Brevet FR2533432A1 — publié le 19840330

Procédé et dispositif de détection de la réponse du coeur à une impulsion électrique de stimulation. La présente invention concerne la détection de la réponse du coeur à une impulsion électrique de stimulation. Le domaine d'application de l'invention est celui des stimulateurs cardiaques, en particulier les stimulateurs car- diaques implantables de tous types. Un stimulateur cardiaque consiste en un générateur d'impulsions électriques de stimulation connecté à une électrode placée en contact avec les tissus excitables du muscle cardiaque. La contraction du coeur a lieu lorsque l'énergie électrique délivrée à l'électrode dépasse un certain seuil (seuil de stimulation) qui est susceptible de varier au cours du temps La même électrode est généralement utilisée aussi pour détecter les contractions spontanées du coeur afin d'inhiber le fonctionnement du stimulateur lorsque le coeur bat spontanément au-dessus d'un certain rythme. Il serait également souhaitable de détecter les contractions provoquées, c'est-à-dire celles produites en réponse à une impulsion de stimulation, afin, notamment, d'adapter l'énergie fournie par le stimulateur aux besoins réels du coeur et, par là, de réduire la consommation d'énergie électrique Toutefois> cette détection est rendue très difficile du fait que le passage du courant de stimulation provoque une polarisation électrique de l'interface électrode-coeur, c'est-à-dire une accumulation d'ions à la surface de l'électrode équivalente à la charge d'un condensa- teur La disparition de cette charge après le passage du courant de stimulation (dépolarisation) est plus ou moins rapide suivant- l'intensité du courant inverse succédant au courant de stimulation mais sa durée est telle (par exemple de l'ordre de 200 ms) que la tension de dépolarisation possède, au moment de la contraction provoquée, une amplitude de plusieurs centaines de m V très supé- rieure à la variation de potentiel (quelques m V) produite par la contraction De ce fait, la réponse du coeur à l'impulsion de sti- mulation est "masquée" par la dépolarisation de l'électrode. Pour détecter cette réponse sans être gêné par la tension de dépolarisation, il a été proposé d'utiliser au moins une électrode de détection différente de l'électrode de stimula- tion L'inconvénient évident de cette solution consiste dans la nécessité de la présence permanente de plusieurs électrodes. Il a aussi été proposé d'appliquer l'impulsion de stimulation et de détecter la contraction provoquée, en utilisant une même électrode et en combattant la dépolarisation de cette électrode. Ainsi, les documents FR 2 241 287 et EP 0057944- proposent d'appliquer à l'électrode un courant de signe opposé à celui du courant de stimulation On parvient certes ainsi à réduire la durée de la dêpolarisation pour que la tension dedépolarisation résiduelle, au moment de la contraction provoquée, soit suffisam- ment faible pour ne pas masquer la réponse du coeur Toutefois, l'application d'un courant opposé a celui de stimulation peut donner lieu à un phénomène d'électrolyse avec passage d'ions métal dans le coeur et possible corrosion de l'électrode Dans le document FR 2 374 023, il est aussi proposé d'accélérer la dépolarisation par passage d'un courant inverse, la tension d'électrode étant mesurée en vue de la détection lorsque la variation de tension, en fin de dépolarisation, est lente Toutefois, ce dernier dis- positif utilise des circuits de mesure qui nécessitent un réglage fonction de la nature de l'électrode utilisée. La présente invention a pour but de permettre la détection de contraction provoquée, Sans électrode supplémentaire et sans les inconvénients des dispositifs connus qui combattent la dépolarisation de l'électrode. Ce but est atteint grâce à un procédé de détection * selon lequel, conformément à l'invention, on recueille, après la fin de l'impulsion de sti- mulation, un premier signal v qui représente le potentiel d'élec- trode en circuit ouvert et dont la variation dans le temps