de 38 ms si le PP instantané ≤ IAF. La commutation de mode se produit lorsque l'IAF est inférieure à un intervalle défini (donc une fréquence supérieure à celle définie). Le dispositif revient ensuite à son mode antérieur lorsque l'IAF devient supérieure à cet intervalle défini. Les paramètres réglables sont le mode dans lequel le dispositif commute, la fréquence dans ce mode et la fréquence à partir de laquelle a lieu la commutation.<br />
<br />
=== Biotronik ===<br />
Le système Biotronik se base sur des fenêtres roulantes de "n" cycles rapides sur 8 cycles atriaux. Lorsque ces "n" cycles/8 sont plus rapides que la fréquence définie, l'appareil commute de mode. Le retour en mode initial se fait sur le même principe pour "n" cycles/8 plus lents que la fréquence définie. Les paramètres réglables sont l'activation ou non de la fonction de commutation, la fréquence d'intervention et le mode dans lequel le dispositif va commuter. Les pacemakers Biotronik intègrent un algorithme qui vise à lisser la fréquence ventriculaire lorsqu'il existe encore une conduction atrioventriculaire spontanée rapide en arythmie. Le dispositif fait la moyenne de la fréquence sur les quatre derniers cycles et stimule dès que la fréquence est inférieure de 10 bpm à celle-ci.<br />
<br />
=== Boston Scientific ===<br />
Le système Boston fonctionne sur un compteur d'événements. À partir du moment où la fréquence atriale dépasse la fréquence définie, les oreillettes spontanées et celles tombées en période réfractaire atriale postventriculaire sont prises en compte. Un compteur d'entrée en arythmie est initié. Il s'incrémente ou se décrémente de 1 pour chaque cycle plus rapide ou plus lent que la fréquence déterminée. Une fois le compteur arrivé à une valeur définie, il faut ensuite valider un critère de durée définie au préalable. À l'issue de cette durée, le dispositif commute de mode. Une fois le compteur d'entrée rempli, un compteur de sortie se met en place sur le même fonctionnement. Lorsqu'il atteint une valeur définie, le dispositif retourne alors à son mode initial. Si le compteur de sortie arrive à sa valeur avant la fin de la "durée", alors le dispositif ne commute pas de mode. Les paramètres réglables sont la fréquence de déclenchement, la durée définie en nombre de cycles, le nombre de cycles pour le compte d'entrée et de sortie, le mode de repli ainsi que ses fréquences. Il existe également une fonction de régulation de la fréquence ventriculaire qui contrôle la rapidité avec laquelle la fréquence ventriculaire va diminuer après le repli, c'est l'algorithme RFV.<br />
<br />
=== Medtronic ===<br />
Le système Medtronic repose sur 2 critères. Le premier est la valeur médiane des 12 derniers intervalles atriaux détectés. Il faut que cette médiane soit plus courte que l'intervalle programmé de commutation. Le second critère est le compteur d'événements de FA. Ce compteur est rempli lorsque deux signaux atriaux sont détectés entre deux signaux ventriculaires. Lorsque le compteur est supérieur ou égal à 3, le critère est validé. Le mode de commutation est disponible chez Medtronic DDIR. Après commutation, il y a une diminution progressive de la fréquence ventriculaire par un allongement de 40 ms entre chaque stimulation jusqu'à la fréquence définie dans le mode asynchrone. L'arrêt de la commutation se produit soit lorsque la médiane des 12 derniers intervalles atriaux est inférieure à la fréquence de commutation, soit lorsque le compteur d'événements de FA est inférieur à 27 pendant 3 minutes, soit s'il existe 5 intervalles en rythme sinusal.<br />
<br />
=== Microport CRM Sorin ===<br />
Le système Sorin repose sur la détection d'une accélération brutale de la fréquence atriale via une fenêtre dynamique nommée la fenêtre de Détection de l'Accélération du Rythme Atrial ou DARA. Cette DARA est modifiée en permanence. Quand le rythme sinusal est inférieur à 80 bpm, la DARA représente 62,5 % de l'intervalle P-P précédent. Quand le rythme sinusal est supérieur (ou égal) à 80 bpm, la DARA représente 75 % de l'intervalle P-P précédent. Lorsqu'une activité atriale tombe dans la DARA, la valeur de celle-ci est bloquée et le ventricule suivant est considéré comme suspect. Le dispositif analyse ensuite les cycles ventriculaires. Si 28 cycles sur 32 sont considérés comme suspects, alors le dispositif commute. Si ce critère n'est pas satisfait mais qu'au moins 2 fois de suite 18 cycles sont considérés comme suspects sur les 32 derniers cycles, alors le dispositif commute. La valeur maximale de la DARA est de 500 ms, ce qui veut dire que la fréquence ventriculaire doit être au moins de 120 bpm. Après commutation en mode asynchrone, la fréquence de stimulation diminue progressivement (augmentation de l'intervalle VV de 30 ms tous les 12 cycles) jusqu'à la fréquence définie dans ce mode. Le retour en mode synchrone est progressif. À partir du moment où le dispositif détecte une fréquence atriale inférieure à 110 bpm, il augmente la fréquence ventriculaire en diminuant l'intervalle VV de 65 ms tous les 12 cycles jusqu'à obtenir une resynchronisation AV. Le seul paramètre réglable est la fréquence en repli.<br />
<br />
== Cas particulier du flutter ==<br />
Le flutter présente un risque particulier de défaut de repli. En effet, en cas de conduction 2/1, une activité atriale sur deux peut tomber dans la période réfractaire atriale postventriculaire. Cette activité n'est alors pas détectée et le dispositif ne réalise pas de commutation de mode. On parle alors de « 2:1 lock-in phenomenon ».<br />
<br />
Pour ce cas particulier, Abbot et Microport n'ont pas mis en place d'algorithme spécifique, il faut modifier manuellement la PRAPV si l'on constate des épisodes. <br />
<br />
Biotronik dispose d'une protection spécifique, intitulée « protection 2:1 lock-in ». Quand le dispositif détecte 8 événements atriaux consécutifs dans la fenêtre far-field atriale, et que le rythme ventriculaire stimulé est supérieur à 100 bpm, il suspecte l'existence d'un flutter masqué 2/1 et allonge le délai AV à une valeur maximale de 300 ms sur un cycle. Si le cycle atrial s'allonge, le dispositif conclut à une écoute croisée et ne commute pas ; en revanche, si les cycles atriaux ne sont pas modifiés par le changement de délai AV, il conclut à un flutter atrial et commute. <br />
<br />
Boston dispose d'une fenêtre particulière, RFA de réponse au flutter atrial. Lorsque celle-ci est activée, si le boîtier détecte une activité atriale dans la PRAPV, il déclenche cette fenêtre qui inhibe une stimulation atriale. Si un nouveau signal est détecté, il déclenche à nouveau une fenêtre. Cela permet d'inhiber les stimulations atriales jusqu'à la commutation de mode et donc d'éviter la stimulation en période vulnérable de l'oreillette pouvant favoriser une FA. La stimulation ventriculaire n'est pas affectée par ces fenêtres RFA. <br />
<br />
Medtronic disposait antérieurement d'un algorithme spécifique aux flutters. Néanmoins, les nouveaux algorithmes partielle et partielle+ qui permettent la comptabilisation d'un signal atrial tombé dans le blanking évitent le phénomène de « 2:1 lock-in phenomenon ».<br />
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== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Commutation_de_mode&diff=1765Commutation de mode2023-07-10T19:41:02Z<p>Victor Fournier : </p>
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<div>== Introduction ==<br />
La communication de mode fait référence à la capacité d'un pacemaker de changer spontanément ses réglages d'un mode DDD vers un mode DDI(R) ou VVI(R) après la détection d'une arythmie supraventriculaire, principalement la fibrillation atriale, afin d'éviter une stimulation rapide qui suivrait l'arythmie. Cette fonctionnalité a prouvé depuis longtemps qu'elle permettait une amélioration clinique de la perception de l'arythmie chez les patients porteurs de pacemaker.<br />
<br />
Ces algorithmes doivent permettre une bonne détection à la fois du passage en arythmie afin d'éviter les stimulations rapides, mais également du retour en rythme sinusal pour maintenir une bonne synchronisation AV et éviter les stimulations atriales inappropriées qui favoriseraient un retour en arythmie par la succession de cycles longs/courts/longs. Ils doivent également éviter les variations brutales de la fréquence cardiaque lors du changement de mode.<br />
<br />
Pour détecter une arythmie atriale, les algorithmes se basent sur trois méthodes :<br />
<br />
La première repose sur la surveillance de la fréquence atriale à l'aide d'un compteur qui s'incrémente ou se décrémente en fonction de l'existence de cycles atriaux rapides. Lorsque le compteur est complété, le dispositif commute.<br />
<br />
La deuxième méthode est basée sur une comparaison entre la fréquence atriale moyennée au quotidien et celle détectée. Si une variation brutale survient, le dispositif réalise une commutation.<br />
<br />
La troisième méthode fonctionne sur un ratio entre un nombre de cycles courts A détectés par rapport à un nombre de cycles prédéterminés. Lorsque le dispositif constate "n" cycles courts sur "N" cycles, il commute.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant ==<br />
<br />
=== Abbot ===<br />
Le système Abbot se sert de la comparaison entre la fréquence atriale instantanée (mesure de l'intervalle PP) et une fréquence atriale moyenne qui est ajustée en permanence. Cette fréquence s'appelle la fréquence atriale filtrée (IAF). Elle est basée sur l'intervalle atrial filtré qui est une valeur d'intervalle PP modifiée à chaque intervalle PP. L'IAF augmente de 25 ms si le PP instantané > IAF et diminue de 38 ms si le PP instantané ≤ IAF. La commutation de mode se produit lorsque l'IAF est inférieure à un intervalle défini (donc une fréquence supérieure à celle définie). Le dispositif revient ensuite à son mode antérieur lorsque l'IAF devient supérieure à cet intervalle défini. Les paramètres réglables sont le mode dans lequel le dispositif commute, la fréquence dans ce mode et la fréquence à partir de laquelle a lieu la commutation.<br />
<br />
=== Biotronik ===<br />
Le système Biotronik se base sur des fenêtres roulantes de "n" cycles rapides sur 8 cycles atriaux. Lorsque ces "n" cycles/8 sont plus rapides que la fréquence définie, l'appareil commute de mode. Le retour en mode initial se fait sur le même principe pour "n" cycles/8 plus lents que la fréquence définie. Les paramètres réglables sont l'activation ou non de la fonction de commutation, la fréquence d'intervention et le mode dans lequel le dispositif va commuter. Les pacemakers Biotronik intègrent un algorithme qui vise à lisser la fréquence ventriculaire lorsqu'il existe encore une conduction atrioventriculaire spontanée rapide en arythmie. Le dispositif fait la moyenne de la fréquence sur les quatre derniers cycles et stimule dès que la fréquence est inférieure de 10 bpm à celle-ci.<br />
<br />
=== Boston Scientific ===<br />
Le système Boston fonctionne sur un compteur d'événements. À partir du moment où la fréquence atriale dépasse la fréquence définie, les oreillettes spontanées et celles tombées en période réfractaire atriale postventriculaire sont prises en compte. Un compteur d'entrée en arythmie est initié. Il s'incrémente ou se décrémente de 1 pour chaque cycle plus rapide ou plus lent que la fréquence déterminée. Une fois le compteur arrivé à une valeur définie, il faut ensuite valider un critère de durée définie au préalable. À l'issue de cette durée, le dispositif commute de mode. Une fois le compteur d'entrée rempli, un compteur de sortie se met en place sur le même fonctionnement. Lorsqu'il atteint une valeur définie, le dispositif retourne alors à son mode initial. Si le compteur de sortie arrive à sa valeur avant la fin de la "durée", alors le dispositif ne commute pas de mode. Les paramètres réglables sont la fréquence de déclenchement, la durée définie en nombre de cycles, le nombre de cycles pour le compte d'entrée et de sortie, le mode de repli ainsi que ses fréquences. Il existe également une fonction de régulation de la fréquence ventriculaire qui contrôle la rapidité avec laquelle la fréquence ventriculaire va diminuer après le repli, c'est l'algorithme RFV.<br />
<br />
=== Medtronic ===<br />
Le système Medtronic repose sur 2 critères. Le premier est la valeur médiane des 12 derniers intervalles atriaux détectés. Il faut que cette médiane soit plus courte que l'intervalle programmé de commutation. Le second critère est le compteur d'événements de FA. Ce compteur est rempli lorsque deux signaux atriaux sont détectés entre deux signaux ventriculaires. Lorsque le compteur est supérieur ou égal à 3, le critère est validé. Le mode de commutation est disponible chez Medtronic DDIR. Après commutation, il y a une diminution progressive de la fréquence ventriculaire par un allongement de 40 ms entre chaque stimulation jusqu'à la fréquence définie dans le mode asynchrone. L'arrêt de la commutation se produit soit lorsque la médiane des 12 derniers intervalles atriaux est inférieure à la fréquence de commutation, soit lorsque le compteur d'événements de FA est inférieur à 27 pendant 3 minutes, soit s'il existe 5 intervalles en rythme sinusal.<br />
<br />
=== Microport CRM Sorin ===<br />
Le système Sorin repose sur la détection d'une accélération brutale de la fréquence atriale via une fenêtre dynamique nommée la fenêtre de Détection de l'Accélération du Rythme Atrial ou DARA. Cette DARA est modifiée en permanence. Quand le rythme sinusal est inférieur à 80 bpm, la DARA représente 62,5 % de l'intervalle P-P précédent. Quand le rythme sinusal est supérieur (ou égal) à 80 bpm, la DARA représente 75 % de l'intervalle P-P précédent. Lorsqu'une activité atriale tombe dans la DARA, la valeur de celle-ci est bloquée et le ventricule suivant est considéré comme suspect. Le dispositif analyse ensuite les cycles ventriculaires. Si 28 cycles sur 32 sont considérés comme suspects, alors le dispositif commute. Si ce critère n'est pas satisfait mais qu'au moins 2 fois de suite 18 cycles sont considérés comme suspects sur les 32 derniers cycles, alors le dispositif commute. La valeur maximale de la DARA est de 500 ms, ce qui veut dire que la fréquence ventriculaire doit être au moins de 120 bpm. Après commutation en mode asynchrone, la fréquence de stimulation diminue progressivement (augmentation de l'intervalle VV de 30 ms tous les 12 cycles) jusqu'à la fréquence définie dans ce mode. Le retour en mode synchrone est progressif. À partir du moment où le dispositif détecte une fréquence atriale inférieure à 110 bpm, il augmente la fréquence ventriculaire en diminuant l'intervalle VV de 65 ms tous les 12 cycles jusqu'à obtenir une resynchronisation AV. Le seul paramètre réglable est la fréquence en repli.<br />
<br />
== Cas particulier du flutter ==<br />
Le flutter présente un risque particulier de défaut de repli. En effet, en cas de conduction 2/1, une activité atriale sur deux peut tomber dans la période réfractaire atriale postventriculaire. Cette activité n'est alors pas détectée et le dispositif ne réalise pas de commutation de mode. On parle alors de « 2:1 lock-in phenomenon ».<br />
<br />
Pour ce cas particulier, Abbot et Microport n'ont pas mis en place d'algorithme spécifique, il faut modifier manuellement la PRAPV si l'on constate des épisodes. <br />
<br />
Biotronik dispose d'une protection spécifique, intitulée « protection 2:1 lock-in ». Quand le dispositif détecte 8 événements atriaux consécutifs dans la fenêtre far-field atriale, et que le rythme ventriculaire stimulé est supérieur à 100 bpm, il suspecte l'existence d'un flutter masqué 2/1 et allonge le délai AV à une valeur maximale de 300 ms sur un cycle. Si le cycle atrial s'allonge, le dispositif conclut à une écoute croisée et ne commute pas ; en revanche, si les cycles atriaux ne sont pas modifiés par le changement de délai AV, il conclut à un flutter atrial et commute. <br />
<br />
Boston dispose d'une fenêtre particulière, RFA de réponse au flutter atrial. Lorsque celle-ci est activée, si le boîtier détecte une activité atriale dans la PRAPV, il déclenche cette fenêtre qui inhibe une stimulation atriale. Si un nouveau signal est détecté, il déclenche à nouveau une fenêtre. Cela permet d'inhiber les stimulations atriales jusqu'à la commutation de mode et donc d'éviter la stimulation en période vulnérable de l'oreillette pouvant favoriser une FA. La stimulation ventriculaire n'est pas affectée par ces fenêtres RFA. <br />
<br />
Medtronic disposait antérieurement d'un algorithme spécifique aux flutters. Néanmoins, les nouveaux algorithmes partielle et partielle+ qui permettent la comptabilisation d'un signal atrial tombé dans le blanking évitent le phénomène de « 2:1 lock-in phenomenon ».<br />
<br />
== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Commutation_de_mode&diff=1764Commutation de mode2023-07-10T19:39:48Z<p>Victor Fournier : /* Introduction */</p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
La communication de mode fait référence à la capacité d'un pacemaker de changer spontanément ses réglages d'un mode DDD vers un mode DDI(R) ou VVI(R) après la détection d'une arythmie supraventriculaire, principalement la fibrillation atriale, afin d'éviter une stimulation rapide qui suivrait l'arythmie. Cette fonctionnalité a prouvé depuis longtemps qu'elle permettait une amélioration clinique de la perception de l'arythmie chez les patients porteurs de pacemaker.<br />
<br />
Ces algorithmes doivent permettre une bonne détection à la fois du passage en arythmie afin d'éviter les stimulations rapides, mais également du retour en rythme sinusal pour maintenir une bonne synchronisation AV et éviter les stimulations atriales inappropriées qui favoriseraient un retour en arythmie par la succession de cycles longs/courts/longs. Ils doivent également éviter les variations brutales de la fréquence cardiaque lors du changement de mode.<br />
<br />
Pour détecter une arythmie atriale, les algorithmes se basent sur trois méthodes :<br />
<br />
La première repose sur la surveillance de la fréquence atriale à l'aide d'un compteur qui s'incrémente ou se décrémente en fonction de l'existence de cycles atriaux rapides. Lorsque le compteur est complété, le dispositif commute.<br />
<br />
La deuxième méthode est basée sur une comparaison entre la fréquence atriale moyennée au quotidien et celle détectée. Si une variation brutale survient, le dispositif réalise une commutation.<br />
<br />
La troisième méthode fonctionne sur un ratio entre un nombre de cycles courts A détectés par rapport à un nombre de cycles prédéterminés. Lorsque le dispositif constate "n" cycles courts sur "N" cycles, il commute.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant ==<br />
<br />
=== Abbot ===<br />
Le système Abbot se sert de la comparaison entre la fréquence atriale instantanée (mesure de l'intervalle PP) et une fréquence atriale moyenne qui est ajustée en permanence. Cette fréquence s'appelle la fréquence atriale filtrée (IAF). Elle est basée sur l'intervalle atrial filtré qui est une valeur d'intervalle PP modifiée à chaque intervalle PP. L'IAF augmente de 25 ms si le PP instantané > IAF et diminue de 38 ms si le PP instantané ≤ IAF. La commutation de mode se produit lorsque l'IAF est inférieure à un intervalle défini (donc une fréquence supérieure à celle définie). Le dispositif revient ensuite à son mode antérieur lorsque l'IAF devient supérieure à cet intervalle défini. Les paramètres réglables sont le mode dans lequel le dispositif commute, la fréquence dans ce mode et la fréquence à partir de laquelle a lieu la commutation.<br />
<br />
=== Biotronik ===<br />
Le système Biotronik se base sur des fenêtres roulantes de "n" cycles rapides sur 8 cycles atriaux. Lorsque ces "n" cycles/8 sont plus rapides que la fréquence définie, l'appareil commute de mode. Le retour en mode initial se fait sur le même principe pour "n" cycles/8 plus lents que la fréquence définie. Les paramètres réglables sont l'activation ou non de la fonction de commutation, la fréquence d'intervention et le mode dans lequel le dispositif va commuter. Les pacemakers Biotronik intègrent un algorithme qui vise à lisser la fréquence ventriculaire lorsqu'il existe encore une conduction atrioventriculaire spontanée rapide en arythmie. Le dispositif fait la moyenne de la fréquence sur les quatre derniers cycles et stimule dès que la fréquence est inférieure de 10 bpm à celle-ci.<br />
<br />
=== Boston Scientific ===<br />
Le système Boston fonctionne sur un compteur d'événements. À partir du moment où la fréquence atriale dépasse la fréquence définie, les oreillettes spontanées et celles tombées en période réfractaire atriale postventriculaire sont prises en compte. Un compteur d'entrée en arythmie est initié. Il s'incrémente ou se décrémente de 1 pour chaque cycle plus rapide ou plus lent que la fréquence déterminée. Une fois le compteur arrivé à une valeur définie, il faut ensuite valider un critère de durée définie au préalable. À l'issue de cette durée, le dispositif commute de mode. Une fois le compteur d'entrée rempli, un compteur de sortie se met en place sur le même fonctionnement. Lorsqu'il atteint une valeur définie, le dispositif retourne alors à son mode initial. Si le compteur de sortie arrive à sa valeur avant la fin de la "durée", alors le dispositif ne commute pas de mode. Les paramètres réglables sont la fréquence de déclenchement, la durée définie en nombre de cycles, le nombre de cycles pour le compte d'entrée et de sortie, le mode de repli ainsi que ses fréquences. Il existe également une fonction de régulation de la fréquence ventriculaire qui contrôle la rapidité avec laquelle la fréquence ventriculaire va diminuer après le repli, c'est l'algorithme RFV.<br />
<br />
=== Medtronic ===<br />
Le système Medtronic repose sur 2 critères. Le premier est la valeur médiane des 12 derniers intervalles atriaux détectés. Il faut que cette médiane soit plus courte que l'intervalle programmé de commutation. Le second critère est le compteur d'événements de FA. Ce compteur est rempli lorsque deux signaux atriaux sont détectés entre deux signaux ventriculaires. Lorsque le compteur est supérieur ou égal à 3, le critère est validé. Le mode de commutation est disponible chez Medtronic DDIR. Après commutation, il y a une diminution progressive de la fréquence ventriculaire par un allongement de 40 ms entre chaque stimulation jusqu'à la fréquence définie dans le mode asynchrone. L'arrêt de la commutation se produit soit lorsque la médiane des 12 derniers intervalles atriaux est inférieure à la fréquence de commutation, soit lorsque le compteur d'événements de FA est inférieur à 27 pendant 3 minutes, soit s'il existe 5 intervalles en rythme sinusal.<br />
<br />
=== Microport CRM Sorin ===<br />
Le système Sorin repose sur la détection d'une accélération brutale de la fréquence atriale via une fenêtre dynamique nommée la fenêtre de Détection de l'Accélération du Rythme Atrial ou DARA. Cette DARA est modifiée en permanence. Quand le rythme sinusal est inférieur à 80 bpm, la DARA représente 62,5 % de l'intervalle P-P précédent. Quand le rythme sinusal est supérieur (ou égal) à 80 bpm, la DARA représente 75 % de l'intervalle P-P précédent. Lorsqu'une activité atriale tombe dans la DARA, la valeur de celle-ci est bloquée et le ventricule suivant est considéré comme suspect. Le dispositif analyse ensuite les cycles ventriculaires. Si 28 cycles sur 32 sont considérés comme suspects, alors le dispositif commute. Si ce critère n'est pas satisfait mais qu'au moins 2 fois de suite 18 cycles sont considérés comme suspects sur les 32 derniers cycles, alors le dispositif commute. La valeur maximale de la DARA est de 500 ms, ce qui veut dire que la fréquence ventriculaire doit être au moins de 120 bpm. Après commutation en mode asynchrone, la fréquence de stimulation diminue progressivement (augmentation de l'intervalle VV de 30 ms tous les 12 cycles) jusqu'à la fréquence définie dans ce mode. Le retour en mode synchrone est progressif. À partir du moment où le dispositif détecte une fréquence atriale inférieure à 110 bpm, il augmente la fréquence ventriculaire en diminuant l'intervalle VV de 65 ms tous les 12 cycles jusqu'à obtenir une resynchronisation AV. Le seul paramètre réglable est la fréquence en repli.<br />
<br />
== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Asservissement_de_fr%C3%A9quence&diff=1372Asservissement de fréquence2023-06-30T20:57:51Z<p>Victor Fournier : /* Spécificités de chaque fabriquant */</p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
La fréquence cardiaque joue un rôle crucial dans l'adaptation de l'hémodynamie à l'effort. En effet, même si le volume d'éjection augmente de 50% au cours d'un exercice physique, l'augmentation du débit d'environ 5 L/min au repos à 20 à 30 L/min nécessite une augmentation de la fréquence cardiaque. <br />
<br />
L'insuffisance chronotrope correspond à l'incapacité du nœud sinusal d'augmenter la fréquence cardiaque lorsque cela est nécessaire. Elle peut être responsable de dyspnée, de fatigabilité et d'angor d'effort. Cette insuffisance peut être secondaire à une atteinte cardiaque (déficience sinusale) ou à la neuromodulation. <br />
<br />
Lorsqu'un patient est porteur d'un pacemaker monochambre ou que la synchronisation atrio-ventriculaire intrinsèque ne permet pas d'obtenir une fréquence cardiaque suffisante, on peut régler une fonction d'asservissement de fréquence qui va recréer l'accélération à l'effort. L'asservissement est alors signalé par la 4ème lettre du code international (R) par exemple VVIR ou DDDR.<br />
<br />
== Les différents types de capteurs<ref>Ritter P, Fischer W. Pratique de la stimulation cardiaque. Springer; 2000. p. 116-136</ref><ref name=":0">Trohman RG, Huang HD, Larsen T, Krishnan K, Sharma PS. Sensors for rate-adaptive pacing: How they work, strengths, and limitations. J Cardiovasc Electrophysiol. 2020 Nov;31(11):3009-3027.</ref> ==<br />
Les pacemakers utilisent divers capteurs pour détecter l'effort physique du patient et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. L'objectif est d'assurer une augmentation de la fréquence aussi physiologique que possible, correspondant aux besoins métaboliques imposés par l'effort en cours. <br />
<br />
Les critères de qualité d'un capteur d'asservissement incluent sa relation directe avec l'activité physique du patient, sa linéarité entre l'amplitude du signal capteur et le niveau d'effort, sa sensibilité optimale pour une réactivité rapide du système, sa plage de variation du paramètre mesuré, sa reproductibilité, sa taille réduite pour être inclus dans le stimulateur sans augmentation significative de sa taille, et une consommation d'énergie minimale. Les principaux types sont les accéléromètres, la ventilation-minute mesurée par bio-impédance et l'impédance intracardiaque.<br />
<br />
=== Accéléromètre : ===<br />
L'accéléromètre est un capteur qui mesure les mouvements du corps du patient. Il détecte les changements de position, les mouvements et les vibrations associés à l'activité physique. Ces informations sont ensuite utilisées pour ajuster la fréquence cardiaque.<br />
<br />
Les accéléromètres offrent plusieurs avantages, tels que leur simplicité, leur fiabilité, leur faible consommation d'énergie et leur excellente sensibilité au début de l'effort. Ils fournissent également une corrélation satisfaisante entre la performance physique et l'accélération de fréquence, même dans des conditions telles que la marche ou les efforts de la vie quotidienne.<br />
<br />
Cependant, ils ne détectent pas l'accélération due au stress mental, n'étant pas corrélée au métabolisme de l'effort. Ils sont également pris en défaut par les efforts qui nécessitent peu de mouvement thoracique, comme le cyclisme. En revanche, ils peuvent surréagir à des vibrations externes (machines professionnelles, déplacements sur terrain accidenté) ou à des mouvements isolés du boîtier suite à une sollicitation cutanée. De plus, la fin de l'effort correspondra à la fin du mouvement, alors qu'une fréquence cardiaque élevée peut encore être nécessaire en récupération.<br />
<br />
=== Ventilation minute : ===<br />
La ventilation minute repose sur l'augmentation de la fréquence respiratoire à l'effort. Elle se base sur les variations d'impédance thoracique mesurée entre un pôle d'une sonde (électrode annulaire OD ou VD) et le boîtier en fonction de l'inspiration ou de l'expiration. L'impédance transthoracique est élevée pendant l'inspiration et basse pendant l'expiration. Cette mesure est effectuée toutes les 20 à 50 ms.<br />
<br />
Elle offre l'avantage de pouvoir utiliser toutes les sondes traditionnelles et présente une meilleure réactivité pour le stress métabolique que l'accéléromètre. La relation entre la fréquence cardiaque et la ventilation est linéaire jusqu'à un seuil ventilatoire au-delà duquel la réponse diminue.<br />
<br />
Elle peut être faussée par la toux, l'hyperventilation, la ventilation mécanique. Cette méthode est à éviter chez les patients porteurs d'un syndrome restrictif. Elle est également peu réactive aux efforts anaérobies. De plus, la réponse est généralement plus lente que celle de l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Impédance myocardique : ===<br />
L'impédance myocardique ou capteur CLS (Closed-loop sensing) est une spécificité de la marque BIOTRONIK. Elle mesure la résistance électrique entre les électrodes de la sonde ventriculaire entre 50 et 300 ms après la contraction ventriculaire. Lorsque l'effort physique augmente, l'impédance diminue en raison d'une augmentation de la conductivité sanguine. Cette diminution de l'impédance est utilisée pour détecter l'effort physique et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. Ce système peut utiliser toutes les marques de sondes ventriculaires.<br />
<br />
L'impédance myocardique rend compte de la contractilité cardiaque, elle permet donc une adaptation au stress métabolique et mental. Elle peut également détecter une variation de cette contractilité médiée par le système sympathique avant que celui-ci ne soit responsable d'une bradycardie vagale. Elle aurait donc montré une efficacité sur les syncopes vagales<ref>Rattanawong P, Riangwiwat T, Chongsathidkiet P, et al. Closed‐looped stimulation cardiac pacing for recurrent vasovagal syncope: a sys- tematic review and meta‐analysis. J Arrhythm. 2018;34(5):556‐564</ref>.<br />
<br />
=== Autres capteurs : ===<br />
