Brevet FR2530475A1 — publié le 19840127

La présente invention concerne un dispositif défibrillateur implantable pour assurer la défibrillation - du coeur d'un patient mais elle a trait plus spécifiquement à un système de défibrillation utilisant un moyen perfection- né de détection d'arythmie pour une détection plus sûre de fonctions anormales du coeur et un dispositif de télémétrie pour transmettre une information indiquant l'état et le fonctionnement du défibrillateur implanté. Ces dernières années, des progrès substan- tiels ont été réalisés dans le développement de techniques de défibrillation en vue de remédier efficacement à diverses maladies et arythmies du coeur Les efforts passés se sont traduits par la mise au point de défibrillateurs électroni- ques de secours implantables qui assurent, en réponse à la détection d'un rythme cardiaque anormal, un e décharge d'énergie suffisante, par l'intermédiaire d'électrodes reliées au coeur, pour le dépolariser et le ramener à un rythme cardiaque normal. Des efforts de recherche ont également été consacrés à la mise au point de techniques permettant de contrôler d'une manière sûre l'activité du coeur en vue de déterminer quelle action compensatrice est nécessaire De telles techniques consistent à contrôler la cadence ventri- culaire ou bien à déterminer la présence d'une fibrillation sur la base d'une fonction de densité de probabilité (PDF). Un système utilisant la technique PDF compare statistique- ment les positions des points d'une forme d'onde cardiaque avec les emplacements attendus des points de la forme d'onde normale Lorsque la forme d'onde devient irrégulière, ce qui est mesurée par sa fonction de densité de probabilité, une fonction cardiaque anormale est signalée Cette dernière technique a été décrite dansles brevets US no 4 184 493 et 4 202 340. Un système plus récent, qui a été décrit dans la demande de brevet déposée aux Etats Unis-d'Amérique sous le numéro 175 6-70 le 5 Août 1980, utilise à la fois la technique PDF pour déterminer la présence d'un rythme car- diaque anormal et un circuit de détection de rythme du coeur pour effectuer une distinction entre une fibrillation ventriculaire et une tachycardie haute fréquence ( cette dernière étant indiquée par un rythme cardiaque supérieur à un seuil minimal prédéterminé) d'une part, et un rythme sinusoïdal normal ou bien une tachycardie basse fréquence ( indiquée par un rythme cardiaque tombant en dessous d'un seuil minimal prédéterminé) d'autre part. En outre, des recherches effectuées dans ce domaine ont abouti à la mise au point d'un système détecteur de rythme cardiaque qui mesure avec précision un rythme cardiaque pour une diversité de formes de signaux d'électro- cardiogrammes (ECG) différents Un tel système a été décrit dans la demande de brevet déposée aux Etats Unis d'Amérique sous le numéro de série 263 910 le 15 Mai 1981. En dépit de ces efforts passés et du degré d'évolution prépondérant par rapport à des dispositifs de l'art antérieur, on a rencontré de grosses difficultés et de sérieux inconvénients avec ces dispositifs Parmi les difficultés, on peut citer les suivantes: ( 1) une détection d'onde-R doit encore être améliorée puisque l'aptitude de détection de l'onde R avec la précision maximale est essen- tielle pour un fonctionnement correct et efficace du défibril- lateur implantable; ( 2) parfois la ou les électrodes de -détection qui contrôlent l'activité du coeur sont déplacées ou délogées, en dégradant ou en atténuant complètement le signal de battement ventriculaire détecté, ce qui se- traduit alors par des cycles de fonctionnement non sûrs ou irrégu- liers du dispsitif défibrillateur; ( 3) après implantation, il n'existe à l'heure actuelle aucun moyen pour déterminer l'état (actif ou inactif) ou une autre condition opératoire ou fonction du défibrillateur implanté; ( 4) puisque le dispositif défibrillateur est destiné à fonctionner automa- tiquement lorsque cela est nécessaire, il serait avantageux de prévoir des moyens pour enregistrer un compte permanent du nombre d'impulsions de défibrillation qui sont fournies par le défibrillateur et pour transmettre, lors d'une interrogation, l'information de compte mémorisée et une autre information d'état sans avoir à faire appel à une opération chirurgicale; ( 5) puisqu'il se pose un problème important avec des défibrillateurs lorsque leurs électrodes extérieures de haute tension sont shuntées, il serait considéré comme avantageux de pourvoir un tel défibrillateur implantable d'une capacité anti-shunt pour protéger les circuits internes et les électrodes qui sont sensibles; et ( 6) puisqu'il existe lors de l'utilisation de dispositifs de défibrillation produisant des impulsions antagonistes asynchrones par rapport à l'onde-R, un risque d'accélération d'arythmie, il est avantageux d'effectuer une cardiocompensation en synchro- nisme avec l'onde-R. En tenant compte de ce qui précède, l'inven- tion a pour objectif de fournir un défibrillateur implanta- ble ou dispositif de cardio-compensation comportant des moyens perfectionnés de détection pour détecter l'apparition de rythmes cardiaques anormaux et pour produire automatique- ment, en réponse à ces rythmes, des impulsions de défibril- lation. L'invention a également pour but de créer un système perfectionné de