Principes de l’excitabilité du myocarde
Le myocarde est excitable non seulement par les potentiels d’action physiologiques provenant du nœud sinusal, mais aussi par des stimuli électriques externes qui amènent les cellules au seuil de dépolarisation. Ce processus repose sur la loi du « tout ou rien » : tout stimulus amenant le potentiel membranaire au seuil (environ -40 mV pour les cellules calciques ou -60/-70 mV pour les cellules sodiques) évoquera un potentiel d’action complet. Ce potentiel se propagera ensuite aux cellules voisines via les jonctions communicantes (gap junctions) et finira par dépolariser tout le myocarde connecté, créant une systole mécanique.
C’est le principe de base des stimulateurs cardiaques artificiels : appliquer un courant électrique externe, avec une amplitude et une durée suffisantes, pour dépolariser les cellules en contact immédiat avec l’extrémité de la sonde (l’interface électrode-tissu). Une fois ce tissu local capturé, il génère un front d’onde d’activation qui se propage de manière autonome dans le reste du myocarde. La relation entre l’intensité du courant nécessaire et sa durée est décrite par la courbe de force-durée (rhéobase et chronaxie), concept fondamental pour la programmation énergétique du dispositif.
Composants d’un stimulateur cardiaque artificiel
Les systèmes de stimulation cardiaque modernes se composent de deux éléments principaux : un générateur d’impulsions implantable (GPI), communément appelé le boîtier, qui contient l’électronique (le « cerveau » et la batterie), et une ou plusieurs sondes (les « fils »). Le générateur d’impulsions génère le courant électrique nécessaire pour stimuler le myocarde et abrite les circuits de détection. Le courant est délivré au myocarde par les sondes, qui sont guidées par voie transveineuse vers le myocarde auriculaire et/ou ventriculaire droits (figure 1). Une connexion étanche entre les sondes et le générateur est assurée par le bloc connecteur, respectant généralement les normes industrielles IS-1 (et plus rarement DF-1 ou DF-4 pour les défibrillateurs).
Le stimulateur cardiaque est généralement implanté dans une loge sous-cutanée ou sous-musculaire, le plus souvent dans la région pré-pectorale gauche (sous la clavicule). Le générateur d’impulsions possède une coque hermétique en titane, biocompatible et bien tolérée par les tissus environnants. Les sondes sont introduites par ponction veineuse ou dénudation (veine céphalique, sous-clavière ou axillaire) et guidées sous fluoroscopie jusqu’au cœur où elles entrent en contact intime avec l’endocarde.
Batterie du stimulateur cardiaque
La source d’énergie est critique pour délivrer les impulsions de stimulation, assurer la fonction de détection (analyser l’activité électrique intrinsèque du cœur) et stocker les données diagnostiques (Holter embarqué). Le stimulateur cardiaque est alimenté par une pile, le plus souvent de chimie lithium-iode, offrant une haute densité énergétique et une décharge prévisible. La durée de vie moyenne est de 5 à 10 ans, voire davantage pour les modèles récents.
Une durée de vie plus courte peut être attendue si le pourcentage de stimulation est élevé (le patient est « pacemaker-dépendant »), si les seuils de stimulation sont élevés (nécessitant plus de voltage) ou si deux sondes sont actives (bicaméral). L’état de la batterie est surveillé lors des contrôles : on distingue le stade ERI (Elective Replacement Indicator) ou RRT, signalant la nécessité de prévoir le changement du boîtier, et le stade EOL (End of Life), où le fonctionnement devient erratique et le remplacement urgent. La batterie étant scellée dans le boîtier, l’ensemble du générateur doit être remplacé lors de l’épuisement.
Conduites et électrodes du stimulateur cardiaque
Les sondes de stimulateur cardiaque sont des merveilles de technologie, devant résister à des millions de cycles de flexion cardiaque. Elles contiennent des conducteurs métalliques spiralés enveloppés d’un isolant biocompatible (silicone ou polyuréthane) (figure 2). La plupart des stimulateurs cardiaques modernes utilisent la stimulation bipolaire, dans laquelle l’extrémité distale de la sonde porte deux électrodes distinctes : une électrode distale (le bout ou tip) fonctionnant comme cathode (pôle négatif) et une bague proximale (ring) fonctionnant comme anode (pôle positif).
Le générateur d’impulsions applique une différence de potentiel (voltage) entre ces deux pôles, entraînant un flux d’électrons concentré de l’anode vers la cathode. Ces électrons dépolarisent le myocarde adjacent à la cathode et déclenchent ainsi un potentiel d’action. La plupart des électrodes modernes libèrent localement un corticoïde (ex: dexaméthasone) pour minimiser l’inflammation et la fibrose à l’interface tissu-électrode, garantissant des seuils de stimulation bas et stables.