D'autres capteurs ont existé, bien qu'ils ne soient plus employés à l'heure actuelle. On note, par exemple, la mesure de l'intervalle QT. L'intervalle se raccourcit à l'effort. Il était mesuré par le temps entre le spike de stimulation et la pente de négativité correspondant à la fin de l'onde T. Un autre exemple est la mesure de la température du sang veineux central qui diminuait initialement suite au retour veineux, puis augmentait progressivement à l'effort. On peut encore citer la mesure de l'activité par un cristal piézoélectrique qui détectait la contraction musculaire. Cette mesure présentait les mêmes inconvénient que l'accéléromètre en étant plus sensible ou perturbation extérieurs.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant<ref name=":0" /><ref>Cardiocases. Asservissement de fréquence. Disponible sur : [[/www.cardiocases.com/fr/pacingdefibrillation/questions-cliniques/pm/asservissement-de-frequence#:~:text%3DUne%20fr%C3%A9quence%20cible%20est%20d%C3%A9termin%C3%A9e%2Cdessus%20de%20cette%20fr%C3%A9quence%20cible|https://www.cardiocases.com/fr/pacingdefibrillation/questions-cliniques/pm/asservissement-de-frequence#:~:text=Une%20fréquence%20cible%20est%20déterminée,dessus%20de%20cette%20fréquence%20cible]]. Consulté le 03 juin 2023.</ref> ==<br />
<br />
=== Abbott : ===<br />
<br />
* [[Fichier:Abbot.png|vignette|536x536px|Réglage d'asservissement de Abbot]]Abbott propose un pacemaker avec un algorithme d'asservissement de fréquence à l'effort basé sur l'accéléromètre.<br />
<br />
* Par défaut, le capteur est réglé sur passif. Il enregistre les variations d'activité sans que cela n'ait de conséquence sur la fréquence qui n'est pas asservie.<br />
<br />
* Lorsque le capteur est activé, plusieurs valeurs sont programmables :<br />
** Le seuil qui est le niveau minimum qui permet d'augmenter la fréquence de stimulation. La valeur peut être réglée de 1 à 7, le chiffre le plus bas correspondant au seuil le plus sensible. La valeur "auto" correspond à la moyenne du niveau d'effort du patient sur les 18 dernières heures.<br />
** La pente de l'augmentation de la fréquence cardiaque en fonction du niveau d'activité détecté. Elle varie de 1 (pente la plus faible) à 16 (pente la plus forte, l'accélération importe la fréquence).<br />
** Le temps de réponse<br />
** Le temps de récupération<br />
** La fréquence maximale du capteur<br />
<br />
=== Biotronik : ===<br />
<br />
* Biotronik propose un système d'asservissement de fréquence qui s'appuie sur un accéléromètre ou sur un mode spécifique appelé précédemment exposé, le CLS (Closed Loop Stimulation). Ces deux capteurs fonctionnent indépendamment et ne peuvent pas être programmés simultanément.<br />
* Variables de l'accéléromètre :<br />
** Le gain qui traduit l'amplification du signal avant son traitement, et donc le degré de réponse fréquentielle à un même effort. Plus il est important, plus la réponse est forte. Il est possible de programmer un gain automatique. En l'absence de fréquence maximale sur plusieurs jours, le gain augmente.<br />
** Le seuil qui est le niveau minimal qui déclenche une augmentation de fréquence.<br />
** L'augmentation de fréquence qui correspond à la pente d'augmentation de fréquence au cours du temps. Elle est exprimée en augmentation de bpm par cycle.<br />
** La décroissance de fréquence qui repose sur le principe précédemment décrit mais à la baisse et à la fin de l'effort.<br />
* Variables du CLS :<br />
** Le fonctionnement du CLS se calibre et s'adapte automatiquement dans la majorité des cas, une fréquence cible est déterminée pour que 20% des battements soient au-dessus de cette fréquence.<br />
** On peut modifier la valeur de la dynamique du CLS pour modifier la répartition des fréquences à la hausse ou à la baisse.<br />
** Le contrôle de fréquence au repos limite l'augmentation de la fréquence par le CLS en l'absence d'effort détecté par l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Boston Scientific : ===<br />
<br />
* Boston Scientific propose un fonctionnement sur deux capteurs d'asservissement, un accéléromètre et la ventilation minute, qui peuvent fonctionner séparément ou en association.<br />
* L'accéléromètre :<br />
** Il dispose de trois modes de réponse : classique (sur marche), uniquement lorsque la prothèse est en repli (RTA), ou un enregistrement des données d'activité sans asservissement effectif de fréquence (passif).<br />
** La pente de réponse, qui comme pour les marques précédentes, traduit l'augmentation de la fréquence en fonction de l'activité. Réglable de 1 (faible réponse) à 16 (forte réponse pour une faible activité).<br />
** Le seuil d'activité qui correspond au niveau d'effort à réaliser pour déclencher l'asservissement de la fréquence. Réglable de très bas à très élevé.<br />
* La ventilation minute :<br />
** Comme l'accéléromètre, dispose des trois modes de réponse : marche, RTA ou passif.<br />
** On peut régler la pente de réponse sur le même modèle que l'accéléromètre et le niveau d'activité physique de sédentaire à sport d'endurance. Cette dernière variable permet de régler de façon automatique le seuil ventilatoire décrit plus haut. Plus le patient est sportif, plus on augmente le seuil ventilatoire.<br />
* Une particularité de l'asservissement chez Boston Scientific est l'association de ces deux capteurs d'asservissement :<br />
** Lorsque l'accéléromètre est inférieur à la réponse de la ventilation minute, la combinaison des capteurs est basée à 100% sur la ventilation minute.<br />
** Si la réponse de l'accéléromètre est supérieure à la réponse de la ventilation minute, la combinaison est basée à environ 80% sur l'accéléromètre et 20% sur la ventilation minute.<br />
** Si la fréquence de l'accéléromètre se trouve au niveau de la fréquence minimale asservie et celle de la ventilation minute se trouve au niveau de la fréquence maximale asservie, alors la fréquence finale est basée à environ 40% sur l'accéléromètre et 60% sur la ventilation minute.<br />
<br />
=== Medtronic : ===<br />
[[Fichier:Medtronic.png|vignette|532x532px|Réglage asservissement Medtronic]]<br />
Medtronic propose un asservissement sur un capteur de type accéléromètre qui a la spécificité de dichotomiser 2 catégories de fréquence pour 2 catégories d'effort avec chacun une pente particulière d'asservissement.<br />
* La catégorie AQ correspond aux activités de la vie quotidienne (marche, ménage, efforts modérés). Elle se caractérise par sa fréquence AQ et par sa pente qui est définie par le point de consigne AQ. Ces valeurs sont ajustées automatiquement par l'appareil en se basant sur le pourcentage de temps où la fréquence stimulée n'est pas la fréquence minimale.<br />
* La catégorie effort correspond aux efforts intenses. Elle se caractérise par la fréquence maximale asservie et par sa pente qui est définie par le point de consigne effort. Elle-même est aussi ajustée automatiquement.<br />
* Les points de consigne peuvent être ajustés manuellement au cours d'un test d'effort.<br />
* On peut également définir le seuil d'activité pour le déclenchement de l'asservissement de "bas", qui est plus sensible à "élevé" moins sensible.<br />
<br />
* L'asservissement des pacemakers sans sonde MICRA fonctionne également via un accéléromètre. <br />
** Pour le MICRA VR, le dispositif étant intra-cardiaque, il perçoit en permanence une activité. Un filtre spécial est appliqué sur les fréquences de 1 à 10 Hz et est couplé à un algorithme spécifique pour faire la différence entre les battements cardiaques et un réel effort. Il est possible de régler manuellement le vecteur de l'accéléromètre sur lequel se base l'algorithme.<br />
** Pour le MICRA AV, le système tente de suivre l'activité atriale en se basant sur la détection de l'activité mécanique de celle-ci jusqu'à une fréquence définie. Au dessus de cette fréquence, le mode de fonctionnement est le même qu'un MICRA VR.<br />
<br />
[[Fichier:Microport.png|vignette|Réglage asservissement Microport]]<br />
<br />
=== Microport CRM-SORIN : ===<br />
* Microport propose de son côté un asservissement basé sur l'utilisation couplée d'un accéléromètre et d'une ventilation minute.<br />
<br />
* La réponse à l'effort sera donc la synthèse de la réponse des deux capteurs.<br />
* Comme évoqué dans la première partie, en début d'effort, la réaction de l'accéléromètre est plus précoce, tandis que la ventilation minute perdure en récupération.<br />
<br />
* L'asservissement peut être réglé sur apprentissage, les données sont alors enregistrés mais la fréquence n'est pas asservie ou sur activée/<br />
* Lorsque l'asservissement est activé, deux modes de fonctionnement sont possibles :<br />
** RR figé est un mode dans lequel la pente de réponse à l'activité est réglable manuellement de très faible à très élevée.<br />
** RR auto est un mode dans lequel la pente de réponse est réglée par l'appareil via le niveau de ventilation. En l'absence d'effort maximal, la pente augmente de quelques pourcents tous les jours (réponse à l'activité plus forte). À l'inverse, la pente diminue en cas d'atteinte d'un effort maximal (réponse à l'activité plus faible).<br />
<br />
== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Commutation_de_mode&diff=1371Commutation de mode2023-06-30T20:53:12Z<p>Victor Fournier : </p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant ==<br />
<br />
=== Abbot ===<br />
<br />
=== Biotronik ===<br />
<br />
=== Boston Scientific ===<br />
<br />
=== Medtronic ===<br />
<br />
=== Microport CRM Sorin ===<br />
<br />
== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Commutation_de_mode&diff=1370Commutation de mode2023-06-30T20:50:37Z<p>Victor Fournier : Page créée avec « Introduction Spécificités de chaque fabriquant Références »</p>
<hr />
<div>Introduction<br />
<br />
Spécificités de chaque fabriquant<br />
<br />
Références</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Asservissement_de_fr%C3%A9quence&diff=1369Asservissement de fréquence2023-06-30T20:48:46Z<p>Victor Fournier : /* Medtronic : */</p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
La fréquence cardiaque joue un rôle crucial dans l'adaptation de l'hémodynamie à l'effort. En effet, même si le volume d'éjection augmente de 50% au cours d'un exercice physique, l'augmentation du débit d'environ 5 L/min au repos à 20 à 30 L/min nécessite une augmentation de la fréquence cardiaque. <br />
<br />
L'insuffisance chronotrope correspond à l'incapacité du nœud sinusal d'augmenter la fréquence cardiaque lorsque cela est nécessaire. Elle peut être responsable de dyspnée, de fatigabilité et d'angor d'effort. Cette insuffisance peut être secondaire à une atteinte cardiaque (déficience sinusale) ou à la neuromodulation. <br />
<br />
Lorsqu'un patient est porteur d'un pacemaker monochambre ou que la synchronisation atrio-ventriculaire intrinsèque ne permet pas d'obtenir une fréquence cardiaque suffisante, on peut régler une fonction d'asservissement de fréquence qui va recréer l'accélération à l'effort. L'asservissement est alors signalé par la 4ème lettre du code international (R) par exemple VVIR ou DDDR.<br />
<br />
== Les différents types de capteurs<ref>Ritter P, Fischer W. Pratique de la stimulation cardiaque. Springer; 2000. p. 116-136</ref><ref>Trohman RG, Huang HD, Larsen T, Krishnan K, Sharma PS. Sensors for rate-adaptive pacing: How they work, strengths, and limitations. J Cardiovasc Electrophysiol. 2020 Nov;31(11):3009-3027.</ref> ==<br />
Les pacemakers utilisent divers capteurs pour détecter l'effort physique du patient et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. L'objectif est d'assurer une augmentation de la fréquence aussi physiologique que possible, correspondant aux besoins métaboliques imposés par l'effort en cours. <br />
<br />
Les critères de qualité d'un capteur d'asservissement incluent sa relation directe avec l'activité physique du patient, sa linéarité entre l'amplitude du signal capteur et le niveau d'effort, sa sensibilité optimale pour une réactivité rapide du système, sa plage de variation du paramètre mesuré, sa reproductibilité, sa taille réduite pour être inclus dans le stimulateur sans augmentation significative de sa taille, et une consommation d'énergie minimale. Les principaux types sont les accéléromètres, la ventilation-minute mesurée par bio-impédance et l'impédance intracardiaque.<br />
<br />
=== Accéléromètre : ===<br />
L'accéléromètre est un capteur qui mesure les mouvements du corps du patient. Il détecte les changements de position, les mouvements et les vibrations associés à l'activité physique. Ces informations sont ensuite utilisées pour ajuster la fréquence cardiaque.<br />
<br />
Les accéléromètres offrent plusieurs avantages, tels que leur simplicité, leur fiabilité, leur faible consommation d'énergie et leur excellente sensibilité au début de l'effort. Ils fournissent également une corrélation satisfaisante entre la performance physique et l'accélération de fréquence, même dans des conditions telles que la marche ou les efforts de la vie quotidienne.<br />
<br />
Cependant, ils ne détectent pas l'accélération due au stress mental, n'étant pas corrélée au métabolisme de l'effort. Ils sont également pris en défaut par les efforts qui nécessitent peu de mouvement thoracique, comme le cyclisme. En revanche, ils peuvent surréagir à des vibrations externes (machines professionnelles, déplacements sur terrain accidenté) ou à des mouvements isolés du boîtier suite à une sollicitation cutanée. De plus, la fin de l'effort correspondra à la fin du mouvement, alors qu'une fréquence cardiaque élevée peut encore être nécessaire en récupération.<br />
<br />
=== Ventilation minute : ===<br />
La ventilation minute repose sur l'augmentation de la fréquence respiratoire à l'effort. Elle se base sur les variations d'impédance thoracique mesurée entre un pôle d'une sonde (électrode annulaire OD ou VD) et le boîtier en fonction de l'inspiration ou de l'expiration. L'impédance transthoracique est élevée pendant l'inspiration et basse pendant l'expiration. Cette mesure est effectuée toutes les 20 à 50 ms.<br />
<br />
Elle offre l'avantage de pouvoir utiliser toutes les sondes traditionnelles et présente une meilleure réactivité pour le stress métabolique que l'accéléromètre. La relation entre la fréquence cardiaque et la ventilation est linéaire jusqu'à un seuil ventilatoire au-delà duquel la réponse diminue.<br />
<br />
Elle peut être faussée par la toux, l'hyperventilation, la ventilation mécanique. Cette méthode est à éviter chez les patients porteurs d'un syndrome restrictif. Elle est également peu réactive aux efforts anaérobies. De plus, la réponse est généralement plus lente que celle de l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Impédance myocardique : ===<br />
L'impédance myocardique ou capteur CLS (Closed-loop sensing) est une spécificité de la marque BIOTRONIK. Elle mesure la résistance électrique entre les électrodes de la sonde ventriculaire entre 50 et 300 ms après la contraction ventriculaire. Lorsque l'effort physique augmente, l'impédance diminue en raison d'une augmentation de la conductivité sanguine. Cette diminution de l'impédance est utilisée pour détecter l'effort physique et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. Ce système peut utiliser toutes les marques de sondes ventriculaires.<br />
<br />
L'impédance myocardique rend compte de la contractilité cardiaque, elle permet donc une adaptation au stress métabolique et mental. Elle peut également détecter une variation de cette contractilité médiée par le système sympathique avant que celui-ci ne soit responsable d'une bradycardie vagale. Elle aurait donc montré une efficacité sur les syncopes vagales<ref>Rattanawong P, Riangwiwat T, Chongsathidkiet P, et al. Closed‐looped stimulation cardiac pacing for recurrent vasovagal syncope: a sys- tematic review and meta‐analysis. J Arrhythm. 2018;34(5):556‐564</ref>.<br />
<br />
=== Autres capteurs : ===<br />
D'autres capteurs ont existé, bien qu'ils ne soient plus employés à l'heure actuelle. On note, par exemple, la mesure de l'intervalle QT. L'intervalle se raccourcit à l'effort. Il était mesuré par le temps entre le spike de stimulation et la pente de négativité correspondant à la fin de l'onde T. Un autre exemple est la mesure de la température du sang veineux central qui diminuait initialement suite au retour veineux, puis augmentait progressivement à l'effort. On peut encore citer la mesure de l'activité par un cristal piézoélectrique qui détectait la contraction musculaire. Cette mesure présentait les mêmes inconvénient que l'accéléromètre en étant plus sensible ou perturbation extérieurs.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant ==<br />
<br />
=== Abbott : ===<br />
<br />
* [[Fichier:Abbot.png|vignette|536x536px|Réglage d'asservissement de Abbot]]Abbott propose un pacemaker avec un algorithme d'asservissement de fréquence à l'effort basé sur l'accéléromètre.<br />
<br />
* Par défaut, le capteur est réglé sur passif. Il enregistre les variations d'activité sans que cela n'ait de conséquence sur la fréquence qui n'est pas asservie.<br />
<br />
* Lorsque le capteur est activé, plusieurs valeurs sont programmables :<br />
** Le seuil qui est le niveau minimum qui permet d'augmenter la fréquence de stimulation. La valeur peut être réglée de 1 à 7, le chiffre le plus bas correspondant au seuil le plus sensible. La valeur "auto" correspond à la moyenne du niveau d'effort du patient sur les 18 dernières heures.<br />
** La pente de l'augmentation de la fréquence cardiaque en fonction du niveau d'activité détecté. Elle varie de 1 (pente la plus faible) à 16 (pente la plus forte, l'accélération importe la fréquence).<br />
** Le temps de réponse<br />
** Le temps de récupération<br />
** La fréquence maximale du capteur<br />
<br />
=== Biotronik : ===<br />
<br />
* Biotronik propose un système d'asservissement de fréquence qui s'appuie sur un accéléromètre ou sur un mode spécifique appelé précédemment exposé, le CLS (Closed Loop Stimulation). Ces deux capteurs fonctionnent indépendamment et ne peuvent pas être programmés simultanément.<br />
* Variables de l'accéléromètre :<br />
** Le gain qui traduit l'amplification du signal avant son traitement, et donc le degré de réponse fréquentielle à un même effort. Plus il est important, plus la réponse est forte. Il est possible de programmer un gain automatique. En l'absence de fréquence maximale sur plusieurs jours, le gain augmente.<br />
** Le seuil qui est le niveau minimal qui déclenche une augmentation de fréquence.<br />
** L'augmentation de fréquence qui correspond à la pente d'augmentation de fréquence au cours du temps. Elle est exprimée en augmentation de bpm par cycle.<br />
** La décroissance de fréquence qui repose sur le principe précédemment décrit mais à la baisse et à la fin de l'effort.<br />
* Variables du CLS :<br />
** Le fonctionnement du CLS se calibre et s'adapte automatiquement dans la majorité des cas, une fréquence cible est déterminée pour que 20% des battements soient au-dessus de cette fréquence.<br />
** On peut modifier la valeur de la dynamique du CLS pour modifier la répartition des fréquences à la hausse ou à la baisse.<br />
** Le contrôle de fréquence au repos limite l'augmentation de la fréquence par le CLS en l'absence d'effort détecté par l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Boston Scientific : ===<br />
<br />
* Boston Scientific propose un fonctionnement sur deux capteurs d'asservissement, un accéléromètre et la ventilation minute, qui peuvent fonctionner séparément ou en association.<br />
* L'accéléromètre :<br />
** Il dispose de trois modes de réponse : classique (sur marche), uniquement lorsque la prothèse est en repli (RTA), ou un enregistrement des données d'activité sans asservissement effectif de fréquence (passif).<br />
** La pente de réponse, qui comme pour les marques précédentes, traduit l'augmentation de la fréquence en fonction de l'activité. Réglable de 1 (faible réponse) à 16 (forte réponse pour une faible activité).<br />
** Le seuil d'activité qui correspond au niveau d'effort à réaliser pour déclencher l'asservissement de la fréquence. Réglable de très bas à très élevé.<br />
* La ventilation minute :<br />
** Comme l'accéléromètre, dispose des trois modes de réponse : marche, RTA ou passif.<br />
** On peut régler la pente de réponse sur le même modèle que l'accéléromètre et le niveau d'activité physique de sédentaire à sport d'endurance. Cette dernière variable permet de régler de façon automatique le seuil ventilatoire décrit plus haut. Plus le patient est sportif, plus on augmente le seuil ventilatoire.<br />
* Une particularité de l'asservissement chez Boston Scientific est l'association de ces deux capteurs d'asservissement :<br />
** Lorsque l'accéléromètre est inférieur à la réponse de la ventilation minute, la combinaison des capteurs est basée à 100% sur la ventilation minute.<br />
** Si la réponse de l'accéléromètre est supérieure à la réponse de la ventilation minute, la combinaison est basée à environ 80% sur l'accéléromètre et 20% sur la ventilation minute.<br />
** Si la fréquence de l'accéléromètre se trouve au niveau de la fréquence minimale asservie et celle de la ventilation minute se trouve au niveau de la fréquence maximale asservie, alors la fréquence finale est basée à environ 40% sur l'accéléromètre et 60% sur la ventilation minute.<br />
<br />
=== Medtronic : ===<br />
[[Fichier:Medtronic.png|vignette|532x532px|Réglage asservissement Medtronic]]<br />
Medtronic propose un asservissement sur un capteur de type accéléromètre qui a la spécificité de dichotomiser 2 catégories de fréquence pour 2 catégories d'effort avec chacun une pente particulière d'asservissement.<br />
* La catégorie AQ correspond aux activités de la vie quotidienne (marche, ménage, efforts modérés). Elle se caractérise par sa fréquence AQ et par sa pente qui est définie par le point de consigne AQ. Ces valeurs sont ajustées automatiquement par l'appareil en se basant sur le pourcentage de temps où la fréquence stimulée n'est pas la fréquence minimale.<br />
* La catégorie effort correspond aux efforts intenses. Elle se caractérise par la fréquence maximale asservie et par sa pente qui est définie par le point de consigne effort. Elle-même est aussi ajustée automatiquement.<br />
* Les points de consigne peuvent être ajustés manuellement au cours d'un test d'effort.<br />
* On peut également définir le seuil d'activité pour le déclenchement de l'asservissement de "bas", qui est plus sensible à "élevé" moins sensible.<br />
<br />
* L'asservissement des pacemakers sans sonde MICRA fonctionne également via un accéléromètre. <br />
** Pour le MICRA VR, le dispositif étant intra-cardiaque, il perçoit en permanence une activité. Un filtre spécial est appliqué sur les fréquences de 1 à 10 Hz et est couplé à un algorithme spécifique pour faire la différence entre les battements cardiaques et un réel effort. Il est possible de régler manuellement le vecteur de l'accéléromètre sur lequel se base l'algorithme.<br />
** Pour le MICRA AV, le système tente de suivre l'activité atriale en se basant sur la détection de l'activité mécanique de celle-ci jusqu'à une fréquence définie. Au dessus de cette fréquence, le mode de fonctionnement est le même qu'un MICRA VR.<br />
<br />
[[Fichier:Microport.png|vignette|Réglage asservissement Microport]]<br />
<br />
=== Microport CRM-SORIN : ===<br />
* Microport propose de son côté un asservissement basé sur l'utilisation couplée d'un accéléromètre et d'une ventilation minute.<br />
<br />
* La réponse à l'effort sera donc la synthèse de la réponse des deux capteurs.<br />
* Comme évoqué dans la première partie, en début d'effort, la réaction de l'accéléromètre est plus précoce, tandis que la ventilation minute perdure en récupération.<br />
<br />
* L'asservissement peut être réglé sur apprentissage, les données sont alors enregistrés mais la fréquence n'est pas asservie ou sur activée/<br />
* Lorsque l'asservissement est activé, deux modes de fonctionnement sont possibles :<br />
** RR figé est un mode dans lequel la pente de réponse à l'activité est réglable manuellement de très faible à très élevée.<br />
** RR auto est un mode dans lequel la pente de réponse est réglée par l'appareil via le niveau de ventilation. En l'absence d'effort maximal, la pente augmente de quelques pourcents tous les jours (réponse à l'activité plus forte). À l'inverse, la pente diminue en cas d'atteinte d'un effort maximal (réponse à l'activité plus faible).<br />
<br />
== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Asservissement_de_fr%C3%A9quence&diff=1368Asservissement de fréquence2023-06-30T20:45:15Z<p>Victor Fournier : </p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
La fréquence cardiaque joue un rôle crucial dans l'adaptation de l'hémodynamie à l'effort. En effet, même si le volume d'éjection augmente de 50% au cours d'un exercice physique, l'augmentation du débit d'environ 5 L/min au repos à 20 à 30 L/min nécessite une augmentation de la fréquence cardiaque. <br />
<br />
L'insuffisance chronotrope correspond à l'incapacité du nœud sinusal d'augmenter la fréquence cardiaque lorsque cela est nécessaire. Elle peut être responsable de dyspnée, de fatigabilité et d'angor d'effort. Cette insuffisance peut être secondaire à une atteinte cardiaque (déficience sinusale) ou à la neuromodulation. <br />
<br />
Lorsqu'un patient est porteur d'un pacemaker monochambre ou que la synchronisation atrio-ventriculaire intrinsèque ne permet pas d'obtenir une fréquence cardiaque suffisante, on peut régler une fonction d'asservissement de fréquence qui va recréer l'accélération à l'effort. L'asservissement est alors signalé par la 4ème lettre du code international (R) par exemple VVIR ou DDDR.<br />
<br />
== Les différents types de capteurs<ref>Ritter P, Fischer W. Pratique de la stimulation cardiaque. Springer; 2000. p. 116-136</ref><ref>Trohman RG, Huang HD, Larsen T, Krishnan K, Sharma PS. Sensors for rate-adaptive pacing: How they work, strengths, and limitations. J Cardiovasc Electrophysiol. 2020 Nov;31(11):3009-3027.</ref> ==<br />
Les pacemakers utilisent divers capteurs pour détecter l'effort physique du patient et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. L'objectif est d'assurer une augmentation de la fréquence aussi physiologique que possible, correspondant aux besoins métaboliques imposés par l'effort en cours. <br />
<br />
Les critères de qualité d'un capteur d'asservissement incluent sa relation directe avec l'activité physique du patient, sa linéarité entre l'amplitude du signal capteur et le niveau d'effort, sa sensibilité optimale pour une réactivité rapide du système, sa plage de variation du paramètre mesuré, sa reproductibilité, sa taille réduite pour être inclus dans le stimulateur sans augmentation significative de sa taille, et une consommation d'énergie minimale. Les principaux types sont les accéléromètres, la ventilation-minute mesurée par bio-impédance et l'impédance intracardiaque.<br />
<br />
=== Accéléromètre : ===<br />
L'accéléromètre est un capteur qui mesure les mouvements du corps du patient. Il détecte les changements de position, les mouvements et les vibrations associés à l'activité physique. Ces informations sont ensuite utilisées pour ajuster la fréquence cardiaque.<br />
<br />
Les accéléromètres offrent plusieurs avantages, tels que leur simplicité, leur fiabilité, leur faible consommation d'énergie et leur excellente sensibilité au début de l'effort. Ils fournissent également une corrélation satisfaisante entre la performance physique et l'accélération de fréquence, même dans des conditions telles que la marche ou les efforts de la vie quotidienne.<br />
<br />
Cependant, ils ne détectent pas l'accélération due au stress mental, n'étant pas corrélée au métabolisme de l'effort. Ils sont également pris en défaut par les efforts qui nécessitent peu de mouvement thoracique, comme le cyclisme. En revanche, ils peuvent surréagir à des vibrations externes (machines professionnelles, déplacements sur terrain accidenté) ou à des mouvements isolés du boîtier suite à une sollicitation cutanée. De plus, la fin de l'effort correspondra à la fin du mouvement, alors qu'une fréquence cardiaque élevée peut encore être nécessaire en récupération.<br />
<br />
=== Ventilation minute : ===<br />
La ventilation minute repose sur l'augmentation de la fréquence respiratoire à l'effort. Elle se base sur les variations d'impédance thoracique mesurée entre un pôle d'une sonde (électrode annulaire OD ou VD) et le boîtier en fonction de l'inspiration ou de l'expiration. L'impédance transthoracique est élevée pendant l'inspiration et basse pendant l'expiration. Cette mesure est effectuée toutes les 20 à 50 ms.<br />
<br />
Elle offre l'avantage de pouvoir utiliser toutes les sondes traditionnelles et présente une meilleure réactivité pour le stress métabolique que l'accéléromètre. La relation entre la fréquence cardiaque et la ventilation est linéaire jusqu'à un seuil ventilatoire au-delà duquel la réponse diminue.<br />
<br />
Elle peut être faussée par la toux, l'hyperventilation, la ventilation mécanique. Cette méthode est à éviter chez les patients porteurs d'un syndrome restrictif. Elle est également peu réactive aux efforts anaérobies. De plus, la réponse est généralement plus lente que celle de l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Impédance myocardique : ===<br />
L'impédance myocardique ou capteur CLS (Closed-loop sensing) est une spécificité de la marque BIOTRONIK. Elle mesure la résistance électrique entre les électrodes de la sonde ventriculaire entre 50 et 300 ms après la contraction ventriculaire. Lorsque l'effort physique augmente, l'impédance diminue en raison d'une augmentation de la conductivité sanguine. Cette diminution de l'impédance est utilisée pour détecter l'effort physique et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. Ce système peut utiliser toutes les marques de sondes ventriculaires.<br />
<br />
L'impédance myocardique rend compte de la contractilité cardiaque, elle permet donc une adaptation au stress métabolique et mental. Elle peut également détecter une variation de cette contractilité médiée par le système sympathique avant que celui-ci ne soit responsable d'une bradycardie vagale. Elle aurait donc montré une efficacité sur les syncopes vagales<ref>Rattanawong P, Riangwiwat T, Chongsathidkiet P, et al. Closed‐looped stimulation cardiac pacing for recurrent vasovagal syncope: a sys- tematic review and meta‐analysis. J Arrhythm. 2018;34(5):556‐564</ref>.<br />
<br />
=== Autres capteurs : ===<br />
D'autres capteurs ont existé, bien qu'ils ne soient plus employés à l'heure actuelle. On note, par exemple, la mesure de l'intervalle QT. L'intervalle se raccourcit à l'effort. Il était mesuré par le temps entre le spike de stimulation et la pente de négativité correspondant à la fin de l'onde T. Un autre exemple est la mesure de la température du sang veineux central qui diminuait initialement suite au retour veineux, puis augmentait progressivement à l'effort. On peut encore citer la mesure de l'activité par un cristal piézoélectrique qui détectait la contraction musculaire. Cette mesure présentait les mêmes inconvénient que l'accéléromètre en étant plus sensible ou perturbation extérieurs.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant ==<br />