défibrillation ou de cardio-compen- sation dans lequel une disposition correcte des électrodes de détection de rythme puisse être déterminée sans une opera- tion chirurgicale. L'invention a en outre pour but de créer un dispositif défibrillateur ou cardio-compensateur implantable qui, lors d'une interrogation par un moyen externe, peut transmettre différentes informations d'état indiquant la condition de fonctionnement et la disposition correcte des électrodes autour du coeur. L'invention a en outre pour but de créer un système défibrillateur ou cardio-compensateur implantable dans lequel une information de télémétrie transmise de l'extérieur du patient est codée et transmise par des élé- ments de circuit du dispositif implantable L'-invention a également pour but de créer un système défibrillateur ou cardio-compensateur implantable ayant la capacité d'empêcher des impulsions externes de défibrillation d'être court-circuitées entre les électrodes de défibrillation. L'invention a en outre pour but de créer un système défibrillateur ou cardio compensateur implantable comportant des moyens pour réduire le risque d'accélération de l'arythmie du patient lors d'une cardiocompensation. Conformément à un mode efficace de réalisa- tion de l'invention en vue d'atteindre les objectifs préci- tés et d'autres, un système cardio-compensateur comprend un défibrillateur implantable et un dispositif extérieur de commande/contrôle non implanté qui sert à modifier la condi- tion et/ou à extraire une information d'état du défibrilla- teur implanté Le défibrillateur implantable comprend un circuit convertisseur haute-tension comportant un moyen anti-shunt; la combinaison d'un circuit PDF et d'un circuit d'analyse de rythme cardiaque qui détectent chacun des rythmes cardiaques anormaux et qui excitent conjointement le circuit inverseur haute-tension; une série d'électrodes reliées au coeur et comprenant une électrode de détection bipolaire qui est reliée au circuit d'analyse de rythme cardiaque pour détecter des signaux de battement ventricu- laire, des impulsions de fourniture d'impulsions de haute- tension qui sont reliées au circuit convertisseur haute- tension et au circuit PDF en vue de produire respectivement des impulsions de défibrillation de haute énergie et des signaux d'information PDF; un moyen de comptage/ mémorisa- tion d'impulsions pour compter et mémoriser le hombre d'impulsions de défibrillation produites par le circuit inverseur; un haut-parleur piézoélectrique accouplé à la paroi d'un boîtier entourant les circuits du défibrillateur pour produire des sons audibles indiquant l'état du défibril- lateur; et un moyen réagissant à un aimant extérieur pour modifier l'état du défibrillateur ( actif ou inactif), en permettant des fonctions de contrôle interne du défibrilla- teur et du dispositif de télémétrie pour la transmission d'une information codée d'état ( par exemple une information représentant un compte d'impulsions et un temps de charge de compensateur) du défibrillateur, et permettant l'émis- sion de sons par le haut-parleur piézo-électrique, lesdits sons indiquant, sans nécessiter une opération chirurgicale, l'état du défibrillateur et l'emplacement correct de l'électrode de détection bipolaire. Le dispositif externe de commande/contrôle comprend un aimant tenu à la main pour amorcer les fonctions précitées par sa mise en place correcte sur un contacteur à lame placé à l'intérieur du défibrillateur implanté, ainsi qu'un circuit récepteur R F comportant un démodulateur servant à décoder, et afficher sur un visualiseur une certaine information d'état qui est transmise électromagné- tiquement à partir du défibrillateur implanté. D'autres avantages et caractéristiques de l'invention seront mis en évidence dans la suite de la description, donnée à titre d'exemple non limitatif, en référence aux dessins annexés dans lesquels la fig 1 est un schéma simplifié à blocs montrant les composants internes et externes du défibrillateur selon l'invention, la fig 2 est un schéma détaillé du circuit d'analyse et d'établissement de moyenne de rythme de la fig 1, la fig 3 est un schéma du circuit logique de contrôle d'aimant et de commande de convertisseur de la fig 1, la fig 4 est un schéma partiel du circuit de commande de convertisseur de la fig 1, la fig 5 montre les détails de structure de la sonde de détection bipolaire de la fig 1 qui sert à détecter des signaux électriques provenant du coeur du patient, la fig 6 représente le circuit d 'arrêt après 4 comptes de la fig 1, la fig 7 montre l'agencement d'un cristal piézo-électrique sur la paroi d'un boîtier entourant les composants implan- tables de la fig 1. La fig 1 représente, sous la forme d'un schéma à blocs fonctionnels, les composants internes et- externes de l'invention Les composants implantés sont enfermés dans un boîtier métallique ( non représenté;) et ils constituent le défibrillateur de secours qui détecte des rythmes cardiaques anormaux En réponse à la détection de tels rythmes cardiaques anormaux, le défibrillateur émet une série d'impulsions de défibrillation ( 25 à 30 joules) qui sont appliquées au coeur 10 d'un patient et ensuite il enregistre dans une mémoire ( par exemple un compteur) un nombre de sommation des impulsions de défibrillation émises Dans le mode préféré de réalisation, le