ITRM940356A1

ITRM940356A1 - Perfezionamento nei sistemi stimolatori cardiaci

Info

Publication number: ITRM940356A1
Application number: IT000356A
Authority: IT
Inventors: Massimo Ceccarelli; Gianni Plicchi
Original assignee: Medtronic Inc Societa Del Minneso Ta
Priority date: 1994-06-06
Filing date: 1994-06-06
Publication date: 1995-12-06
Also published as: IT1272265B; ITRM940356A0; US5501702A

Description

DESCRIZIONE

a corredo di una domanda di Brevetto d'invenzione, avente per titolo:

"Perfezionamento nei sistemi stimolatori cardiaci".

La presente invenzione si riferisce al campo dei dispositivi medici impiantabili e, in modo più particolare, concerne i dispositivi cardiaci impiantabili, quali gli stimolatori cardiaci, i defibrilla tori e simili.

Un'ampia varietà di stimolatori cardiaci sono attualmente noti e reperibili in commercio. Gli stimolatori cardiaci sono generalmente caratterizzati dalle camere del cuore in associazione alle quali es^ si sono capaci di effettuare la rivelazione elettrica, dalle camere a cui forniscono gli stimoli di cadenzamento e dalla loro capacità di rispondere, nel loro funzionamento, ad indici di normale o di anorma^ le funzionamento cardiaco. Alcuni stimolatori cardia ci forniscono gli stimoli di cadenzamento ad intervalli regolari fissi, senza tenere conto delia attività cardiaca che si verifica per via naturale. Più comunemente, tuttavia, gli stimolatori cardiaci rivi; lano l'attività elettrica cardiaca in una oppure in ambedue le camere del cuore ed inibiscono oppure avviano la erogazione degli stimoli di cadenzamento al cuore sulla base del verificarsi e del riconoscimento di eventi elettrici intrinseci rivelati. Un cosi detto stimolatore cardiaco "VVI", per esempio, rivela l'attività elettrica cardiaca nel ventricolo del cuore del paziente e fornisce gli stimoli di cadenzamento al ventricolo soltanto in assenza di segnali elettrici indicativi di contrazioni ventricoli ri naturali. Uno stimolatore cardiaco "DDD'', d'altra parte, rivela i segnali elettrici sia nell'atrio sia nel ventricolo del cuore del paziente e fornisce impulsi di stimolazione atriale in assenza di segnali indicativi di contrazioni atriali naturali e stimoli di stimolazione ventricolare in assenza di segnali indicativi di contrazioni ventricolari naturali. La erogazione di ciascuno stimolo di cadenzamento da uno stimolatore cardiaco DDD è sincronizzata con even ti rivelati o stimolati precedenti.

Sono anche noti degli stimolatori cardiaci che rispondono ad altri tipi di segnali fisiologicamente basati, per esempio segnali provenienti da sen sori per misurare la pressione all'interno del ventricolo del paziente oppure per misurare il livello della attività fisica del paziente. In questi ultimi anni, sono diventati disponibili degli stimolatori cardiaci che misurano la domanda metabolica di ossigeno e variano la frequenza di cadenzamento in risposta ad essa. Forse, il procedimento più largamente utilizzato per misurare la necessità di sangue ossigenato consiste nel misurare l'attività fisi ca del paziente per mezzo di un trasduttore piezoelettrico. Un tale stimolatore cardiaco è descritto nel brevetto statunitense No. 4.485.813, rilasciato a nome di Anderson et al.

Nei tipici stimolatori cardiaci della tecnica precedente rispondenti alla frequenza cardiaca, la frequenza di stimolazione è determinata in conformità con l'uscita da un sensore di attività. La frequenza di stimolazione o di cadenzamento è variabile fra un predeterminato livello massimo ed un predeter minato livello minimo, i quali possono essere scelti da un medico fra una pluralità di regolazioni programmabili per i limiti superiori ed inferiori della frequenza cardiaca. Quando l'uscita del sensore di attività indica che il livello di attività del paziente è aumentato, la frequenza di cadenzamento vie ne aumentata dalla frequenza inferiore programmata in una misura incrementale che è determinata come funzione dell'uscita del sensore di attività. In altre parole, la frequenza di cadenzamento sensibile alla frequenza cardiaca o frequenza di cadenzamento di "bersaglio" in uno stimolatore cardiaco risponden te alla frequenza cardiaca è determinata nella manie ra seguente:

frequenza di bersaglio = frequenza inferiore programmata f (uscita del sensore)

in cui f rappresenta tipicamente una funzione lineare o monotona dell'uscita del sensore. Fintanto che l'attività del paziente continua ad essere indicata, la frequenza di cadenzamento viene periodicamente aumentata in misure incrementali calcolate in conformità con la formula sopra riportata, fino a che viene raggiunto il limite superiore programmato della frequenza cardiaca. Quando l'attività del paziente cessa, la frequenza di cadenzamento viene gra dualmente ridotta, fino a che viene raggiunto il limite inferiore programmato della frequenza cardiaca.

Nello sforzo di minimizzare i problemi dei pa^ zienti e prolungare o estendere la durata utile di uno stimolatore cardiaco impiantato, è diventata pra tica comune fornire numerosi parametri programmabili, allo scopo di permettere al medico di scegliere e/o periodicamente regolare i parametri desiderati oppure adattare o ottimizzare il sistema di cadenzamento alle esigenze fisiologiche del paziente. Il medico può regolare le regolazioni dell'energia di uscita in modo da aumentare al massimo la longevità della batteria dello stimolatore cardiaco, assicurando nel 10 stesso tempo un adeguato margine di sicurezza per 11 paziente. Inoltre, il medico può regolare la soglia di rivelazione in modo da assicurare una adegua ta rivelazione della depolarizzazione intrinseca del tessuto cardiaco, mentre nello stesso tempo impedisce gli eccessi di rivelazione degli eventi in desiderati, per esempio una interferenza miopotenzia le oppure una interferenza elettromagnetica (EMI). Inoltre, si richiede che i parametri programmabili tipicamente permettano ed ottimizzino una funzione di risposta dello stimolatore cardiaco alla frequenza cardiaca. Per esempio, la serie degli stimolatori cardiaci Legend and Activitrax della Medtronic, Ine. sono stimolatori cardiaci multiprogrammab ili, sensibili alla frequenza cardiaca, aventi i seguenti parametri programmabili: modo di cadenzamento, sensi bilità, periodo refrattario, ampiezza degli impulsi, larghezza degli impulsi, limiti inferiore e superiore della frequenza cardiaca naturale, guadagno di risposta della frequenza cardiaca naturale e soglia di attività.