<br />
=== Abbott : ===<br />
<br />
* [[Fichier:Abbot.png|vignette|536x536px|Réglage d'asservissement de Abbot]]Abbott propose un pacemaker avec un algorithme d'asservissement de fréquence à l'effort basé sur l'accéléromètre.<br />
<br />
* Par défaut, le capteur est réglé sur passif. Il enregistre les variations d'activité sans que cela n'ait de conséquence sur la fréquence qui n'est pas asservie.<br />
<br />
* Lorsque le capteur est activé, plusieurs valeurs sont programmables :<br />
** Le seuil qui est le niveau minimum qui permet d'augmenter la fréquence de stimulation. La valeur peut être réglée de 1 à 7, le chiffre le plus bas correspondant au seuil le plus sensible. La valeur "auto" correspond à la moyenne du niveau d'effort du patient sur les 18 dernières heures.<br />
** La pente de l'augmentation de la fréquence cardiaque en fonction du niveau d'activité détecté. Elle varie de 1 (pente la plus faible) à 16 (pente la plus forte, l'accélération importe la fréquence).<br />
** Le temps de réponse<br />
** Le temps de récupération<br />
** La fréquence maximale du capteur<br />
<br />
=== Biotronik : ===<br />
<br />
* Biotronik propose un système d'asservissement de fréquence qui s'appuie sur un accéléromètre ou sur un mode spécifique appelé précédemment exposé, le CLS (Closed Loop Stimulation). Ces deux capteurs fonctionnent indépendamment et ne peuvent pas être programmés simultanément.<br />
* Variables de l'accéléromètre :<br />
** Le gain qui traduit l'amplification du signal avant son traitement, et donc le degré de réponse fréquentielle à un même effort. Plus il est important, plus la réponse est forte. Il est possible de programmer un gain automatique. En l'absence de fréquence maximale sur plusieurs jours, le gain augmente.<br />
** Le seuil qui est le niveau minimal qui déclenche une augmentation de fréquence.<br />
** L'augmentation de fréquence qui correspond à la pente d'augmentation de fréquence au cours du temps. Elle est exprimée en augmentation de bpm par cycle.<br />
** La décroissance de fréquence qui repose sur le principe précédemment décrit mais à la baisse et à la fin de l'effort.<br />
* Variables du CLS :<br />
** Le fonctionnement du CLS se calibre et s'adapte automatiquement dans la majorité des cas, une fréquence cible est déterminée pour que 20% des battements soient au-dessus de cette fréquence.<br />
** On peut modifier la valeur de la dynamique du CLS pour modifier la répartition des fréquences à la hausse ou à la baisse.<br />
** Le contrôle de fréquence au repos limite l'augmentation de la fréquence par le CLS en l'absence d'effort détecté par l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Boston Scientific : ===<br />
<br />
* Boston Scientific propose un fonctionnement sur deux capteurs d'asservissement, un accéléromètre et la ventilation minute, qui peuvent fonctionner séparément ou en association.<br />
* L'accéléromètre :<br />
** Il dispose de trois modes de réponse : classique (sur marche), uniquement lorsque la prothèse est en repli (RTA), ou un enregistrement des données d'activité sans asservissement effectif de fréquence (passif).<br />
** La pente de réponse, qui comme pour les marques précédentes, traduit l'augmentation de la fréquence en fonction de l'activité. Réglable de 1 (faible réponse) à 16 (forte réponse pour une faible activité).<br />
** Le seuil d'activité qui correspond au niveau d'effort à réaliser pour déclencher l'asservissement de la fréquence. Réglable de très bas à très élevé.<br />
* La ventilation minute :<br />
** Comme l'accéléromètre, dispose des trois modes de réponse : marche, RTA ou passif.<br />
** On peut régler la pente de réponse sur le même modèle que l'accéléromètre et le niveau d'activité physique de sédentaire à sport d'endurance. Cette dernière variable permet de régler de façon automatique le seuil ventilatoire décrit plus haut. Plus le patient est sportif, plus on augmente le seuil ventilatoire.<br />
* Une particularité de l'asservissement chez Boston Scientific est l'association de ces deux capteurs d'asservissement :<br />
** Lorsque l'accéléromètre est inférieur à la réponse de la ventilation minute, la combinaison des capteurs est basée à 100% sur la ventilation minute.<br />
** Si la réponse de l'accéléromètre est supérieure à la réponse de la ventilation minute, la combinaison est basée à environ 80% sur l'accéléromètre et 20% sur la ventilation minute.<br />
** Si la fréquence de l'accéléromètre se trouve au niveau de la fréquence minimale asservie et celle de la ventilation minute se trouve au niveau de la fréquence maximale asservie, alors la fréquence finale est basée à environ 40% sur l'accéléromètre et 60% sur la ventilation minute.<br />
<br />
=== Medtronic : ===<br />
[[Fichier:Medtronic.png|gauche|vignette|477x477px|Réglage asservissement Medtronic]]<br />
Medtronic propose un asservissement sur un capteur de type accéléromètre qui a la spécificité de dichotomiser 2 catégories de fréquence pour 2 catégories d'effort avec chacun une pente particulière d'asservissement.<br />
* La catégorie AQ correspond aux activités de la vie quotidienne (marche, ménage, efforts modérés). Elle se caractérise par sa fréquence AQ et par sa pente qui est définie par le point de consigne AQ. Ces valeurs sont ajustées automatiquement par l'appareil en se basant sur le pourcentage de temps où la fréquence stimulée n'est pas la fréquence minimale.<br />
* La catégorie effort correspond aux efforts intenses. Elle se caractérise par la fréquence maximale asservie et par sa pente qui est définie par le point de consigne effort. Elle-même est aussi ajustée automatiquement.<br />
* Les points de consigne peuvent être ajustés manuellement au cours d'un test d'effort.<br />
* On peut également définir le seuil d'activité pour le déclenchement de l'asservissement de "bas", qui est plus sensible à "élevé" moins sensible.<br />
L'asservissement des pacemakers sans sonde MICRA fonctionne également via un accéléromètre. Pour le MICRA VR, le dispositif étant intra-cardiaque, il perçoit en permanence une activité. Un filtre spécial est appliqué sur les fréquences de 1 à 10 Hz et est couplé à un algorithme spécifique pour faire la différence entre les battements cardiaques et un réel effort. Pour le MICRA AV, le système tente de suivre l'activité atriale en se basant sur la détection de l'activité mécanique de celle-ci.[[Fichier:Microport.png|vignette|Réglage asservissement Microport]]<br />
<br />
=== Microport CRM-SORIN : ===<br />
* Microport propose de son côté un asservissement basé sur l'utilisation couplée d'un accéléromètre et d'une ventilation minute.<br />
<br />
* La réponse à l'effort sera donc la synthèse de la réponse des deux capteurs.<br />
* Comme évoqué dans la première partie, en début d'effort, la réaction de l'accéléromètre est plus précoce, tandis que la ventilation minute perdure en récupération.<br />
<br />
* L'asservissement peut être réglé sur apprentissage, les données sont alors enregistrés mais la fréquence n'est pas asservie ou sur activée/<br />
* Lorsque l'asservissement est activé, deux modes de fonctionnement sont possibles :<br />
** RR figé est un mode dans lequel la pente de réponse à l'activité est réglable manuellement de très faible à très élevée.<br />
** RR auto est un mode dans lequel la pente de réponse est réglée par l'appareil via le niveau de ventilation. En l'absence d'effort maximal, la pente augmente de quelques pourcents tous les jours (réponse à l'activité plus forte). À l'inverse, la pente diminue en cas d'atteinte d'un effort maximal (réponse à l'activité plus faible).<br />
<br />
== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Asservissement_de_fr%C3%A9quence&diff=1367Asservissement de fréquence2023-06-30T20:44:08Z<p>Victor Fournier : </p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
La fréquence cardiaque joue un rôle crucial dans l'adaptation de l'hémodynamie à l'effort. En effet, même si le volume d'éjection augmente de 50% au cours d'un exercice physique, l'augmentation du débit d'environ 5 L/min au repos à 20 à 30 L/min nécessite une augmentation de la fréquence cardiaque. <br />
<br />
L'insuffisance chronotrope correspond à l'incapacité du nœud sinusal d'augmenter la fréquence cardiaque lorsque cela est nécessaire. Elle peut être responsable de dyspnée, de fatigabilité et d'angor d'effort. Cette insuffisance peut être secondaire à une atteinte cardiaque (déficience sinusale) ou à la neuromodulation. <br />
<br />
Lorsqu'un patient est porteur d'un pacemaker monochambre ou que la synchronisation atrio-ventriculaire intrinsèque ne permet pas d'obtenir une fréquence cardiaque suffisante, on peut régler une fonction d'asservissement de fréquence qui va recréer l'accélération à l'effort. L'asservissement est alors signalé par la 4ème lettre du code international (R) par exemple VVIR ou DDDR.<br />
<br />
== Les différents types de capteurs<ref>Ritter P, Fischer W. Pratique de la stimulation cardiaque. Springer; 2000. p. 116-136</ref><ref>Trohman RG, Huang HD, Larsen T, Krishnan K, Sharma PS. Sensors for rate-adaptive pacing: How they work, strengths, and limitations. J Cardiovasc Electrophysiol. 2020 Nov;31(11):3009-3027.</ref> ==<br />
Les pacemakers utilisent divers capteurs pour détecter l'effort physique du patient et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. L'objectif est d'assurer une augmentation de la fréquence aussi physiologique que possible, correspondant aux besoins métaboliques imposés par l'effort en cours. <br />
<br />
Les critères de qualité d'un capteur d'asservissement incluent sa relation directe avec l'activité physique du patient, sa linéarité entre l'amplitude du signal capteur et le niveau d'effort, sa sensibilité optimale pour une réactivité rapide du système, sa plage de variation du paramètre mesuré, sa reproductibilité, sa taille réduite pour être inclus dans le stimulateur sans augmentation significative de sa taille, et une consommation d'énergie minimale. Les principaux types sont les accéléromètres, la ventilation-minute mesurée par bio-impédance et l'impédance intracardiaque.<br />
<br />
=== Accéléromètre : ===<br />
L'accéléromètre est un capteur qui mesure les mouvements du corps du patient. Il détecte les changements de position, les mouvements et les vibrations associés à l'activité physique. Ces informations sont ensuite utilisées pour ajuster la fréquence cardiaque.<br />
<br />
Les accéléromètres offrent plusieurs avantages, tels que leur simplicité, leur fiabilité, leur faible consommation d'énergie et leur excellente sensibilité au début de l'effort. Ils fournissent également une corrélation satisfaisante entre la performance physique et l'accélération de fréquence, même dans des conditions telles que la marche ou les efforts de la vie quotidienne.<br />
<br />
Cependant, ils ne détectent pas l'accélération due au stress mental, n'étant pas corrélée au métabolisme de l'effort. Ils sont également pris en défaut par les efforts qui nécessitent peu de mouvement thoracique, comme le cyclisme. En revanche, ils peuvent surréagir à des vibrations externes (machines professionnelles, déplacements sur terrain accidenté) ou à des mouvements isolés du boîtier suite à une sollicitation cutanée. De plus, la fin de l'effort correspondra à la fin du mouvement, alors qu'une fréquence cardiaque élevée peut encore être nécessaire en récupération.<br />
<br />
=== Ventilation minute : ===<br />
La ventilation minute repose sur l'augmentation de la fréquence respiratoire à l'effort. Elle se base sur les variations d'impédance thoracique mesurée entre un pôle d'une sonde (électrode annulaire OD ou VD) et le boîtier en fonction de l'inspiration ou de l'expiration. L'impédance transthoracique est élevée pendant l'inspiration et basse pendant l'expiration. Cette mesure est effectuée toutes les 20 à 50 ms.<br />
<br />
Elle offre l'avantage de pouvoir utiliser toutes les sondes traditionnelles et présente une meilleure réactivité pour le stress métabolique que l'accéléromètre. La relation entre la fréquence cardiaque et la ventilation est linéaire jusqu'à un seuil ventilatoire au-delà duquel la réponse diminue.<br />
<br />
Elle peut être faussée par la toux, l'hyperventilation, la ventilation mécanique. Cette méthode est à éviter chez les patients porteurs d'un syndrome restrictif. Elle est également peu réactive aux efforts anaérobies. De plus, la réponse est généralement plus lente que celle de l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Impédance myocardique : ===<br />
L'impédance myocardique ou capteur CLS (Closed-loop sensing) est une spécificité de la marque BIOTRONIK. Elle mesure la résistance électrique entre les électrodes de la sonde ventriculaire entre 50 et 300 ms après la contraction ventriculaire. Lorsque l'effort physique augmente, l'impédance diminue en raison d'une augmentation de la conductivité sanguine. Cette diminution de l'impédance est utilisée pour détecter l'effort physique et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. Ce système peut utiliser toutes les marques de sondes ventriculaires.<br />
<br />
L'impédance myocardique rend compte de la contractilité cardiaque, elle permet donc une adaptation au stress métabolique et mental. Elle peut également détecter une variation de cette contractilité médiée par le système sympathique avant que celui-ci ne soit responsable d'une bradycardie vagale. Elle aurait donc montré une efficacité sur les syncopes vagales<ref>Rattanawong P, Riangwiwat T, Chongsathidkiet P, et al. Closed‐looped stimulation cardiac pacing for recurrent vasovagal syncope: a sys- tematic review and meta‐analysis. J Arrhythm. 2018;34(5):556‐564</ref>.<br />
<br />
=== Autres capteurs : ===<br />
D'autres capteurs ont existé, bien qu'ils ne soient plus employés à l'heure actuelle. On note, par exemple, la mesure de l'intervalle QT. L'intervalle se raccourcit à l'effort. Il était mesuré par le temps entre le spike de stimulation et la pente de négativité correspondant à la fin de l'onde T. Un autre exemple est la mesure de la température du sang veineux central qui diminuait initialement suite au retour veineux, puis augmentait progressivement à l'effort. On peut encore citer la mesure de l'activité par un cristal piézoélectrique qui détectait la contraction musculaire. Cette mesure présentait les mêmes inconvénient que l'accéléromètre en étant plus sensible ou perturbation extérieurs.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant ==<br />
<br />
=== Abbott : ===<br />
<br />
* [[Fichier:Abbot.png|vignette|536x536px|Réglage d'asservissement de Abbot]]Abbott propose un pacemaker avec un algorithme d'asservissement de fréquence à l'effort basé sur l'accéléromètre.<br />
<br />
* Par défaut, le capteur est réglé sur passif. Il enregistre les variations d'activité sans que cela n'ait de conséquence sur la fréquence qui n'est pas asservie.<br />
<br />
* Lorsque le capteur est activé, plusieurs valeurs sont programmables :<br />
** Le seuil qui est le niveau minimum qui permet d'augmenter la fréquence de stimulation. La valeur peut être réglée de 1 à 7, le chiffre le plus bas correspondant au seuil le plus sensible. La valeur "auto" correspond à la moyenne du niveau d'effort du patient sur les 18 dernières heures.<br />
** La pente de l'augmentation de la fréquence cardiaque en fonction du niveau d'activité détecté. Elle varie de 1 (pente la plus faible) à 16 (pente la plus forte, l'accélération importe la fréquence).<br />
** Le temps de réponse<br />
** Le temps de récupération<br />
** La fréquence maximale du capteur<br />
<br />
=== Biotronik : ===<br />
<br />
* Biotronik propose un système d'asservissement de fréquence qui s'appuie sur un accéléromètre ou sur un mode spécifique appelé précédemment exposé, le CLS (Closed Loop Stimulation). Ces deux capteurs fonctionnent indépendamment et ne peuvent pas être programmés simultanément.<br />
* Variables de l'accéléromètre :<br />
** Le gain qui traduit l'amplification du signal avant son traitement, et donc le degré de réponse fréquentielle à un même effort. Plus il est important, plus la réponse est forte. Il est possible de programmer un gain automatique. En l'absence de fréquence maximale sur plusieurs jours, le gain augmente.<br />
** Le seuil qui est le niveau minimal qui déclenche une augmentation de fréquence.<br />
** L'augmentation de fréquence qui correspond à la pente d'augmentation de fréquence au cours du temps. Elle est exprimée en augmentation de bpm par cycle.<br />
** La décroissance de fréquence qui repose sur le principe précédemment décrit mais à la baisse et à la fin de l'effort.<br />
* Variables du CLS :<br />
** Le fonctionnement du CLS se calibre et s'adapte automatiquement dans la majorité des cas, une fréquence cible est déterminée pour que 20% des battements soient au-dessus de cette fréquence.<br />
** On peut modifier la valeur de la dynamique du CLS pour modifier la répartition des fréquences à la hausse ou à la baisse.<br />
** Le contrôle de fréquence au repos limite l'augmentation de la fréquence par le CLS en l'absence d'effort détecté par l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Boston Scientific : ===<br />
<br />
* Boston Scientific propose un fonctionnement sur deux capteurs d'asservissement, un accéléromètre et la ventilation minute, qui peuvent fonctionner séparément ou en association.<br />
* L'accéléromètre :<br />
** Il dispose de trois modes de réponse : classique (sur marche), uniquement lorsque la prothèse est en repli (RTA), ou un enregistrement des données d'activité sans asservissement effectif de fréquence (passif).<br />
** La pente de réponse, qui comme pour les marques précédentes, traduit l'augmentation de la fréquence en fonction de l'activité. Réglable de 1 (faible réponse) à 16 (forte réponse pour une faible activité).<br />
** Le seuil d'activité qui correspond au niveau d'effort à réaliser pour déclencher l'asservissement de la fréquence. Réglable de très bas à très élevé.<br />
* La ventilation minute :<br />
** Comme l'accéléromètre, dispose des trois modes de réponse : marche, RTA ou passif.<br />
** On peut régler la pente de réponse sur le même modèle que l'accéléromètre et le niveau d'activité physique de sédentaire à sport d'endurance. Cette dernière variable permet de régler de façon automatique le seuil ventilatoire décrit plus haut. Plus le patient est sportif, plus on augmente le seuil ventilatoire.<br />
* Une particularité de l'asservissement chez Boston Scientific est l'association de ces deux capteurs d'asservissement :<br />
** Lorsque l'accéléromètre est inférieur à la réponse de la ventilation minute, la combinaison des capteurs est basée à 100% sur la ventilation minute.<br />
** Si la réponse de l'accéléromètre est supérieure à la réponse de la ventilation minute, la combinaison est basée à environ 80% sur l'accéléromètre et 20% sur la ventilation minute.<br />
** Si la fréquence de l'accéléromètre se trouve au niveau de la fréquence minimale asservie et celle de la ventilation minute se trouve au niveau de la fréquence maximale asservie, alors la fréquence finale est basée à environ 40% sur l'accéléromètre et 60% sur la ventilation minute.<br />
<br />
=== Medtronic : ===<br />
<br />
* Medtronic propose un asservissement sur un capteur de type accéléromètre qui a la spécificité de dichotomiser 2 catégories de fréquence pour 2 catégories d'effort avec chacun une pente particulière d'asservissement.<br />
** La catégorie AQ correspond aux activités de la vie quotidienne (marche, ménage, efforts modérés). Elle se caractérise par sa fréquence AQ et par sa pente qui est définie par le point de consigne AQ. Ces valeurs sont ajustées automatiquement par l'appareil en se basant sur le pourcentage de temps où la fréquence stimulée n'est pas la fréquence minimale.<br />
** La catégorie effort correspond aux efforts intenses. Elle se caractérise par la fréquence maximale asservie et par sa pente qui est définie par le point de consigne effort. Elle-même est aussi ajustée automatiquement.<br />
** Les points de consigne peuvent être ajustés manuellement au cours d'un test d'effort.<br />
** On peut également définir le seuil d'activité pour le déclenchement de l'asservissement de "bas", qui est plus sensible à "élevé" moins sensible.<br />
* L'asservissement des pacemakers sans sonde MICRA fonctionne également via un accéléromètre. Pour le MICRA VR, le dispositif étant intra-cardiaque, il perçoit en permanence une activité. Un filtre spécial est appliqué sur les fréquences de 1 à 10 Hz et est couplé à un algorithme spécifique pour faire la différence entre les battements cardiaques et un réel effort. Pour le MICRA AV, le système tente de suivre l'activité atriale en se basant sur la détection de l'activité mécanique de celle-ci.[[Fichier:Microport.png|vignette|Réglage asservissement Microport]]<br />
<br />
=== Microport CRM-SORIN : ===<br />
* Microport propose de son côté un asservissement basé sur l'utilisation couplée d'un accéléromètre et d'une ventilation minute.<br />
<br />
* La réponse à l'effort sera donc la synthèse de la réponse des deux capteurs.<br />
* Comme évoqué dans la première partie, en début d'effort, la réaction de l'accéléromètre est plus précoce, tandis que la ventilation minute perdure en récupération.<br />
<br />
* L'asservissement peut être réglé sur apprentissage, les données sont alors enregistrés mais la fréquence n'est pas asservie ou sur activée/<br />
* Lorsque l'asservissement est activé, deux modes de fonctionnement sont possibles :<br />
** RR figé est un mode dans lequel la pente de réponse à l'activité est réglable manuellement de très faible à très élevée.<br />
** RR auto est un mode dans lequel la pente de réponse est réglée par l'appareil via le niveau de ventilation. En l'absence d'effort maximal, la pente augmente de quelques pourcents tous les jours (réponse à l'activité plus forte). À l'inverse, la pente diminue en cas d'atteinte d'un effort maximal (réponse à l'activité plus faible).<br />
<br />
== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Fichier:Medtronic.png&diff=1366Fichier:Medtronic.png2023-06-30T20:41:57Z<p>Victor Fournier : </p>
<hr />
<div>réglage d'asservissement</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Asservissement_de_fr%C3%A9quence&diff=1365Asservissement de fréquence2023-06-30T20:39:38Z<p>Victor Fournier : /* Biotronik : */</p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
La fréquence cardiaque joue un rôle crucial dans l'adaptation de l'hémodynamie à l'effort. En effet, même si le volume d'éjection augmente de 50% au cours d'un exercice physique, l'augmentation du débit d'environ 5 L/min au repos à 20 à 30 L/min nécessite une augmentation de la fréquence cardiaque. <br />
<br />
L'insuffisance chronotrope correspond à l'incapacité du nœud sinusal d'augmenter la fréquence cardiaque lorsque cela est nécessaire. Elle peut être responsable de dyspnée, de fatigabilité et d'angor d'effort. Cette insuffisance peut être secondaire à une atteinte cardiaque (déficience sinusale) ou à la neuromodulation. <br />
<br />
Lorsqu'un patient est porteur d'un pacemaker monochambre ou que la synchronisation atrio-ventriculaire intrinsèque ne permet pas d'obtenir une fréquence cardiaque suffisante, on peut régler une fonction d'asservissement de fréquence qui va recréer l'accélération à l'effort. L'asservissement est alors signalé par la 4ème lettre du code international (R) par exemple VVIR ou DDDR.<br />
<br />
== Les différents types de capteurs<ref>Ritter P, Fischer W. Pratique de la stimulation cardiaque. Springer; 2000. p. 116-136</ref><ref>Trohman RG, Huang HD, Larsen T, Krishnan K, Sharma PS. Sensors for rate-adaptive pacing: How they work, strengths, and limitations. J Cardiovasc Electrophysiol. 2020 Nov;31(11):3009-3027.</ref> ==<br />
Les pacemakers utilisent divers capteurs pour détecter l'effort physique du patient et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. L'objectif est d'assurer une augmentation de la fréquence aussi physiologique que possible, correspondant aux besoins métaboliques imposés par l'effort en cours. <br />
<br />
Les critères de qualité d'un capteur d'asservissement incluent sa relation directe avec l'activité physique du patient, sa linéarité entre l'amplitude du signal capteur et le niveau d'effort, sa sensibilité optimale pour une réactivité rapide du système, sa plage de variation du paramètre mesuré, sa reproductibilité, sa taille réduite pour être inclus dans le stimulateur sans augmentation significative de sa taille, et une consommation d'énergie minimale. Les principaux types sont les accéléromètres, la ventilation-minute mesurée par bio-impédance et l'impédance intracardiaque.<br />
<br />
=== Accéléromètre : ===<br />
L'accéléromètre est un capteur qui mesure les mouvements du corps du patient. Il détecte les changements de position, les mouvements et les vibrations associés à l'activité physique. Ces informations sont ensuite utilisées pour ajuster la fréquence cardiaque.<br />
<br />
Les accéléromètres offrent plusieurs avantages, tels que leur simplicité, leur fiabilité, leur faible consommation d'énergie et leur excellente sensibilité au début de l'effort. Ils fournissent également une corrélation satisfaisante entre la performance physique et l'accélération de fréquence, même dans des conditions telles que la marche ou les efforts de la vie quotidienne.<br />
<br />
Cependant, ils ne détectent pas l'accélération due au stress mental, n'étant pas corrélée au métabolisme de l'effort. Ils sont également pris en défaut par les efforts qui nécessitent peu de mouvement thoracique, comme le cyclisme. En revanche, ils peuvent surréagir à des vibrations externes (machines professionnelles, déplacements sur terrain accidenté) ou à des mouvements isolés du boîtier suite à une sollicitation cutanée. De plus, la fin de l'effort correspondra à la fin du mouvement, alors qu'une fréquence cardiaque élevée peut encore être nécessaire en récupération.<br />
<br />
=== Ventilation minute : ===<br />
La ventilation minute repose sur l'augmentation de la fréquence respiratoire à l'effort. Elle se base sur les variations d'impédance thoracique mesurée entre un pôle d'une sonde (électrode annulaire OD ou VD) et le boîtier en fonction de l'inspiration ou de l'expiration. L'impédance transthoracique est élevée pendant l'inspiration et basse pendant l'expiration. Cette mesure est effectuée toutes les 20 à 50 ms.<br />
<br />
Elle offre l'avantage de pouvoir utiliser toutes les sondes traditionnelles et présente une meilleure réactivité pour le stress métabolique que l'accéléromètre. La relation entre la fréquence cardiaque et la ventilation est linéaire jusqu'à un seuil ventilatoire au-delà duquel la réponse diminue.<br />
<br />
Elle peut être faussée par la toux, l'hyperventilation, la ventilation mécanique. Cette méthode est à éviter chez les patients porteurs d'un syndrome restrictif. Elle est également peu réactive aux efforts anaérobies. De plus, la réponse est généralement plus lente que celle de l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Impédance myocardique : ===<br />
L'impédance myocardique ou capteur CLS (Closed-loop sensing) est une spécificité de la marque BIOTRONIK. Elle mesure la résistance électrique entre les électrodes de la sonde ventriculaire entre 50 et 300 ms après la contraction ventriculaire. Lorsque l'effort physique augmente, l'impédance diminue en raison d'une augmentation de la conductivité sanguine. Cette diminution de l'impédance est utilisée pour détecter l'effort physique et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. Ce système peut utiliser toutes les marques de sondes ventriculaires.<br />
<br />
L'impédance myocardique rend compte de la contractilité cardiaque, elle permet donc une adaptation au stress métabolique et mental. Elle peut également détecter une variation de cette contractilité médiée par le système sympathique avant que celui-ci ne soit responsable d'une bradycardie vagale. Elle aurait donc montré une efficacité sur les syncopes vagales<ref>Rattanawong P, Riangwiwat T, Chongsathidkiet P, et al. Closed‐looped stimulation cardiac pacing for recurrent vasovagal syncope: a sys- tematic review and meta‐analysis. J Arrhythm. 2018;34(5):556‐564</ref>.<br />
<br />
=== Autres capteurs : ===<br />
D'autres capteurs ont existé, bien qu'ils ne soient plus employés à l'heure actuelle. On note, par exemple, la mesure de l'intervalle QT. L'intervalle se raccourcit à l'effort. Il était mesuré par le temps entre le spike de stimulation et la pente de négativité correspondant à la fin de l'onde T. Un autre exemple est la mesure de la température du sang veineux central qui diminuait initialement suite au retour veineux, puis augmentait progressivement à l'effort. On peut encore citer la mesure de l'activité par un cristal piézoélectrique qui détectait la contraction musculaire. Cette mesure présentait les mêmes inconvénient que l'accéléromètre en étant plus sensible ou perturbation extérieurs.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant ==<br />
<br />
=== Abbott : ===<br />
<br />
* [[Fichier:Abbot.png|vignette|536x536px|Réglage d'asservissement de Abbot]]Abbott propose un pacemaker avec un algorithme d'asservissement de fréquence à l'effort basé sur l'accéléromètre.<br />
<br />
* Par défaut, le capteur est réglé sur passif. Il enregistre les variations d'activité sans que cela n'ait de conséquence sur la fréquence qui n'est pas asservie.<br />
<br />
* Lorsque le capteur est activé, plusieurs valeurs sont programmables :<br />
** Le seuil qui est le niveau minimum qui permet d'augmenter la fréquence de stimulation. La valeur peut être réglée de 1 à 7, le chiffre le plus bas correspondant au seuil le plus sensible. La valeur "auto" correspond à la moyenne du niveau d'effort du patient sur les 18 dernières heures.<br />
** La pente de l'augmentation de la fréquence cardiaque en fonction du niveau d'activité détecté. Elle varie de 1 (pente la plus faible) à 16 (pente la plus forte, l'accélération importe la fréquence).<br />
** Le temps de réponse<br />
** Le temps de récupération<br />
** La fréquence maximale du capteur<br />
<br />
=== Biotronik : ===<br />
<br />
* Biotronik propose un système d'asservissement de fréquence qui s'appuie sur un accéléromètre ou sur un mode spécifique appelé précédemment exposé, le CLS (Closed Loop Stimulation). Ces deux capteurs fonctionnent indépendamment et ne peuvent pas être programmés simultanément.<br />
* Variables de l'accéléromètre :<br />