défibrillateur peut produire trois impulsions de défibrilla- tion de 25 joules qui sont suivies par une impulsion de joules si nécessaire Après l'impulsion initiale, une nouvelle détection est effectuée et, si l'arythmie existe encore, une charge est amorcée et une seconde impulsion est fournie après terminaison du cycle de charge Ce processus se poursuit, si nécessaire, jusqu'à ce que la quatrième impulsion de haute énergie soit fournie Ensuite aucune autre impulsion ne peut être fournie jusqu'à ce qu'on détec- te au moins 35 secondes de rythme sinusoïdal normal Ensuite le dispositif est prêt pour produire une autre-séquence de quatre impulsions. Dans la présente invention, plusieurs électrodes sont reliées au coeur du patient et aux circuits du défibrillateur Ces électrodes transmettent une informa- tion de détection provenant du coeur au défibrillateur et elles transmettent des impulsions de défibrillation de haute énergie du défibrillateur au coeur Les électrodes comprennent une électrode de détection-bipolaire 18 agencée pour être placée dans le ventricule droit pour détecter une activité électrique résultant des contractions ventriculai- res, ainsi que des électrodes de détection transcardiaque - et de fourniture de haute-tension 20 et 22 pour détecter une activité électrique et pour fournir les impulsions de défibrillation L'électrode 20 est agencée pour être placée dans la veine cave supérieure et l'électrode 22 est agencée pour être reliée au myocarde à proximité de la pointe du coeur Leurs structures et les connexions des circuits seront expliquées de façon plus détaillée dans la suite, en particulier pour l'électrode de détection bipolaire 18 puisqu'elle constitue en partie l'essence de la présente invention. Les composants' externes de l'invention d'autre part comprennent un circuit démodulateur et décodeur 12 qui détecte des signaux RF ( signaux radio fréquence) et il décode les données de télémétrie transmises, dans le mode préféré de réalisation, électromagnétiquement par des conducteurs de transport de courant dans les circuits du défibrillateur implanté En outre un dispositif d'affichage 14 affiche à la fois le temps de charge nécessaire pour la charge d'un condensateur d'emmagasinage d'énergie haute tension placé dans le défibrillateur et l'information concernant le compte d'impulsions accumulées qui est mémorisé dans le défibrillateur implanté Le temps de charge est obtenu à partir de la détection des signaux RF provenant des enroulements du convertisseur haute tension lorsqu'il fonctionne pendant qu'une information représentant un compte d'impulsions est dérivée par décodage-d'une transmis- sion modulée des mêmes signaux RF émis par le convertisseur haute tension lorsqu'il est en marche, comme cela sera décrit dans la suite. Du fait de l'implantation sous-cutanée du défibrillateur, la mise en place d'un aimant annulaire 21 sur la peau du patient à proximité étroite d'un contacteur à lame 24 ( enfermé dans le boîtier du défibrillateur) enclenche trois processus En premier lieu, cela permet à un oscillateur acoustique 50 d'émettre des sons acoustiques en synchronisme avec les battements du coeur si le défibril- lateur est actif et d'opérer en continu si le défibrillateur est inactif En second lieu, cela modifie l'état d'une bascule d'état 26 si l'aimant est maintenu en place plus longtemps qu'une période prédéterminée ( par exemple 30 secondes) En troisième lieu, lors d'une application transi- toire de l'aimant 21 quand le défibrillateur se trouve dans l'état actif, il assure l'initialisation du défibrillateur pour transmettre des données de télémétrie, des informations concernant un compte d'impulsions et des informations concernant un temps de charge de condensateur Ces opérations sont également décrites de façon plus détaillée dans la suite. Comme indiqué précédemment, un autre avan- tage du défibrillateur implantable consiste dans sa haute fiabilité de détection d'arythmie cardiaque et d'interdic- tion de génération incorrecte d'impulsions de défibrilla- tion Pour atteindre ces objectifs, le défibrillateur implantable comprend un circuit d'analyse de fonction-de densité de probabilité ( PDF) 28, tel que celui décrit dans la demande de brevet US no 175 670, le brevet US no 4 184 493 et le brevet US no 4 202 340 mentionnés ci- dessus En outre le défibrillateur implantable comprend un circuit d'analyse et d'établissement de moyenne de fréquence 30 qui détecte l'analyse et établit la moyenne de signaux de cadence représentant des contractions ventri- culaires du coeur 10 Lorsque les circuits 28 et 30 détec- tent des rythmes cardiaques anormaux, ils produisent chacun un signal de validation assurant l'excitation d'une porte ET 32 qui laisse passer un signal INVST, ce signal assurant à son tour l'initialisation d'un circuit convertisseur haute tension et de commande 34 en préparation à l'application d'une impulsion de défibrillation au coeur du patient. Chacune desdites impulsions est transmise au coeur par l'intermédiaire des électrodes 20 et 22. La génération de l'impulsion de défibrilla- tion ne se produit pas tant que le circuit 34 n'a pas été placé dans un état actif Pour le placer dans un état actif, l'aimant annulaire 21 est utilisé pour produire la-commuta- tion de la bascule d'état 26 de façon qu'elle fournisse