Per uno qualsiasi di questi noti stimolatori cardiaci sensibili alla frequenza cardiaca, è chiara^ mente desiderabile che l'uscita del sensore sia correlata nella massima misura possibile con le effettive esigenze metaboliche e fisiologiche del paziente, per cui la risultante frequenza di cadenzamento sensibile alla frequenza cardiaca possa essere regolata a livelli appropriati. Un sensore di attività piezoelettrico può essere usato soltanto per determi nare per via indiretta le esigenze metaboliche. La attività fisica rivelata può essere influenzata da un movimento della parte superiore del corpo. Pertan^ to, un esercizio che implichi un movimento di un braccio può fornire segnali che sono inappropriatamente maggiori della esigenza metabolica. Viceversa, esercizi che stimolano soltanto la parte inferiore del corpo, per esempio l'impiego di una bicicletta, possono fornire una scarsa indicazione delle esigenze metaboliche, mentre le esigenze effettive sono molto elevate. Pertanto, sarebbe desiderabile implementare uno stimolatore cardiaco che risponda alla frequenza cardiaca, il quale è progettato su un para metro che viene messo in correlazione diretta con la esigenza metabolica.

Una minuscola ventilazione (Ve) ha dimostrato clinicamente di essere un parametro che può essere correlato direttamente con le esigenze metaboliche e fisiologiche effettive del paziente. Una ventilazione minuscola è definita dall'equazione:

in cui RR = frequenza di respirazione in respiri per minuto (rpm), e VT = volume di flusso in litri. Clinicamente, la misurazione di Ve viene eseguita facendo respirare il paziente direttamente in un dispositivo che misura lo scambio di aria e calco la il volume per minuto. La misura diretta di Ve non è possibile con un dispositivo impiantato. Tuttavia, Ve può essere misurato indirettamente attraverso il monitoraggio delle variazioni di impedenza nella cavità toracica del paziente. Tali misure di impedenza possono essere eseguite come circuiteria impiantabile e con terminali impiantabili.

In generale, la misura dell'impedenza presente fra due o più posizioni di rivelazione è riferita come reografia. Tipicamente, una misurazione reografica implica la erogazione di un impulso di corrente costante fra due elettrodi di "sorgente", in modo ta^ le che la corrente venga condotta attraverso qualche regione del tessuto del paziente, e quindi misurando la differenza di tensione fra due elettrodi di "regi strazione" per accertare l'impedenza del tessuto, la differenza di tensione avendo origine dalla condu zione dell'impulso di corrente attraverso il tessuto.

Uno stimolatore cardiaco con capacità reograf che può misurare l'impedenza toracica in un paziente attraverso la erogazione di una corrente nota fra due degli elettrodi dello stimolatore cardiaco. Uno stimolatore cardiaco capace di misurare l'impedenza toracica con reografia è descritto nel brevetto statunitense No. 4.702.253, rilasciato a Nappholz et al il 27 Ottobre 1987; il brevetto di Nappholz et al è stato citato a titolo di riferimento nella sua interezza. Nella disposizione di Nappholz, la grandezza del cambiamento del segnale di impedenza corrispon de al volume di flusso totale e la frequenza di cambiamento corrisponde alla frequenza di respirazione.

Nel brevetto statunitense No. 4.721.110, riU sciata a nome di Lampadius il 26 Gennaio 1988, è descritta una disposizione reografica per uno stimolatore cardiaco in cui la frequenza di cadenzamento di base dello stimolatore cardiaco è determinata, in parte, da un segnale rappresentativo della frequenza di respirazione, ottenuto per via reografica. In con formità con il brevetto di Lampadius, impulsi di cor rente reografici possono interferire con la rivela zione dei segnali elettrici cardiaci e, pertanto, vengono erogati soltanto durante il periodo di refrattarietà che precede immediatamente la erogazione di un impulso di stimolazione.

Continua ad esservi un ampio interesse fra i costruttori di generatori impiantabili di impulsi per l'uso delle tecniche reografiche per misurare ta li parametri fisiologici quali la minuscola ventilazione. Ciò è dovuto in parte al fatto che le tecniche reografiche consentono la misurazione dei parametri fisiologici senza la necessità di un senso re speciale (come il sensore piezoelettrico sul cesto degli stimolatori cardiaci di rivelazione di attività). Le tecniche reografiche richiedono, al massimo, l'impiego di una molteplicità di elettrodi col^ locati su un classico segmento o terminale di cadenzamene .

Sono attualmente disponibili in commercio parecchi dispositivi implantabilì che utilizzano le tecniche reografiche per regolare la frequenza di ca^ denzamento in conformità con le esigenze metaboliche. Per esempio, il dispositivo Biorate fabbricato dalla Biotec International, Bologna, Italia, utilizza una disposizione reografica a doppia polarità (vale a di^ re configurazione a due elettrodi) per monitorare la frequenza respiratoria del paziente. Il dispositivo Meta-MV fabbricato dalla Telectronics, Ine., Englewood, Colorado, utilizza una disposizione reografica tripolare per monitorare la frequenza respiratoria del paziente. Il dispositivo di Precept fabbricato dalla CPI, St. Paul, Minnesota, utilizza una disposi zione reografica tetrapolare per monitorare l'intervallo di pre-elezione (PEI) del paziente, il volume per corsa (SV) e la contrattilità del tessuto cardia co. E' ben noto che altri costruttori stanno esplorando oppure hanno esplorato l'impiego delle tecniche reografiche per monitorare i parametri fisiologi ci.

I parametri misurati per via reografica nei dispositivi attualmente noti sono essenzialmente derivati da due sorgenti: respirazione e sistole cardiaca. La respirazione viene misurata tipicamente con una configurazione bipolare in cui vengono usati il cesto conduttore dello stimolatore cardiaco ed un elettrodo di estesa area superficiale, oppure con una configurazione tripolare che utilizza tradizionali conduttori di cadenzamento/rivelazione aventi elettrodi con area superficiale molto più piccola. Con le configurazioni che utilizzano conduttori terminali di piccola area superficiale, le funzioni di sorgente e di registrazione debbono essere mantenute distanziate, per evitare la rivelazione delle variazioni delle resistenze di contatto. 1 segnali che ra£ presentano la frequenza respiratoria, il volume di flusso e la ventilazione minuscola possono essere de rivati utilizzando configurazioni bipolari o tripola ri.

Attualmente si ritiene che la rivelazione del la sistole cardiaca, d'altra parte, richieda una con figurazione tetrapolare. L'intervallo di pre-eiezio ne, il volume di gittata e la contrattilità possono essere derivati da una configurazione reografica tetrapolare.