** Le gain qui traduit l'amplification du signal avant son traitement, et donc le degré de réponse fréquentielle à un même effort. Plus il est important, plus la réponse est forte. Il est possible de programmer un gain automatique. En l'absence de fréquence maximale sur plusieurs jours, le gain augmente.<br />
** Le seuil qui est le niveau minimal qui déclenche une augmentation de fréquence.<br />
** L'augmentation de fréquence qui correspond à la pente d'augmentation de fréquence au cours du temps. Elle est exprimée en augmentation de bpm par cycle.<br />
** La décroissance de fréquence qui repose sur le principe précédemment décrit mais à la baisse et à la fin de l'effort.<br />
* Variables du CLS :<br />
** Le fonctionnement du CLS se calibre et s'adapte automatiquement dans la majorité des cas, une fréquence cible est déterminée pour que 20% des battements soient au-dessus de cette fréquence.<br />
** On peut modifier la valeur de la dynamique du CLS pour modifier la répartition des fréquences à la hausse ou à la baisse.<br />
** Le contrôle de fréquence au repos limite l'augmentation de la fréquence par le CLS en l'absence d'effort détecté par l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Boston Scientific : ===<br />
<br />
* Boston Scientific propose un fonctionnement sur deux capteurs d'asservissement, un accéléromètre et la ventilation minute, qui peuvent fonctionner séparément ou en association.<br />
* L'accéléromètre :<br />
** Il dispose de trois modes de réponse : classique (sur marche), uniquement lorsque la prothèse est en repli (RTA), ou un enregistrement des données d'activité sans asservissement effectif de fréquence (passif).<br />
** La pente de réponse, qui comme pour les marques précédentes, traduit l'augmentation de la fréquence en fonction de l'activité. Réglable de 1 (faible réponse) à 16 (forte réponse pour une faible activité).<br />
** Le seuil d'activité qui correspond au niveau d'effort à réaliser pour déclencher l'asservissement de la fréquence. Réglable de très bas à très élevé.<br />
* La ventilation minute :<br />
** Comme l'accéléromètre, dispose des trois modes de réponse : marche, RTA ou passif.<br />
** On peut régler la pente de réponse sur le même modèle que l'accéléromètre et le niveau d'activité physique de sédentaire à sport d'endurance. Cette dernière variable permet de régler de façon automatique le seuil ventilatoire décrit plus haut. Plus le patient est sportif, plus on augmente le seuil ventilatoire.<br />
* Une particularité de l'asservissement chez Boston Scientific est l'association de ces deux capteurs d'asservissement :<br />
** Lorsque l'accéléromètre est inférieur à la réponse de la ventilation minute, la combinaison des capteurs est basée à 100% sur la ventilation minute.<br />
** Si la réponse de l'accéléromètre est supérieure à la réponse de la ventilation minute, la combinaison est basée à environ 80% sur l'accéléromètre et 20% sur la ventilation minute.<br />
** Si la fréquence de l'accéléromètre se trouve au niveau de la fréquence minimale asservie et celle de la ventilation minute se trouve au niveau de la fréquence maximale asservie, alors la fréquence finale est basée à environ 40% sur l'accéléromètre et 60% sur la ventilation minute.<br />
<br />
=== Medtronic : ===<br />
<br />
* Medtronic propose un asservissement sur un capteur de type accéléromètre qui a la spécificité de dichotomiser 2 catégories de fréquence pour 2 catégories d'effort avec chacun une pente particulière d'asservissement.<br />
** La catégorie AQ correspond aux activités de la vie quotidienne (marche, ménage, efforts modérés). Elle se caractérise par sa fréquence AQ et par sa pente qui est définie par le point de consigne AQ. Ces valeurs sont ajustées automatiquement par l'appareil en se basant sur le pourcentage de temps où la fréquence stimulée n'est pas la fréquence minimale.<br />
** La catégorie effort correspond aux efforts intenses. Elle se caractérise par la fréquence maximale asservie et par sa pente qui est définie par le point de consigne effort. Elle-même est aussi ajustée automatiquement.<br />
** Les points de consigne peuvent être ajustés manuellement au cours d'un test d'effort.<br />
** On peut également définir le seuil d'activité pour le déclenchement de l'asservissement de "bas", qui est plus sensible à "élevé" moins sensible.<br />
* L'asservissement des pacemakers sans sonde MICRA fonctionne également via un accéléromètre. Pour le MICRA VR, le dispositif étant intra-cardiaque, il perçoit en permanence une activité. Un filtre spécial est appliqué sur les fréquences de 1 à 10 Hz et est couplé à un algorithme spécifique pour faire la différence entre les battements cardiaques et un réel effort. Pour le MICRA AV, le système tente de suivre l'activité atriale en se basant sur la détection de l'activité mécanique de celle-ci.<br />
<br />
=== Microport CRM-SORIN : ===<br />
[[Fichier:Microport.png|vignette|Réglage asservissement Microport]]<br />
<br />
* Microport propose de son côté un asservissement basé sur l'utilisation couplée d'un accéléromètre et d'une ventilation minute.<br />
<br />
* La réponse à l'effort sera donc la synthèse de la réponse des deux capteurs.<br />
* Comme évoqué dans la première partie, en début d'effort, la réaction de l'accéléromètre est plus précoce, tandis que la ventilation minute perdure en récupération.<br />
<br />
* L'asservissement peut être réglé sur apprentissage, les données sont alors enregistrés mais la fréquence n'est pas asservie ou sur activée/<br />
* Lorsque l'asservissement est activé, deux modes de fonctionnement sont possibles :<br />
** RR figé est un mode dans lequel la pente de réponse à l'activité est réglable manuellement de très faible à très élevée.<br />
** RR auto est un mode dans lequel la pente de réponse est réglée par l'appareil via le niveau de ventilation. En l'absence d'effort maximal, la pente augmente de quelques pourcents tous les jours (réponse à l'activité plus forte). À l'inverse, la pente diminue en cas d'atteinte d'un effort maximal (réponse à l'activité plus faible).<br />
<br />
== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Fichier:Microport.png&diff=1364Fichier:Microport.png2023-06-30T20:38:33Z<p>Victor Fournier : </p>
<hr />
<div>asservisement</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Asservissement_de_fr%C3%A9quence&diff=1363Asservissement de fréquence2023-06-30T20:32:30Z<p>Victor Fournier : </p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
La fréquence cardiaque joue un rôle crucial dans l'adaptation de l'hémodynamie à l'effort. En effet, même si le volume d'éjection augmente de 50% au cours d'un exercice physique, l'augmentation du débit d'environ 5 L/min au repos à 20 à 30 L/min nécessite une augmentation de la fréquence cardiaque. <br />
<br />
L'insuffisance chronotrope correspond à l'incapacité du nœud sinusal d'augmenter la fréquence cardiaque lorsque cela est nécessaire. Elle peut être responsable de dyspnée, de fatigabilité et d'angor d'effort. Cette insuffisance peut être secondaire à une atteinte cardiaque (déficience sinusale) ou à la neuromodulation. <br />
<br />
Lorsqu'un patient est porteur d'un pacemaker monochambre ou que la synchronisation atrio-ventriculaire intrinsèque ne permet pas d'obtenir une fréquence cardiaque suffisante, on peut régler une fonction d'asservissement de fréquence qui va recréer l'accélération à l'effort. L'asservissement est alors signalé par la 4ème lettre du code international (R) par exemple VVIR ou DDDR.<br />
<br />
== Les différents types de capteurs<ref>Ritter P, Fischer W. Pratique de la stimulation cardiaque. Springer; 2000. p. 116-136</ref><ref>Trohman RG, Huang HD, Larsen T, Krishnan K, Sharma PS. Sensors for rate-adaptive pacing: How they work, strengths, and limitations. J Cardiovasc Electrophysiol. 2020 Nov;31(11):3009-3027.</ref> ==<br />
Les pacemakers utilisent divers capteurs pour détecter l'effort physique du patient et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. L'objectif est d'assurer une augmentation de la fréquence aussi physiologique que possible, correspondant aux besoins métaboliques imposés par l'effort en cours. <br />
<br />
Les critères de qualité d'un capteur d'asservissement incluent sa relation directe avec l'activité physique du patient, sa linéarité entre l'amplitude du signal capteur et le niveau d'effort, sa sensibilité optimale pour une réactivité rapide du système, sa plage de variation du paramètre mesuré, sa reproductibilité, sa taille réduite pour être inclus dans le stimulateur sans augmentation significative de sa taille, et une consommation d'énergie minimale. Les principaux types sont les accéléromètres, la ventilation-minute mesurée par bio-impédance et l'impédance intracardiaque.<br />
<br />
=== Accéléromètre : ===<br />
L'accéléromètre est un capteur qui mesure les mouvements du corps du patient. Il détecte les changements de position, les mouvements et les vibrations associés à l'activité physique. Ces informations sont ensuite utilisées pour ajuster la fréquence cardiaque.<br />
<br />
Les accéléromètres offrent plusieurs avantages, tels que leur simplicité, leur fiabilité, leur faible consommation d'énergie et leur excellente sensibilité au début de l'effort. Ils fournissent également une corrélation satisfaisante entre la performance physique et l'accélération de fréquence, même dans des conditions telles que la marche ou les efforts de la vie quotidienne.<br />
<br />
Cependant, ils ne détectent pas l'accélération due au stress mental, n'étant pas corrélée au métabolisme de l'effort. Ils sont également pris en défaut par les efforts qui nécessitent peu de mouvement thoracique, comme le cyclisme. En revanche, ils peuvent surréagir à des vibrations externes (machines professionnelles, déplacements sur terrain accidenté) ou à des mouvements isolés du boîtier suite à une sollicitation cutanée. De plus, la fin de l'effort correspondra à la fin du mouvement, alors qu'une fréquence cardiaque élevée peut encore être nécessaire en récupération.<br />
<br />
=== Ventilation minute : ===<br />
La ventilation minute repose sur l'augmentation de la fréquence respiratoire à l'effort. Elle se base sur les variations d'impédance thoracique mesurée entre un pôle d'une sonde (électrode annulaire OD ou VD) et le boîtier en fonction de l'inspiration ou de l'expiration. L'impédance transthoracique est élevée pendant l'inspiration et basse pendant l'expiration. Cette mesure est effectuée toutes les 20 à 50 ms.<br />
<br />
Elle offre l'avantage de pouvoir utiliser toutes les sondes traditionnelles et présente une meilleure réactivité pour le stress métabolique que l'accéléromètre. La relation entre la fréquence cardiaque et la ventilation est linéaire jusqu'à un seuil ventilatoire au-delà duquel la réponse diminue.<br />
<br />
Elle peut être faussée par la toux, l'hyperventilation, la ventilation mécanique. Cette méthode est à éviter chez les patients porteurs d'un syndrome restrictif. Elle est également peu réactive aux efforts anaérobies. De plus, la réponse est généralement plus lente que celle de l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Impédance myocardique : ===<br />
L'impédance myocardique ou capteur CLS (Closed-loop sensing) est une spécificité de la marque BIOTRONIK. Elle mesure la résistance électrique entre les électrodes de la sonde ventriculaire entre 50 et 300 ms après la contraction ventriculaire. Lorsque l'effort physique augmente, l'impédance diminue en raison d'une augmentation de la conductivité sanguine. Cette diminution de l'impédance est utilisée pour détecter l'effort physique et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. Ce système peut utiliser toutes les marques de sondes ventriculaires.<br />
<br />
L'impédance myocardique rend compte de la contractilité cardiaque, elle permet donc une adaptation au stress métabolique et mental. Elle peut également détecter une variation de cette contractilité médiée par le système sympathique avant que celui-ci ne soit responsable d'une bradycardie vagale. Elle aurait donc montré une efficacité sur les syncopes vagales<ref>Rattanawong P, Riangwiwat T, Chongsathidkiet P, et al. Closed‐looped stimulation cardiac pacing for recurrent vasovagal syncope: a sys- tematic review and meta‐analysis. J Arrhythm. 2018;34(5):556‐564</ref>.<br />
<br />
=== Autres capteurs : ===<br />
D'autres capteurs ont existé, bien qu'ils ne soient plus employés à l'heure actuelle. On note, par exemple, la mesure de l'intervalle QT. L'intervalle se raccourcit à l'effort. Il était mesuré par le temps entre le spike de stimulation et la pente de négativité correspondant à la fin de l'onde T. Un autre exemple est la mesure de la température du sang veineux central qui diminuait initialement suite au retour veineux, puis augmentait progressivement à l'effort. On peut encore citer la mesure de l'activité par un cristal piézoélectrique qui détectait la contraction musculaire. Cette mesure présentait les mêmes inconvénient que l'accéléromètre en étant plus sensible ou perturbation extérieurs.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant ==<br />
<br />
=== Abbott : ===<br />
<br />
* [[Fichier:Abbot.png|vignette|536x536px|Réglage d'asservissement de Abbot]]Abbott propose un pacemaker avec un algorithme d'asservissement de fréquence à l'effort basé sur l'accéléromètre.<br />
<br />
* Par défaut, le capteur est réglé sur passif. Il enregistre les variations d'activité sans que cela n'ait de conséquence sur la fréquence qui n'est pas asservie.<br />
<br />
* Lorsque le capteur est activé, plusieurs valeurs sont programmables :<br />
** Le seuil qui est le niveau minimum qui permet d'augmenter la fréquence de stimulation. La valeur peut être réglée de 1 à 7, le chiffre le plus bas correspondant au seuil le plus sensible. La valeur "auto" correspond à la moyenne du niveau d'effort du patient sur les 18 dernières heures.<br />
** La pente de l'augmentation de la fréquence cardiaque en fonction du niveau d'activité détecté. Elle varie de 1 (pente la plus faible) à 16 (pente la plus forte, l'accélération importe la fréquence).<br />
** Le temps de réponse<br />
** Le temps de récupération<br />
** La fréquence maximale du capteur<br />
<br />
=== Biotronik : ===<br />
<br />
* Biotronik propose un système d'asservissement de fréquence qui s'appuie sur un accéléromètre ou sur un mode spécifique appelé précédemment exposé, le CLS (Closed Loop Stimulation). Ces deux capteurs fonctionnent indépendamment et ne peuvent pas être programmés simultanément.<br />
* Variables de l'accéléromètre :<br />
** Le gain qui traduit l'amplification du signal avant son traitement et donc le degré de réponse fréquentielle à un même effort. Plus il est important, plus la réponse est forte (variables à voir). Il est possible de programmer un gain automatique. En l'absence de fréquence maximale sur plusieurs jours, le gain augmente.<br />
** Le seuil qui est le niveau minimal qui déclenche une augmentation de fréquence (variables à voir).<br />
** L'augmentation de fréquence qui correspond à la pente d'augmentation de fréquence au cours du temps. Elle est exprimée en augmentation de bpm par cycle (variables à voir).<br />
** La décroissance de fréquence qui repose sur le principe précédemment décrit mais à la baisse et à la fin de l'effort.<br />
* Variables du CLS :<br />
** Le fonctionnement du CLS se calibre et s'adapte automatiquement dans la majorité des cas, une fréquence cible est déterminée pour que 20% des battements soient au-dessus de cette fréquence.<br />
** On peut modifier la valeur de la dynamique du CLS pour modifier la répartition des fréquences à la hausse ou à la baisse (variables à voir).<br />
** Le contrôle de fréquence au repos limite l'augmentation de la fréquence par le CLS en l'absence d'effort détecté par l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Boston Scientific : ===<br />
<br />
* Boston Scientific propose un fonctionnement sur deux capteurs d'asservissement, un accéléromètre et la ventilation minute, qui peuvent fonctionner séparément ou en association.<br />
* L'accéléromètre :<br />
** Il dispose de trois modes de réponse : classique (sur marche), uniquement lorsque la prothèse est en repli (RTA), ou un enregistrement des données d'activité sans asservissement effectif de fréquence (passif).<br />
** La pente de réponse, qui comme pour les marques précédentes, traduit l'augmentation de la fréquence en fonction de l'activité. Réglable de 1 (faible réponse) à 16 (forte réponse pour une faible activité).<br />
** Le seuil d'activité qui correspond au niveau d'effort à réaliser pour déclencher l'asservissement de la fréquence. Réglable de très bas à très élevé.<br />
* La ventilation minute :<br />
** Comme l'accéléromètre, dispose des trois modes de réponse : marche, RTA ou passif.<br />
** On peut régler la pente de réponse sur le même modèle que l'accéléromètre et le niveau d'activité physique de sédentaire à sport d'endurance. Cette dernière variable permet de régler de façon automatique le seuil ventilatoire décrit plus haut. Plus le patient est sportif, plus on augmente le seuil ventilatoire.<br />
* Une particularité de l'asservissement chez Boston Scientific est l'association de ces deux capteurs d'asservissement :<br />
** Lorsque l'accéléromètre est inférieur à la réponse de la ventilation minute, la combinaison des capteurs est basée à 100% sur la ventilation minute.<br />
** Si la réponse de l'accéléromètre est supérieure à la réponse de la ventilation minute, la combinaison est basée à environ 80% sur l'accéléromètre et 20% sur la ventilation minute.<br />
** Si la fréquence de l'accéléromètre se trouve au niveau de la fréquence minimale asservie et celle de la ventilation minute se trouve au niveau de la fréquence maximale asservie, alors la fréquence finale est basée à environ 40% sur l'accéléromètre et 60% sur la ventilation minute.<br />
<br />
=== Medtronic : ===<br />
<br />
* Medtronic propose un asservissement sur un capteur de type accéléromètre qui a la spécificité de dichotomiser 2 catégories de fréquence pour 2 catégories d'effort avec chacun une pente particulière d'asservissement.<br />
** La catégorie AQ correspond aux activités de la vie quotidienne (marche, ménage, efforts modérés). Elle se caractérise par sa fréquence AQ et par sa pente qui est définie par le point de consigne AQ. Ces valeurs sont ajustées automatiquement par l'appareil en se basant sur le pourcentage de temps où la fréquence stimulée n'est pas la fréquence minimale.<br />
** La catégorie effort correspond aux efforts intenses. Elle se caractérise par la fréquence maximale asservie et par sa pente qui est définie par le point de consigne effort. Elle-même est aussi ajustée automatiquement.<br />
** Les points de consigne peuvent être ajustés manuellement au cours d'un test d'effort.<br />
** On peut également définir le seuil d'activité pour le déclenchement de l'asservissement de "bas", qui est plus sensible à "élevé" moins sensible.<br />
* L'asservissement des pacemakers sans sonde MICRA fonctionne également via un accéléromètre. Pour le MICRA VR, le dispositif étant intra-cardiaque, il perçoit en permanence une activité. Un filtre spécial est appliqué sur les fréquences de 1 à 10 Hz et est couplé à un algorithme spécifique pour faire la différence entre les battements cardiaques et un réel effort. Pour le MICRA AV, le système tente de suivre l'activité atriale en se basant sur la détection de l'activité mécanique de celle-ci.<br />
<br />
=== Microport CRM-SORIN : ===<br />
<br />
* Microport propose de son côté un asservissement basé sur l'utilisation couplée d'un accéléromètre et d'une ventilation minute.<br />
** La réponse à l'effort sera donc la synthèse de la réponse des deux capteurs.<br />
** Comme évoqué dans la première partie, en début d'effort, la réaction de l'accéléromètre est plus précoce, tandis que la ventilation minute perdure en récupération.<br />
* Deux modes de fonctionnement sont possibles :<br />
** RR figé est un mode dans lequel la pente de réponse à l'activité est réglable manuellement de très faible à très élevée.<br />
** RR auto est un mode dans lequel la pente de réponse est réglée par l'appareil via le niveau de ventilation. En l'absence d'effort maximal, la pente augmente de quelques pourcents tous les jours (réponse à l'activité plus forte). À l'inverse, la pente diminue en cas d'atteinte d'un effort maximal (réponse à l'activité plus faible).<br />
<br />
== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Asservissement_de_fr%C3%A9quence&diff=1362Asservissement de fréquence2023-06-30T20:32:09Z<p>Victor Fournier : /* Spécificités de chaque fabriquant */</p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
La fréquence cardiaque joue un rôle crucial dans l'adaptation de l'hémodynamie à l'effort. En effet, même si le volume d'éjection augmente de 50% au cours d'un exercice physique, l'augmentation du débit d'environ 5 L/min au repos à 20 à 30 L/min nécessite une augmentation de la fréquence cardiaque. <br />
<br />
L'insuffisance chronotrope correspond à l'incapacité du nœud sinusal d'augmenter la fréquence cardiaque lorsque cela est nécessaire. Elle peut être responsable de dyspnée, de fatigabilité et d'angor d'effort. Cette insuffisance peut être secondaire à une atteinte cardiaque (déficience sinusale) ou à la neuromodulation. <br />
<br />
Lorsqu'un patient est porteur d'un pacemaker monochambre ou que la synchronisation atrio-ventriculaire intrinsèque ne permet pas d'obtenir une fréquence cardiaque suffisante, on peut régler une fonction d'asservissement de fréquence qui va recréer l'accélération à l'effort. L'asservissement est alors signalé par la 4ème lettre du code international (R) par exemple VVIR ou DDDR.<br />
<br />
== Les différents types de capteurs<ref>Ritter P, Fischer W. Pratique de la stimulation cardiaque. Springer; 2000. p. 116-136</ref><ref>Trohman RG, Huang HD, Larsen T, Krishnan K, Sharma PS. Sensors for rate-adaptive pacing: How they work, strengths, and limitations. J Cardiovasc Electrophysiol. 2020 Nov;31(11):3009-3027.</ref> ==<br />
Les pacemakers utilisent divers capteurs pour détecter l'effort physique du patient et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. L'objectif est d'assurer une augmentation de la fréquence aussi physiologique que possible, correspondant aux besoins métaboliques imposés par l'effort en cours. <br />
<br />
Les critères de qualité d'un capteur d'asservissement incluent sa relation directe avec l'activité physique du patient, sa linéarité entre l'amplitude du signal capteur et le niveau d'effort, sa sensibilité optimale pour une réactivité rapide du système, sa plage de variation du paramètre mesuré, sa reproductibilité, sa taille réduite pour être inclus dans le stimulateur sans augmentation significative de sa taille, et une consommation d'énergie minimale. Les principaux types sont les accéléromètres, la ventilation-minute mesurée par bio-impédance et l'impédance intracardiaque.<br />
<br />
=== Accéléromètre : ===<br />
L'accéléromètre est un capteur qui mesure les mouvements du corps du patient. Il détecte les changements de position, les mouvements et les vibrations associés à l'activité physique. Ces informations sont ensuite utilisées pour ajuster la fréquence cardiaque.<br />
<br />
Les accéléromètres offrent plusieurs avantages, tels que leur simplicité, leur fiabilité, leur faible consommation d'énergie et leur excellente sensibilité au début de l'effort. Ils fournissent également une corrélation satisfaisante entre la performance physique et l'accélération de fréquence, même dans des conditions telles que la marche ou les efforts de la vie quotidienne.<br />
<br />
Cependant, ils ne détectent pas l'accélération due au stress mental, n'étant pas corrélée au métabolisme de l'effort. Ils sont également pris en défaut par les efforts qui nécessitent peu de mouvement thoracique, comme le cyclisme. En revanche, ils peuvent surréagir à des vibrations externes (machines professionnelles, déplacements sur terrain accidenté) ou à des mouvements isolés du boîtier suite à une sollicitation cutanée. De plus, la fin de l'effort correspondra à la fin du mouvement, alors qu'une fréquence cardiaque élevée peut encore être nécessaire en récupération.<br />
<br />
=== Ventilation minute : ===<br />
La ventilation minute repose sur l'augmentation de la fréquence respiratoire à l'effort. Elle se base sur les variations d'impédance thoracique mesurée entre un pôle d'une sonde (électrode annulaire OD ou VD) et le boîtier en fonction de l'inspiration ou de l'expiration. L'impédance transthoracique est élevée pendant l'inspiration et basse pendant l'expiration. Cette mesure est effectuée toutes les 20 à 50 ms.<br />
<br />
Elle offre l'avantage de pouvoir utiliser toutes les sondes traditionnelles et présente une meilleure réactivité pour le stress métabolique que l'accéléromètre. La relation entre la fréquence cardiaque et la ventilation est linéaire jusqu'à un seuil ventilatoire au-delà duquel la réponse diminue.<br />
<br />
Elle peut être faussée par la toux, l'hyperventilation, la ventilation mécanique. Cette méthode est à éviter chez les patients porteurs d'un syndrome restrictif. Elle est également peu réactive aux efforts anaérobies. De plus, la réponse est généralement plus lente que celle de l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Impédance myocardique : ===<br />
L'impédance myocardique ou capteur CLS (Closed-loop sensing) est une spécificité de la marque BIOTRONIK. Elle mesure la résistance électrique entre les électrodes de la sonde ventriculaire entre 50 et 300 ms après la contraction ventriculaire. Lorsque l'effort physique augmente, l'impédance diminue en raison d'une augmentation de la conductivité sanguine. Cette diminution de l'impédance est utilisée pour détecter l'effort physique et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. Ce système peut utiliser toutes les marques de sondes ventriculaires.<br />
<br />
L'impédance myocardique rend compte de la contractilité cardiaque, elle permet donc une adaptation au stress métabolique et mental. Elle peut également détecter une variation de cette contractilité médiée par le système sympathique avant que celui-ci ne soit responsable d'une bradycardie vagale. Elle aurait donc montré une efficacité sur les syncopes vagales<ref>Rattanawong P, Riangwiwat T, Chongsathidkiet P, et al. Closed‐looped stimulation cardiac pacing for recurrent vasovagal syncope: a sys- tematic review and meta‐analysis. J Arrhythm. 2018;34(5):556‐564</ref>.<br />
<br />
=== Autres capteurs : ===<br />
D'autres capteurs ont existé, bien qu'ils ne soient plus employés à l'heure actuelle. On note, par exemple, la mesure de l'intervalle QT. L'intervalle se raccourcit à l'effort. Il était mesuré par le temps entre le spike de stimulation et la pente de négativité correspondant à la fin de l'onde T. Un autre exemple est la mesure de la température du sang veineux central qui diminuait initialement suite au retour veineux, puis augmentait progressivement à l'effort. On peut encore citer la mesure de l'activité par un cristal piézoélectrique qui détectait la contraction musculaire. Cette mesure présentait les mêmes inconvénient que l'accéléromètre en étant plus sensible ou perturbation extérieurs.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant ==<br />
<br />
=== Abbott : ===<br />
<br />
* Abbott propose un pacemaker avec un algorithme d'asservissement de fréquence à l'effort basé sur l'accéléromètre.<br />
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[[Fichier:Abbot.png|vignette|536x536px|Réglage d'asservissement de Abbot]]<br />
<br />
* Par défaut, le capteur est réglé sur passif. Il enregistre les variations d'activité sans que cela n'ait de conséquence sur la fréquence qui n'est pas asservie.<br />
<br />
* Lorsque le capteur est activé, plusieurs valeurs sont programmables :<br />
** Le seuil qui est le niveau minimum qui permet d'augmenter la fréquence de stimulation. La valeur peut être réglée de 1 à 7, le chiffre le plus bas correspondant au seuil le plus sensible. La valeur "auto" correspond à la moyenne du niveau d'effort du patient sur les 18 dernières heures.<br />
** La pente de l'augmentation de la fréquence cardiaque en fonction du niveau d'activité détecté. Elle varie de 1 (pente la plus faible) à 16 (pente la plus forte, l'accélération importe la fréquence).<br />
** Le temps de réponse<br />
** Le temps de récupération<br />
** La fréquence maximale du capteur<br />
<br />
=== Biotronik : ===<br />
<br />
* Biotronik propose un système d'asservissement de fréquence qui s'appuie sur un accéléromètre ou sur un mode spécifique appelé précédemment exposé, le CLS (Closed Loop Stimulation). Ces deux capteurs fonctionnent indépendamment et ne peuvent pas être programmés simultanément.<br />
* Variables de l'accéléromètre :<br />
** Le gain qui traduit l'amplification du signal avant son traitement et donc le degré de réponse fréquentielle à un même effort. Plus il est important, plus la réponse est forte (variables à voir). Il est possible de programmer un gain automatique. En l'absence de fréquence maximale sur plusieurs jours, le gain augmente.<br />
** Le seuil qui est le niveau minimal qui déclenche une augmentation de fréquence (variables à voir).<br />
** L'augmentation de fréquence qui correspond à la pente d'augmentation de fréquence au cours du temps. Elle est exprimée en augmentation de bpm par cycle (variables à voir).<br />
** La décroissance de fréquence qui repose sur le principe précédemment décrit mais à la baisse et à la fin de l'effort.<br />
* Variables du CLS :<br />
** Le fonctionnement du CLS se calibre et s'adapte automatiquement dans la majorité des cas, une fréquence cible est déterminée pour que 20% des battements soient au-dessus de cette fréquence.<br />
** On peut modifier la valeur de la dynamique du CLS pour modifier la répartition des fréquences à la hausse ou à la baisse (variables à voir).<br />
** Le contrôle de fréquence au repos limite l'augmentation de la fréquence par le CLS en l'absence d'effort détecté par l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Boston Scientific : ===<br />
<br />
* Boston Scientific propose un fonctionnement sur deux capteurs d'asservissement, un accéléromètre et la ventilation minute, qui peuvent fonctionner séparément ou en association.<br />
* L'accéléromètre :<br />
** Il dispose de trois modes de réponse : classique (sur marche), uniquement lorsque la prothèse est en repli (RTA), ou un enregistrement des données d'activité sans asservissement effectif de fréquence (passif).<br />
** La pente de réponse, qui comme pour les marques précédentes, traduit l'augmentation de la fréquence en fonction de l'activité. Réglable de 1 (faible réponse) à 16 (forte réponse pour une faible activité).<br />
** Le seuil d'activité qui correspond au niveau d'effort à réaliser pour déclencher l'asservissement de la fréquence. Réglable de très bas à très élevé.<br />
* La ventilation minute :<br />