un signal EN à sa sortie Q et qu'elle l'applique au circuit 34 pour valider le circuit d'inversion et commande 34 En outre, un signal transmis par un conducteur 35 partant du -circuit de fréquence 30 et qui est synchronisé avec l'appa- rition d'un signal de contraction ventriculaire du coeur 10, applique un signal de minutage au circuit 34 de telle sorte que les impulsions de défibrillation émises soient synchro- nisées avec une contraction ventriculaire Avec un tèlle synchronisation, l'impulsion de défibrillation est plus efficace pour assurer la défibrillation du coeur 10 et pour réduire le-risque d'une accélération d'arythmie. Pour contrôler le nombre des impulsions de défibrillation émises, le circuit 34 produit un signal CT à chaque fois qu'il émet une impulsion de défibrillation. Le signal CT est utilisé par un circuit de comptage d'impul- sions qui expliqué dans la suite. Encore en référence à la fig 1, un compara- teur 36 associé au circuit de fréquence 30 établit le-seuil de fréquence de battements, par exemple à 160 battements par - minute, et pour cette fréquence, le circuit 30, assure, en combinaison avec le signal de sortie PDF transmis par l'in- termédiaire de la porte ET 32, la fourniture d'un signal de validation pour initialiser le circuit convertisseur haute tension 34 Le circuit d'analyse et d'établissement de moyenne de fréquence 30 produit dans le conducteur 31 un signal analogique de FREQUENCE, ayant une grandeur représen- tant la fréquence ventriculaire et il l'applique à une borne - du comparateur 36 Un signal de SEUIL DE FREQUENCE est appliqué à l'autre borne du comparateur 36 Pendant la fabrication du défibrillateur, le niveau de tension du signal de SEUIL DE FREQUENCE est réglé de façon que le comparateur 36 excite la porte ET 32 quand la fréquence de battement ventriculaire, indiquée par le signal FREQUENCE, atteint la grandeur prédéterminée de déclenchement qui est par exemple de 160 battements par minute. Dans le cas o il se produit une fibrilla- tion effective du coeur et lorsque le convertisseur produit une impulsion de défibrillation, un compteur d'impulsions numériques, comprenant le registre 38, réagit au signal CT engendré par le circuit convertisseur 34 Le comtpeur 38 enregistre par conséquent un compte du nombre d'impulsions de défibrillation émises Sur demande, cette information de compte peut être transmise électromagnétiquement pendant un- bontrôle par aimant '", comme cela sera expliqué dans la suite Lorsque le dispositif se trouve dans l'état actif, le contrôle par aimant est amorcé en plaçant momentanément l'aimant annulaire 21 -sur le contacteur à lame 24 puis en enlevant l'aimant En réponse, le convertisseur commence à fonctionner et un signal de " commande de télémétrie " fourni par la logique de contrôle par aimant 40 permet au convertisseur 39 de transmettre en série l'information de compte numérique et d'appliquer les bits de données en série à un circuit modulateur de largeur d'impulsion 90 qui module en fréquence la fréquence du convertisseur haute tension par l'intermédiaire du modulateur de fréquence 92. Lorsque le convertisseur est en fonctionnement, un signal RF engendré par l'enroulement du convertisseur, est détecté à l'extérieur du corps par le démodulateur 12 Par démodula- tion et détection de la fréquence RF, le temps de charge du condensateur d'emmagasinage est détecté ( en correspondan- ce au temps maximal de présence du signal RF) ainsi que le nombre total d'impulsions fournies par le défibrillateur au patient Le circuit démodulateur 12 est un circuit classique de démodulation FM et de détection Il est placé de préférence à quelques centimètres du patient Après démodulation, le circuit 12 affiche le temps de charge du condensateur, en indiquant la condition de la pile implantée, et il affiche le nombre total d'impulsions fournies par le défibrillateur. On va maintenant décrire comment se manifeste un changement d'état et comment il est indiqué Certains sons acoustiques émis par l'oscillateur acoustique 50 et le transducteur piézo-électrique 52 indiquent l'état du défi- brillateur implantable Dans l'état actif, la bascule d'état 26 de la fig 1 maintient dans la condition validée une entrée d'une porte ET 44 dont l'autre entrée est validée périodiquement par des signaux de battements ventriculaires provenant du circuit de pulsation 30 En conséquence, lorsque l'aimant 21 est placé à proximité du contacteur à lame 24, l'apparition de chaque impulsion de battement ven- triculaire provenant du circuit de pulsation 30 excite momen- tanément la porte ET 48 et un oscillateur acoustique 50. Quand le contacteur à lame 24 est fermé par l'aimant 21, un niveau bas ou " O '" est établi au convertisseur 46 et un niveau d'entrée " 1 ' est établi à la porte ET 48) L'oscilla- teur 50 excite alors un haut-parleur acoustique ( transduc- teur piézo-électrique) 52 relié directement au boîtier du il défibrillateur implantable Ainsi, quand celui-ci se trouve dans l'état actif, la bascule d'état 26 produisant alors un signal de sortie Q, des sons qui sont en synchronisme avec les battements cardiaques sont périodiquement émis Dans le mode préféré de réalisation, le-transducteur piézo-électri- que 52 entre en résonance pour une fréquence d'environ 3000 Hertz et il est détecté acoustiquement par une