t, à partir d'un instant origine t O est de forme sensiblement loga- rithmique: v = v + k Log t, vo étant la valeur de v à l'instant t O 0 to et k étant un paramètre lié notamment à la durée et à l'amplitude de l'impulsion de stimulation, on convertit le premier signal v en un second signal dont la variation dans le temps est sensiblement linéaire et, on détecte dans ledit second signal une composante non linéaire représentant le signal produit par la contraction provoquée du coeur. L'invention est basée sur la constatation que la tension de dépolarisation spontanée (c'est-à-dire en circuit ouvert) de l'électrode varie dans le temps de façon sensiblement logarithmique quelle que soit la nature de l'électrode utilisée. La linéarisation du signal représentant la tension d'électrode en circuit ouvert permet alors une détection facile du signal produit par la contraction provoquée du coeur. Suivant un premier mode de réalisation de l'invention, cette linéarisation comprend une phase de transformation par une fonction f de type exponentiel f(x) = Ae, A et K étant deux paramètres Pour obtenir un second signal linéaire, il faut soit atténuer le signal v par un facteur a tel que ak R=l - de sorte que f(v) est proportionnel à e L g T O c'est- à-dire à t soit ajuster la valeur de K afin que k K = 1. Suivant un second mode de réalisation de l'invention, la linéarisation comprend une phase de génération d'un signal de référence vref variant de façon logarithmique tel que Vref = V + Log t, v'0 étant la valeur de vref à l'instant t et K' étant un paramètre, et une phase de comparaison du premier signal v avec le signal de référence Pour obtenir un second signal linéaire, il faut soit atténuer le signal v par un facteur a' tel que a'k = K', soit ajuster la valeur de KI de sorte que Kr =k. Pour la détection, dans le second signal, d'une com- posante linéaire représentant l'information recherchée, on procède notamment à un filtrage destiné à extraire cette composante et à une comparaison de la grandeur filtrée avec une valeur de seuil prédéterminée. L'invention a aussi pour but de fournir un dispositif permettant la mise en oeuvre du procédé défini plus haut. Ce but est atteint grace à un dispositif qui comporte: un interrupteur commandé destiné à placer l'élec- trode Encircuit ouvert en réponse à la réception d'un signal de commande, et un circuit de détection comprenant un circuit d'en trée relié- à l'électrode pour recueillir un premier signal v qui représente le potentiel d'électrode; un -circuit convertis- seur recevant ledit premier signal et fournissant sur sa sortie un second signal variant dans le temps de façon sensiblement linéaire lorsqu'il reçoit un signal variant dans le temps de façon sensiblement logarithmique; etun détecteur recevant ledit second signal et destiné à détecter dans celui-ci une composante non lindaire représentant le signal produit par la contraction provoquée du coeur. D'autres particularités et avantages du procédé et du dispositif selon l'invention ressortiront à la lecture de la description faite ci après, à titre indicatif mais non limitatif, en référence aux dessins annexés sur lesquels: la figure 1 est un schéma d'un mode de réalisation d'un dispositif de détection conforme à l'invention; les figures 2 à 4 illustrent les formes d'onde de si- gaaux:en différents points du dispositif de la figure 1, et la figure 5 est un schéma d'un autre mode de réalisa- tion d'un dispositif de détection conforme à l'invention. Sur la figure 1: on a représenté en 1 le schéma équi- valent d'une électrode ou sonde de stimulation en contact avec le coeur d'un patient La résistance série RS représente la réeîs-3 tance du fil de sonde Le circuit parallèle formé par le conden-. sateur CH et la résistance RF représente l'interface entre la sonde et le coeur et se trouve en série entre Rs et la résistance Ri des s T tissus du coeur Un transistor 2 a son collecteur relié par une résistance 3 à une borne portée à un potentiel positif Vcc et son émetteur relié à une borne portée à un potentiel