** Comme l'accéléromètre, dispose des trois modes de réponse : marche, RTA ou passif.<br />
** On peut régler la pente de réponse sur le même modèle que l'accéléromètre et le niveau d'activité physique de sédentaire à sport d'endurance. Cette dernière variable permet de régler de façon automatique le seuil ventilatoire décrit plus haut. Plus le patient est sportif, plus on augmente le seuil ventilatoire.<br />
* Une particularité de l'asservissement chez Boston Scientific est l'association de ces deux capteurs d'asservissement :<br />
** Lorsque l'accéléromètre est inférieur à la réponse de la ventilation minute, la combinaison des capteurs est basée à 100% sur la ventilation minute.<br />
** Si la réponse de l'accéléromètre est supérieure à la réponse de la ventilation minute, la combinaison est basée à environ 80% sur l'accéléromètre et 20% sur la ventilation minute.<br />
** Si la fréquence de l'accéléromètre se trouve au niveau de la fréquence minimale asservie et celle de la ventilation minute se trouve au niveau de la fréquence maximale asservie, alors la fréquence finale est basée à environ 40% sur l'accéléromètre et 60% sur la ventilation minute.<br />
<br />
=== Medtronic : ===<br />
<br />
* Medtronic propose un asservissement sur un capteur de type accéléromètre qui a la spécificité de dichotomiser 2 catégories de fréquence pour 2 catégories d'effort avec chacun une pente particulière d'asservissement.<br />
** La catégorie AQ correspond aux activités de la vie quotidienne (marche, ménage, efforts modérés). Elle se caractérise par sa fréquence AQ et par sa pente qui est définie par le point de consigne AQ. Ces valeurs sont ajustées automatiquement par l'appareil en se basant sur le pourcentage de temps où la fréquence stimulée n'est pas la fréquence minimale.<br />
** La catégorie effort correspond aux efforts intenses. Elle se caractérise par la fréquence maximale asservie et par sa pente qui est définie par le point de consigne effort. Elle-même est aussi ajustée automatiquement.<br />
** Les points de consigne peuvent être ajustés manuellement au cours d'un test d'effort.<br />
** On peut également définir le seuil d'activité pour le déclenchement de l'asservissement de "bas", qui est plus sensible à "élevé" moins sensible.<br />
* L'asservissement des pacemakers sans sonde MICRA fonctionne également via un accéléromètre. Pour le MICRA VR, le dispositif étant intra-cardiaque, il perçoit en permanence une activité. Un filtre spécial est appliqué sur les fréquences de 1 à 10 Hz et est couplé à un algorithme spécifique pour faire la différence entre les battements cardiaques et un réel effort. Pour le MICRA AV, le système tente de suivre l'activité atriale en se basant sur la détection de l'activité mécanique de celle-ci.<br />
<br />
=== Microport CRM-SORIN : ===<br />
<br />
* Microport propose de son côté un asservissement basé sur l'utilisation couplée d'un accéléromètre et d'une ventilation minute.<br />
** La réponse à l'effort sera donc la synthèse de la réponse des deux capteurs.<br />
** Comme évoqué dans la première partie, en début d'effort, la réaction de l'accéléromètre est plus précoce, tandis que la ventilation minute perdure en récupération.<br />
* Deux modes de fonctionnement sont possibles :<br />
** RR figé est un mode dans lequel la pente de réponse à l'activité est réglable manuellement de très faible à très élevée.<br />
** RR auto est un mode dans lequel la pente de réponse est réglée par l'appareil via le niveau de ventilation. En l'absence d'effort maximal, la pente augmente de quelques pourcents tous les jours (réponse à l'activité plus forte). À l'inverse, la pente diminue en cas d'atteinte d'un effort maximal (réponse à l'activité plus faible).<br />
<br />
== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Fichier:Abbot.png&diff=1361Fichier:Abbot.png2023-06-30T20:27:04Z<p>Victor Fournier : </p>
<hr />
<div>asservissement abbot</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Asservissement_de_fr%C3%A9quence&diff=1360Asservissement de fréquence2023-06-30T20:22:19Z<p>Victor Fournier : /* Impédance myocardique : */</p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
La fréquence cardiaque joue un rôle crucial dans l'adaptation de l'hémodynamie à l'effort. En effet, même si le volume d'éjection augmente de 50% au cours d'un exercice physique, l'augmentation du débit d'environ 5 L/min au repos à 20 à 30 L/min nécessite une augmentation de la fréquence cardiaque. <br />
<br />
L'insuffisance chronotrope correspond à l'incapacité du nœud sinusal d'augmenter la fréquence cardiaque lorsque cela est nécessaire. Elle peut être responsable de dyspnée, de fatigabilité et d'angor d'effort. Cette insuffisance peut être secondaire à une atteinte cardiaque (déficience sinusale) ou à la neuromodulation. <br />
<br />
Lorsqu'un patient est porteur d'un pacemaker monochambre ou que la synchronisation atrio-ventriculaire intrinsèque ne permet pas d'obtenir une fréquence cardiaque suffisante, on peut régler une fonction d'asservissement de fréquence qui va recréer l'accélération à l'effort. L'asservissement est alors signalé par la 4ème lettre du code international (R) par exemple VVIR ou DDDR.<br />
<br />
== Les différents types de capteurs<ref>Ritter P, Fischer W. Pratique de la stimulation cardiaque. Springer; 2000. p. 116-136</ref><ref>Trohman RG, Huang HD, Larsen T, Krishnan K, Sharma PS. Sensors for rate-adaptive pacing: How they work, strengths, and limitations. J Cardiovasc Electrophysiol. 2020 Nov;31(11):3009-3027.</ref> ==<br />
Les pacemakers utilisent divers capteurs pour détecter l'effort physique du patient et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. L'objectif est d'assurer une augmentation de la fréquence aussi physiologique que possible, correspondant aux besoins métaboliques imposés par l'effort en cours. <br />
<br />
Les critères de qualité d'un capteur d'asservissement incluent sa relation directe avec l'activité physique du patient, sa linéarité entre l'amplitude du signal capteur et le niveau d'effort, sa sensibilité optimale pour une réactivité rapide du système, sa plage de variation du paramètre mesuré, sa reproductibilité, sa taille réduite pour être inclus dans le stimulateur sans augmentation significative de sa taille, et une consommation d'énergie minimale. Les principaux types sont les accéléromètres, la ventilation-minute mesurée par bio-impédance et l'impédance intracardiaque.<br />
<br />
=== Accéléromètre : ===<br />
L'accéléromètre est un capteur qui mesure les mouvements du corps du patient. Il détecte les changements de position, les mouvements et les vibrations associés à l'activité physique. Ces informations sont ensuite utilisées pour ajuster la fréquence cardiaque.<br />
<br />
Les accéléromètres offrent plusieurs avantages, tels que leur simplicité, leur fiabilité, leur faible consommation d'énergie et leur excellente sensibilité au début de l'effort. Ils fournissent également une corrélation satisfaisante entre la performance physique et l'accélération de fréquence, même dans des conditions telles que la marche ou les efforts de la vie quotidienne.<br />
<br />
Cependant, ils ne détectent pas l'accélération due au stress mental, n'étant pas corrélée au métabolisme de l'effort. Ils sont également pris en défaut par les efforts qui nécessitent peu de mouvement thoracique, comme le cyclisme. En revanche, ils peuvent surréagir à des vibrations externes (machines professionnelles, déplacements sur terrain accidenté) ou à des mouvements isolés du boîtier suite à une sollicitation cutanée. De plus, la fin de l'effort correspondra à la fin du mouvement, alors qu'une fréquence cardiaque élevée peut encore être nécessaire en récupération.<br />
<br />
=== Ventilation minute : ===<br />
La ventilation minute repose sur l'augmentation de la fréquence respiratoire à l'effort. Elle se base sur les variations d'impédance thoracique mesurée entre un pôle d'une sonde (électrode annulaire OD ou VD) et le boîtier en fonction de l'inspiration ou de l'expiration. L'impédance transthoracique est élevée pendant l'inspiration et basse pendant l'expiration. Cette mesure est effectuée toutes les 20 à 50 ms.<br />
<br />
Elle offre l'avantage de pouvoir utiliser toutes les sondes traditionnelles et présente une meilleure réactivité pour le stress métabolique que l'accéléromètre. La relation entre la fréquence cardiaque et la ventilation est linéaire jusqu'à un seuil ventilatoire au-delà duquel la réponse diminue.<br />
<br />
Elle peut être faussée par la toux, l'hyperventilation, la ventilation mécanique. Cette méthode est à éviter chez les patients porteurs d'un syndrome restrictif. Elle est également peu réactive aux efforts anaérobies. De plus, la réponse est généralement plus lente que celle de l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Impédance myocardique : ===<br />
L'impédance myocardique ou capteur CLS (Closed-loop sensing) est une spécificité de la marque BIOTRONIK. Elle mesure la résistance électrique entre les électrodes de la sonde ventriculaire entre 50 et 300 ms après la contraction ventriculaire. Lorsque l'effort physique augmente, l'impédance diminue en raison d'une augmentation de la conductivité sanguine. Cette diminution de l'impédance est utilisée pour détecter l'effort physique et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. Ce système peut utiliser toutes les marques de sondes ventriculaires.<br />
<br />
L'impédance myocardique rend compte de la contractilité cardiaque, elle permet donc une adaptation au stress métabolique et mental. Elle peut également détecter une variation de cette contractilité médiée par le système sympathique avant que celui-ci ne soit responsable d'une bradycardie vagale. Elle aurait donc montré une efficacité sur les syncopes vagales<ref>Rattanawong P, Riangwiwat T, Chongsathidkiet P, et al. Closed‐looped stimulation cardiac pacing for recurrent vasovagal syncope: a sys- tematic review and meta‐analysis. J Arrhythm. 2018;34(5):556‐564</ref>.<br />
<br />
=== Autres capteurs : ===<br />
D'autres capteurs ont existé, bien qu'ils ne soient plus employés à l'heure actuelle. On note, par exemple, la mesure de l'intervalle QT. L'intervalle se raccourcit à l'effort. Il était mesuré par le temps entre le spike de stimulation et la pente de négativité correspondant à la fin de l'onde T. Un autre exemple est la mesure de la température du sang veineux central qui diminuait initialement suite au retour veineux, puis augmentait progressivement à l'effort. On peut encore citer la mesure de l'activité par un cristal piézoélectrique qui détectait la contraction musculaire. Cette mesure présentait les mêmes inconvénient que l'accéléromètre en étant plus sensible ou perturbation extérieurs.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant ==<br />
<br />
=== Abbott : ===<br />
<br />
* Abbott propose un pacemaker avec un algorithme d'asservissement de fréquence à l'effort basé sur l'accéléromètre.<br />
* Par défaut, le capteur est réglé sur passif. Il enregistre les variations d'activité sans que cela n'ait de conséquence sur la fréquence qui n'est pas asservie.<br />
* Lorsque le capteur est activé, plusieurs valeurs sont programmables :<br />
** Le seuil qui est le niveau minimum qui permet d'augmenter la fréquence de stimulation. La valeur peut être réglée de 1 à 7, le chiffre le plus bas correspondant au seuil le plus sensible. La valeur "auto" correspond à la moyenne du niveau d'effort du patient sur les 18 dernières heures.<br />
** La pente de l'augmentation de la fréquence cardiaque en fonction du niveau d'activité détecté. Elle varie de 1 (pente la plus faible) à 16 (pente la plus forte, l'accélération importe la fréquence).<br />
** Le temps de réponse<br />
** Le temps de récupération<br />
** La fréquence maximale du capteur<br />
<br />
=== Biotronik : ===<br />
<br />
* Biotronik propose un système d'asservissement de fréquence qui s'appuie sur un accéléromètre ou sur un mode spécifique appelé précédemment exposé, le CLS (Closed Loop Stimulation). Ces deux capteurs fonctionnent indépendamment et ne peuvent pas être programmés simultanément.<br />
* Variables de l'accéléromètre :<br />
** Le gain qui traduit l'amplification du signal avant son traitement et donc le degré de réponse fréquentielle à un même effort. Plus il est important, plus la réponse est forte (variables à voir). Il est possible de programmer un gain automatique. En l'absence de fréquence maximale sur plusieurs jours, le gain augmente.<br />
** Le seuil qui est le niveau minimal qui déclenche une augmentation de fréquence (variables à voir).<br />
** L'augmentation de fréquence qui correspond à la pente d'augmentation de fréquence au cours du temps. Elle est exprimée en augmentation de bpm par cycle (variables à voir).<br />
** La décroissance de fréquence qui repose sur le principe précédemment décrit mais à la baisse et à la fin de l'effort.<br />
* Variables du CLS :<br />
** Le fonctionnement du CLS se calibre et s'adapte automatiquement dans la majorité des cas, une fréquence cible est déterminée pour que 20% des battements soient au-dessus de cette fréquence.<br />
** On peut modifier la valeur de la dynamique du CLS pour modifier la répartition des fréquences à la hausse ou à la baisse (variables à voir).<br />
** Le contrôle de fréquence au repos limite l'augmentation de la fréquence par le CLS en l'absence d'effort détecté par l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Boston Scientific : ===<br />
<br />
* Boston Scientific propose un fonctionnement sur deux capteurs d'asservissement, un accéléromètre et la ventilation minute, qui peuvent fonctionner séparément ou en association.<br />
* L'accéléromètre :<br />
** Il dispose de trois modes de réponse : classique (sur marche), uniquement lorsque la prothèse est en repli (RTA), ou un enregistrement des données d'activité sans asservissement effectif de fréquence (passif).<br />
** La pente de réponse, qui comme pour les marques précédentes, traduit l'augmentation de la fréquence en fonction de l'activité. Réglable de 1 (faible réponse) à 16 (forte réponse pour une faible activité).<br />
** Le seuil d'activité qui correspond au niveau d'effort à réaliser pour déclencher l'asservissement de la fréquence. Réglable de très bas à très élevé.<br />
* La ventilation minute :<br />
** Comme l'accéléromètre, dispose des trois modes de réponse : marche, RTA ou passif.<br />
** On peut régler la pente de réponse sur le même modèle que l'accéléromètre et le niveau d'activité physique de sédentaire à sport d'endurance. Cette dernière variable permet de régler de façon automatique le seuil ventilatoire décrit plus haut. Plus le patient est sportif, plus on augmente le seuil ventilatoire.<br />
* Une particularité de l'asservissement chez Boston Scientific est l'association de ces deux capteurs d'asservissement :<br />
** Lorsque l'accéléromètre est inférieur à la réponse de la ventilation minute, la combinaison des capteurs est basée à 100% sur la ventilation minute.<br />
** Si la réponse de l'accéléromètre est supérieure à la réponse de la ventilation minute, la combinaison est basée à environ 80% sur l'accéléromètre et 20% sur la ventilation minute.<br />
** Si la fréquence de l'accéléromètre se trouve au niveau de la fréquence minimale asservie et celle de la ventilation minute se trouve au niveau de la fréquence maximale asservie, alors la fréquence finale est basée à environ 40% sur l'accéléromètre et 60% sur la ventilation minute.<br />
<br />
=== Medtronic : ===<br />
<br />
* Medtronic propose un asservissement sur un capteur de type accéléromètre qui a la spécificité de dichotomiser 2 catégories de fréquence pour 2 catégories d'effort avec chacun une pente particulière d'asservissement.<br />
** La catégorie AQ correspond aux activités de la vie quotidienne (marche, ménage, efforts modérés). Elle se caractérise par sa fréquence AQ et par sa pente qui est définie par le point de consigne AQ. Ces valeurs sont ajustées automatiquement par l'appareil en se basant sur le pourcentage de temps où la fréquence stimulée n'est pas la fréquence minimale.<br />
** La catégorie effort correspond aux efforts intenses. Elle se caractérise par la fréquence maximale asservie et par sa pente qui est définie par le point de consigne effort. Elle-même est aussi ajustée automatiquement.<br />
** Les points de consigne peuvent être ajustés manuellement au cours d'un test d'effort.<br />
** On peut également définir le seuil d'activité pour le déclenchement de l'asservissement de "bas", qui est plus sensible à "élevé" moins sensible.<br />
* L'asservissement des pacemakers sans sonde MICRA fonctionne également via un accéléromètre. Pour le MICRA VR, le dispositif étant intra-cardiaque, il perçoit en permanence une activité. Un filtre spécial est appliqué sur les fréquences de 1 à 10 Hz et est couplé à un algorithme spécifique pour faire la différence entre les battements cardiaques et un réel effort. Pour le MICRA AV, le système tente de suivre l'activité atriale en se basant sur la détection de l'activité mécanique de celle-ci.<br />
<br />
=== Microport CRM-SORIN : ===<br />
<br />
* Microport propose de son côté un asservissement basé sur l'utilisation couplée d'un accéléromètre et d'une ventilation minute.<br />
** La réponse à l'effort sera donc la synthèse de la réponse des deux capteurs.<br />
** Comme évoqué dans la première partie, en début d'effort, la réaction de l'accéléromètre est plus précoce, tandis que la ventilation minute perdure en récupération.<br />
* Deux modes de fonctionnement sont possibles :<br />
** RR figé est un mode dans lequel la pente de réponse à l'activité est réglable manuellement de très faible à très élevée.<br />
** RR auto est un mode dans lequel la pente de réponse est réglée par l'appareil via le niveau de ventilation. En l'absence d'effort maximal, la pente augmente de quelques pourcents tous les jours (réponse à l'activité plus forte). À l'inverse, la pente diminue en cas d'atteinte d'un effort maximal (réponse à l'activité plus faible).<br />
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== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Asservissement_de_fr%C3%A9quence&diff=1359Asservissement de fréquence2023-06-30T20:19:59Z<p>Victor Fournier : /* Ventilation minute : */</p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
La fréquence cardiaque joue un rôle crucial dans l'adaptation de l'hémodynamie à l'effort. En effet, même si le volume d'éjection augmente de 50% au cours d'un exercice physique, l'augmentation du débit d'environ 5 L/min au repos à 20 à 30 L/min nécessite une augmentation de la fréquence cardiaque. <br />
<br />
L'insuffisance chronotrope correspond à l'incapacité du nœud sinusal d'augmenter la fréquence cardiaque lorsque cela est nécessaire. Elle peut être responsable de dyspnée, de fatigabilité et d'angor d'effort. Cette insuffisance peut être secondaire à une atteinte cardiaque (déficience sinusale) ou à la neuromodulation. <br />
<br />
Lorsqu'un patient est porteur d'un pacemaker monochambre ou que la synchronisation atrio-ventriculaire intrinsèque ne permet pas d'obtenir une fréquence cardiaque suffisante, on peut régler une fonction d'asservissement de fréquence qui va recréer l'accélération à l'effort. L'asservissement est alors signalé par la 4ème lettre du code international (R) par exemple VVIR ou DDDR.<br />
<br />
== Les différents types de capteurs<ref>Ritter P, Fischer W. Pratique de la stimulation cardiaque. Springer; 2000. p. 116-136</ref><ref>Trohman RG, Huang HD, Larsen T, Krishnan K, Sharma PS. Sensors for rate-adaptive pacing: How they work, strengths, and limitations. J Cardiovasc Electrophysiol. 2020 Nov;31(11):3009-3027.</ref> ==<br />
Les pacemakers utilisent divers capteurs pour détecter l'effort physique du patient et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. L'objectif est d'assurer une augmentation de la fréquence aussi physiologique que possible, correspondant aux besoins métaboliques imposés par l'effort en cours. <br />
<br />
Les critères de qualité d'un capteur d'asservissement incluent sa relation directe avec l'activité physique du patient, sa linéarité entre l'amplitude du signal capteur et le niveau d'effort, sa sensibilité optimale pour une réactivité rapide du système, sa plage de variation du paramètre mesuré, sa reproductibilité, sa taille réduite pour être inclus dans le stimulateur sans augmentation significative de sa taille, et une consommation d'énergie minimale. Les principaux types sont les accéléromètres, la ventilation-minute mesurée par bio-impédance et l'impédance intracardiaque.<br />
<br />
=== Accéléromètre : ===<br />
L'accéléromètre est un capteur qui mesure les mouvements du corps du patient. Il détecte les changements de position, les mouvements et les vibrations associés à l'activité physique. Ces informations sont ensuite utilisées pour ajuster la fréquence cardiaque.<br />
<br />
Les accéléromètres offrent plusieurs avantages, tels que leur simplicité, leur fiabilité, leur faible consommation d'énergie et leur excellente sensibilité au début de l'effort. Ils fournissent également une corrélation satisfaisante entre la performance physique et l'accélération de fréquence, même dans des conditions telles que la marche ou les efforts de la vie quotidienne.<br />
<br />
Cependant, ils ne détectent pas l'accélération due au stress mental, n'étant pas corrélée au métabolisme de l'effort. Ils sont également pris en défaut par les efforts qui nécessitent peu de mouvement thoracique, comme le cyclisme. En revanche, ils peuvent surréagir à des vibrations externes (machines professionnelles, déplacements sur terrain accidenté) ou à des mouvements isolés du boîtier suite à une sollicitation cutanée. De plus, la fin de l'effort correspondra à la fin du mouvement, alors qu'une fréquence cardiaque élevée peut encore être nécessaire en récupération.<br />
<br />
=== Ventilation minute : ===<br />
La ventilation minute repose sur l'augmentation de la fréquence respiratoire à l'effort. Elle se base sur les variations d'impédance thoracique mesurée entre un pôle d'une sonde (électrode annulaire OD ou VD) et le boîtier en fonction de l'inspiration ou de l'expiration. L'impédance transthoracique est élevée pendant l'inspiration et basse pendant l'expiration. Cette mesure est effectuée toutes les 20 à 50 ms.<br />
<br />
Elle offre l'avantage de pouvoir utiliser toutes les sondes traditionnelles et présente une meilleure réactivité pour le stress métabolique que l'accéléromètre. La relation entre la fréquence cardiaque et la ventilation est linéaire jusqu'à un seuil ventilatoire au-delà duquel la réponse diminue.<br />
<br />
Elle peut être faussée par la toux, l'hyperventilation, la ventilation mécanique. Cette méthode est à éviter chez les patients porteurs d'un syndrome restrictif. Elle est également peu réactive aux efforts anaérobies. De plus, la réponse est généralement plus lente que celle de l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Impédance myocardique : ===<br />
L'impédance myocardique ou capteur CLS (Closed-loop sensing) est une spécificité de la marque BIOTRONIK. Elle mesure la résistance électrique entre les électrodes de la sonde ventriculaire entre 50 et 300 ms après la contraction ventriculaire. Lorsque l'effort physique augmente, l'impédance diminue en raison d'une augmentation de la conductivité sanguine. Cette diminution de l'impédance est utilisée pour détecter l'effort physique et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. Ce système peut utiliser toutes les marques de sondes ventriculaires.<br />
<br />
L'impédance myocardique rend compte de la contractilité cardiaque, elle permet donc une adaptation au stress mental. Elle peut également détecter une variation de cette contractilité médiée par le système sympathique avant que celui-ci ne soit responsable d'une bradycardie vagale. Elle aurait donc montré une efficacité sur les syncopes vagales<ref>Rattanawong P, Riangwiwat T, Chongsathidkiet P, et al. Closed‐looped stimulation cardiac pacing for recurrent vasovagal syncope: a sys- tematic review and meta‐analysis. J Arrhythm. 2018;34(5):556‐564</ref>.<br />
<br />
=== Autres capteurs : ===<br />
D'autres capteurs ont existé, bien qu'ils ne soient plus employés à l'heure actuelle. On note, par exemple, la mesure de l'intervalle QT. L'intervalle se raccourcit à l'effort. Il était mesuré par le temps entre le spike de stimulation et la pente de négativité correspondant à la fin de l'onde T. Un autre exemple est la mesure de la température du sang veineux central qui diminuait initialement suite au retour veineux, puis augmentait progressivement à l'effort. On peut encore citer la mesure de l'activité par un cristal piézoélectrique qui détectait la contraction musculaire.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant ==<br />
<br />
=== Abbott : ===<br />
<br />
* Abbott propose un pacemaker avec un algorithme d'asservissement de fréquence à l'effort basé sur l'accéléromètre.<br />
* Par défaut, le capteur est réglé sur passif. Il enregistre les variations d'activité sans que cela n'ait de conséquence sur la fréquence qui n'est pas asservie.<br />
* Lorsque le capteur est activé, plusieurs valeurs sont programmables :<br />
** Le seuil qui est le niveau minimum qui permet d'augmenter la fréquence de stimulation. La valeur peut être réglée de 1 à 7, le chiffre le plus bas correspondant au seuil le plus sensible. La valeur "auto" correspond à la moyenne du niveau d'effort du patient sur les 18 dernières heures.<br />
** La pente de l'augmentation de la fréquence cardiaque en fonction du niveau d'activité détecté. Elle varie de 1 (pente la plus faible) à 16 (pente la plus forte, l'accélération importe la fréquence).<br />
** Le temps de réponse (variables à voir).<br />
** Le temps de récupération (variables à voir).<br />
** La fréquence maximale du capteur (variables à voir).<br />
<br />
=== Biotronik : ===<br />
<br />
* Biotronik propose un système d'asservissement de fréquence qui s'appuie sur un accéléromètre ou sur un mode spécifique appelé précédemment exposé, le CLS (Closed Loop Stimulation). Ces deux capteurs fonctionnent indépendamment et ne peuvent pas être programmés simultanément.<br />
* Variables de l'accéléromètre :<br />
** Le gain qui traduit l'amplification du signal avant son traitement et donc le degré de réponse fréquentielle à un même effort. Plus il est important, plus la réponse est forte (variables à voir). Il est possible de programmer un gain automatique. En l'absence de fréquence maximale sur plusieurs jours, le gain augmente.<br />
** Le seuil qui est le niveau minimal qui déclenche une augmentation de fréquence (variables à voir).<br />
** L'augmentation de fréquence qui correspond à la pente d'augmentation de fréquence au cours du temps. Elle est exprimée en augmentation de bpm par cycle (variables à voir).<br />
** La décroissance de fréquence qui repose sur le principe précédemment décrit mais à la baisse et à la fin de l'effort.<br />
* Variables du CLS :<br />
** Le fonctionnement du CLS se calibre et s'adapte automatiquement dans la majorité des cas, une fréquence cible est déterminée pour que 20% des battements soient au-dessus de cette fréquence.<br />
** On peut modifier la valeur de la dynamique du CLS pour modifier la répartition des fréquences à la hausse ou à la baisse (variables à voir).<br />
** Le contrôle de fréquence au repos limite l'augmentation de la fréquence par le CLS en l'absence d'effort détecté par l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Boston Scientific : ===<br />
<br />
* Boston Scientific propose un fonctionnement sur deux capteurs d'asservissement, un accéléromètre et la ventilation minute, qui peuvent fonctionner séparément ou en association.<br />
* L'accéléromètre :<br />
** Il dispose de trois modes de réponse : classique (sur marche), uniquement lorsque la prothèse est en repli (RTA), ou un enregistrement des données d'activité sans asservissement effectif de fréquence (passif).<br />
** La pente de réponse, qui comme pour les marques précédentes, traduit l'augmentation de la fréquence en fonction de l'activité. Réglable de 1 (faible réponse) à 16 (forte réponse pour une faible activité).<br />
** Le seuil d'activité qui correspond au niveau d'effort à réaliser pour déclencher l'asservissement de la fréquence. Réglable de très bas à très élevé.<br />
* La ventilation minute :<br />
** Comme l'accéléromètre, dispose des trois modes de réponse : marche, RTA ou passif.<br />
** On peut régler la pente de réponse sur le même modèle que l'accéléromètre et le niveau d'activité physique de sédentaire à sport d'endurance. Cette dernière variable permet de régler de façon automatique le seuil ventilatoire décrit plus haut. Plus le patient est sportif, plus on augmente le seuil ventilatoire.<br />
* Une particularité de l'asservissement chez Boston Scientific est l'association de ces deux capteurs d'asservissement :<br />
** Lorsque l'accéléromètre est inférieur à la réponse de la ventilation minute, la combinaison des capteurs est basée à 100% sur la ventilation minute.<br />
** Si la réponse de l'accéléromètre est supérieure à la réponse de la ventilation minute, la combinaison est basée à environ 80% sur l'accéléromètre et 20% sur la ventilation minute.<br />
** Si la fréquence de l'accéléromètre se trouve au niveau de la fréquence minimale asservie et celle de la ventilation minute se trouve au niveau de la fréquence maximale asservie, alors la fréquence finale est basée à environ 40% sur l'accéléromètre et 60% sur la ventilation minute.<br />
<br />
=== Medtronic : ===<br />
<br />
* Medtronic propose un asservissement sur un capteur de type accéléromètre qui a la spécificité de dichotomiser 2 catégories de fréquence pour 2 catégories d'effort avec chacun une pente particulière d'asservissement.<br />
** La catégorie AQ correspond aux activités de la vie quotidienne (marche, ménage, efforts modérés). Elle se caractérise par sa fréquence AQ et par sa pente qui est définie par le point de consigne AQ. Ces valeurs sont ajustées automatiquement par l'appareil en se basant sur le pourcentage de temps où la fréquence stimulée n'est pas la fréquence minimale.<br />
** La catégorie effort correspond aux efforts intenses. Elle se caractérise par la fréquence maximale asservie et par sa pente qui est définie par le point de consigne effort. Elle-même est aussi ajustée automatiquement.<br />
** Les points de consigne peuvent être ajustés manuellement au cours d'un test d'effort.<br />
** On peut également définir le seuil d'activité pour le déclenchement de l'asservissement de "bas", qui est plus sensible à "élevé" moins sensible.<br />
* L'asservissement des pacemakers sans sonde MICRA fonctionne également via un accéléromètre. Pour le MICRA VR, le dispositif étant intra-cardiaque, il perçoit en permanence une activité. Un filtre spécial est appliqué sur les fréquences de 1 à 10 Hz et est couplé à un algorithme spécifique pour faire la différence entre les battements cardiaques et un réel effort. Pour le MICRA AV, le système tente de suivre l'activité atriale en se basant sur la détection de l'activité mécanique de celle-ci.<br />