Tentativi sono stati effettuati e descritti nella letteratura per utilizzare configurazioni reografiche bipolari (per esempio le configurazioni di rivelazione Tip-to-Can oppure Tip-to-Ring) con tradi^ zionali conduttori di cadenzamento/rivelazione, per rivelare sia la respirazione sia la sistole. Tuttavia, tali procedimenti non sembrano condurre ad un risultato utile, poiché soltanto le tecniche multipo lari raggiungono consistenti misure di impedenza uti^ lizzando elettrodi di piccola area superficiale.

Secondo l'esperienza degli inventori, le configurazioni reografiche bipolari che derivano un segnale che è una struttura composita di effetti della sistole cardiaca e di effetti della respirazio ne, sono fortemente suscettibili nei confronti delle variazioni della resistenza di contatto degli elettrodi. La resistenza di contatto varia poiché la respirazione e la sistole cardiaca inducono una deformazione del conduttore di cadenzamento/rivelazio ne, modificando cosi la pressione sull'elettrodo di punta sul tessuto del miocardio. Conduttori avvitati riducono, ma non eliminano, la inconsistenza della misurazione reografica bipolare.

Perciò, si ritiene che si richiedano diverse configurazioni di elettrodi per rivelare sia la respirazione sia la sistole cardiaca. In altre parole, sia la posizione sia la funzione degli elettrodi debbono essere diverse, in dipendenza dal fatto se debba essere misurata la sistole cardiaca o la respi razione.

Una ulteriore considerazione nella scelta del la configurazione degli elettrodi per uno stimolatore cardiaco è la necessità di una accurata rivelazio ne dei segnali elettrici cardiaci, inclusi quelli as^ sodati alle contrazioni atriali (vale a dire le onde "P") e di quelli associati alle contrazioni ventricolari (onde "R" oppure complessi "QRS"). La rive lazione atriale è particolarmente difficile, a causa della piccola grandezza delle onde P in relazione alle onde R ed a causa dei risultanti problemi di discriminazione fra le onde P e le onde R. Con un singolo unico elettrodo atriale, il segnale atriale (onda P) rivelato dall'elettrodo atriale è molto simile al segnale ventricolare (onda R) che ap pare sullo stesso elettrodo. Una semplice amplificazione del segnale atriale, pertanto, non agevola la discriminazione dei segnali atriali da quelli ventri colari rivelati nell'atrio oppure nella discriminazione dei segnali atriali dai miopotenziali o dalle interferenze esterne.

L'impiego di più di un elettrodo atriale ha dimostrato di essere utile nella discriminazione dei segnali atriali. Ciò si verifica perchè due elettrodi atriali collocati in diverse posizioni nell'atrio riveleranno simili segnali ventricolari, ma riveleranno segnali atriali che sono diversi sia per ampiezza sia per morfologia.

Nei convenzionali sistemi di stimolatori cardiaci, la configurazione degli elettrodi è fissa, in modo tale che a ciascun elettrodo possa essere assegnata una funzione specifica (il collocamento dello elettrodo, naturalmente, essendo anche fisso). Per e sempio, nel summenzionato dispositivo Meta-MV della Telectronics , l'elettrodo di punta del conduttore polare di cadenzamento/rivelazione è sempre in fase di "registrazione'' (vale a dire ricezione di corrente), l'elettrodo ad anello del terminale è sempre in “sorgente" (vale a dire producendo corrente) e lo stimolatore cardiaco conduttore presenta un cesto che è sempre un elettrodo di sorgente e di registrazione. Questa configurazione consente anche la misura della variazione di impedenza principalmente dovu ta alla respirazione.

Nel dispositivo CP1 Precept, l'elettrodo di punta rappresenta sempre la "sorgente", il cesto rap) presenta anche sempre la "sorgente" e due elettrodi ad anello sul terminale di cadenzamento prossimo all'elettrodo di punta sono sempre in fase di "registrazione". Questa configurazione consente la misura zione della variazione di impedenza principalmente a causa della sistole cardiaca.

Deve ancora essere dimostrato nella tecnica, tuttavia, un dispositivo impiantabile capace di adat tare dinamicamente la sua configurazione degli elettrodi agli scopi di ottenere diverse misurazioni fisiologiche.

SOMMARIO DELL'INVENZIONE

Una caratteristica della presente invenzione, pertanto, consiste nel fatto che un dispositivo di stimolazione cardiaca impiantabile è fornito di una circuiteria per adattare dinamicamente la sua configurazione degli elettrodi in modo tale che lo stesso elettrodo possa svolgere diverse funzioni in tempi diversi.

Un'altra caratteristica della presente invenzione è quella di uno stimolatore cardiaco che è capace di riassegnare la funzione elettrica di una piu ralità di elettrodi impiantati, in modo tale che una molteplicità di configurazioni di rivelazione possano essere realizzate con una pluralità di elettrodi fisicamente fissi.

Ancora un'altra caratteristica dell'invenzione consiste nel fatto che viene fornito uno stimolatore cardiaco capace di svolgere una pluralità di di^ verse operazioni di rivelazione su base di distribuzione del tempo.

In conformità con la presente invenzione, una circuiteria di commutazione è fornita di una circuiteria di commutazione per consentire ai segnali di rivelazione provenienti da una pluralità di elettrodi impiantati di essere selettivamente applicati alla circuiteria di rivelazione e di percezione nello stimolatore cardiaco. Una circuiteria di controllo nello stimolatore cardiaco controlla il funzionamento dei circuiti di commutazione e di un generatore di impulsi di corrente di reografia, in modo tale che una pluralità di feritoie di tempo siano definite durante un intervallo di rivelazione. Durante le successive finestre di tempo, una diversa funzione e lettrica può essere assegnata allo stesso elettrodo.

BREVE DESCRIZIONE DEI DISEGNI

I precedenti ed altri aspetti della presente invenzione saranno meglio apprezzati con riferimento alla descrizione dettagliata di una specifica forma di realizzazione dell'invenzione, esposta nel seguito, quando letta con riferimento ai disegni allegati, in cui:

la Figura 1 rappresenta uno schema a blocchi di uno stimolatore cardiaco in conformità con una forma di realizzazione della presente invenzione;

la Figura 2 rappresenta uno schema delle matrici di commutazione, della sorgente di corrente e del circuito di rivelazione di impedenza dallo stime) latore cardiaco della Figura 1;

la Figura 3 rappresenta un diagramma che illu stra la configurazione di un terminale per lo stimolatore cardiaco delia Figura 1;

le Figure 4, 5, 6 e 7 rappresentano diagrammi che illustrano quattro configurazioni per misurazioni reografiche disponibili con la configurazione del terminale della Figura 3;

la Figura Θ rappresenta un diagramma che illu^ stra una seconda configurazione di un terminale per lo stimolatore cardiaco della Figura 1;

le Figure 9 e 10 rappresentano diagrammi che illustrano due configurazioni di misurazioni reografiche disponibili con la configurazione del terminale della Figura 8;

la Figura 11 rappresenta un diagramma che illustra una terza configurazione di un terminale per lo stimolatore cardiaco della Figura 1;

le Figure 12 e 13 rappresentano diagrammi che illustrano due configurazioni per misurazioni reogra^ fiche disponibili con la configurazione del terminale della Figura 11;

la Figura 14 rappresenta un diagramma che illustra una quarta configurazione del terminale per lo stimolatore cardiaco della Figura 1; e

le Figure 15, 16, 17 e 18 rappresentano diagrammi che illustrano quattro configurazioni per misurazioni reografiche disponibili con la configurazione del terminale della Figura 14.