de référence (masse). La base du transistor 2 est reliée par une résistance 4 à la sortie d'un circuit de commande 5 Un condensateur 6 est branché entra le collecteur du transistor 2 et l'électrode 1 o Les éléments qui viennent d'Atre décrits sont les constituants usuels d'un stimula- teur cardiaque classique Lorsque le transistor 2 est bloqué, le le condensateur 6 se charge sous la tension Vcc Une impulsion de stimulation SO produite par le circuit de commande (ligne a de la figure 2) débloque le transistor 2; le condensateur 6 se décharge partiellement dans le coeur, ce qui constitue l'impulsion négative de stimulation. Conformation à l'invention, un interrupteur Il est branché entre la borne au potentiel Vcc et le point A commun au collecteur du transistor 2 et au condensateur 6 L'interrupteur Il est un interrupteur de type analogique (par exemple un transistor) dont l'ouverture est commandée par un signal SI 1 (ligne b de la figure 2) Ce signal Sl est une impulsion produite à l'instant t o en-réponse au front montant de SO par un multivibrateur monostable M 1 relié à la sortie du circuit de commande 5 La durée T 1 de 51 est choisie de manière à couvrir la production par le coeur du signal résultant de la contraction provoquée en réponse à SO A titre indicatif, Tl est comprise entre 100 et 200 mse Au bout du temps T 1, l'interrupteur Il se referme, ce qui permet la recharge du conden- sateur 6 à travers la résistance 3 Cette dernière est choisie suf- fisamment faible pour que le condensateur 6 soit rechargé avant la finde la période réfractaire> c'est-à-dire le laps de temps suivant une impulsion (provoquée ou spontanée) pendant lequel le détecteur de signaux QRS spontanés est inhibé pour ne pas être perturbé par l'onde T En effet, comme déjà indiqué, un stimulateur cardiaque classique est habituellement pourvu d'un dtecteur de QRS spontanés qui bloque la génération d'impulsions électriques de stimulation lorsque le coeur bat spontanément au-dessus d'un certain rythme. La période réfractaire est généralement de l'ordre de 300 ms. Le circuit de détection conforme à l'invention est branché au point A et comprend un circuit d'entrée 10, formé par un amplificateur A 1 à grande impédance d'entrée, un circuit 11 de calage de zéro, un circuit 12 de mise A l'échelle, un amplificateur 13 de type "antilogarithmique", un dérivateur 14 et un filtre 15, L'interrupteur Il étant ouvert, le signal v prélevé au point A et recopié dans l'étage d'entrée 10 a la forme illustrée a la ligne c de la figure 2 Pendant la durée de SO, par exemple de l'ordre de 1 ms, (instant t' à instant to) l'impulsion de ot) stimulation IS est appliquée au coeur A l'instant to, le transis- tor 2 se bloque Comme l'interrupteur Il est ouvert,la tension v représente alors la tension d'électrode en circuit ouvert A par- tir de l'instant to, la dépolarisation de l'électrode se traduit par une remontée de la tension v et la présente invention est fondée sur la constatation que la variation de v en fonction du temps t est de forme sensiblement logarithmique: v = v O + k Log t To v étant la valeur de v à l'instant t et k un coefficient Il a o o été vérifié que la variation du potentiel de dépolarisation est de forme logarithmique quelle que soit la sonde utilisée et le type de stimulateur Une linéarisation de v permet alors une détection plus aisée de la réponse du coeur Toutefois, les valeurs de v et de k varient suivant les types d'électrode et les conditions de fonction- nement, notamment suivant la durée et l'amplitude de l'impulsion de stimulation Ainsi, avec un même stimulateur, la remontée de la tension d'électrode peut être de la forme v' = v'o + k' Log, og v'0 étant différent de vo et k' étant différent de k (voir courbe en tirets à la ligne c de la figure 2) Aussi, avant la phase de linéarisation, on procède à la normalisation de v successivement par calage de zéro et mise à l'échelle. Le calage de zéro consiste à imposer une valeur zéro à la tension v à un instant prédéterminé t 1 suivant l'instant to. A cet