<br />
=== Microport CRM-SORIN : ===<br />
<br />
* Microport propose de son côté un asservissement basé sur l'utilisation couplée d'un accéléromètre et d'une ventilation minute.<br />
** La réponse à l'effort sera donc la synthèse de la réponse des deux capteurs.<br />
** Comme évoqué dans la première partie, en début d'effort, la réaction de l'accéléromètre est plus précoce, tandis que la ventilation minute perdure en récupération.<br />
* Deux modes de fonctionnement sont possibles :<br />
** RR figé est un mode dans lequel la pente de réponse à l'activité est réglable manuellement de très faible à très élevée.<br />
** RR auto est un mode dans lequel la pente de réponse est réglée par l'appareil via le niveau de ventilation. En l'absence d'effort maximal, la pente augmente de quelques pourcents tous les jours (réponse à l'activité plus forte). À l'inverse, la pente diminue en cas d'atteinte d'un effort maximal (réponse à l'activité plus faible).<br />
<br />
== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Asservissement_de_fr%C3%A9quence&diff=1358Asservissement de fréquence2023-06-30T20:19:28Z<p>Victor Fournier : /* Spécificités de chaque fabriquant */</p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
La fréquence cardiaque joue un rôle crucial dans l'adaptation de l'hémodynamie à l'effort. En effet, même si le volume d'éjection augmente de 50% au cours d'un exercice physique, l'augmentation du débit d'environ 5 L/min au repos à 20 à 30 L/min nécessite une augmentation de la fréquence cardiaque. <br />
<br />
L'insuffisance chronotrope correspond à l'incapacité du nœud sinusal d'augmenter la fréquence cardiaque lorsque cela est nécessaire. Elle peut être responsable de dyspnée, de fatigabilité et d'angor d'effort. Cette insuffisance peut être secondaire à une atteinte cardiaque (déficience sinusale) ou à la neuromodulation. <br />
<br />
Lorsqu'un patient est porteur d'un pacemaker monochambre ou que la synchronisation atrio-ventriculaire intrinsèque ne permet pas d'obtenir une fréquence cardiaque suffisante, on peut régler une fonction d'asservissement de fréquence qui va recréer l'accélération à l'effort. L'asservissement est alors signalé par la 4ème lettre du code international (R) par exemple VVIR ou DDDR.<br />
<br />
== Les différents types de capteurs<ref>Ritter P, Fischer W. Pratique de la stimulation cardiaque. Springer; 2000. p. 116-136</ref><ref>Trohman RG, Huang HD, Larsen T, Krishnan K, Sharma PS. Sensors for rate-adaptive pacing: How they work, strengths, and limitations. J Cardiovasc Electrophysiol. 2020 Nov;31(11):3009-3027.</ref> ==<br />
Les pacemakers utilisent divers capteurs pour détecter l'effort physique du patient et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. L'objectif est d'assurer une augmentation de la fréquence aussi physiologique que possible, correspondant aux besoins métaboliques imposés par l'effort en cours. <br />
<br />
Les critères de qualité d'un capteur d'asservissement incluent sa relation directe avec l'activité physique du patient, sa linéarité entre l'amplitude du signal capteur et le niveau d'effort, sa sensibilité optimale pour une réactivité rapide du système, sa plage de variation du paramètre mesuré, sa reproductibilité, sa taille réduite pour être inclus dans le stimulateur sans augmentation significative de sa taille, et une consommation d'énergie minimale. Les principaux types sont les accéléromètres, la ventilation-minute mesurée par bio-impédance et l'impédance intracardiaque.<br />
<br />
=== Accéléromètre : ===<br />
L'accéléromètre est un capteur qui mesure les mouvements du corps du patient. Il détecte les changements de position, les mouvements et les vibrations associés à l'activité physique. Ces informations sont ensuite utilisées pour ajuster la fréquence cardiaque.<br />
<br />
Les accéléromètres offrent plusieurs avantages, tels que leur simplicité, leur fiabilité, leur faible consommation d'énergie et leur excellente sensibilité au début de l'effort. Ils fournissent également une corrélation satisfaisante entre la performance physique et l'accélération de fréquence, même dans des conditions telles que la marche ou les efforts de la vie quotidienne.<br />
<br />
Cependant, ils ne détectent pas l'accélération due au stress mental, n'étant pas corrélée au métabolisme de l'effort. Ils sont également pris en défaut par les efforts qui nécessitent peu de mouvement thoracique, comme le cyclisme. En revanche, ils peuvent surréagir à des vibrations externes (machines professionnelles, déplacements sur terrain accidenté) ou à des mouvements isolés du boîtier suite à une sollicitation cutanée. De plus, la fin de l'effort correspondra à la fin du mouvement, alors qu'une fréquence cardiaque élevée peut encore être nécessaire en récupération.<br />
<br />
=== Ventilation minute : ===<br />
La ventilation minute repose sur l'augmentation de la fréquence respiratoire à l'effort. Elle se base sur les variations d'impédance thoracique mesurée entre un pôle d'une sonde (électrode annulaire OD ou VD) et le boîtier en fonction de l'inspiration ou de l'expiration. L'impédance transthoracique est élevée pendant l'inspiration et basse pendant l'expiration. Cette mesure est effectuée toutes les 20 à 50 ms.<br />
<br />
Elle offre l'avantage de pouvoir utiliser toutes les sondes traditionnelles et présente une meilleure réactivité pour le stress mental que l'accéléromètre. La relation entre la fréquence cardiaque et la ventilation est linéaire jusqu'à un seuil ventilatoire au-delà duquel la réponse diminue.<br />
<br />
Elle peut être faussée par la toux, l'hyperventilation, la ventilation mécanique. Cette méthode est à éviter chez les patients porteurs d'un syndrome restrictif. Elle est également peu réactive aux efforts anaérobies. De plus, la réponse est généralement plus lente que celle de l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Impédance myocardique : ===<br />
L'impédance myocardique ou capteur CLS (Closed-loop sensing) est une spécificité de la marque BIOTRONIK. Elle mesure la résistance électrique entre les électrodes de la sonde ventriculaire entre 50 et 300 ms après la contraction ventriculaire. Lorsque l'effort physique augmente, l'impédance diminue en raison d'une augmentation de la conductivité sanguine. Cette diminution de l'impédance est utilisée pour détecter l'effort physique et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. Ce système peut utiliser toutes les marques de sondes ventriculaires.<br />
<br />
L'impédance myocardique rend compte de la contractilité cardiaque, elle permet donc une adaptation au stress mental. Elle peut également détecter une variation de cette contractilité médiée par le système sympathique avant que celui-ci ne soit responsable d'une bradycardie vagale. Elle aurait donc montré une efficacité sur les syncopes vagales<ref>Rattanawong P, Riangwiwat T, Chongsathidkiet P, et al. Closed‐looped stimulation cardiac pacing for recurrent vasovagal syncope: a sys- tematic review and meta‐analysis. J Arrhythm. 2018;34(5):556‐564</ref>.<br />
<br />
=== Autres capteurs : ===<br />
D'autres capteurs ont existé, bien qu'ils ne soient plus employés à l'heure actuelle. On note, par exemple, la mesure de l'intervalle QT. L'intervalle se raccourcit à l'effort. Il était mesuré par le temps entre le spike de stimulation et la pente de négativité correspondant à la fin de l'onde T. Un autre exemple est la mesure de la température du sang veineux central qui diminuait initialement suite au retour veineux, puis augmentait progressivement à l'effort. On peut encore citer la mesure de l'activité par un cristal piézoélectrique qui détectait la contraction musculaire.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant ==<br />
<br />
=== Abbott : ===<br />
<br />
* Abbott propose un pacemaker avec un algorithme d'asservissement de fréquence à l'effort basé sur l'accéléromètre.<br />
* Par défaut, le capteur est réglé sur passif. Il enregistre les variations d'activité sans que cela n'ait de conséquence sur la fréquence qui n'est pas asservie.<br />
* Lorsque le capteur est activé, plusieurs valeurs sont programmables :<br />
** Le seuil qui est le niveau minimum qui permet d'augmenter la fréquence de stimulation. La valeur peut être réglée de 1 à 7, le chiffre le plus bas correspondant au seuil le plus sensible. La valeur "auto" correspond à la moyenne du niveau d'effort du patient sur les 18 dernières heures.<br />
** La pente de l'augmentation de la fréquence cardiaque en fonction du niveau d'activité détecté. Elle varie de 1 (pente la plus faible) à 16 (pente la plus forte, l'accélération importe la fréquence).<br />
** Le temps de réponse (variables à voir).<br />
** Le temps de récupération (variables à voir).<br />
** La fréquence maximale du capteur (variables à voir).<br />
<br />
=== Biotronik : ===<br />
<br />
* Biotronik propose un système d'asservissement de fréquence qui s'appuie sur un accéléromètre ou sur un mode spécifique appelé précédemment exposé, le CLS (Closed Loop Stimulation). Ces deux capteurs fonctionnent indépendamment et ne peuvent pas être programmés simultanément.<br />
* Variables de l'accéléromètre :<br />
** Le gain qui traduit l'amplification du signal avant son traitement et donc le degré de réponse fréquentielle à un même effort. Plus il est important, plus la réponse est forte (variables à voir). Il est possible de programmer un gain automatique. En l'absence de fréquence maximale sur plusieurs jours, le gain augmente.<br />
** Le seuil qui est le niveau minimal qui déclenche une augmentation de fréquence (variables à voir).<br />
** L'augmentation de fréquence qui correspond à la pente d'augmentation de fréquence au cours du temps. Elle est exprimée en augmentation de bpm par cycle (variables à voir).<br />
** La décroissance de fréquence qui repose sur le principe précédemment décrit mais à la baisse et à la fin de l'effort.<br />
* Variables du CLS :<br />
** Le fonctionnement du CLS se calibre et s'adapte automatiquement dans la majorité des cas, une fréquence cible est déterminée pour que 20% des battements soient au-dessus de cette fréquence.<br />
** On peut modifier la valeur de la dynamique du CLS pour modifier la répartition des fréquences à la hausse ou à la baisse (variables à voir).<br />
** Le contrôle de fréquence au repos limite l'augmentation de la fréquence par le CLS en l'absence d'effort détecté par l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Boston Scientific : ===<br />
<br />
* Boston Scientific propose un fonctionnement sur deux capteurs d'asservissement, un accéléromètre et la ventilation minute, qui peuvent fonctionner séparément ou en association.<br />
* L'accéléromètre :<br />
** Il dispose de trois modes de réponse : classique (sur marche), uniquement lorsque la prothèse est en repli (RTA), ou un enregistrement des données d'activité sans asservissement effectif de fréquence (passif).<br />
** La pente de réponse, qui comme pour les marques précédentes, traduit l'augmentation de la fréquence en fonction de l'activité. Réglable de 1 (faible réponse) à 16 (forte réponse pour une faible activité).<br />
** Le seuil d'activité qui correspond au niveau d'effort à réaliser pour déclencher l'asservissement de la fréquence. Réglable de très bas à très élevé.<br />
* La ventilation minute :<br />
** Comme l'accéléromètre, dispose des trois modes de réponse : marche, RTA ou passif.<br />
** On peut régler la pente de réponse sur le même modèle que l'accéléromètre et le niveau d'activité physique de sédentaire à sport d'endurance. Cette dernière variable permet de régler de façon automatique le seuil ventilatoire décrit plus haut. Plus le patient est sportif, plus on augmente le seuil ventilatoire.<br />
* Une particularité de l'asservissement chez Boston Scientific est l'association de ces deux capteurs d'asservissement :<br />
** Lorsque l'accéléromètre est inférieur à la réponse de la ventilation minute, la combinaison des capteurs est basée à 100% sur la ventilation minute.<br />
** Si la réponse de l'accéléromètre est supérieure à la réponse de la ventilation minute, la combinaison est basée à environ 80% sur l'accéléromètre et 20% sur la ventilation minute.<br />
** Si la fréquence de l'accéléromètre se trouve au niveau de la fréquence minimale asservie et celle de la ventilation minute se trouve au niveau de la fréquence maximale asservie, alors la fréquence finale est basée à environ 40% sur l'accéléromètre et 60% sur la ventilation minute.<br />
<br />
=== Medtronic : ===<br />
<br />
* Medtronic propose un asservissement sur un capteur de type accéléromètre qui a la spécificité de dichotomiser 2 catégories de fréquence pour 2 catégories d'effort avec chacun une pente particulière d'asservissement.<br />
** La catégorie AQ correspond aux activités de la vie quotidienne (marche, ménage, efforts modérés). Elle se caractérise par sa fréquence AQ et par sa pente qui est définie par le point de consigne AQ. Ces valeurs sont ajustées automatiquement par l'appareil en se basant sur le pourcentage de temps où la fréquence stimulée n'est pas la fréquence minimale.<br />
** La catégorie effort correspond aux efforts intenses. Elle se caractérise par la fréquence maximale asservie et par sa pente qui est définie par le point de consigne effort. Elle-même est aussi ajustée automatiquement.<br />
** Les points de consigne peuvent être ajustés manuellement au cours d'un test d'effort.<br />
** On peut également définir le seuil d'activité pour le déclenchement de l'asservissement de "bas", qui est plus sensible à "élevé" moins sensible.<br />
* L'asservissement des pacemakers sans sonde MICRA fonctionne également via un accéléromètre. Pour le MICRA VR, le dispositif étant intra-cardiaque, il perçoit en permanence une activité. Un filtre spécial est appliqué sur les fréquences de 1 à 10 Hz et est couplé à un algorithme spécifique pour faire la différence entre les battements cardiaques et un réel effort. Pour le MICRA AV, le système tente de suivre l'activité atriale en se basant sur la détection de l'activité mécanique de celle-ci.<br />
<br />
=== Microport CRM-SORIN : ===<br />
<br />
* Microport propose de son côté un asservissement basé sur l'utilisation couplée d'un accéléromètre et d'une ventilation minute.<br />
** La réponse à l'effort sera donc la synthèse de la réponse des deux capteurs.<br />
** Comme évoqué dans la première partie, en début d'effort, la réaction de l'accéléromètre est plus précoce, tandis que la ventilation minute perdure en récupération.<br />
* Deux modes de fonctionnement sont possibles :<br />
** RR figé est un mode dans lequel la pente de réponse à l'activité est réglable manuellement de très faible à très élevée.<br />
** RR auto est un mode dans lequel la pente de réponse est réglée par l'appareil via le niveau de ventilation. En l'absence d'effort maximal, la pente augmente de quelques pourcents tous les jours (réponse à l'activité plus forte). À l'inverse, la pente diminue en cas d'atteinte d'un effort maximal (réponse à l'activité plus faible).<br />
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== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Asservissement_de_fr%C3%A9quence&diff=1357Asservissement de fréquence2023-06-30T20:18:54Z<p>Victor Fournier : </p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
La fréquence cardiaque joue un rôle crucial dans l'adaptation de l'hémodynamie à l'effort. En effet, même si le volume d'éjection augmente de 50% au cours d'un exercice physique, l'augmentation du débit d'environ 5 L/min au repos à 20 à 30 L/min nécessite une augmentation de la fréquence cardiaque. <br />
<br />
L'insuffisance chronotrope correspond à l'incapacité du nœud sinusal d'augmenter la fréquence cardiaque lorsque cela est nécessaire. Elle peut être responsable de dyspnée, de fatigabilité et d'angor d'effort. Cette insuffisance peut être secondaire à une atteinte cardiaque (déficience sinusale) ou à la neuromodulation. <br />
<br />
Lorsqu'un patient est porteur d'un pacemaker monochambre ou que la synchronisation atrio-ventriculaire intrinsèque ne permet pas d'obtenir une fréquence cardiaque suffisante, on peut régler une fonction d'asservissement de fréquence qui va recréer l'accélération à l'effort. L'asservissement est alors signalé par la 4ème lettre du code international (R) par exemple VVIR ou DDDR.<br />
<br />
== Les différents types de capteurs<ref>Ritter P, Fischer W. Pratique de la stimulation cardiaque. Springer; 2000. p. 116-136</ref><ref>Trohman RG, Huang HD, Larsen T, Krishnan K, Sharma PS. Sensors for rate-adaptive pacing: How they work, strengths, and limitations. J Cardiovasc Electrophysiol. 2020 Nov;31(11):3009-3027.</ref> ==<br />
Les pacemakers utilisent divers capteurs pour détecter l'effort physique du patient et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. L'objectif est d'assurer une augmentation de la fréquence aussi physiologique que possible, correspondant aux besoins métaboliques imposés par l'effort en cours. <br />
<br />
Les critères de qualité d'un capteur d'asservissement incluent sa relation directe avec l'activité physique du patient, sa linéarité entre l'amplitude du signal capteur et le niveau d'effort, sa sensibilité optimale pour une réactivité rapide du système, sa plage de variation du paramètre mesuré, sa reproductibilité, sa taille réduite pour être inclus dans le stimulateur sans augmentation significative de sa taille, et une consommation d'énergie minimale. Les principaux types sont les accéléromètres, la ventilation-minute mesurée par bio-impédance et l'impédance intracardiaque.<br />
<br />
=== Accéléromètre : ===<br />
L'accéléromètre est un capteur qui mesure les mouvements du corps du patient. Il détecte les changements de position, les mouvements et les vibrations associés à l'activité physique. Ces informations sont ensuite utilisées pour ajuster la fréquence cardiaque.<br />
<br />
Les accéléromètres offrent plusieurs avantages, tels que leur simplicité, leur fiabilité, leur faible consommation d'énergie et leur excellente sensibilité au début de l'effort. Ils fournissent également une corrélation satisfaisante entre la performance physique et l'accélération de fréquence, même dans des conditions telles que la marche ou les efforts de la vie quotidienne.<br />
<br />
Cependant, ils ne détectent pas l'accélération due au stress mental, n'étant pas corrélée au métabolisme de l'effort. Ils sont également pris en défaut par les efforts qui nécessitent peu de mouvement thoracique, comme le cyclisme. En revanche, ils peuvent surréagir à des vibrations externes (machines professionnelles, déplacements sur terrain accidenté) ou à des mouvements isolés du boîtier suite à une sollicitation cutanée. De plus, la fin de l'effort correspondra à la fin du mouvement, alors qu'une fréquence cardiaque élevée peut encore être nécessaire en récupération.<br />
<br />
=== Ventilation minute : ===<br />
La ventilation minute repose sur l'augmentation de la fréquence respiratoire à l'effort. Elle se base sur les variations d'impédance thoracique mesurée entre un pôle d'une sonde (électrode annulaire OD ou VD) et le boîtier en fonction de l'inspiration ou de l'expiration. L'impédance transthoracique est élevée pendant l'inspiration et basse pendant l'expiration. Cette mesure est effectuée toutes les 20 à 50 ms.<br />
<br />
Elle offre l'avantage de pouvoir utiliser toutes les sondes traditionnelles et présente une meilleure réactivité pour le stress mental que l'accéléromètre. La relation entre la fréquence cardiaque et la ventilation est linéaire jusqu'à un seuil ventilatoire au-delà duquel la réponse diminue.<br />
<br />
Elle peut être faussée par la toux, l'hyperventilation, la ventilation mécanique. Cette méthode est à éviter chez les patients porteurs d'un syndrome restrictif. Elle est également peu réactive aux efforts anaérobies. De plus, la réponse est généralement plus lente que celle de l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Impédance myocardique : ===<br />
L'impédance myocardique ou capteur CLS (Closed-loop sensing) est une spécificité de la marque BIOTRONIK. Elle mesure la résistance électrique entre les électrodes de la sonde ventriculaire entre 50 et 300 ms après la contraction ventriculaire. Lorsque l'effort physique augmente, l'impédance diminue en raison d'une augmentation de la conductivité sanguine. Cette diminution de l'impédance est utilisée pour détecter l'effort physique et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. Ce système peut utiliser toutes les marques de sondes ventriculaires.<br />
<br />
L'impédance myocardique rend compte de la contractilité cardiaque, elle permet donc une adaptation au stress mental. Elle peut également détecter une variation de cette contractilité médiée par le système sympathique avant que celui-ci ne soit responsable d'une bradycardie vagale. Elle aurait donc montré une efficacité sur les syncopes vagales<ref>Rattanawong P, Riangwiwat T, Chongsathidkiet P, et al. Closed‐looped stimulation cardiac pacing for recurrent vasovagal syncope: a sys- tematic review and meta‐analysis. J Arrhythm. 2018;34(5):556‐564</ref>.<br />
<br />
=== Autres capteurs : ===<br />
D'autres capteurs ont existé, bien qu'ils ne soient plus employés à l'heure actuelle. On note, par exemple, la mesure de l'intervalle QT. L'intervalle se raccourcit à l'effort. Il était mesuré par le temps entre le spike de stimulation et la pente de négativité correspondant à la fin de l'onde T. Un autre exemple est la mesure de la température du sang veineux central qui diminuait initialement suite au retour veineux, puis augmentait progressivement à l'effort. On peut encore citer la mesure de l'activité par un cristal piézoélectrique qui détectait la contraction musculaire.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant ==<br />
<br />
=== Abbott : ===<br />
<br />
* Abbott propose un pacemaker avec un algorithme d'asservissement de fréquence à l'effort basé sur l'accéléromètre.<br />
* Par défaut, le capteur est réglé sur passif. Il enregistre les variations d'activité sans que cela n'ait de conséquence sur la fréquence qui n'est pas asservie.<br />
* Lorsque le capteur est activé, plusieurs valeurs sont programmables :<br />
** Le seuil qui est le niveau minimum qui permet d'augmenter la fréquence de stimulation. La valeur peut être réglée de 1 à 7, le chiffre le plus bas correspondant au seuil le plus sensible. La valeur "auto" correspond à la moyenne du niveau d'effort du patient sur les 18 dernières heures.<br />
** La pente de l'augmentation de la fréquence cardiaque en fonction du niveau d'activité détecté. Elle varie de 1 (pente la plus faible) à 16 (pente la plus forte, l'accélération importe la fréquence).<br />
** Le temps de réponse (variables à voir).<br />
** Le temps de récupération (variables à voir).<br />
** La fréquence maximale du capteur (variables à voir).<br />
<br />
=== Biotronik : ===<br />
<br />
* Biotronik propose un système d'asservissement de fréquence qui s'appuie sur un accéléromètre ou sur un mode spécifique appelé précédemment exposé, le CLS (Closed Loop Stimulation). Ces deux capteurs fonctionnent indépendamment et ne peuvent pas être programmés simultanément.<br />
* Variables de l'accéléromètre :<br />
** Le gain qui traduit l'amplification du signal avant son traitement et donc le degré de réponse fréquentielle à un même effort. Plus il est important, plus la réponse est forte (variables à voir). Il est possible de programmer un gain automatique. En l'absence de fréquence maximale sur plusieurs jours, le gain augmente.<br />
** Le seuil qui est le niveau minimal qui déclenche une augmentation de fréquence (variables à voir).<br />
** L'augmentation de fréquence qui correspond à la pente d'augmentation de fréquence au cours du temps. Elle est exprimée en augmentation de bpm par cycle (variables à voir).<br />
** La décroissance de fréquence qui repose sur le principe précédemment décrit mais à la baisse et à la fin de l'effort.<br />
* Variables du CLS :<br />
** Le fonctionnement du CLS se calibre et s'adapte automatiquement dans la majorité des cas, une fréquence cible est déterminée pour que 20% des battements soient au-dessus de cette fréquence.<br />
** On peut modifier la valeur de la dynamique du CLS pour modifier la répartition des fréquences à la hausse ou à la baisse (variables à voir).<br />
** Le contrôle de fréquence au repos limite l'augmentation de la fréquence par le CLS en l'absence d'effort détecté par l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Boston Scientific : ===<br />
<br />
* Boston Scientific propose un fonctionnement sur deux capteurs d'asservissement, un accéléromètre et la ventilation minute, qui peuvent fonctionner séparément ou en association.<br />
* L'accéléromètre :<br />
** Il dispose de trois modes de réponse : classique (sur marche), uniquement lorsque la prothèse est en repli (RTA), ou un enregistrement des données d'activité sans asservissement effectif de fréquence (passif).<br />
** La pente de réponse, qui comme pour les marques précédentes, traduit l'augmentation de la fréquence en fonction de l'activité. Réglable de 1 (faible réponse) à 16 (forte réponse pour une faible activité).<br />
** Le seuil d'activité qui correspond au niveau d'effort à réaliser pour déclencher l'asservissement de la fréquence. Réglable de très bas à très élevé.<br />
* La ventilation minute :<br />
** Comme l'accéléromètre, dispose des trois modes de réponse : marche, RTA ou passif.<br />
** On peut régler la pente de réponse sur le même modèle que l'accéléromètre et le niveau d'activité physique de sédentaire à sport d'endurance. Cette dernière variable permet de régler de façon automatique le seuil ventilatoire décrit plus haut. Plus le patient est sportif, plus on augmente le seuil ventilatoire.<br />
* Une particularité de l'asservissement chez Boston Scientific est l'association de ces deux capteurs d'asservissement :<br />
** Lorsque l'accéléromètre est inférieur à la réponse de la ventilation minute, la combinaison des capteurs est basée à 100% sur la ventilation minute.<br />
** Si la réponse de l'accéléromètre est supérieure à la réponse de la ventilation minute, la combinaison est basée à environ 80% sur l'accéléromètre et 20% sur la ventilation minute.<br />
** Si la fréquence de l'accéléromètre se trouve au niveau de la fréquence minimale asservie et celle de la ventilation minute se trouve au niveau de la fréquence maximale asservie, alors la fréquence finale est basée à environ 40% sur l'accéléromètre et 60% sur la ventilation minute.<br />
<br />
=== Medtronic : ===<br />
<br />
* Medtronic propose un asservissement sur un capteur de type accéléromètre qui a la spécificité de dichotomiser 2 catégories de fréquence pour 2 catégories d'effort avec chacun une pente particulière d'asservissement.<br />
** La catégorie AQ correspond aux activités de la vie quotidienne (marche, ménage, efforts modérés). Elle se caractérise par sa fréquence AQ et par sa pente qui est définie par le point de consigne AQ. Ces valeurs sont ajustées automatiquement par l'appareil en se basant sur le pourcentage de temps où la fréquence stimulée n'est pas la fréquence minimale.<br />
** La catégorie effort correspond aux efforts intenses. Elle se caractérise par la fréquence maximale asservie et par sa pente qui est définie par le point de consigne effort. Elle-même est aussi ajustée automatiquement.<br />
** Les points de consigne peuvent être ajustés manuellement au cours d'un test d'effort.<br />
** On peut également définir le seuil d'activité pour le déclenchement de l'asservissement de "bas", qui est plus sensible à "élevé" moins sensible.<br />
* L'asservissement des pacemakers sans sonde MICRA fonctionne également via un accéléromètre. Pour le MICRA VR, le dispositif étant intra-cardiaque, il perçoit en permanence une activité. Un filtre spécial est appliqué sur les fréquences de 1 à 10 Hz et est couplé à un algorithme spécifique pour faire la différence entre les battements cardiaques et un réel effort. Pour le MICRA AV, le système tente de suivre l'activité atriale en se basant sur la détection de l'activité mécanique de celle-ci.<br />
<br />
=== Microport CRM-SORIN : ===<br />
<br />
* Microport propose de son côté un asservissement basé sur l'utilisation couplée d'un accéléromètre et d'une ventilation minute.<br />
** La réponse à l'effort sera donc la synthèse de la réponse des deux capteurs.<br />
** Comme évoqué dans la première partie, en début d'effort, la réaction de l'accéléromètre est plus précoce, tandis que la ventilation minute perdure en récupération.<br />
* Deux modes de fonctionnement sont possibles :<br />
** RR figé est un mode dans lequel la pente de réponse à l'activité est réglable manuellement de très faible à très élevée.<br />
** RR auto est un mode dans lequel la pente de réponse est réglée par l'appareil via le niveau de ventilation. En l'absence d'effort maximal, la pente augmente de quelques pourcents tous les jours (réponse à l'activité plus forte). À l'inverse, la pente diminue en cas d'atteinte d'un effort maximal (réponse à l'activité plus faible).</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Asservissement_de_fr%C3%A9quence&diff=1356Asservissement de fréquence2023-06-30T20:08:58Z<p>Victor Fournier : /* Microport CRM-SORIN : */</p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
La fréquence cardiaque joue un rôle crucial dans l'adaptation de l'hémodynamie à l'effort. En effet, même si le volume d'éjection augmente de 50% au cours d'un exercice physique, l'augmentation du débit d'environ 5 L/min au repos à 20 à 30 L/min nécessite une augmentation de la fréquence cardiaque. L'insuffisance chronotrope correspond à l'incapacité du nœud sinusal d'augmenter la fréquence cardiaque lorsque cela est nécessaire. Elle peut être responsable de dyspnée, de fatigabilité et d'angor d'effort. Cette insuffisance peut être secondaire à une atteinte cardiaque (déficience sinusale) ou à la neuromodulation. Lorsqu'un patient est porteur d'un pacemaker monochambre ou que la synchronisation atrio-ventriculaire intrinsèque ne permet pas d'obtenir une fréquence cardiaque suffisante, on peut régler une fonction d'asservissement de fréquence qui va recréer l'accélération à l'effort. L'asservissement est alors signalé par la 4ème lettre du code international (R) VVIR/DDDR.<br />
<br />
== Les différents types de capteurs ==<br />