personne dans la gamme des sons émis par le transducteur. En conséquence des sons pulsés qui sont émis par le cristal piézoélectrique 52 en synchronisme avec les battements du coeur indiquent que l'électrode bipolaire 18 est correcte- ment positionnée à l'intérieur du coeur du patient. D'autre part, si la bascule d'état 26 se trouve dans l'état inactif, par exemple si un signal EN ne se produit pas, la porte ET 44 est fermée et la bascule 26 fournit, par l'intermédiaire de sa sortie Q un signal continu de validation appliqué à une entrée de la porte ET 48 Dans l'état inactif, la mise enplace de l'aimant 21 à proximité du contacteur à lame 24 engendre également, par l'intermédiaire du convertisseur 46, un signal continu de validation qui est appliqué à l'autre entrée de la porte ET 48 Il en résulte que l'oscillateur 50 est excité de façon continue pour produire un son audible de tonalité permanente, d'environ 3 000 Hz, à la sortie du transducteur piézo-électri- que 52. En conséquence un son pulsé indique que le défibrillateur est actif tandis qu'un son continu indique qu'il est inactif. Lorsque le dispositf se trouve dans l'état actif, si la sonde de détection bipolaire 18 n'est pas correctement positionnée à l'intérieur du ventricule droit, aucun son n'est émis du fait que les signaux ventriculaires ne sont pas détectés En conséquence la présence ou l'absence d'un son audible indique si la sonde 18 est correctement logée au voisinage du ventricule droit: La fréquence de-fonctionnement de l'oscilla- teur 50 et du transducteur piézo-électrique 52 est choisie de manière à être essentiellement égale à la fréquence de résonance naturelle de vibration du boîtier rigide qui enveloppe les circuits du défibrillateur de manière que le transducteur 52 consomme une quantité minimale d'énergie pour un niveau donné d'émission acoustique. Le montage du cristal piézo-électrique sur une paroi intérieure 51 du boitier implanté a été mis en évidence sur la fig 7 Pour faire résonner efficacement la paroi 51 du bottier, une couche solide 53 de colle époxy, tel qu'un adhésif connu sous la marque Eccobond -24, sert de moyen de liaison entre une surface du cristal 52 et la surface de la paroi 51 par l'intermédiaire d'une bande isolante 55 De préférence il n'existe aucune cavité d'air entre le cristal et la paroi pour engendrer les émissions acoust Iques Au contraire la paroi 51 proprement dite vibre pour engendrer les sons. Des changements d'état du défibrillateur- ( par l'intermédiaire de la bascule d'état 26) sont obtenus en maintenant l'aimant en place sur le contacteur à lame pendant un temps supérieur à une période prédéterminée, qui est de 30 secondes dans le mode préféré de réalisation Pour changer l'état, un circuit de minuterie de 30 secondes 54 produit un signal d'horloge CK qui fait commuter la bascule d'état 26 quand l'aimant 21 est maintenu en place ( contac- teur à lame fermé) pendant plus de 30 secondes La minuterie 54 comprend de préférence un réseau de charge R-C incorporé à un circuit de déclenchement pour produire le signal d'horloge CK On peut utiliser comme minuterie de retarde- ment toute minuterie appropriée, par exemple une minuterie numérique réagissant au contacteur à lame Lorsqu'elle se trouve dans l'état-inactif, la bascule d'état 26 assure également une ouverture des circuits d'alimentation de tous les composants-non essentiels du défibrillateur pour réduire la consommation du courant fourni par les batteries -( non représentées) Lorsque la bascule se trouve dans l'état inactif, seuls les circuits de changement d'état et d'indi- cation acoustique ont besoin de courant De même, dans l'état actif, le signal EN assure la fermeture d'un interrup- teur électronique ( non représenté -) pour alimenter en courant électrique le circuit de pulsation 30 et le circuit PDF 28. On va maintenant décrire le circuit d'analyse et d'établissement de valeur moyenne de pulsation 30, qui est représenté par le schéma de la fig 2 Comme indiqué précédemment, le circuit 30 détecte des dépolarisations du ventricule droit et il produit, en réponse à celles-ci, un signal analogique ayant un niveau de tension proportionnel à la fréquence moyenne des battements ventriculaires Dans le circuit 30, deux conducteurs 56 et 57 reçoivent des signaux ventriculaires provenant de la sonde de détection bipolaire 18 Le signal de battement ventriculaire est alors appliqué à un filtre passe-haut 58 qui atténue des composan- tes du signal inférieures à une fréquence de 30 Hz Ensuite un préamplificateur 59 amplifie le signal de sortie du filtre passe-haut Un circuit de protection contre haute tension 55 est interposé entre l'électrode 18 et le filtre passe-haut 58 pour protéger le circuit contre une haute tension résultant d'une impulsion de défibrillation. Le pré-amplificateur 59 est relié à l'ampli- ficateur 66 qui comporte une commande automatique de gain (AGC) dans le circuit de réaction La commande automatique de gain tente de maintenir un signal de sortie d'amplitude constante pour des signaux d'entrée de niveaux variables. On sait que des signaux ECG d'entrée ont des amplitudes qui varient considérablement. Un circuit de formage d'impulsions compre- nant un comparateur 76 reçoit le signal de battement ventri- culaire commandé en gain et il produit en réponse à celui-ci