DESCRIZIONE DETTAGLIATA DELL'INVENZIONE Con riferimento alla Figura 1, in essa è rappresentato uno schema a blocchi semplificato di uno stimolatore cardiaco impiantabile 10, in conformità ad una forma di realizzazione della presente invenzione. Lo stimolatore cardiaco 10 opera sotto il con trollo della circuiteria di controllo 12 che pud includere un microprocessore oppure una circuiteria iri tegrata costruita sulla base delle specifiche del cliente, come potrebbe essere apprezzato da coloro che hanno normale esperienza in questo settore. La circuiteria di controllo 12 è collegata alla circuiteria di stimolazione/rivelazione 14, in modo tale che la circuiteria di stimolazione/rivelazione 14 possa fornire segnali alla circuiteria di controllo 12 per indicare la rivelazione di eventi cardiaci elettrici (onde P, onde R e simili) ed in modo tale che la circuiteria di controllo 12 possa fornire impulsi di scatto o di avviamento alla circuiteria di stimolazione/rivelazione 14 per iniziare la erogazio ne di impulsi di stimolazione cardiaca.Nella misura in cuila circuiteria di controllo 12 e la circuiteria di stimolazione/rivelazione 14 operano per rivelare eventi cardiaci e forniscono impulsi di stimolezione cardiaca, questi circuiti sono di progettazione convenzionale e ben nota e non verranno descritti in ulteriore dettaglio. Si ritiene che coloro che hanno normale esperienza in questo settore siano perfettamente a conoscenza della progettazione e del funzionamento della circuiteria di controllo dello stimolatore cardiaco e della circuiteria di stimolazione/rivelazione, come quella che è inclusa nello stimolatore cardiaco 10 in conformità con la forma di realizzazione dell'invenzione in corso di descrizione.

Una circuiteria di controllo ed una circuiteria di stimolazione/rivelazione convenienti per l'ii piego nella pratica della presente invenzione sono descritte in qualche dettaglio nel brevetto statunitense No. 5.052.388 di Sivula et al., il quale brevetto è stato ceduto alla cessionario e richiedente della presente invenzione e viene citato nella sua interezza a titolo di riferimento. Tuttavia, si ritiene che uno qualsiasi degli stimolatori cardiaci ben noti e disponibili in commercio possa essere facilmente adattato in conformiti con la presente invenzione da coloro che hanno normale esperienza in questo settore, conseguendo i vantaggi della presente descrizione.

Come rappresentato nella Figura 1, la circuitene 14 di stimolazione/rivelazione viene collegata ad una pluralità dei conduttori isolati contrassegna ti nel loro assieme nella Figura 1 con il numero di riferimento 16. Deve essere sottinteso che il collegamento fra i conduttori terminali 16 e la circuitene di stimolazione/rivelazione 14 può essere implementato utilizzando una qualsiasi delle ben note disposizioni di connessione dei terminali. Per esempio, i conduttori terminali 16 disposti in uno o più terminali di stimolazione/rivelazione impiantabili possono essere collegati ad una circuiteria interna allo stimolatore cardiaco 10 per mezzo di un convenzionale blocco o zoccolo connettore di terminali disposto sulla capsula dello stimolatore cardiaco. I dettagli dei collegamenti tra i terminali impiantabi_ li e la circuiteria dello stimolatore cardiaco 10 non verranno ora descritti in dettaglio, dato che si ritiene che il modo di esecuzione di tali collegameri ti sia ben noto e possa essere prontamente implementato da coloro che hanno normale esperienza in questo settore.

I conduttori terminali 16 sono anche collegati nello stimolatore cardiaco 10 della Figura 1 ad una prima matrice di commutazione 18 e ad una seconda matrice di commutazione 20. Come verrà descritto nel seguito in maggiore dettaglio, la matrice dì com mutazione 18 stabilisce un intercollegamento selezio nabile fra alcuni particolari conduttori terminali 16 ed una sorgente di corrente 22, allo scopo di ero gare impulsi di reografia ai conduttori isolati 16. In maniera simile, la matrice di commutazione 20 sta bilisce un intercollegamento selezionabile fra alcuni particolari conduttori terminali 16 ed un circuito 24 di rivelazione di impedenza, allo scopo di ricevere impulsi reografici dai conduttori terminali 16.

Come rappresentato nella Figura 1, la sorgente di corrente 22 riceve almeno un segnale di controllo sulla linea 23, emesso dalla circuiterìa di controllo 12. La sorgente di corrente 22 agisce in risposta ai segnali di controllo emessi dalla circuiterìa di controllo 12 per erogare impulsi reografici a corrente costante sui conduttori terminali 16. Come verrà descritto nel seguito in maggiore dettaglio, la matrice di commutazione 18 funziona in modo da determinare quale dei conduttori terminali 16 riceverà gli impulsi di corrente di reografia generati dalla sorgente di corrente 22. I dettagli di implementazione della sorgente di corrente 22 non so no critici per la comprensione della presente invenzione si ritiene che coloro che hanno normale esperienza nel settore circuitale saranno in grado di implementare la sorgente di corrente 22 in varie maniere idonee agli scopi della presente invenzione.

Il circuito 24 di rivelazione di impedenza è idoneo a monitorare la tensione fra coppie di elettrodi a cui esso viene selettivamente collegato mediante azionamento della matrice di commutazione 20, allo scopo di determinare la tensione (e quindi l'im pedenza) esistente fra i due elettrodi. Come sarebbe possibile apprezzare da parte di coloro che sono esperti nelle tecniche reografiche, tale misurazione di impedenza può fornire una indicazione di vari eventi fisiologici, inclusa la sistole cardiaca ed i cicli respiratori, come precedentemente discusso. Nella forma di realizzazione attualmente preferita della presente invenzione, il circuito 24 di rivelazione di impedenza è costituito da un amplificatore differenziale, la cui implementazione sarebbe questione di routine per coloro che hanno normale esperienza nella tecnica circuitale.