Les pacemakers utilisent divers capteurs pour détecter l'effort physique du patient et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. L'objectif est d'assurer une augmentation de la fréquence aussi physiologique que possible, correspondant aux besoins métaboliques imposés par l'effort en cours. Les critères de qualité d'un capteur d'asservissement incluent sa relation directe avec l'activité physique du patient, sa linéarité entre l'amplitude du signal capteur et le niveau d'effort, sa sensibilité optimale pour une réactivité rapide du système, sa plage de variation du paramètre mesuré, sa reproductibilité, sa taille réduite pour être inclus dans le stimulateur sans augmentation significative de sa taille, et une consommation d'énergie minimale. Les principaux types sont les accéléromètres, la ventilation-minute mesurée par bio-impédance et l'impédance intracardiaque.<br />
<br />
=== Accéléromètre : ===<br />
L'accéléromètre est un capteur qui mesure les mouvements du corps du patient. Il détecte les changements de position, les mouvements et les vibrations associés à l'activité physique. Ces informations sont ensuite utilisées pour ajuster la fréquence cardiaque.<br />
<br />
Les accéléromètres offrent plusieurs avantages, tels que leur simplicité, leur fiabilité, leur faible consommation d'énergie et leur excellente sensibilité au début de l'effort. Ils fournissent également une corrélation satisfaisante entre la performance physique et l'accélération de fréquence, même dans des conditions telles que la marche ou les efforts de la vie quotidienne.<br />
<br />
Cependant, ils ne détectent pas l'accélération due au stress mental, n'étant pas corrélée au métabolisme de l'effort. Ils sont également pris en défaut par les efforts qui nécessitent peu de mouvement thoracique, comme le cyclisme. En revanche, ils peuvent surréagir à des vibrations externes (machines professionnelles, déplacements sur terrain accidenté) ou à des mouvements isolés du boîtier suite à une sollicitation cutanée. De plus, la fin de l'effort correspondra à la fin du mouvement, alors qu'une fréquence cardiaque élevée peut encore être nécessaire en récupération.<br />
<br />
=== Ventilation minute : ===<br />
La ventilation minute repose sur l'augmentation de la fréquence respiratoire à l'effort. Elle se base sur les variations d'impédance thoracique mesurée entre un pôle d'une sonde (électrode annulaire OD ou VD) et le boîtier en fonction de l'inspiration ou de l'expiration. L'impédance transthoracique est élevée pendant l'inspiration et basse pendant l'expiration. Cette mesure est effectuée toutes les 20 à 50 ms.<br />
<br />
Elle offre l'avantage de pouvoir utiliser toutes les sondes traditionnelles et présente une meilleure réactivité pour le stress mental que l'accéléromètre. La relation entre la fréquence cardiaque et la ventilation est linéaire jusqu'à un seuil ventilatoire au-delà duquel la réponse diminue.<br />
<br />
Elle peut être faussée par la toux, l'hyperventilation, la ventilation mécanique. Cette méthode est à éviter chez les patients porteurs d'un syndrome restrictif. Elle est également peu réactive aux efforts anaérobies. De plus, la réponse est généralement plus lente que celle de l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Impédance myocardique : ===<br />
L'impédance myocardique ou capteur CLS (Closed-loop sensing) est une spécificité de la marque BIOTRONIK. Elle mesure la résistance électrique entre les électrodes de la sonde ventriculaire entre 50 et 300 ms après la contraction ventriculaire. Lorsque l'effort physique augmente, l'impédance diminue en raison d'une augmentation de la conductivité sanguine. Cette diminution de l'impédance est utilisée pour détecter l'effort physique et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. Ce système peut utiliser toutes les marques de sondes ventriculaires.<br />
<br />
L'impédance myocardique rend compte de la contractilité cardiaque, elle permet donc une adaptation au stress mental. Elle peut également détecter une variation de cette contractilité médiée par le système sympathique avant que celui-ci ne soit responsable d'une bradycardie vagale. Elle aurait donc montré une efficacité sur les syncopes vagales.<br />
<br />
=== Autres capteurs : ===<br />
D'autres capteurs ont existé, bien qu'ils ne soient plus employés à l'heure actuelle.<br />
<br />
On note, par exemple, la mesure de l'intervalle QT. L'intervalle se raccourcit à l'effort. Il était mesuré par le temps entre le spike de stimulation et la pente de négativité correspondant à la fin de l'onde T.<br />
<br />
Un autre exemple est la mesure de la température du sang veineux central qui diminuait initialement suite au retour veineux, puis augmentait progressivement à l'effort.<br />
<br />
On peut encore citer la mesure de l'activité par un cristal piézoélectrique qui détectait la contraction musculaire.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant ==<br />
<br />
=== Abbott : ===<br />
<br />
* Abbott propose un pacemaker avec un algorithme d'asservissement de fréquence à l'effort basé sur l'accéléromètre.<br />
* Par défaut, le capteur est réglé sur passif. Il enregistre les variations d'activité sans que cela n'ait de conséquence sur la fréquence qui n'est pas asservie.<br />
* Lorsque le capteur est activé, plusieurs valeurs sont programmables :<br />
** Le seuil qui est le niveau minimum qui permet d'augmenter la fréquence de stimulation. La valeur peut être réglée de 1 à 7, le chiffre le plus bas correspondant au seuil le plus sensible. La valeur "auto" correspond à la moyenne du niveau d'effort du patient sur les 18 dernières heures.<br />
** La pente de l'augmentation de la fréquence cardiaque en fonction du niveau d'activité détecté. Elle varie de 1 (pente la plus faible) à 16 (pente la plus forte, l'accélération importe la fréquence).<br />
** Le temps de réponse (variables à voir).<br />
** Le temps de récupération (variables à voir).<br />
** La fréquence maximale du capteur (variables à voir).<br />
<br />
=== Biotronik : ===<br />
<br />
* Biotronik propose un système d'asservissement de fréquence qui s'appuie sur un accéléromètre ou sur un mode spécifique appelé précédemment exposé, le CLS (Closed Loop Stimulation). Ces deux capteurs fonctionnent indépendamment et ne peuvent pas être programmés simultanément.<br />
* Variables de l'accéléromètre :<br />
** Le gain qui traduit l'amplification du signal avant son traitement et donc le degré de réponse fréquentielle à un même effort. Plus il est important, plus la réponse est forte (variables à voir). Il est possible de programmer un gain automatique. En l'absence de fréquence maximale sur plusieurs jours, le gain augmente.<br />
** Le seuil qui est le niveau minimal qui déclenche une augmentation de fréquence (variables à voir).<br />
** L'augmentation de fréquence qui correspond à la pente d'augmentation de fréquence au cours du temps. Elle est exprimée en augmentation de bpm par cycle (variables à voir).<br />
** La décroissance de fréquence qui repose sur le principe précédemment décrit mais à la baisse et à la fin de l'effort.<br />
* Variables du CLS :<br />
** Le fonctionnement du CLS se calibre et s'adapte automatiquement dans la majorité des cas, une fréquence cible est déterminée pour que 20% des battements soient au-dessus de cette fréquence.<br />
** On peut modifier la valeur de la dynamique du CLS pour modifier la répartition des fréquences à la hausse ou à la baisse (variables à voir).<br />
** Le contrôle de fréquence au repos limite l'augmentation de la fréquence par le CLS en l'absence d'effort détecté par l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Boston Scientific : ===<br />
<br />
* Boston Scientific propose un fonctionnement sur deux capteurs d'asservissement, un accéléromètre et la ventilation minute, qui peuvent fonctionner séparément ou en association.<br />
* L'accéléromètre :<br />
** Il dispose de trois modes de réponse : classique (sur marche), uniquement lorsque la prothèse est en repli (RTA), ou un enregistrement des données d'activité sans asservissement effectif de fréquence (passif).<br />
** La pente de réponse, qui comme pour les marques précédentes, traduit l'augmentation de la fréquence en fonction de l'activité. Réglable de 1 (faible réponse) à 16 (forte réponse pour une faible activité).<br />
** Le seuil d'activité qui correspond au niveau d'effort à réaliser pour déclencher l'asservissement de la fréquence. Réglable de très bas à très élevé.<br />
* La ventilation minute :<br />
** Comme l'accéléromètre, dispose des trois modes de réponse : marche, RTA ou passif.<br />
** On peut régler la pente de réponse sur le même modèle que l'accéléromètre et le niveau d'activité physique de sédentaire à sport d'endurance. Cette dernière variable permet de régler de façon automatique le seuil ventilatoire décrit plus haut. Plus le patient est sportif, plus on augmente le seuil ventilatoire.<br />
* Une particularité de l'asservissement chez Boston Scientific est l'association de ces deux capteurs d'asservissement :<br />
** Lorsque l'accéléromètre est inférieur à la réponse de la ventilation minute, la combinaison des capteurs est basée à 100% sur la ventilation minute.<br />
** Si la réponse de l'accéléromètre est supérieure à la réponse de la ventilation minute, la combinaison est basée à environ 80% sur l'accéléromètre et 20% sur la ventilation minute.<br />
** Si la fréquence de l'accéléromètre se trouve au niveau de la fréquence minimale asservie et celle de la ventilation minute se trouve au niveau de la fréquence maximale asservie, alors la fréquence finale est basée à environ 40% sur l'accéléromètre et 60% sur la ventilation minute.<br />
<br />
=== Medtronic : ===<br />
<br />
* Medtronic propose un asservissement sur un capteur de type accéléromètre qui a la spécificité de dichotomiser 2 catégories de fréquence pour 2 catégories d'effort avec chacun une pente particulière d'asservissement.<br />
** La catégorie AQ correspond aux activités de la vie quotidienne (marche, ménage, efforts modérés). Elle se caractérise par sa fréquence AQ et par sa pente qui est définie par le point de consigne AQ. Ces valeurs sont ajustées automatiquement par l'appareil en se basant sur le pourcentage de temps où la fréquence stimulée n'est pas la fréquence minimale.<br />
** La catégorie effort correspond aux efforts intenses. Elle se caractérise par la fréquence maximale asservie et par sa pente qui est définie par le point de consigne effort. Elle-même est aussi ajustée automatiquement.<br />
** Les points de consigne peuvent être ajustés manuellement au cours d'un test d'effort.<br />
** On peut également définir le seuil d'activité pour le déclenchement de l'asservissement de "bas", qui est plus sensible à "élevé" moins sensible.<br />
* L'asservissement des pacemakers sans sonde MICRA fonctionne également via un accéléromètre. Pour le MICRA VR, le dispositif étant intra-cardiaque, il perçoit en permanence une activité. Un filtre spécial est appliqué sur les fréquences de 1 à 10 Hz et est couplé à un algorithme spécifique pour faire la différence entre les battements cardiaques et un réel effort. Pour le MICRA AV, le système tente de suivre l'activité atriale en se basant sur la détection de l'activité mécanique de celle-ci.<br />
<br />
=== Microport CRM-SORIN : ===<br />
<br />
* Microport propose de son côté un asservissement basé sur l'utilisation couplée d'un accéléromètre et d'une ventilation minute.<br />
** La réponse à l'effort sera donc la synthèse de la réponse des deux capteurs.<br />
** Comme évoqué dans la première partie, en début d'effort, la réaction de l'accéléromètre est plus précoce, tandis que la ventilation minute perdure en récupération.<br />
* Deux modes de fonctionnement sont possibles :<br />
** RR figé est un mode dans lequel la pente de réponse à l'activité est réglable manuellement de très faible à très élevée.<br />
** RR auto est un mode dans lequel la pente de réponse est réglée par l'appareil via le niveau de ventilation. En l'absence d'effort maximal, la pente augmente de quelques pourcents tous les jours (réponse à l'activité plus forte). À l'inverse, la pente diminue en cas d'atteinte d'un effort maximal (réponse à l'activité plus faible).</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Asservissement_de_fr%C3%A9quence&diff=1355Asservissement de fréquence2023-06-30T20:08:26Z<p>Victor Fournier : Page créée avec « == Introduction == La fréquence cardiaque joue un rôle crucial dans l'adaptation de l'hémodynamie à l'effort. En effet, même si le volume d'éjection augmente de 50% au cours d'un exercice physique, l'augmentation du débit d'environ 5 L/min au repos à 20 à 30 L/min nécessite une augmentation de la fréquence cardiaque. L'insuffisance chronotrope correspond à l'incapacité du nœud sinusal d'augmenter la fréquence cardiaque lorsque cela est nécessaire.... »</p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
La fréquence cardiaque joue un rôle crucial dans l'adaptation de l'hémodynamie à l'effort. En effet, même si le volume d'éjection augmente de 50% au cours d'un exercice physique, l'augmentation du débit d'environ 5 L/min au repos à 20 à 30 L/min nécessite une augmentation de la fréquence cardiaque. L'insuffisance chronotrope correspond à l'incapacité du nœud sinusal d'augmenter la fréquence cardiaque lorsque cela est nécessaire. Elle peut être responsable de dyspnée, de fatigabilité et d'angor d'effort. Cette insuffisance peut être secondaire à une atteinte cardiaque (déficience sinusale) ou à la neuromodulation. Lorsqu'un patient est porteur d'un pacemaker monochambre ou que la synchronisation atrio-ventriculaire intrinsèque ne permet pas d'obtenir une fréquence cardiaque suffisante, on peut régler une fonction d'asservissement de fréquence qui va recréer l'accélération à l'effort. L'asservissement est alors signalé par la 4ème lettre du code international (R) VVIR/DDDR.<br />
<br />
== Les différents types de capteurs ==<br />
Les pacemakers utilisent divers capteurs pour détecter l'effort physique du patient et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. L'objectif est d'assurer une augmentation de la fréquence aussi physiologique que possible, correspondant aux besoins métaboliques imposés par l'effort en cours. Les critères de qualité d'un capteur d'asservissement incluent sa relation directe avec l'activité physique du patient, sa linéarité entre l'amplitude du signal capteur et le niveau d'effort, sa sensibilité optimale pour une réactivité rapide du système, sa plage de variation du paramètre mesuré, sa reproductibilité, sa taille réduite pour être inclus dans le stimulateur sans augmentation significative de sa taille, et une consommation d'énergie minimale. Les principaux types sont les accéléromètres, la ventilation-minute mesurée par bio-impédance et l'impédance intracardiaque.<br />
<br />
=== Accéléromètre : ===<br />
L'accéléromètre est un capteur qui mesure les mouvements du corps du patient. Il détecte les changements de position, les mouvements et les vibrations associés à l'activité physique. Ces informations sont ensuite utilisées pour ajuster la fréquence cardiaque.<br />
<br />
Les accéléromètres offrent plusieurs avantages, tels que leur simplicité, leur fiabilité, leur faible consommation d'énergie et leur excellente sensibilité au début de l'effort. Ils fournissent également une corrélation satisfaisante entre la performance physique et l'accélération de fréquence, même dans des conditions telles que la marche ou les efforts de la vie quotidienne.<br />
<br />
Cependant, ils ne détectent pas l'accélération due au stress mental, n'étant pas corrélée au métabolisme de l'effort. Ils sont également pris en défaut par les efforts qui nécessitent peu de mouvement thoracique, comme le cyclisme. En revanche, ils peuvent surréagir à des vibrations externes (machines professionnelles, déplacements sur terrain accidenté) ou à des mouvements isolés du boîtier suite à une sollicitation cutanée. De plus, la fin de l'effort correspondra à la fin du mouvement, alors qu'une fréquence cardiaque élevée peut encore être nécessaire en récupération.<br />
<br />
=== Ventilation minute : ===<br />
La ventilation minute repose sur l'augmentation de la fréquence respiratoire à l'effort. Elle se base sur les variations d'impédance thoracique mesurée entre un pôle d'une sonde (électrode annulaire OD ou VD) et le boîtier en fonction de l'inspiration ou de l'expiration. L'impédance transthoracique est élevée pendant l'inspiration et basse pendant l'expiration. Cette mesure est effectuée toutes les 20 à 50 ms.<br />
<br />
Elle offre l'avantage de pouvoir utiliser toutes les sondes traditionnelles et présente une meilleure réactivité pour le stress mental que l'accéléromètre. La relation entre la fréquence cardiaque et la ventilation est linéaire jusqu'à un seuil ventilatoire au-delà duquel la réponse diminue.<br />
<br />
Elle peut être faussée par la toux, l'hyperventilation, la ventilation mécanique. Cette méthode est à éviter chez les patients porteurs d'un syndrome restrictif. Elle est également peu réactive aux efforts anaérobies. De plus, la réponse est généralement plus lente que celle de l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Impédance myocardique : ===<br />
L'impédance myocardique ou capteur CLS (Closed-loop sensing) est une spécificité de la marque BIOTRONIK. Elle mesure la résistance électrique entre les électrodes de la sonde ventriculaire entre 50 et 300 ms après la contraction ventriculaire. Lorsque l'effort physique augmente, l'impédance diminue en raison d'une augmentation de la conductivité sanguine. Cette diminution de l'impédance est utilisée pour détecter l'effort physique et ajuster la fréquence cardiaque en conséquence. Ce système peut utiliser toutes les marques de sondes ventriculaires.<br />
<br />
L'impédance myocardique rend compte de la contractilité cardiaque, elle permet donc une adaptation au stress mental. Elle peut également détecter une variation de cette contractilité médiée par le système sympathique avant que celui-ci ne soit responsable d'une bradycardie vagale. Elle aurait donc montré une efficacité sur les syncopes vagales.<br />
<br />
=== Autres capteurs : ===<br />
D'autres capteurs ont existé, bien qu'ils ne soient plus employés à l'heure actuelle.<br />
<br />
On note, par exemple, la mesure de l'intervalle QT. L'intervalle se raccourcit à l'effort. Il était mesuré par le temps entre le spike de stimulation et la pente de négativité correspondant à la fin de l'onde T.<br />
<br />
Un autre exemple est la mesure de la température du sang veineux central qui diminuait initialement suite au retour veineux, puis augmentait progressivement à l'effort.<br />
<br />
On peut encore citer la mesure de l'activité par un cristal piézoélectrique qui détectait la contraction musculaire.<br />
<br />
== Spécificités de chaque fabriquant ==<br />
<br />
=== Abbott : ===<br />
<br />
* Abbott propose un pacemaker avec un algorithme d'asservissement de fréquence à l'effort basé sur l'accéléromètre.<br />
* Par défaut, le capteur est réglé sur passif. Il enregistre les variations d'activité sans que cela n'ait de conséquence sur la fréquence qui n'est pas asservie.<br />
* Lorsque le capteur est activé, plusieurs valeurs sont programmables :<br />
** Le seuil qui est le niveau minimum qui permet d'augmenter la fréquence de stimulation. La valeur peut être réglée de 1 à 7, le chiffre le plus bas correspondant au seuil le plus sensible. La valeur "auto" correspond à la moyenne du niveau d'effort du patient sur les 18 dernières heures.<br />
** La pente de l'augmentation de la fréquence cardiaque en fonction du niveau d'activité détecté. Elle varie de 1 (pente la plus faible) à 16 (pente la plus forte, l'accélération importe la fréquence).<br />
** Le temps de réponse (variables à voir).<br />
** Le temps de récupération (variables à voir).<br />
** La fréquence maximale du capteur (variables à voir).<br />
<br />
=== Biotronik : ===<br />
<br />
* Biotronik propose un système d'asservissement de fréquence qui s'appuie sur un accéléromètre ou sur un mode spécifique appelé précédemment exposé, le CLS (Closed Loop Stimulation). Ces deux capteurs fonctionnent indépendamment et ne peuvent pas être programmés simultanément.<br />
* Variables de l'accéléromètre :<br />
** Le gain qui traduit l'amplification du signal avant son traitement et donc le degré de réponse fréquentielle à un même effort. Plus il est important, plus la réponse est forte (variables à voir). Il est possible de programmer un gain automatique. En l'absence de fréquence maximale sur plusieurs jours, le gain augmente.<br />
** Le seuil qui est le niveau minimal qui déclenche une augmentation de fréquence (variables à voir).<br />
** L'augmentation de fréquence qui correspond à la pente d'augmentation de fréquence au cours du temps. Elle est exprimée en augmentation de bpm par cycle (variables à voir).<br />
** La décroissance de fréquence qui repose sur le principe précédemment décrit mais à la baisse et à la fin de l'effort.<br />
* Variables du CLS :<br />
** Le fonctionnement du CLS se calibre et s'adapte automatiquement dans la majorité des cas, une fréquence cible est déterminée pour que 20% des battements soient au-dessus de cette fréquence.<br />
** On peut modifier la valeur de la dynamique du CLS pour modifier la répartition des fréquences à la hausse ou à la baisse (variables à voir).<br />
** Le contrôle de fréquence au repos limite l'augmentation de la fréquence par le CLS en l'absence d'effort détecté par l'accéléromètre.<br />
<br />
=== Boston Scientific : ===<br />
<br />
* Boston Scientific propose un fonctionnement sur deux capteurs d'asservissement, un accéléromètre et la ventilation minute, qui peuvent fonctionner séparément ou en association.<br />
* L'accéléromètre :<br />
** Il dispose de trois modes de réponse : classique (sur marche), uniquement lorsque la prothèse est en repli (RTA), ou un enregistrement des données d'activité sans asservissement effectif de fréquence (passif).<br />
** La pente de réponse, qui comme pour les marques précédentes, traduit l'augmentation de la fréquence en fonction de l'activité. Réglable de 1 (faible réponse) à 16 (forte réponse pour une faible activité).<br />
** Le seuil d'activité qui correspond au niveau d'effort à réaliser pour déclencher l'asservissement de la fréquence. Réglable de très bas à très élevé.<br />
* La ventilation minute :<br />
** Comme l'accéléromètre, dispose des trois modes de réponse : marche, RTA ou passif.<br />
** On peut régler la pente de réponse sur le même modèle que l'accéléromètre et le niveau d'activité physique de sédentaire à sport d'endurance. Cette dernière variable permet de régler de façon automatique le seuil ventilatoire décrit plus haut. Plus le patient est sportif, plus on augmente le seuil ventilatoire.<br />
* Une particularité de l'asservissement chez Boston Scientific est l'association de ces deux capteurs d'asservissement :<br />
** Lorsque l'accéléromètre est inférieur à la réponse de la ventilation minute, la combinaison des capteurs est basée à 100% sur la ventilation minute.<br />
** Si la réponse de l'accéléromètre est supérieure à la réponse de la ventilation minute, la combinaison est basée à environ 80% sur l'accéléromètre et 20% sur la ventilation minute.<br />
** Si la fréquence de l'accéléromètre se trouve au niveau de la fréquence minimale asservie et celle de la ventilation minute se trouve au niveau de la fréquence maximale asservie, alors la fréquence finale est basée à environ 40% sur l'accéléromètre et 60% sur la ventilation minute.<br />
<br />
=== Medtronic : ===<br />
<br />
* Medtronic propose un asservissement sur un capteur de type accéléromètre qui a la spécificité de dichotomiser 2 catégories de fréquence pour 2 catégories d'effort avec chacun une pente particulière d'asservissement.<br />
** La catégorie AQ correspond aux activités de la vie quotidienne (marche, ménage, efforts modérés). Elle se caractérise par sa fréquence AQ et par sa pente qui est définie par le point de consigne AQ. Ces valeurs sont ajustées automatiquement par l'appareil en se basant sur le pourcentage de temps où la fréquence stimulée n'est pas la fréquence minimale.<br />
** La catégorie effort correspond aux efforts intenses. Elle se caractérise par la fréquence maximale asservie et par sa pente qui est définie par le point de consigne effort. Elle-même est aussi ajustée automatiquement.<br />
** Les points de consigne peuvent être ajustés manuellement au cours d'un test d'effort.<br />
** On peut également définir le seuil d'activité pour le déclenchement de l'asservissement de "bas", qui est plus sensible à "élevé" moins sensible.<br />
* L'asservissement des pacemakers sans sonde MICRA fonctionne également via un accéléromètre. Pour le MICRA VR, le dispositif étant intra-cardiaque, il perçoit en permanence une activité. Un filtre spécial est appliqué sur les fréquences de 1 à 10 Hz et est couplé à un algorithme spécifique pour faire la différence entre les battements cardiaques et un réel effort. Pour le MICRA AV, le système tente de suivre l'activité atriale en se basant sur la détection de l'activité mécanique de celle-ci.<br />
<br />
=== Microport CRM-SORIN : ===<br />
<br />
* Microport propose de son côté un asservissement basé sur l'utilisation couplée d'un accéléromètre et d'une ventilation minute.<br />
** La réponse à l'effort sera donc la synthèse de la réponse des deux capteurs.<br />
** Comme évoqué dans la première partie, en début d'effort, la réaction de l'accéléromètre est plus précoce, tandis que la ventilation minute perdure en récupération.<br />
* Deux modes de fonctionnement sont possibles :<br />
** RR figé est un mode dans lequel la pente de réponse à l'activité est réglable manuellement de très faible à très élevée.<br />
<br />
RR auto est un mode dans lequel la pente de réponse est réglée par l'appareil via le niveau de ventilation. En l'absence d'effort maximal, la pente augmente de quelques pourcents tous les jours (réponse à l'activité plus forte). À l'inverse, la pente diminue en cas d'atteinte d'un effort maximal (réponse à l'activité plus faible).</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=ECG_endocavitaire&diff=1354ECG endocavitaire2023-06-30T19:59:37Z<p>Victor Fournier : </p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
L’électrocardiogramme endocavitaire (ECG endocavitaire) correspond à un enregistrement de l’activité électrique intracardiaque. Contrairement à l’ECG traditionnel, effectué en plaçant des électrodes sur la peau du patient pour mesurer l’activité électrique du cœur de l'extérieur, l'ECG endocavitaire est recueilli directement dans les cavités cardiaques à l'aide de sondes ou de cathéters. L'enregistrement est réalisé entre deux dipôles, qui se trouvent généralement à l'extrémité des dispositifs utilisés.<br />
<br />
Ce procédé est utilisé en salle d'électrophysiologie pour poser des diagnostics et réaliser des traitements. Il est également utilisé par les pacemakers pour le fonctionnement de leurs algorithmes.<br />
<br />
== En électrophysiologie ==<br />
En électrophysiologie, les ECG endocavitaires jouent un rôle central dans l'approche diagnostique et thérapeutique. Plusieurs cathéters sont placés dans les cavités cardiaques, sur différentes structures anatomiques, afin de recueillir le signal spécifique de chacune d'entre elles. Les cathéters peuvent comporter une ou plusieurs électrodes, et ils peuvent être bipolaires, quadripolaires ou décapolaires (2, 4 ou 10 électrodes)<ref>A. Leenhardt, C. Sebag, F. Extramiana, V. Algalarrondo. L'essentiel en rythmologie. 3ème édition. Médecine science Publications ; 2012. p41-50</ref>.<br />
<br />
Le signal en temps réel est affiché sur une baie électrophysiologique. Il est filtré afin de ne pas être parasité par les perturbations électriques présentes autour du patient.<br />
<br />
Une exploration électrophysiologique standard est souvent réalisée avec une sonde dans le sinus coronaire, une sur le faisceau de His et une variable selon la cavité que l'on souhaite stimuler. <br />
<br />
[[Fichier:Exemple de tracé endocavitaire sur baie d'électrophysiologie.png|centré|vignette|595x595px|Tracé d'EEP montrant une mesure de durée AH et HV. Les lignes I, II et III correspondent à l'ECG de surface, OD à celle de la sonde de l'oreillette droite, HIS à celle de la sonde place sur le mis et SC à celle du sinus coronaire de 9-10 (proximal) à 1-2 (distal)]]Les normes de conduction sont <ref>"ECG spécial endocavitaire." e-cardiogram.com. Disponible sur : [[/www.e-cardiogram.com/ecg-special-endocavitaire/|https://www.e-cardiogram.com/ecg-special-endocavitaire/]] consulté le 02 juin 2023</ref>:<br />
<br />
# Conduction intra-auriculaire, intervalle P-A (25-45 ms)<br />
# Conduction intra-nodale, intervalle AH (60-130 ms)<br />
# Dépolarisation hissienne, potentiel H (10-20 ms)<br />
# Conduction hissienne, intervalle H-V (30-55 ms)<br />
# Conduction intraventriculaire, intervalle QRS (< 110 ms)<br />
<br />
<br />
Le signal peut être qualifié de différentes manières.<br />
<br />
* On peut le décrire comme "shap" ou "mousse" en fonction de sa pente de dépolarisation, plus ou moins abrupte. <br />
* On parle de nearfield pour l'enregistrement de l'ECG endocavitaire d'une structure adjacente à un cathéter, et de farfield pour celui d'une structure plus éloignée. Le second signal présente un aspect plus atténué.<br />
* On peut parler de signal fragmenté lorsqu'il est prolongé, d'une complexité inhabituelle et généralement de faible voltage. Cela traduit une anomalie de propagation du courant électrique (ralentissement/dispersion) dans cette zone.<br />
<br />
De nos jours, les logiciels de cartographie en 3D sont couramment utilisés pour intégrer ces signaux et réaliser une cartographie électrique d'une cavité cardiaque ou une carte de la propagation d'une arythmie.<br />
<br />
== En stimulation cardiaque ==<br />
En ce qui concerne la stimulation cardiaque, les électrocardiogrammes endocavitaires sont recueillis par les sondes intracardiaques, qu'elles soient ventriculaires (droite ou gauche) ou atriale. On parle alors d'électrogramme endocavitaire (EGM). La détection se fait entre les deux dipôles distaux des sondes (détection bipolaire) ou entre l'anode de la sonde et le boîtier du pacemaker (détection unipolaire).<br />
<br />
Ces signaux sont traités par le pacemaker. Tout d'abord, ils sont filtrés en fonction de leur fréquence, qui est spécifique à chaque onde que l'on souhaite détecter. Par exemple, l'onde P possède une fréquence entre 10 et 50 Hz, tandis que l'onde R a une fréquence entre 10 et 70 Hz. Ensuite, le stimulateur analyse la pente de dépolarisation de l'onde afin de recueillir uniquement le signal d'intérêt, notamment pour discriminer l'onde T. Enfin, il amplifie le signal.<ref>Ritter P, Fischer W. Pratique de la stimulation cardiaque. Springer; 2000. p. 28-34</ref><br />