une série d'impulsions de forme d'onde carrée Avantageuse- ment, les oscillations positives et négatives du signal de battement ventriculaire produisent des impulsions de déclen- chement et en conséquence le circuit 30 répond aussi bien aux divers signaux ventriculaires caractéristiques produits par des patients engendrant des signaux ventriculaires qui sont soit fortement positifs soit fortement négatifs, ou bien des signaux caractéristiques provenant de différents endroits du ventricule o la sonde de détection bipolaire 18 peut être placée Pour cette raison et d'autres, le circuit 30 est d'un fonctionnement très sûr. Les impulsions de forme d'onde carrée prove- nant du comparateur 76 assurent la commutation d'un multi- vibrateur monostable 78 qui produit une autre impulsion de forme d'onde carrée et d'une durée fixe d'environ 150 milli- secondes, de préférence Cette période représente la période réfractaire du dispositif Pendant cette période réfractaire de 150 millisecondes, le multivibrateur 78 ne peut pas être à nouveau commuté par d'autres signaux, tels que des ondes- T, etc, jusqu'à l'expiration de ladite période. Le signal REFRAC, comprenant des impulsions réfractaires de largeur uniforme provenant du multivibrateur 78, est ensuite appliqué à la fois à un circuit d'établisse- ment de moyenne 80 et à la porte ET 44 ( fig 1) En outre le signal de sortie d'onde-R est appliqué, par l'intermédiai- re d'une ligne 35, au circuit de commande d'inversion haute tension 34 pour synchroniser des impulsions de défibrilla- tion avec la sortie d'onde-R ( cf fig 1 et 3) Le circuit d'établissement de moyenne de fréquence 80, comprenant une résistance 82 et un condensateur 84, intègre le signal REFRAC provenant du multivibrateur 78 Le circuit 80 fonctionne de la même manière qu'un convertisseur fréquence- tension Pour soixante battements par minute par exemple, le signal REFRAC a un coefficient d'utilisation de 15 %. Lorsqu'il est intégré, c'est-à-dire lorsqu'on détermine sa moyenne, il produit le signal FREQUENCE de grandeur prédé- terminée qui a été mentionné ci-dessus Quand la fréquence de battement augmente, le coefficient d'utilisation du signal REFRAC augmente également du fait que les impulsions de largeur constante se produisent plus souvent et, après intégration, le circuit 80 produit le signal FREQUENCE d'une valeur supérieure correspondante Le signal FREQUENCE est comparé avec un signal de SEUIL DE FREQUENCE par le comparateur 36 ( également représenté sur la fig 1), qui engendre le signal de validation servant à exciter la porte ET 32 Le signal de SEUIL DE FREQUENCE provenant du compara- teur 36 est sélectionné de manière que le comparateur - produise le signal de validation à une fréquence prédéter- minée. Bien que cela ne soit pas représenté sur la fig 1, un élément de retardement 86 établit un retard de deux secondes et laisse seulement passer un signal vers la porte ET 32 si le signal d'entrée appliqué à l'élément de retardement 82 est maintenu pendant deux secondes ou plus. Un tel retard réduit le risque de détection de courtes arythmies s' arrêtant d' elles-mêmes. On va maintenant décrire le circuit de conversion haute tension et de commande 34, en même temps que le circuit logique de contrôle par aimant 40, qui sont représentés de façon plus détaillée sur les figures 3, 4 et 6 En considérant d'abord la fig 4, on voit que le conver- tisseur haute tension 200, également appelé un convertisseur courant continu courant continu, est un élément classique bien connu dans le domaine des défibrillateurs implantables. On pourra se référer par exemple au brevet US no 4 164 946 qui décrit un tel convertisseur courant continu courant continu ( élément 30 dans ce brevet) Le convertisseur de haute tension 200 charge un condensateur d'emmagasinage d'énergie 202 jusqu'à un niveau prédéterminé, ce condensa- teur se déchargeant soit dans le coeur du patient par l'inter- médiaire de l'électrode SVC 20 et de l'électrode 22, soit dans une résistance de charge de contrôle 212 dans des conditions qui seront décrites-dans la suite Le convertisseur haute tension 200 comprend une bobine implantée ( non représentée) qui émet des signaux RF pendant le fonctionnement du convertisseur, c'est-à-dire pendant le temps de charge du condensateur 202 C'et cette émission de signaux RF qui peut être détectée à l'extérieur du corps du patient d'une manière qui va être décrite. Lorsque le convertisseur haute tension est autorisé à fonctionner par le signal EF provenant de la bascule d'état 26 ( décrite ci-dessus), le convertisseur se trouve dans une condition de marche Le convertisseur haute tension 200 commence à fonctionner lors de la réception d'un signal de DEMARRAGE DE CONVERTISSEUR qui, comme indiqué sur la fig 3, est enclenché par réception soit d'un signal- INVST provenant de la porte ET 32 soit d'un signal MGTST provenant du circuit logique de contrôle par aimant 40 comme indiqué sur les fig 1 et 3) Le convertisseur haute tension commence à fonctionner et fournit un signal de FONCTIONNEMENT DE CONVERTISSEUR au circuit logique de contrôle par aimant 40, d'une manière qui sera décrite dans la suite Le convertisseur haute tension continue à fonction- ner jusqu'à ce que le condensateur d'emmagasinage d'énergie 202 soit chargé à son niveau prédéterminé Il est à noter