Un convertitore analogico-digitale (ADC) 26 è collegato all'uscita del circuito 24 di rivelazione di impedenza. II circuito 24 di rivelazione di im pedenza produce una tensione di uscita di impedenza che è proporzionale all'impedenza esistente fra una coppia scelta di elettrodi terminali. Il convertitore ADC 26, a sua volta, produce un valore digitale a bit multipli corrispondente alla tensione analogica di uscita del circuito rivelatore di impedenza. Il valore digitale dell'impedenza viene quindi applicato al circuito di controllo 12. Si ritiene che sareb be conveniente per l'uso nella pratica della presente invenzione uno qualsiasi dei vari ben noti e commercialmente disponibili convertitori ADC e che nessuna descrizione dettagliata della progettazione e del funzionamento del convertitore ADC 26 sia nella presente necessaria.

Facendo ora riferimento alla Figura 2, in essa è rappresentato uno schema più dettagliato dei circuiti di commutazione 18 e 20 e l'intercollegamen to di tali circuiti con la sorgente di corrente reografica 22 e con il circuito 24 di rivelazione di im pedenza. Nella Figura 2, vi sono cinque conduttori terminali 16, i quali sono singolarmente contrassegnati nella Figura 2 con i numeri di riferimento da 16-1 a 16-5. Ciascuno dei conduttori terminali 16 è collegato ad un diverso elettrodo disposto in relazi£ ne di rivelazione nel corpo del paziente. Per esempio nella forma di realizzazione della Figura 2, i conduttori terminali 16-4 e 16-5 sono collegati a separati elettrodi ventricolari su un terminale di stimolazione/rivelazione impiantato, i conduttori 16-2 e 16-3 sono collegati ad elettrodi atriali su un terminale impiantato ed il conduttore 16-1 è collegato alla capsula conduttrice dello stimolatore cardiaco, in conformità con la pratica comune in questo settore.

Il circuito di commutazione 18 comprende una pluralità di singoli interruttori da 18-1 a 18-10. Gli interruttori da 18-1 a 18-5 collegano selettivamente i conduttori terminali da 16-1 a 16-5, rispettivamente, ad un primo terminale di ingresso 22-1 della sorgente di corrente 22. Gli interruttori da 18-6 a 18-10 collegano selettivamente i conduttori terminali da 16-1 a 16-5, rispettivamente, ad un secondo terminale di ingresso 22-2 della sorgente di corrente 22.

Similmente, il circuito di commutazione 20 comprende una pluralità di interruttori da 20-1 a 20-10. Gli interruttori da 20-1 a 20-5 collegano selettivamente i conduttori terminali da 16-1 a 16-5, rispettivamente, ad un primo terminale di ingresso 24-1 del circuito 24 di rivelazione di impedenza.

Gli interruttori da 20-6 a 20-10 collegano selettiva mente i conduttori terminali da 16-1 a 16-5, rispettivamente, ad un secondo terminale di ingresso 24-2 del circuito 24 di rivelazione di impedenza.

Come sarebbe evidente a coloro che hanno normale esperienza in questo settore, la configurazione dei circuiti di commutazione 18 e 20 nella Figura 2 consente ad uno qualsiasi o più dei conduttori termi nali 16 di funzionare come una "sorgente" di impulsi di corrente reografici. In altre parole, due qualsia si conduttori terminali 16 possono, con appropriata attivazione degli interruttori da 18-1 a 18-10, esse^ re collegati alla sorgente di corrente 22. Inoltre, la disposizione rappresentata nella Figura 2 consente ad uno qualsiasi o più dei conduttori terminali 16 di "registrare" (vale a dire ricevere) gli impulsi di corrente reografici. In altre parole, due qual_ siasi conduttori terminali 16 possono, con appropria ta attivazione degli interruttori da 20-1 a 20-10, essere collegati al circuito 24 di rivelazione di impedenza.

Nella forma di realizzazione attualmente preferita della presente invenzione, gli interruttori da 18-1 a 18-10 e gli interruttori da 20-1 a 20-10 sono implementati come interruttori a transistori ad effetto di campo (FET) i quali vengono indipendentemente azionati da segnali di controllo di abilitazio ne prodotti dalla circuiteria di controllo 12. Con riferimento alla Figura 1, i segnali di controllo per la matrice di commutazione 18 sono condotti dalla circuiteria di controllo 12 attraverso una pluralità di linee 28 di passaggio dei segnali di contro^ lo, mentre i segnali di controllo per la matrice di commutazione 20 sono condotti dalla circuiteria di controllo 12 attraverso una pluralità di linee 30 per i segnali di controllo. Sebbene gli interruttori a FET siano attualmente ritenuti come preferibili, è previsto che molti altri tipi di meccanismi di cornimi tazìone possano essere impiegati nella realizzazione pratica della presente invenzione.

In conformità con un'altra caratteristica di base della presente invenzione, la circuiteria di reaografia dello stimolatore cardiaco 10 è capace di operare in un modo a ripartizione di tempo multi-po lare, in cui una pluralità di impulsi reografici sono generati in sequenza, le configurazioni degli elettrodi di sorgente e di registrazione essendo diverse per ciascun impulso erogato. Il periodo di tem po durante il quale debbono essere eseguite le misurazioni reografiche (per esempio il periodo di refrattarietà che precede la erogazione di un impulso di stimolazione, come discusso nel summenzionato bre vetto di Lampadius) è suddiviso concettualmente in una serie di "intervalli elementari" o "finestre" di tempo. Gli interruttori 18 e 20 sono azionati in sili cronismo temporizzato con la erogazione di una sequenza di impulsi di corrente reografici dalla sorgente di corrente 22, in modo tale che un impulso reografico venga erogato ad una diversa configurazio ne di elettrodi di sorgente/registrazione durante ciascuna finestra di tempo. Tale funzionamento della circuiteria reografica nello stimolatore cardiaco 10 sarà meglio apprezzato con riferimento ad alcune specifiche configurazioni esemplari che verranno descritte nel seguito.

Nella forma di realizzazione attualmente preferita della presente invenzione, possono essere definite finestre di tempo fra 0,01 e 100 msec o analo ga durata. Durante ciascuna finestra di tempo, lo stato degli interruttori 18 e 20 determina quale tipo di misurazione reografica deve essere eseguita. Si ritiene che la lunghezza delle finestre di tempo possa variare da implementazione ad implementazione. ESEMPIO NO. 1.