Les électrodes sont également utilisées pour enregistrer l’activité électrique locale (électrogramme endocavitaire ou EGM). Cette fonction du stimulateur cardiaque est appelée détection (ou sensing). Elle permet au stimulateur d’inhiber son tir s’il détecte une activité cardiaque spontanée, évitant ainsi la compétition avec le rythme propre du patient.
La configuration standard comprend deux sondes (double chambre) : l’une dans l’oreillette droite et l’autre dans le ventricule droit. Cependant, selon la pathologie, on peut utiliser une seule sonde (monochambre, ex: FA lente) ou trois sondes (resynchronisation biventriculaire).
La fixation de la sonde au myocarde est cruciale pour éviter le déplacement (dislocation). Elle peut être :
- Active : La cathode est constituée d’une petite vis hélicoïdale rétractable qui est vissée directement dans le tissu myocardique. Ce système permet de fixer la sonde n’importe où dans la cavité (ex: septum, chambre de chasse).
- Passive : La sonde est munie de petites barbes ou dents en silicone à son extrémité, conçues pour s’enchevêtrer dans les trabéculations du ventricule droit (apex) ou dans l’auricule droit.
Notions fondamentales : Seuil et Impédance
Deux paramètres électriques sont surveillés en permanence :
- Le seuil de stimulation : C’est la quantité minimale d’énergie (définie par une amplitude en volts et une durée d’impulsion en millisecondes) nécessaire pour capturer le cœur de manière constante. Pour assurer la sécurité du patient, le stimulateur est programmé avec une « marge de sécurité » (généralement 2 fois le voltage du seuil).
- L’impédance de la sonde : C’est la résistance au flux de courant (mesurée en Ohms). Elle témoigne de l’intégrité du circuit. Une impédance très élevée (> 2000 Ohms) suggère une fracture du conducteur, tandis qu’une impédance très basse (< 200 Ohms) suggère une rupture de l'isolant.
Stimulation unipolaire vs bipolaire
Les pacemakers peuvent être configurés pour utiliser soit un mode de stimulation unipolaire, soit un mode bipolaire, bien que le mode bipolaire soit le standard actuel (Figure 3). Dans la stimulation bipolaire, le circuit électrique est court et confiné à l’intérieur du cœur : la différence de tension est établie entre l’extrémité distale (cathode) et la bague proximale (anode) de la sonde, distantes de quelques millimètres.
Dans le cas de la stimulation unipolaire, la différence de tension est établie entre l’extrémité de la sonde (cathode négative) et le boîtier métallique du générateur d’impulsions (qui sert d’anode positive). Les électrons doivent donc traverser une large portion du thorax pour retourner au générateur.
Les électrons parcourent une plus grande distance dans la stimulation unipolaire, qui nécessite donc théoriquement un circuit plus vaste. En outre, les courants circulant entre le générateur d’impulsions et l’extrémité de la sonde peuvent stimuler les tissus excitables situés sur le trajet, notamment les muscles pectoraux, provoquant des contractions musculaires indésirables autour du boîtier. De plus, la configuration unipolaire est beaucoup plus sensible aux interférences électromagnétiques externes (surdétection de myopotentiels musculaires ou d’ondes externes).
Par conséquent, les stimulateurs unipolaires (ou une programmation unipolaire) produisent des artefacts de stimulation (spikes) très importants sur l’ECG de surface (figure 4), facilitant la lecture mais compliquant parfois l’interprétation du QRS. Dans la stimulation bipolaire, l’anode et la cathode sont toutes deux situées à l’intérieur du cœur ; le champ électrique est petit et l’artefact de stimulation résultant sur l’ECG devient très discret, voire invisible dans certaines dérivations.
Lorsque la stimulation a lieu dans le myocarde ventriculaire droit (positionnement classique à l’apex ou au septum), l’impulsion ne suit pas les voies de conduction rapides physiologiques (faisceau de His et réseau de Purkinje). Elle se propage de cellule à cellule à travers le myocarde, ce qui est un processus beaucoup plus lent. Cela se traduit par un complexe QRS large (durée du QRS > 0,12 seconde). Étant donné que la stimulation a lieu dans le ventricule droit, l’activation commencera à cet endroit et se propagera progressivement vers le ventricule gauche. Par conséquent, le complexe QRS dans la stimulation du ventricule droit présentera obligatoirement une configuration de type bloc de branche gauche (retard gauche).
Note clinique importante : Bien que la stimulation ventriculaire droite sauve des vies en cas de bradycardie, le synchronisme ventriculaire anormal qu’elle induit (le VG se contractant tardivement par rapport au VD) peut, à long terme, être délétère pour la fonction cardiaque et induire une cardiomyopathie rythmique. C’est pourquoi les nouvelles techniques de stimulation physiologique (stimulation du faisceau de His ou de la branche gauche) se développent rapidement pour préserver un QRS fin et une contraction synchrone.