effet, le signal v provenant du circuit d'entrée Ai et reçu par le circuit 11 de calage de zéro est appliqué d'une part à un échantillonneurbloqueur EB 1 et, d'autre part, par l'interméd Iaire d'une résistance RI, à l'entrée non inverseuse d'un amplificateur différentiel A 2 L'entrée inverseuse de l'amplificateur A 2 reçoit, par l'intermédiaire d'une résistance R 2 le signal de sortie de EBI. La sortie de A 1 est reliée à l'entrée inverseuse par une résistance R 3 tandis que l'entrée non inverseuse de A 1 est reliée à la masse par une résistance R 4 L'échantillonneur-bloqueur EB 1 est commandé par un signal 52 (ligne d de la figure 2) sous forme d'une impulsion produite en réponse au front descendant de SO par un multivibrateur M 2 relié à la sortie du circuit de commande 5 La durée T 2 de - l'impulsion 52 est telle qu'à l'instant t 1 (front descendant de 52) EB 1 est bloqué A titre indicatif, on choisit T 2 1 ms En sortie 253343 Z du circuit 11, on obtient donc une tension de la forme vc = k Lot- ligne e de la figure 2) La courbe représentative de vc dépend de la valeur de k (voir la courbe en tirets v' correspondant à v'). c La mise à l'échelle est réalisée au moyen du circuit atténuateur 12 Un diviseur de tension formé par une résistance R 5 en série avec le trajet drain-source d'un transistor à effet de champ T 1 est branché entre l'entrée du circuit 12 recevant V et c la masse Le point commun B entre R 5 et T 1 forme la sortie du cir- cuit 12 sur laquelle est délivré le signal v mis à l'échelle (ligne g n de la figure 2) Le point B est relié par une résistance R 6 à l'entrée non inverseuse d'un amplificateur opérationnel A 3 utilisé en compa- rateur et dont l'entrée inverseuse est reliée à une borne portée à un potentiel de référence prédéterminé réglable V O La sortie de A 3 est reliée à l'électrode de commande (grille) du transistor T 1 par l'intermédiaire> d'une part d'un interrupteur commandé I 2 et, d'autre part, du cirouit série formâ par un gchantillonneur-blo queur EB 2 et un interrupteur command 6 13 Les interrupteurs I 2 et I 3 sont des interrupteurs de type statique commandés par un signal SZ (ligne f de la figure 2) sous forme d'une impulsion produite en réponse au front descendant de 50 par un multivibrateur monostable M 3 relié à la sortie du circuit de commande 5 La durée T 3 de l'im- pulsion 53 est supérieure à T 2 par exemple de l'ordre de 5 ms. Les interrupteurs I 2 et I 3 sont commandés ean synchronisme de sorte que l'un soit ouvert tandis que l'autre est fermé et réciproquemento_ Pendant la durée da 53 (instant to à instant t 2), I 2 est fermé et 13 est ouvert A la fin de 53, 12 s'ouvra et 13 se fermeo L'im pulsion 53 commande également l Véchantillonneur blôqueur EB 2 pour bloquer le signal de sortie de celuioci à la valeur acquise à l'instant t 2 o Le-fonctionnement de l'atténuateur est le suivant. 2 Lorsque la tension v atteint la valeur V 0, le comparateur A 3 délivre un signal qui, appliqué à la grille de Tl, commande la résistance drainsource de ce transistor de sorte que vn est maintenue à la valeur V O Au temps t 2, la tension de sortie de A 3 est recopiée par l'échautillonneur"bloqueur MB 2 I 2 est ouvert, tandis qua I 3 est fermé pour maintenir la grille de Tl à la tension recopiée par EB 2, La résistance drain=source de T 1 reste ensuite constante Par le circuit 12, on applique à la tension v un coefficient d'atténua- tion a tel que, à l'instant t 2, la tension v soit égale à V O On ti a alors vn= ak gt +T avec a = Vo/k Log A partir de o T 2 O t T 2 l'instant t 2, la courbe de variation de vn es 2 la même quelles que soient les valeurs de vo et k. La tension normalisée vn est appliquée à l'entrée d'un circuit amplificateur antilogarithmique 13 c'est-à-dire un circuit à gain exponentiel Le circuit 13 comprend un étage d'entrée 13 a formant circuit de réglage de gain et un amplificateur antiloga- rithmique proprement dit 13 b L'étage d'entrée 13 a comporte un amplificateur opérationnel A 4 sur l'entrée inverseuse duquel est appliquée la somme de v et