Con riferimento ora alla Figura 3, è rappresentata unaparticolare configurazione dello stimolatore cardiaco 10. Nella Figura 3, lo stimolatore car diaco 10 ed il terminale 16 sono rappresentati in re lazione al cuore 32 di un paziente. Nella configurazione illustrata nella Figura 3, il terminale 16 è un classico conduttore quadripolare avente, come rap presentato, due elettrodi ad anello atriali A1 e A2 e due elettrodi ventricolari V1 e V2. Come sarebbe apprezzato da coloro aventi normale esperienza nel settore della stimolazione cardiaca, una tale configurazione dei terminali è convenzionale per la stimo lazione nel modo VDD, con rivelazione ventricolare bipolare.

Con la configurazione delia Figura 3, è possi bile eseguire una misurazione reografica pentapolare durante una sequenza reografica consistente di quattro separate finestre di tempo. La configurazione de gli elettrodi di sorgente e di registrazione durante le quattro finestre di tempo della sequenza reograf ca è esposta nella seguente Tabella 1. Per ciascun valore inserito nella Tabella 1 (ed in ciascuna delle tabelle che seguono), una “S" indica che l'elettrodo corrispondente a tale valore inserito funziona come una "sorgente" durante la finestra di tempo che corrisponde a tale inserimento. Una "R" indica che l'elettrodo corrispondente a tale inserimento funziona come un elettrodo di "registrazione" durante la corrispondente finestra di tempo. Un inserimen to di indica che l'elettrodo corrispondente a quell'inserimento non è coinvolto nella misurazione reografica durante la corrispondente finestra di tem po.

TABELLA 1

Come indicato nella Tabella 1, durante la finestra di tempo 1-0, la capsula dello stimolatore cardiaco serve sia come elettrodo di sorgente sia co me elettrodo di registrazione; l'elettrodo atriale A2 serve come elettrodo di registrazione e l'elettro do atriale Al serve come elettrodo di sorgente. In questo esempio, la corrispondenza fra gli elettrodi ed i conduttori terminali rappresentati nella Figura 2 viene considerata come quella esposta nella seguente Tabella 2:

Pertanto, la configurazione durante la finestra di tempo 1-0 viene realizzata mediante chiusura degli interruttori 18-1 e 18-8, come anche degli interruttori 20-1 e 20-7, lasciando aperti tutti gli altri interruttori. Ciò si traduce nella disposizione rappresentata nella Figura 4, in cui si può vedere che la sorgente di corrente 22 è collegata alla capsula o involucro dello stimolatore cardiaco ed al_ l'elettrodo atriale Al, mentre il circuito 24 di rivelazione di impedenza è collegato alla capsula dello stimolatore cardiaco ed all'elettrodo atriale A2. Perciò, durante la finestra di tempo 1-0, viene misu rata l'impedenza transtoracica (vale a dire la venti lazione).

Durante la finestra di tempo 1-1, la capsula dello stimolatore cardiaco serve ancora sia come elettrodo di registrazione sia come elettrodo di sorgente. L'elettrodo ventricolare V2 serve come elettrodo di sorgente e l'elettrodo ventricolare VI serve come elettrodo di registrazione. Questo risultato viene raggiunto chiudendo gli interruttori 18-1 e 18-9, insieme con gli interruttori 20-1 e 20-10, lascinado ancora aperti tutti gli altri interruttori. La configurazione effettiva della finestra di tempo 1-1 è rappresentata nella Figura 5. La sorgente di corrente 22 è collegata alla capsula dello stimolato re cardiaco ed all'elettrodo V2, mentre il circuito 24 di rivelazione di impedenza è collegato alla capsula dello stimolatore cardiaco ed all'elettrodo ventricolare V1. Durante la finestra di tempo 1-1, l'impedenza transtoracica viene misurata utilizzando la configurazione tripolare usata dal summenzionato stimolatore cardiaco Meta-MV della Telectronics.

Durante la finestra di tempo 1-2, la capsula dello stimolatore cardiaco e l'elettrodo ventricolare V2 servono come elettrodi di sorgente, mentre i due elettrodi atriali A1 e A2 servono come elettrodi di registrazione. Questa configurazione, realizzata mediante chiusura degli interruttori 18-1 e 18-9, co me anche degli interruttori 20-2 e 20-8 è illustrata nella Figura 6. Durante la finestra di tempo 1-2, viene misurata l'impedenza intracardiaca atriale.

Durante la finestra di tempo 1-3, l'elettrodo atriale A2 e l'elettrodo ventricolare V2 servono come elettrodi di sorgente, mentre l'elettrodo atria le Al e l'elettrodo ventricolare VI servono come elettrodi di registrazione. Questa configurazione, realizzata mediante chiusura degli interruttori 18-2 e 18-9, insieme con gli interruttori 20-3 e 20-10, è raffigurata nella Figura 7. Durante la finestra di tempo 1-3, viene misurata l'impedenza intracardiaca ventricolare.

ESEMPIO NO. 2.

Facendo ora riferimento alla Figura 8, in essa è rappresentato un secondo esempio di configurazione che utilizza un normale conduttore tripolare a^ vente due elettrodi atriali ed un elettrodo ventrico lare. Come sarebbe apprezzato da coloro aventi norma le esperienza nel settore della stimolazione cardiaca, la configurazione della Figura 8 è una configurai zione convenzionale per eseguire una stimolazione cardiaca VDD con rivelazione ventricolare unipolare.

Con la configurazione della Figura 8, è possi bile svolgere misurazioni reografiche quadripolari in due finestre di tempo. La configurazione durante le due finestre di tempo è esposta nella seguente Ta bella 3:

TABELLA 3

In questo secondo esempio di configurazione, la corrispondenza fra i conduttori terminali identificati nella Figura 2 e gli elettrodi e la capsula viene considerata come quella esposta nella seguente Tabella 4:

Nella finestra di tempo 2-0, la capsula dello stimolatore cardiaco funziona sia come elettrodo di sorgente sia come elettrodo di registrazione. L'elet^ trodo atriale A2 serve come elettrodo di registrazio ne e l'elettrodo atriale A1 serve come elettrodo di sorgente. Questa configurazione, realizzata mediante la chiusura degli interruttori 18-1 e 18-8 e degli interruttori 20-1 e 20-7, è rappresentata nella Figu ra 9. Durante la finestra di tempo 2-0 viene misurata l'impedenza transtoracica.

Nella finestra di tempo 2-1, la capsula dello stimolatore cardiaco e l'elettrodo ventricolare V1 servono come elettrodi di sorgente, mentre i due elettrodi atriali A2 e A1 servono come elettrodi di registrazione. Questa configurazione viene realizzata mediante chiusura degli interruttori 18-1 e 18-10, insieme con gli interruttori 20-2 e 20-8. (Deve esse re sottinteso che, poiché vi è soltanto un unico elettrodo ventricolare nell'esempio di configurazione della Figura 8, gli interruttori 18-4, 18-9, 20-4 e 20-9 associati con il secondo elettrodo ventricoli re (vedere la Figura 2) non vengono usati). La configurazione corrispondente alla finestra di tempo 2-1 è rappresentata nella Figura 10. Con questa configurazione viene misurata l'impedenza transtoracica atriale.