que la période de fonctionnement du convertisseur haute tension, c'est-à-dire la période nécessaire pour la charge du condensateur 202, constitue une indication de la puissance de la pile du défibrillateur ( se référer à la description * donnée dans le brevet US no 4 164 946) En outre, pendant le temps de charge du convertisseur haute tension, les émissions de signaux RF provenant de la bobine du conver- tisseur sont modulées en fréquence pour représenter le nombre de décharges du convertisseur entre les électrodes 20, 22, cette information pouvant être détectée à l'extérieur du corps du patient par le démodulateur et décodeur 12. Le condensateur 202 est déchargé soit dans la résistance de charge soit entre les électrodes de patient et 22 en fonction de la réception d'une impulsion de déclenchement qui est fournie soit au redresseur de charge de contrôle 204 par l'intermédiaire du conducteur 206, soit au signal de déclenchement apparaissant entre les fils 208 et qui assure l'enclenchement du redresseur commandé au silicium 210 associé au patient La ligne 206 et les conduc- teurs 208 sont excités par un circuit de commande qui sera décrit de façon plus détaillée dans la suite en référence à la fig 3 Lorsque le redresseur commandé au silicium 204 est déclenché par l'intermédiaire d'une impulsion transmise par la ligne 206, le condensateur 202 se décharge dans la résistance de charge de contrôle 212; lorsque le redresseur de patient 210-est excité, par l'intermédiaire de signaux transmis par les conducteurs 208, le condensateur 202 se décharge entre les électrodes de patient 20, 22 L Orsque le condensateur se décharge entre les électrodes de patient, un signal de compte, en CT, est produit de manière à augmen- ter, comme indiqué sur la fig 1, le contenu du compteur 38 représentant le nombre de décharges appliquées au coeur du patient De même un signal de réaction, mis en évidence sur la fig 4, est appliqué au circuit de commande, comme indiqué sur la fig 3, pour produire le déclenchement du redresseur commandé au silicium à fonction de troncage 214, comme cela sera décrit dans la suite. Le redresseur commandé au silicium associé 210 au patient est déclenché par des signaux appliqués aux conducteurs 208 par l'intermédiaire d'un circuit anti-shunt. Le circuit anti-shunt comprend un petit transformateur 216 relié au redresseur de patient 210 pour assurer son déclen- chement en réponse à un signal de déclenchement introduit- par l'intermédiaire des conducteurs 208 Ce signal de déclenchement est appliqué à l'enroulement primaire du transformateur 216 dont l'enroulement secondaire excite le reoresseur de patient 210 pour permettre à l'impulsion de 2 Z 4-éfibrillation haute tension de parvenir aux électrodes et 22 Un tel circuit évite l'inconvénient que, lorsqu' une tension externe de défibrillation est appliquée au coeur du patient qui est relié à un dispositif implanté, la tension externe de défibrillation ne passe pas dans le dispositif implanté et spécifiquement dans le convertisseur haute tension Le couplage par transformateur élimine la création d'une voie de faible impédance jusqu'à la masse. Le redresseur commandé au silicium à fonction de troncage 214 est excité par un signal transmis par un conducteur 216, comme indiqué sur les fig 3 et 4. La fonction du redresseur de troncage est la suivante Quand le condensateur 202 se décharge entre les électrodes implan- tées, la décharge est une forme d'onde à décroissance expo- nentielle Lorsque la forme d'onde décroit jusqu'à une certaine tension, le redresseur de troncage 214 est amorcé pour tronquer l'impulsion décroissante De préférence le point prédéterminé de décroissance est approximativement égal aux deux tiers de ce qu'on obtiendrait pour une impulsion à décroissance complète. Les signaux de déclenchement appliqués au circuit de la fig 4 sont fournis par le circuit de commande de convertisseur, en coopération avec le circuit logique de contrôle par aimant 40, comme indiqué sur la fig 3 Comme le montre cette figure 3, un signal INVST provenant de la porte ET 32 ou bien un signal MGTST provenant du circuit logique par aimant 40 sont appliqués à une porte OU 218 qui fournit un signalde DEM Affl AGE DE CONVERIISSEUR de façon à amorcer le convertisseur hautetension pour charger le condensateur 202 EN supposant qu'il est nécessaire d'assurer une défibrillation, ce qui se traduit par le fourniture d'un signal INVST par la porte ET 32, ce signal enclenche le convertisseur, par l'intermédiaire de la porte OU 218, et il assure l'excitation d'une bascule de patient 220 La bascule de patient produit un signal qui est appliqué à une porte ET 222 Une seconde entrée de la porte ET 222 reçoit le signal d'onde-R détecté qui est transmis ( par l'intermédiaire du conducteur 35) en provenance du circuit d'analyse de fréquence 30, comme indiqué sur la fig 1 La troisième entrée de la porte ET 222 est reliée au convertis- seur haute tension de manière à recevoir le signal de FONCTIONNEMENT DE CONVERTISSEUR par l'intermédiaire de l'élément logique de convertisseur 224 Pendant le temps de fonctionnement du convertisseur, la troisième entrée de la porte ET 222 est à un niveau bas et la sortie de la porte ET 222 est à un niveau bas Lorsque le convertisseur commence à fonctionner, c'est-à-dire à la fin de la charge