d'une tension ajustable V Acet effet, la sortie du circuit 12 est reliée à l'entrée inverseuse de A 4 par une résistance R 7 tandis que le curseur d'un potentiomètre P est relié à cette même entrée inverseuse par une résistance R 8 Les extré- mités du potentiomêtre P sont connectées à deux bornes portées à des potentiels fixes respectivement positif V et négatif V Une résistance R 9 relie la sortie de A 4 à son entrée inverseuse tandis que l'entrée non inverseuse de A 4 est reliée à la masse L'ampli- ficateur antilogarithmique 13 b comprend, de façon connue en soi, un élément non linéaire formé par une diode D 1 dont une bozne est connectée à une première entrée (l'entrée inverseuse) d'un ampli- ficateur opérationnel A 5 dont l'autre entrée est à la masse, Une résistance Rl O relie la sortie de A 5 à son entrée inverseuseo L'autre borne de D 1 est reliée à la sortie de A 4, Le circuit 13 b produit k veaetkéatdscntns sur sa sortie une tension: v = a e, aet k tant des constantes et ve étant la tension appliquée à l'entrée de 13 b On a donc a partir du temps t 2, vs = a ek(Vl+vn) soit v = aek Vl eak K Log t 2/to+ T 2, Ainsi, si ak K = 1, v 8 estau-delà de t 2, une fonction sensiblement linéaire du temps t: v = Klt (ligne h de la figure 2) L'égalité "k K = 1 est obtenue en ajustant la valeur Vo tandis que la pente de vs est réglable en ajustant le gain du circuit 13 par réglage de la valeur V 1 au moyen du potentiomètre P La réponse du coeur (onde QRS) à l'impulsion de stimulation est alors traduite par une non-linéarité de vs Alors que cette réponse n'est pas discernable dans la courbe représentative de v, elle est au contraire parfaite- ment visible après la phase de linéarisation. Afin d'accentuer le signal représentant la réponse du coeur, la tension v 8 est dérivée au moyen du dérivateur 14 branché à la sortie de l'amplificateur 13 b Ce derivateur comprend un circuit série formé par un condensateur C 1 et une résistance Rll et branché entre la sortie de A 5 et l'entrée inverseuse d'un ampli- ficateur opérationnel A 6 Celui-ci a son entrée non inverseuse reliée à la masse tandis que sa sortie est reliée par une résis- tance R 12 à l'entrée inverseuse Un interrupteur I 4 est branché en parallèle sur la résistance R 12 Cet interrupteur est de type sta- tique commandé par une impulsion 54 (ligne i de la figure 2) pro- duite en réponse au front descendant de SO par un multivibrateur monostable M 4 relié à la sortie du circuit de commande 5 L'im- pulsion 54 a une durée T 4 supérieure à la durée T 3 de l'impulsion 53. L'interrupteur I 4 est maintenu fermé pendant la durée de 54, c'est- à-dire jusqu'à un instant t 3 retardé par rapport à t 2,afin d'éviter une saturation du dérivateur au moment t 2 du changement de pente de la tension de sortie de l'amplificateur antilogarithmique Le signal vd en sortie du ddrivateur 14 (ligne j de la figure 2) se présente donc, à partir de l'instan t sous forme d'une tension continue à laquelle se superpose un signal noncontinu or repsentant la réponse du coeur. Le filtre 15 est un filtre passe haut permettant d'extraire le signal SE de la composante continue de Vdo En sortie du filtre 15, le signal sr est aisément identifiable Pour le détecter, il suffit par exemple d'appliquer le signal de sortie du filtre 15 à une entrée d'un comparateur 16 qui revolt sur son autre entrée un si- gnal de référence de seuil réglable Se Le comparateur 16 fournit un si- gnal de sortie ss lorsque la valeur instantanée de sr dépasse la-valeur de seuil se, traduisant ainsi la présence d'un signal de réponse du coeur à une contraction provoquée. Des essais ont été effectués au cours d'une opération d'implantation d'un stimulateur sur un patient La figure 3 illustre les signaux vs, Vd respectivement en sortie de l'amplificateur anti- logarithmique, et en sortie du circuit dérivateur dans le cas d'absence de réponse du coeur, tandis que la figure 4 illustre ces mêmes signaux dans le cas de présence de réponse du coeur Malgré les conditions défavorables d'enregistrement en salle