ESEMPIO NO. 3.

Nella Figura 11 è rappresentato un terzo esem pio di configurazione dello stimolatore cardiaco 10 in conformità con la forma di realizzazione dell'invenzione attualmente in corso dì discussione. Nella configurazione della Figura 11, viene usato un classico conduttore tripolare. Questa disposizione è idonea ad eseguire una stimolazione cardiaca nella mo dalità VV1 con una rivelazione ventricolare tripolare. Questa disposizione inoltre consente di effettua re misurazioni reografiche quadripolari in due finestre di tempo. Le due finestre di tempo sono definite per la configurazione della Figura 11, come spec_i ficato nella seguente Tabella 5:

In questo terzo esempio, la corrispondenza fra i conduttori terminali da 16-1 a 16-5 nella Figu^ ra 2 e gli elettrodi ventricolari e la capsula viene considerata come se fosse corrispondente a quella esposta nella seguente Tabella 6;

Durante la finestra di tempo 3-0, la capsula serve sia come elettrodo di sorgente sia come elettrodo di registrazione; l'elettrodo ventricolare V3 serve come elettrodo di registrazione e l'elettrodo ventricolare V2 serve come elettrodo di sorgente. La configurazione della finestra di tempo 3-0, realizza ta mediante chiusura degli interruttori 18-1 e 18-9 insieme con gli interruttori 20-1 e 20-8 è rappresen tata nella Figura 12. Con la configurazione della Fi gura 12 viene misurata l'impedenza transtoracica.

Durante la finestra di tempo 3-1, la capsula serve come elettrodo di sorgente, gli elettrodi V3 e V2 servono come elettrodi di registrazione e l'elettrodo V1 serve come elettrodo di sorgente. La configurazione della finestra di tempo 3-1, realizzata me diante chiusura degliinterruttori 18-1 e 18-10 insie me con gli interruttori 20-3 e 20-9 è rappresentata nella Figura 13. Con la configurazione della Figura 13, viene misurata l'impedenza intracardiaca atriale ESEMPIO NO. 4.

Nella Figura 14 è rappresentato un quarta esempio di configurazione per lo stimolatore cardiaco 10 in conformità con la forma di realizzazione della invenzione che viene ora descritta. La configurazione della Figura 14 utilizza due conduttori bipolari, uno atriale ed uno ventricolare. Come sarebbe apprez zato da coloro che hanno normale esperienza nel settore della stimolazione cardiaca, questa configurazione dei conduttori è una configurazione convenzionale per la esecuzione della stimolazione cardiaca nella modalità DDD con rivelazione atriale e ventricolare bipolare. Con la configurazione della Figura 14, una misurazione reografica a cinque poli è possi^ bile in quattro finestre di tempo. La configurazione durante ciascuna finestra di tempo è esposta nella seguente Tabella 7:

In questo quarto esempio di configurazione, la corrispondenza fra i conduttori terminali 16-1 e 16-5 nella Figura 2 e gli elettrodi è rappresentata nella precedente Tabella 2.

Durante la finestra di tempo 4-0, la capsula serve sia come elettrodo di sorgente sia come elettrodo di registrazione. L'elettrodo atriale A2 serve come elettrodo di registrazione e l'elettrodo A1 ser^ ve come elettrodo di sorgente. Questa configurazione, realizzata mediante chiusura degli interruttori 78-1 e 18-8 insieme con gli interruttori 20-1 e 20-7 è rappresentata nella Figura 15. Con questa configurazione, viene misurata l'impedenza transtoracica.

Durante la finestra di tempo 4-1, la capsula serve ancora sia come elettrodo di sorgente sia come elettrodo di registrazione. L'elettrodo ventricolare V2 serve come elettrodo di sorgente, mentre l'elettrodo ventricolare V1 serve come elettrodo di registrazione. Questa configurazione, realizzata mediante chiusura degli interruttori 18-1 e 18-9 insieme con gli interruttori 20-1 e 20-10 è rappresentata nella Figura 16. Con questa configurazione, l'impedenza transtoracica viene misurata nella stessa maniera in cui viene misurata nel summenzionato dispositivo Meta-MV della Telectronics.

Durante la finestra di tempo 4-2, la capsula e l'elettrodo ventricolare V2 servono come elettrodi di sorgente, mentre gli elettrodi A2 e Al operano co me elettrodi di registrazione. Questa configurazione, realizzata mediante chiusura degli interruttori 18-1 e 18-9, come anche degli interruttori 20-2 e 20-8, è rappresentata nella Figura 17. Con questa configurazione viene misurata l'impedenza intracardiaca atria le.

Durante la finestra di tempo 4-3, gii elettro di A2 e V2 servono come elettrodi di sorgente, mentre gli elettrodi A1 e V1 servono come elettrodi di registrazione. Questa configurazione, realizzata mediante chiusura degli interruttori 18-2, 18-9, 20-3 e 20-10, è rappresentata nella Figura 18. Con questa configurazione viene misurata l'impedenza intracardiaca ventricolare.

Dalla precedente descrizione, dovrebbe essere evidente che lo stimolatore cardiaco 10 realizzato in conformità con la forma di realizzazione dell'invenzione che viene descritta è capace di riassegnare dinamicamente la funzione elettrica dei terminali e degli elettrodi collegati ad essi, in modo tale che si possano realizzare una pluralità di configurazioni di misurazione reografiche. Dovrebbe anche essere evidente che la presente invenzione può essere vantaggiosamente realizzata in pratica in combinazio ne con uno qualsiasi dei diversi tipi di stimolatori cardiaci (VVI, VDD, DDD, etc.) e con uno qualsiasi dei diversi tipi di classici terminali di stimolazìo ne/rivelazione per stimolatori cardiaci (bipolari, tripolari, etc.). Si ritiene che, con il vantaggio della presente descrizione, coloro che hanno normale esperienza nel settore degli stimolatori cardiaci do vrebbero essere capaci di adattare prontamente la presente invenzione per la sua realizzazione pratica con un qualsiasi numero di conduttori terminali.

Per una qualsiasi data combinazione di stimolatore cardiaco e terminali, la presente invenzione permette allo stimolatore cardiaco di eseguire una diversa misurazione reografica durante ciascuna di u na pluralità di finestre di tempo definite in un appropriato intervallo di reografia. Il numero delle finestre di tempo può variare in dipendenza dal nume ro degli elettrodi e dalle desiderate configurazioni reografiche che debbono essere usate.