<br />
Le dispositif utilise ce signal pour détecter l'activité cardiaque spontanée et réagir en conséquence, en stimulant ou non la cavité concernée, ou en traitant les éventuelles arythmies mises en évidence. Les épisodes d'intérêt sont également enregistrés pour l'utilisateur.<br />
<br />
Les épisodes sont généralement restitués sous forme d'une ou deux lignes correspondant à l'EGM de chaque cavité. Une troisième ligne montre l'interprétation de cette activité par le stimulateur, avec des annotations, des marqueurs spécifiques à chaque fabricant.<br />
<br />
[[Fichier:EGM ECG base.png|centré|vignette|687x687px|EGM pace maker en rythme sinusal, le marqueur A correspond à une oreillette spontanée et le R à un ventricule spontanée]]<br />
<br />
== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Fichier:EGM_ECG_base.png&diff=1353Fichier:EGM ECG base.png2023-06-30T19:56:56Z<p>Victor Fournier : </p>
<hr />
<div>EGM ECG base</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=ECG_endocavitaire&diff=1352ECG endocavitaire2023-06-30T19:55:39Z<p>Victor Fournier : /* En stimulation cardiaque */</p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
L’électrocardiogramme endocavitaire (ECG endocavitaire) correspond à un enregistrement de l’activité électrique intracardiaque. Contrairement à l’ECG traditionnel, effectué en plaçant des électrodes sur la peau du patient pour mesurer l’activité électrique du cœur de l'extérieur, l'ECG endocavitaire est recueilli directement dans les cavités cardiaques à l'aide de sondes ou de cathéters. L'enregistrement est réalisé entre deux dipôles, qui se trouvent généralement à l'extrémité des dispositifs utilisés.<br />
<br />
Ce procédé est utilisé en salle d'électrophysiologie pour poser des diagnostics et réaliser des traitements. Il est également utilisé par les pacemakers pour le fonctionnement de leurs algorithmes.<br />
<br />
== En électrophysiologie ==<br />
En électrophysiologie, les ECG endocavitaires jouent un rôle central dans l'approche diagnostique et thérapeutique. Plusieurs cathéters sont placés dans les cavités cardiaques, sur différentes structures anatomiques, afin de recueillir le signal spécifique de chacune d'entre elles. Les cathéters peuvent comporter une ou plusieurs électrodes, et ils peuvent être bipolaires, quadripolaires ou décapolaires (2, 4 ou 10 électrodes)<ref>A. Leenhardt, C. Sebag, F. Extramiana, V. Algalarrondo. L'essentiel en rythmologie. 3ème édition. Médecine science Publications ; 2012. p41-50</ref>.<br />
<br />
Le signal en temps réel est affiché sur une baie électrophysiologique. Il est filtré afin de ne pas être parasité par les perturbations électriques présentes autour du patient.<br />
<br />
Une exploration électrophysiologique standard est souvent réalisée avec une sonde dans le sinus coronaire, une sur le faisceau de His et une variable selon la cavité que l'on souhaite stimuler. <br />
<br />
[[Fichier:Exemple de tracé endocavitaire sur baie d'électrophysiologie.png|centré|vignette|595x595px|Tracé d'EEP montrant une mesure de durée AH et HV. Les lignes I, II et III correspondent à l'ECG de surface, OD à celle de la sonde de l'oreillette droite, HIS à celle de la sonde place sur le mis et SC à celle du sinus coronaire de 9-10 (proximal) à 1-2 (distal)]]Les normes de conduction sont <ref>"ECG spécial endocavitaire." e-cardiogram.com. Disponible sur : [[/www.e-cardiogram.com/ecg-special-endocavitaire/|https://www.e-cardiogram.com/ecg-special-endocavitaire/]] consulté le 02 juin 2023</ref>:<br />
<br />
# Conduction intra-auriculaire, intervalle P-A (25-45 ms)<br />
# Conduction intra-nodale, intervalle AH (60-130 ms)<br />
# Dépolarisation hissienne, potentiel H (10-20 ms)<br />
# Conduction hissienne, intervalle H-V (30-55 ms)<br />
# Conduction intraventriculaire, intervalle QRS (< 110 ms)<br />
<br />
<br />
Le signal peut être qualifié de différentes manières.<br />
<br />
* On peut le décrire comme "shap" ou "mousse" en fonction de sa pente de dépolarisation, plus ou moins abrupte. <br />
* On parle de nearfield pour l'enregistrement de l'ECG endocavitaire d'une structure adjacente à un cathéter, et de farfield pour celui d'une structure plus éloignée. Le second signal présente un aspect plus atténué.<br />
* On peut parler de signal fragmenté lorsqu'il est prolongé, d'une complexité inhabituelle et généralement de faible voltage. Cela traduit une anomalie de propagation du courant électrique (ralentissement/dispersion) dans cette zone.<br />
<br />
De nos jours, les logiciels de cartographie en 3D sont couramment utilisés pour intégrer ces signaux et réaliser une cartographie électrique d'une cavité cardiaque ou une carte de la propagation d'une arythmie.<br />
<br />
== En stimulation cardiaque ==<br />
En ce qui concerne la stimulation cardiaque, les électrocardiogrammes endocavitaires sont recueillis par les sondes intracardiaques, qu'elles soient ventriculaires (droite ou gauche) ou atriale. On parle alors d'électrogramme endocavitaire (EGM). La détection se fait entre les deux dipôles distaux des sondes (détection bipolaire) ou entre l'anode de la sonde et le boîtier du pacemaker (détection unipolaire).<br />
<br />
Ces signaux sont traités par le pacemaker. Tout d'abord, ils sont filtrés en fonction de leur fréquence, qui est spécifique à chaque onde que l'on souhaite détecter. Par exemple, l'onde P possède une fréquence entre 10 et 50 Hz, tandis que l'onde R a une fréquence entre 10 et 70 Hz. Ensuite, le stimulateur analyse la pente de dépolarisation de l'onde afin de recueillir uniquement le signal d'intérêt, notamment pour discriminer l'onde T. Enfin, il amplifie le signal.<ref>Ritter P, Fischer W. Pratique de la stimulation cardiaque. Springer; 2000. p. 28-34</ref><br />
<br />
Le dispositif utilise ce signal pour détecter l'activité cardiaque spontanée et réagir en conséquence, en stimulant ou non la cavité concernée, ou en traitant les éventuelles arythmies mises en évidence. Les épisodes d'intérêt sont également enregistrés pour l'utilisateur.<br />
<br />
Les épisodes sont généralement restitués sous forme d'une ou deux lignes correspondant à l'EGM de chaque cavité. Une troisième ligne montre l'interprétation de cette activité par le stimulateur, avec des annotations, des marqueurs spécifiques à chaque fabricant.<br />
<br />
== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=ECG_endocavitaire&diff=1325ECG endocavitaire2023-06-29T21:57:24Z<p>Victor Fournier : </p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
L’électrocardiogramme endocavitaire (ECG endocavitaire) correspond à un enregistrement de l’activité électrique intracardiaque. Contrairement à l’ECG traditionnel, effectué en plaçant des électrodes sur la peau du patient pour mesurer l’activité électrique du cœur de l'extérieur, l'ECG endocavitaire est recueilli directement dans les cavités cardiaques à l'aide de sondes ou de cathéters. L'enregistrement est réalisé entre deux dipôles, qui se trouvent généralement à l'extrémité des dispositifs utilisés.<br />
<br />
Ce procédé est utilisé en salle d'électrophysiologie pour poser des diagnostics et réaliser des traitements. Il est également utilisé par les pacemakers pour le fonctionnement de leurs algorithmes.<br />
<br />
== En électrophysiologie ==<br />
En électrophysiologie, les ECG endocavitaires jouent un rôle central dans l'approche diagnostique et thérapeutique. Plusieurs cathéters sont placés dans les cavités cardiaques, sur différentes structures anatomiques, afin de recueillir le signal spécifique de chacune d'entre elles. Les cathéters peuvent comporter une ou plusieurs électrodes, et ils peuvent être bipolaires, quadripolaires ou décapolaires (2, 4 ou 10 électrodes)<ref>A. Leenhardt, C. Sebag, F. Extramiana, V. Algalarrondo. L'essentiel en rythmologie. 3ème édition. Médecine science Publications ; 2012. p41-50</ref>.<br />
<br />
Le signal en temps réel est affiché sur une baie électrophysiologique. Il est filtré afin de ne pas être parasité par les perturbations électriques présentes autour du patient.<br />
<br />
Une exploration électrophysiologique standard est souvent réalisée avec une sonde dans le sinus coronaire, une sur le faisceau de His et une variable selon la cavité que l'on souhaite stimuler. <br />
<br />
[[Fichier:Exemple de tracé endocavitaire sur baie d'électrophysiologie.png|centré|vignette|595x595px|Tracé d'EEP montrant une mesure de durée AH et HV. Les lignes I, II et III correspondent à l'ECG de surface, OD à celle de la sonde de l'oreillette droite, HIS à celle de la sonde place sur le mis et SC à celle du sinus coronaire de 9-10 (proximal) à 1-2 (distal)]]Les normes de conduction sont <ref>"ECG spécial endocavitaire." e-cardiogram.com. Disponible sur : [[/www.e-cardiogram.com/ecg-special-endocavitaire/|https://www.e-cardiogram.com/ecg-special-endocavitaire/]] consulté le 02 juin 2023</ref>:<br />
<br />
# Conduction intra-auriculaire, intervalle P-A (25-45 ms)<br />
# Conduction intra-nodale, intervalle AH (60-130 ms)<br />
# Dépolarisation hissienne, potentiel H (10-20 ms)<br />
# Conduction hissienne, intervalle H-V (30-55 ms)<br />
# Conduction intraventriculaire, intervalle QRS (< 110 ms)<br />
<br />
<br />
Le signal peut être qualifié de différentes manières.<br />
<br />
* On peut le décrire comme "shap" ou "mousse" en fonction de sa pente de dépolarisation, plus ou moins abrupte. <br />
* On parle de nearfield pour l'enregistrement de l'ECG endocavitaire d'une structure adjacente à un cathéter, et de farfield pour celui d'une structure plus éloignée. Le second signal présente un aspect plus atténué.<br />
* On peut parler de signal fragmenté lorsqu'il est prolongé, d'une complexité inhabituelle et généralement de faible voltage. Cela traduit une anomalie de propagation du courant électrique (ralentissement/dispersion) dans cette zone.<br />
<br />
De nos jours, les logiciels de cartographie en 3D sont couramment utilisés pour intégrer ces signaux et réaliser une cartographie électrique d'une cavité cardiaque ou une carte de la propagation d'une arythmie.<br />
<br />
== En stimulation cardiaque ==<br />
En ce qui concerne la stimulation cardiaque, les électrocardiogrammes endocavitaires sont recueillis par les sondes intracardiaques, qu'elles soient ventriculaires (droite ou gauche) ou atriale. On parle alors d'électrogramme endocavitaire (EGM). La détection se fait entre les deux dipôles distaux des sondes (détection bipolaire) ou entre l'anode de la sonde et le boîtier du pacemaker (détection unipolaire).<br />
<br />
Ces signaux sont traités par le pacemaker. Tout d'abord, ils sont filtrés en fonction de leur fréquence, qui est spécifique à chaque onde que l'on souhaite détecter. Par exemple, l'onde P possède une fréquence entre 10 et 50 Hz, tandis que l'onde R a une fréquence entre 10 et 70 Hz. Ensuite, le stimulateur analyse la pente de dépolarisation de l'onde afin de recueillir uniquement le signal d'intérêt, notamment pour discriminer l'onde T. Enfin, il amplifie le signal.<ref>Ritter P, Fischer W. Pratique de la stimulation cardiaque. Springer; 2000. p. 28-34</ref><br />
<br />
Le dispositif utilise ce signal pour détecter l'activité cardiaque spontanée et réagir en conséquence, en stimulant ou non la cavité concernée, ou en traitant les éventuelles arythmies mises en évidence. Les épisodes d'intérêt sont également enregistrés pour l'utilisateur.<br />
<br />
Les épisodes sont généralement restitués sous forme d'une ou deux lignes correspondant à l'EGM d'une cavité. Une troisième ligne montre l'interprétation de cette activité par le stimulateur, avec des annotations, des marqueurs spécifiques à chaque fabricant.<br />
<br />
== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=ECG_endocavitaire&diff=1324ECG endocavitaire2023-06-29T21:48:01Z<p>Victor Fournier : </p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
L’électrocardiogramme endocavitaire (ECG endocavitaire) correspond à un enregistrement de l’activité électrique intracardiaque. Contrairement à l’ECG traditionnel, effectué en plaçant des électrodes sur la peau du patient pour mesurer l’activité électrique du cœur de l'extérieur, l'ECG endocavitaire est recueilli directement dans les cavités cardiaques à l'aide de sondes ou de cathéters. L'enregistrement est réalisé entre deux dipôles, qui se trouvent généralement à l'extrémité des dispositifs utilisés.<br />
<br />
Ce procédé est utilisé en salle d'électrophysiologie pour poser des diagnostics et réaliser des traitements. Il est également utilisé par les pacemakers pour le fonctionnement de leurs algorithmes.<br />
<br />
== En électrophysiologie ==<br />
En électrophysiologie, les ECG endocavitaires jouent un rôle central dans l'approche diagnostique et thérapeutique. Plusieurs cathéters sont placés dans les cavités cardiaques, sur différentes structures anatomiques, afin de recueillir le signal spécifique de chacune d'entre elles. Les cathéters peuvent comporter une ou plusieurs électrodes, et ils peuvent être bipolaires, quadripolaires ou décapolaires (2, 4 ou 10 électrodes)<ref>A. Leenhardt, C. Sebag, F. Extramiana, V. Algalarrondo. L'essentiel en rythmologie. 3ème édition. Médecine science Publications ; 2012. p41-50</ref>.<br />
<br />
Le signal en temps réel est affiché sur une baie électrophysiologique. Il est filtré afin de ne pas être parasité par les perturbations électriques présentes autour du patient.<br />
<br />
Une exploration électrophysiologique standard est souvent réalisée avec une sonde dans le sinus coronaire, une sur le faisceau de His et une variable selon la cavité que l'on souhaite stimuler. <br />
<br />
[[Fichier:Exemple de tracé endocavitaire sur baie d'électrophysiologie.png|centré|vignette|595x595px|Tracé d'EEP montrant une mesure de durée AH et HV. Les lignes I, II et III correspondent à l'ECG de surface, OD à celle de la sonde de l'oreillette droite, HIS à celle de la sonde place sur le mis et SC à celle du sinus coronaire de 9-10 (proximal) à 1-2 (distal)]]Les normes de conduction sont :<br />
<br />
# Conduction intra-auriculaire, intervalle P-A (25-45 ms)<br />
# Conduction intra-nodale, intervalle AH (60-130 ms)<br />
# Dépolarisation hissienne, potentiel H (10-20 ms)<br />
# Conduction hissienne, intervalle H-V (30-55 ms)<br />
# Conduction intraventriculaire, intervalle QRS (< 110 ms)<br />
<br />
<br />
Le signal peut être qualifié de différentes manières.<br />
<br />
* On peut le décrire comme "shap" ou "mousse" en fonction de sa pente de dépolarisation, plus ou moins abrupte. <br />
* On parle de nearfield pour l'enregistrement de l'ECG endocavitaire d'une structure adjacente à un cathéter, et de farfield pour celui d'une structure plus éloignée. Le second signal présente un aspect plus atténué.<br />
* On peut parler de signal fragmenté lorsqu'il est prolongé, d'une complexité inhabituelle et généralement de faible voltage. Cela traduit une anomalie de propagation du courant électrique (ralentissement/dispersion) dans cette zone.<br />
<br />
De nos jours, les logiciels de cartographie en 3D sont couramment utilisés pour intégrer ces signaux et réaliser une cartographie électrique d'une cavité cardiaque ou une carte de la propagation d'une arythmie.<br />
<br />
== En stimulation cardiaque ==<br />
En ce qui concerne la stimulation cardiaque, les électrocardiogrammes endocavitaires sont recueillis par les sondes intracardiaques, qu'elles soient ventriculaires (droite ou gauche) ou atriale. On parle alors d'électrogramme endocavitaire (EGM). La détection se fait entre les deux dipôles distaux des sondes (détection bipolaire) ou entre l'anode de la sonde et le boîtier du pacemaker (détection unipolaire).<br />
<br />
Ces signaux sont traités par le pacemaker. Tout d'abord, ils sont filtrés en fonction de leur fréquence, qui est spécifique à chaque onde que l'on souhaite détecter. Par exemple, l'onde P possède une fréquence entre 10 et 50 Hz, tandis que l'onde R a une fréquence entre 10 et 70 Hz. Ensuite, le stimulateur analyse la pente de dépolarisation de l'onde afin de recueillir uniquement le signal d'intérêt, notamment pour discriminer l'onde T. Enfin, il amplifie le signal.<ref>Ritter P, Fischer W. Pratique de la stimulation cardiaque. Springer; 2000. p. 28-34</ref><br />
<br />
Le dispositif utilise ce signal pour détecter l'activité cardiaque spontanée et réagir en conséquence, en stimulant ou non la cavité concernée, ou en traitant les éventuelles arythmies mises en évidence. Les épisodes d'intérêt sont également enregistrés pour l'utilisateur.<br />
<br />
Les épisodes sont généralement restitués sous forme d'une ou deux lignes correspondant à l'EGM d'une cavité. Une troisième ligne montre l'interprétation de cette activité par le stimulateur, avec des annotations, des marqueurs spécifiques à chaque fabricant.<br />
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== Références ==</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=ECG_endocavitaire&diff=1323ECG endocavitaire2023-06-29T21:41:20Z<p>Victor Fournier : </p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
L’électrocardiogramme endocavitaire (ECG endocavitaire) correspond à un enregistrement de l’activité électrique intracardiaque. Contrairement à l’ECG traditionnel, effectué en plaçant des électrodes sur la peau du patient pour mesurer l’activité électrique du cœur de l'extérieur, l'ECG endocavitaire est recueilli directement dans les cavités cardiaques à l'aide de sondes ou de cathéters. L'enregistrement est réalisé entre deux dipôles, qui se trouvent généralement à l'extrémité des dispositifs utilisés.<br />
<br />
Ce procédé est utilisé en salle d'électrophysiologie pour poser des diagnostics et réaliser des traitements. Il est également utilisé par les pacemakers pour le fonctionnement de leurs algorithmes.<br />
<br />
== En électrophysiologie ==<br />
En électrophysiologie, les ECG endocavitaires jouent un rôle central dans l'approche diagnostique et thérapeutique. Plusieurs cathéters sont placés dans les cavités cardiaques, sur différentes structures anatomiques, afin de recueillir le signal spécifique de chacune d'entre elles. Les cathéters peuvent comporter une ou plusieurs électrodes, et ils peuvent être bipolaires, quadripolaires ou décapolaires (2, 4 ou 10 électrodes).<br />
<br />
Le signal en temps réel est affiché sur une baie électrophysiologique. Il est filtré afin de ne pas être parasité par les perturbations électriques présentes autour du patient.<br />
<br />
Une exploration électrophysiologique standard est souvent réalisée avec une sonde dans le sinus coronaire, une sur le faisceau de His et une variable selon la cavité que l'on souhaite stimuler. <br />
<br />
[[Fichier:Exemple de tracé endocavitaire sur baie d'électrophysiologie.png|centré|vignette|595x595px|Tracé d'EEP montrant une mesure de durée AH et HV. Les lignes I, II et III correspondent à l'ECG de surface, OD à celle de la sonde de l'oreillette droite, HIS à celle de la sonde place sur le mis et SC à celle du sinus coronaire de 9-10 (proximal) à 1-2 (distal)]]<br />
Le signal peut être qualifié de différentes manières. On peut le décrire comme "shap" ou "mousse" en fonction de sa pente de dépolarisation, plus ou moins abrupte. On parle de nearfield pour l'enregistrement de l'ECG endocavitaire d'une structure adjacente à un cathéter, et de farfield pour celui d'une structure plus éloignée. Le second signal présente un aspect plus atténué. On peut parler de signal fragmenté lorsqu'il est prolongé, d'une complexité inhabituelle et généralement de faible voltage. Cela traduit une anomalie de propagation du courant électrique (ralentissement/dispersion) dans cette zone.<br />
<br />
De nos jours, les logiciels de cartographie en 3D sont couramment utilisés pour intégrer ces signaux et réaliser une cartographie électrique d'une cavité cardiaque ou une carte de la propagation d'une arythmie.<br />
<br />
== En stimulation cardiaque ==<br />
En ce qui concerne la stimulation cardiaque, les électrocardiogrammes endocavitaires sont recueillis par les sondes intracardiaques, qu'elles soient ventriculaires (droite ou gauche) ou atriale. On parle alors d'électrogramme endocavitaire (EGM). La détection se fait entre les deux dipôles distaux des sondes (détection bipolaire) ou entre l'anode de la sonde et le boîtier du pacemaker (détection unipolaire).<br />
<br />
Ces signaux sont traités par le pacemaker. Tout d'abord, ils sont filtrés en fonction de leur fréquence, qui est spécifique à chaque onde que l'on souhaite détecter. Par exemple, l'onde P possède une fréquence entre 10 et 50 Hz, tandis que l'onde R a une fréquence entre 10 et 70 Hz. Ensuite, le stimulateur analyse la pente de dépolarisation de l'onde afin de recueillir uniquement le signal d'intérêt, notamment pour discriminer l'onde T. Enfin, il amplifie le signal.<ref>Ritter P, Fischer W. Pratique de la stimulation cardiaque. Springer; 2000. p. 28-34</ref><br />
<br />
Le dispositif utilise ce signal pour détecter l'activité cardiaque spontanée et réagir en conséquence, en stimulant ou non la cavité concernée, ou en traitant les éventuelles arythmies mises en évidence. Les épisodes d'intérêt sont également enregistrés pour l'utilisateur.<br />
<br />
Les épisodes sont généralement restitués sous forme d'une ou deux lignes correspondant à l'EGM d'une cavité. Une troisième ligne montre l'interprétation de cette activité par le stimulateur, avec des annotations, des marqueurs spécifiques à chaque fabricant.</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=ECG_endocavitaire&diff=1321ECG endocavitaire2023-06-29T21:38:00Z<p>Victor Fournier : /* En électrophysiologie */</p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
L’électrocardiogramme endocavitaire (ECG endocavitaire) correspond à un enregistrement de l’activité électrique intracardiaque. Contrairement à l’ECG traditionnel, effectué en plaçant des électrodes sur la peau du patient pour mesurer l’activité électrique du cœur de l'extérieur, l'ECG endocavitaire est recueilli directement dans les cavités cardiaques à l'aide de sondes ou de cathéters. L'enregistrement est réalisé entre deux dipôles, qui se trouvent généralement à l'extrémité des dispositifs utilisés.<br />
<br />
Ce procédé est utilisé en salle d'électrophysiologie pour poser des diagnostics et réaliser des traitements. Il est également utilisé par les pacemakers pour le fonctionnement de leurs algorithmes.<br />
<br />
== En électrophysiologie ==<br />
En électrophysiologie, les ECG endocavitaires jouent un rôle central dans l'approche diagnostique et thérapeutique. Plusieurs cathéters sont placés dans les cavités cardiaques, sur différentes structures anatomiques, afin de recueillir le signal spécifique de chacune d'entre elles. Les cathéters peuvent comporter une ou plusieurs électrodes, et ils peuvent être bipolaires, quadripolaires ou décapolaires (2, 4 ou 10 électrodes).<br />
<br />
Le signal en temps réel est affiché sur une baie électrophysiologique. Il est filtré afin de ne pas être parasité par les perturbations électriques présentes autour du patient.<br />
<br />
Une exploration électrophysiologique standard est souvent réalisée avec une sonde dans le sinus coronaire, une sur le faisceau de His et une variable selon la cavité que l'on souhaite stimuler. <br />
<br />
[[Fichier:Exemple de tracé endocavitaire sur baie d'électrophysiologie.png|centré|vignette|595x595px]]<br />
Le signal peut être qualifié de différentes manières. On peut le décrire comme "shap" ou "mousse" en fonction de sa pente de dépolarisation, plus ou moins abrupte. On parle de nearfield pour l'enregistrement de l'ECG endocavitaire d'une structure adjacente à un cathéter, et de farfield pour celui d'une structure plus éloignée. Le second signal présente un aspect plus atténué. On peut parler de signal fragmenté lorsqu'il est prolongé, d'une complexité inhabituelle et généralement de faible voltage. Cela traduit une anomalie de propagation du courant électrique (ralentissement/dispersion) dans cette zone.<br />
<br />
De nos jours, les logiciels de cartographie en 3D sont couramment utilisés pour intégrer ces signaux et réaliser une cartographie électrique d'une cavité cardiaque ou une carte de la propagation d'une arythmie.<br />
<br />
== En stimulation cardiaque ==<br />
En ce qui concerne la stimulation cardiaque, les électrocardiogrammes endocavitaires sont recueillis par les sondes intracardiaques, qu'elles soient ventriculaires (droite ou gauche) ou atriales. On parle alors d'électrogramme endocavitaire (EGM). La détection se fait entre les deux dipôles distaux des sondes (détection bipolaire) ou entre la pointe de la sonde et le boîtier du pacemaker (détection unipolaire).<br />
<br />
Ces signaux sont traités par le pacemaker. Tout d'abord, ils sont filtrés en fonction de leur fréquence, qui est spécifique à chaque onde que l'on souhaite détecter. Par exemple, l'onde P possède une fréquence entre 10 et 50 Hz, tandis que l'onde R a une fréquence entre 10 et 70 Hz. Ensuite, le stimulateur analyse la pente de dépolarisation de l'onde afin de recueillir uniquement le signal d'intérêt, notamment pour discriminer l'onde T. Enfin, il amplifie le signal.<br />
<br />
Le dispositif utilise ce signal pour détecter l'activité cardiaque spontanée et réagir en conséquence, en stimulant ou non la cavité concernée, ou en traitant les éventuelles arythmies mises en évidence. Les épisodes d'intérêt sont également enregistrés pour l'utilisateur.<br />
<br />
Les épisodes sont généralement restitués sous forme d'une ou deux lignes correspondant à l'EGM d'une cavité. Une troisième ligne montre l'interprétation de cette activité par le stimulateur, avec des annotations, des marqueurs spécifiques à chaque fabricant.</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=Fichier:Exemple_de_trac%C3%A9_endocavitaire_sur_baie_d%27%C3%A9lectrophysiologie.png&diff=1320Fichier:Exemple de tracé endocavitaire sur baie d'électrophysiologie.png2023-06-29T21:36:34Z<p>Victor Fournier : </p>
<hr />
<div>Tracé d'EEP montrant une mesure de durée AH et HV. Les lignes I, II et III correspondent à l'ECG de surface, OD à celle de la sonde de l'oreillette droite, HIS à celle de la sonde place sur le mis et SC à celle du sinus coronaire de 9-10 (proximal) à 1-2 (distal)</div>Victor Fournierhttps://cardiologie.uness.fr/portail/index.php?title=ECG_endocavitaire&diff=1319ECG endocavitaire2023-06-29T21:29:03Z<p>Victor Fournier : </p>
<hr />
<div>== Introduction ==<br />
L’électrocardiogramme endocavitaire (ECG endocavitaire) correspond à un enregistrement de l’activité électrique intracardiaque. Contrairement à l’ECG traditionnel effectué en plaçant des électrodes sur la peau du patient pour mesurer l’activité électrique du cœur de l'extérieur, l'ECG endocavitaire est recueilli directement dans les cavités cardiaques à l'aide de sondes ou de cathéters. L'enregistrement est réalisé entre deux dipôles, qui se trouvent généralement à l'extrémité des dispositifs utilisés.<br />
<br />
Ce procédé est utilisé en salle d'électrophysiologie pour poser des diagnostics et réaliser des traitements. Il est également utilisé par les pacemakers pour le fonctionnement de leurs algorithmes.<br />
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== En électrophysiologie ==<br />
En électrophysiologie, les ECG endocavitaires jouent un rôle central dans l'approche diagnostique et thérapeutique. Plusieurs cathéters sont placés dans les cavités cardiaques, sur différentes structures anatomiques, afin de recueillir le signal spécifique de chacune d'entre elles. Les cathéters peuvent comporter une ou plusieurs électrodes, et ils peuvent être bipolaires, quadripolaires ou décapolaires (2, 4 ou 10 électrodes).<br />
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Le signal en temps réel est affiché sur une baie électrophysiologique. Il est filtré afin de ne pas être parasité par les perturbations électriques présentes autour du patient.<br />
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Une exploration électrophysiologique standard est souvent réalisée avec une sonde dans le sinus coronaire, une sur le faisceau de His et une dans le ventricule. Les ECG endocavitaires de l'oreillette, de la jonction atrioventriculaire et du ventricule sont alors enregistrés.<br />
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Le signal peut être qualifié de différentes manières. On peut le décrire comme "shap" ou "mousse" en fonction de sa pente de dépolarisation, plus ou moins abrupte. On parle de nearfield pour l'enregistrement de l'ECG endocavitaire d'une structure adjacente à un cathéter, et de farfield pour celui d'une structure plus éloignée. Le second signal présente un aspect plus atténué. On peut parler de signal fragmenté lorsqu'il est prolongé, d'une complexité inhabituelle et généralement de faible voltage. Cela traduit une anomalie de propagation du courant électrique (ralentissement/dispersion) dans cette zone.<br />
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De nos jours, les logiciels de cartographie en 3D sont couramment utilisés pour intégrer ces signaux et réaliser une cartographie électrique d'une cavité cardiaque ou une carte de la propagation d'une arythmie.<br />
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== En stimulation cardiaque ==<br />
En ce qui concerne la stimulation cardiaque, les électrocardiogrammes endocavitaires sont recueillis par les sondes intracardiaques, qu'elles soient ventriculaires (droite ou gauche) ou atriales. On parle alors d'électrogramme endocavitaire (EGM). La détection se fait entre les deux dipôles distaux des sondes (détection bipolaire) ou entre la pointe de la sonde et le boîtier du pacemaker (détection unipolaire).<br />
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Ces signaux sont traités par le pacemaker. Tout d'abord, ils sont filtrés en fonction de leur fréquence, qui est spécifique à chaque onde que l'on souhaite détecter. Par exemple, l'onde P possède une fréquence entre 10 et 50 Hz, tandis que l'onde R a une fréquence entre 10 et 70 Hz. Ensuite, le stimulateur analyse la pente de dépolarisation de l'onde afin de recueillir uniquement le signal d'intérêt, notamment pour discriminer l'onde T. Enfin, il amplifie le signal.<br />
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Le dispositif utilise ce signal pour détecter l'activité cardiaque spontanée et réagir en conséquence, en stimulant ou non la cavité concernée, ou en traitant les éventuelles arythmies mises en évidence. Les épisodes d'intérêt sont également enregistrés pour l'utilisateur.<br />
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Les épisodes sont généralement restitués sous forme d'une ou deux lignes correspondant à l'EGM d'une cavité. Une troisième ligne montre l'interprétation de cette activité par le stimulateur, avec des annotations, des marqueurs spécifiques à chaque fabricant.</div>Victor Fournier