d'opération, les figures 3 et 4 démontrent que la détection de la réponse du coeur est rendue possible sans aucune difficulté ou ambiguité grâce à la présente invention. La détection d'un tel signal de réponse (QRS électro- stimulé) peut être utilisée pour ajuster, comme connu en soi, l'énergie fournie par chaque impulsion de stimulation Par exemple, cette énergie est diminuée d'un incrément lorsque le QRS électro- stimulé est détecté,jusqu'à l'absence de détection, l'énergie étant alors augmentée d'un coup de plusieurs incréments On peut égale- ment établir des statistiques relatives aux nombres de QRS spon- tanés et de QRS électrostimulés. Une variante de réalisation d'un dispositif de détection conforme à l'invention est représentée très schématiquement sur la figure 5. La tension v recopiée par le circuit d'entrée 10 ' analogue au circuit 10 est appliquée a l'entrde d'un circuit de mise à l'échelle 12 ' analogue au circuit 12 En sortie du circuit 12 ', on dispose d'une tension v' qui varie de façon logarithmique tn v' = v + "k Log t n o t O Un amplifificateur opérationnel 17, formant soustrac- teur, reçoit la tension v'n sur une première entrée (entrée inver- seuse) et reçoit sur sa seconde entrée une tension W fournie par un générateur de fonction logarithmique 18 La tension W varie de façon logarithmique en fonction du temps: W = wo + K'Log t, w étant la valeur de W à l'instant to Le fonctionnement du géné- rateur 18 est par exemple commandé par l'impulsion 51 En sortie du comparateur 17, on dispose donc d'une tension V'd = W v + (K'-ak) Log Y La valeur de a est ajustée o a o + 'CO par réglage de la tension de référence V'0 appliquée au cir- cuit 12 ' de manière que K' = ak On obtient ainsi un niveau continu v'd analogue à Vd, ce niveau continu étant filtré par un filtre 15 ' pour extraire la composante non continue s'r. Il Le générateur 18 comporte un étage 18 a engendrant une tension en dent de scie et un étage 18 b transformant cette tension en dent de scie en un signal variant suivant une fonction logarith- mique L'étage 18 a comprend un amplificateur A 7 qui reçoit le signal 51 sur son entrée inverseuse par l'intermédiaire d'une résistance R 12 et dont l'entrée non inverseuse est reliée à la masse Un con- densateur C 2 est lranché entre la sortie de l'amplificateur A 7 et son entrée inverseuse, en parallèle avec un interrrupteur statique I 5 à ouverture commandée par l'impulsion SI L'étage 18 b est un cir- cuit d'amplificateur logarithmique classique avec un amplificateur A 8 dont l'entrée inverseuse reçoit le signal de sortie de l'étage 18 a par l'intermédiaire d'une résistance R 13, dont l'entrée non- inverseuse est reliée à la masse et dont la sortie est reliée à l'entrée inverseuse par une diode D 2 o Dès que l'interrupteur I 5 est ouvert, la tension en sortie de l'étage 18 a décroît de façon sensi- blement linéaire pour revenir brusquement à son niveau initial au moment de la fermeture de I 5 (fin de Si) Pendant la durée de SI, le signal variant de façon linéaire à l'entrée de l'étage 18 b est transformé, à la sortie de celui-ci en un signal W qui croît dans le temps avec une allure logarithmique. Dans ce qui précède, les conditions Ok K 1 et Oc = K' sont réalisées par réglage du coefficient d'atténuations o Il n'est pas exclu, en variante, de se passer du circuit de mise à l'échelle et de régler le gain K ou le coefficient KC' en fonction de k, de ma- nière que k K = 1 ou que ' =kco Dans ce cas, la valeur de k peut 8 tre obtenue en mesurant la variation de v pendant un intervalle de temps At déterminé. REVENDICATIONS 1 Procédé de détection de la réponse du coeur à une impulsion électrique de stimulation appliquée à une électrode en contact avec le coeur, par détection dans un signal représentant le potentiel de ladite électrode d'une composante produite par la contraction-provoquée du coeur, caractérisé en ce que: on recueille, après la fin de l'impulsion de stimula- tion, un premier signal v qui représente le potentiel d'électrode en circuit ouvert et dont la variation dans le temps t, à partir d'un instant origine to est de forme sensiblement logarithmique: v = v + k Log t v étant la valeur de v à l'instant t et k étant un paramètre lié notamment à la durée et à l'amplitude de l'impulsion de stimulation, on convertit le-premier signal v en un second signal dont la variation dans le temps est sensiblement linéaire-et on détecte dans ledit second signal une composante non linéaire représentant-le signal produit par la contraction pro- voquée du coeur. 