Sebben sia stata descritta in un certo dettaglio una specifica forma di realizzazione dell'inven zione, ciò è stato effettuato soltanto per scopi di i11ustrazione e non si intende che assuma carattere restrittivo per quanto riguarda l'ambito dell'invenzione. E' previsto che varie sostituzioni, alterazio ni e/o modificazioni, incluse ma senza esserne limitate tutte quelle specificamente in precedenza discusse possono essere apportate alla forma di realizzazione già descritta, senza con ciò allontanarsi dallo spirito e dall'ambito della presente invenzione, come definito nelle allegate rivendicazioni che seguono .

Claims

RIVENDICAZIONI 1. Sistema di stimolatore cardiaco comprendén te: una pluralità di elettrodi, ciascuno disposto in una separata posizione nel corpo di un paziente; una pluralità di terminali conduttori, ciascu no collegato in una estremità distale ad uno di detta pluralità di elettrodi; un primo ed un secondo circuito di commutazio ne, collegati ad una estremità prossimale di ciascuno di detta pluralità di conduttori terminali; un circuito generatore di impulsi reografici collegato a detto primo circuito di commutazione, detto circuito generatore di impulsi reografici essendo idoneo a generare un impulso reografico a corrente costante in risposta ad un segnale di controllo degli impulsi reografici; un circuito di rivelazione di impedenza avente un primo ed un secondo terminale collegato a detto secondo circuito di commutazione, detto circuito di rivelazione di impedenza essendo adatto a produrre una tensione di uscita che corrisponde all'impedenza presente fra detto primo e detto secondo termi nale del circuito di rivelazione di impedenza; una circuiteria di controllo, collegata a det to primo e a detto secondo circuito di commutazione e a detto circuito generatore di impulsi reografici, detta circuiteria di controllo essendo adatta a gene rare un segnale di controllo di sorgente che identifica due di detta pluralità di conduttori terminali ed a generare un segnale di controllo di registrazio ne che identifica due di detta pluralità di terminali conduttori, nonché di generare detto segnale di controllo degli impulsi reografici; in cui detto primo circuito di commutazione reagisce a detto segnale di controllo di sorgente per collegare detti due terminali conduttori identificati da detto segnale di controllo di sorgente a detto circuito generatore di impulsi reografici ed in cui detto secondo circuito di commutazione reagisce a detto segnale di controllo di registrazione per collegare detti due terminali conduttori identificati da detto segnale di controllo di registrazione a detto primo e a dettos econdo terminale del cir cuito di rivelazione di impedenza, rispettivamente; in modo tale che detto impulso di corrente reografico venga condotto su detti terminali conduttori identificati da detto segnale di controllo dì sorgente ed in modo tale che la tensione di uscita del circuito di rivelazione di impedenza corrisponda all'impedenza fra detti terminali conduttori identificati da detto segnale di controllo di registrazione.
2. Sistema di stimolatore cardiaco secondo la rivendicazione 1, ulteriormente comprendente una capsula o involucro conduttore dello stimolatore car diaco collegato a detto primo e a detto secondo circuito di commutazione.
3. Procedimento per rivelare eventi di respirazioni e sistole cardiaca in un paziente, comprendente le seguenti operazioni: (a) impiantare almeno un terminale conduttore di stimolazione/rivelazione multipolare in modo tale che una pluralità di elettrodi di stimolazione/rivelazione siano disposti in posizioni distanziate in vivo; (b) definire una pluralità di intervalli elementari o finestre di tempo durante le quali debbono essere eseguite le misurazioni reografiche; (c) erogare un impulso di corrente costante fra coppie diverse di detti elettrodi durante succes sive finestre di tempo; e (d) misurare la differenza di tensione fra di verse coppie di detti elettrodi durante successive finestre di tempo.
4. Sistema di stimolatore cardiaco comprenden te: un circuito generatore di impulsi di reografi adatto a generare impulsi di reografia a corrente costante; un circuito di regolazione di impedenza avente un primo ed un secondo terminale, detto circuito di rivelazione essendo adatto a generare una tensione di uscita proporzionale alla tensione esistente fra detto primo e detto secondo terminale; una pluralità di elettrodi disposti in posizioni distanziate in vivo; un primo circuito di commutazione, collegato a detta pluralità di elettrodi attraverso una pluralità di terminali conduttori ed ulteriormente collegato a detto circuito generatore di impulsi, detto primo circuito di commutazione agendo in risposta ai segnali di controllo di sorgente che identificano coppie di conduttori operanti come sorgente fra detta pluralità di conduttori per collegare dette coppie di conduttori di sorgente a detto circuito generatore di impulsi; un secondo circuito di commutazione, collegato a detta pluralità di elettrodi attraverso detta pluralità di conduttori terminali ed ulteriormente to circuito di commutazione e a detto circuito generatore di impulsi, detta circulteria di controllo es^ sendo adatta a controllare detto circuito di commuta zione in modo da collegare una diversa coppia di det ti conduttori a detto circuito generatore di impulsi per ciascuno di detta sequenza di impulsi dì corrente ed a collegare una diversa coppia di detti conduttori a detto rivelatore di impedenza per ciascu no di detta sequenza di impulsi di corrente. 6. Procedimento per l'esecuzione di misurazio ni reografiche, comprendente le seguenti operazioni: (a) disporre una pluralità di elettrodi in diverse posizioni in vivo; (b) generare una serie di impulsi di corrente di reografia; (c) per ciascun impulso di reografia generato nell'operazione (b), dirigere detti impulsi ad una diversa coppia di detti elettrodi; e (d) per ciascun impulso di reografia generato nell'operazione (b), collegare una diversa coppia di detti elettrodi ad un circuito di rivelazione di impedenza. collegato a detto circuito di rivelazione di impeden, za, detto secondo circuito di commutazione agendo in risposta a segnali di controllo di registrazione che identificano coppie di conduttori di registrazione fra detta pluralità di conduttori per collegare dette coppie di conduttori di registrazione a detto cir cuito di rivelazione di impedenza, una circuiteria di controllo collegata a detto primo e a detto secondo circuito di commutazione e a detto circuito generatore di impulsi, detta circuiteria di controllo essendo adatta a generare detti segnali di controllo di sorgente e detti segnali di controllo di registrazione.
5. Sistema di stimolatore cardiaco comprenden te: un circuito di reografia comprendente un gene ratore di impulsi di reografia, un rivelatore di impedenza ed un circuito di commutazione, detto genera tore di impulsi essendo adatto a generare una sequen za di impulsi di corrente di reografia; una pluralità di elettrodi disposti in diverse posizioni in vivo, collegati a detto circuito di reografia per mezzo di una pluralità di terminali conduttori; una circuiteria di controllo, collegata a det