2 Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que la conversion du premier sfgnal-comprend une phase de transformation par une fonction f de type exponentiel f(x) Ae u I A et K étant deux paramètres. 3 Procédé selon la revendication 2, caractérisé en ce que ladite conversion comprend aussiîune phase d'atténuation du premier signal par un coefficient a tel que ak K = 1. 4 Procédé selon la revendication 2, caractérisé en ce que ladite conversion comprend aussi une phase de réglage du para- mètre K de sorte que K = k. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que la conversion du premier signal comprend une phase de génération d'un signal de référence v variant de façon logarithmique tel re f que vef o KI Log,v I étant la valeur de vref à l'instant t O et K' étant un paramètre, et une phase de comparaison du premier. signal v avec le signal de référence. 6 Procédé selon la revendication 5, caractérisé en ce que ladite conversion comprend aussi une phase d'atténuation du premier signal par un coefficient a' tel que a'k K'. 7 Procédé selon la revendication 6, caractérisé en ce que ladite conversion comprend aussi une phase de réglage du para- mètre K' de sorte que K' = k. 8 Dispositif de détection de la réponse du coeur à une impulsion électrique de stimulation appliquée à une électrode en contact avec le coeur, par détection dans un signal représentant le potentiel de ladite électrode d'une composante produite par la contraction provoquée du coeur, dispositif caractérisé en ce qu'il comporte: - un interrupteur (Il) commandé destiné à placer l'électrode ( 1) en circuit ouvert en réponse à la réception d'un signal de commande (SI), et un circuit de détection comprenant un circuit d'entrée ( 10 > 10 ') relié à l'électrode ( 1) pour recueillir un premier signal v qui représente le potentiel d'électrode; un cir- cuit convertisseur ( 11-14; Il', 17 '> 18 ') recevant ledit premier signal et fournissant sur sa sortie unsecond signal variant dans le temps de façon sensiblement linéaire lorsqu'il reçoit un signal variant dans le temps de façon sensiblement logarithmique; et un détecteur ( 15, 16;,15 ') recevant ledit second signal et destiné à détecter dans celui-ci une composante non linéaire représentant - le signal produit par la contraction provoquée du coeur. 9 Dispositif selon la-revendication 8, caractérisé en ce que le circuit convertisseur comprend un circuit de normalisa- tion ( 11, 12) recevant ledit premier signal et délivrant un signal normalisé et un circuit ( 13) à fonction de transfert exponentielle qui reçoit le signal normalisé et délivre ledit second signal. Dispositif selon la revendication 9, caractérisé en ce que le détecteur comprend un dérivateur ( 14) recevant ledit second signal et un circuit de filtrage ( 15) branché à la sortie du déri- vateur pour extraire la composante non continue de la dérivée dudit second signal. 11 Dispositif selon la revendication 8, caractérisé en ce que le circuit convertisseur comprend un circuit de normalisa- tion ( 13 ') recevant ledit premier signal et délivrant un signal normalisé, un générateur ( 18 ') de signal de référence dont la variation dans le temps est logarithmique et un soustracteur ( 17 ') recevant le signal normalisé et le signal de référence et délivrant ledit second signal représentatif de la différence entre les signaux normalisé et de référence. 12 Dispositif selon l'une quelconque des revendications 9 à 11, caractérisé en ce que le circuit de normalisation comprend un circuit atténuateur ( 12, 12 ') à gain commandé,