du condensateur du défibrillateur, la sortie de l'élément logique 224 passe au niveau haut En conséquence, après que des ondes-R appliquées à la porte ET 222 ont provoqué l'émission d'une impulsion, cette impulsion est transmise par l'intermédiaire d'un réseau RC de formage d'impulsions 226 approprié et d'un élément-tampon 228 à un transistor 230. Le transistor 230 est excité et une impulsion de déclenche- ment est appliquée au patient par l'intermédiaire des conducteurs 208 Comme précédemment décrit, la réception d'une impulsion de déclenchement par l'intermédiaire des conducteurs 208 assure l'excitation du redresseur de patient 210, comme indiqué sur la fig 4, et le condensateur 202 se décharge entre les électrodes reliées au coeur du patient Cette décharge produit également une impulsion de compte CT qui assure la remise à zéro de la bascule de patient 220 par l'intermédiaire de la porte OU 232. Lorsque le redresseur de patient 210 est déclenché, le condensateur 202 se déchargé de manière à produire une impulsion de haute tension à décroissance expo- nentielle entre les électrodes qui sont reliées au coeur du patient Cette impulsion à décroissance exponentielle est renvoyée, par l'intermédiaire d'une borne de renvoi d'impulsion, à un comparateur à seuil 234 Lorsque le signal de renvoi d'impulsion à décroissance exponentielle diminue jusqu'à un niveau de référence prédéterminé, qui est défini par la borne d'entrée négative du comparateur 234, ce dernier,produit à sa sortie un signal qui est inversé par l'inverseur 236, profilé par le réseau de fermage d'im- pulsions 238, et une impulsion apparaît dans le conducteur 216 de manière à enclencher le redresseur de troncage 214, comme indiqué sur la fig 4 Lorsque le redresseur de troncage 214 est enclenché, l'impulsion à décroissance exponentielle apparaissant entre les 2 ectrodes 20, 22 est tronquée Cela est réalisé du fait qu'il n'est pas souhaitable que l'impulsion décroisse exponentiellement jusqu'au niveau zéro. On va maintenant décrire le fonctionnement du circuit logique de contrôle par aimant 40 et le déclen- chement du redresseur de charge de contrôle 204 Le circuit logique de contrôle par aimant est enclenché lorsque la porte ET 240 est ouverte La porte ET 240 est ouverte lorsque le défibrillateur est autorisé à fonctionner, c'est- à dire lors de la réception d'un signal EN provenant de la bascule d'état 26, et l'aimant 21 est écarté du contacteur à lame 24 pour assurer l'application d'un signal positif, ou de niveau haut, à la porte ET 240 Ainsi, lorsque l'aimant 21 est placé à proximité étroite du contacteur à lame 24, en fermant ainsi les contacts du contacteur, un signal d'entrée négatif ou de niveau logique "zéro" est appliqué à la porte ET 240 Lorsque l'aimant est enlevé, ce qui provo- que l'ouverture du contacteur à lame 24, le signal appliqué à la porte ET 240 par le contacteur à lame passe au niveau haut, en provoquant l'ouverture de cette porte ET 240. Il està noter que l'aimant 21 doit être écarté du contac- teur à lame 24 en moins de 30 secondes pour amorcer un contrôle par aimant Si l'aimant 21 est laissé à proximité du contacteur à lame 24 pendant Sus de 30 secondes, la bascule d'état 26 est invalidée et le signal appliqué à l'entrée de la porte ET 240 par la bascule d'état 26-se trouve à un niveau bas, ce qui empêche l'ouverture de la porte ET 240. L'ouverture de la porte ET 240 provoque l'excitation de la bascule de retardement 242 qui fournit un signal MGTST au circuit de conversion et commande 34 par -l'intermédiaire de la porte OU 218, en enclenchant ainsi le convertisseur En outre la bascule 242 assure l'excitation d'une bascule de contrôle par aimant 244 L'excitation de la bascule de contrôle par aimant 244 se traduit par la fourni- ture d'un signal, au bout d'un intervalle de retard bref établi par l'élément de retardement 246, à la porte ET 248. Une seconde entrée de la porte ET 248 est reliée à la ligne " FONCTIONNEMENT DE CONVERTISSEUR " par l'intermédiaire de l'élément logique de convertisseur 224 Lorsque le conver- tisseur a terminé son fonctionnement, ce qui correspond à une charge complète du condensateur interne 202, la seconde entrée de la porte ET 248 passe au niveau haut et la porte ET 248 est ouverte Elle produit alors à sa sortie une impulsion qui est appliquée au redresseur de charge de contrôle par l'intermédiaire de la ligne 206 et de circuits de formage d'impulsion et tampon, et le redresseur de charge de contrôle 204 est enclenché Le condensateur se décharge alors dans la résistance de charge de contrôle 212 - Il est également à noter que, lorsque la bascule de contrôle par aimant 244 est excitée et lorsque sa sortie Q-est au niveau haut, le signal apparaissant à la sortie Q est également appliqué à la porte OU 232 pour maintenir la bascule de patient 220 dans une condition de remise à zéro En conséquence, pendant une condition de contrôle par aimant, la bascule de patient est empêchée de fonctionner et aucune impulsion de défibrillation ne peut être appliquée au coeur du patient. Pendant un contrôle par aimant, lorsque la bascule de contrôle par aimant 244 est excitée, une porte ET 250 de commande de télémétrie est ouverte pendant le temps de fonctionnement du convertisseur Il en résulte la génération d'un signal de commande de télémétrie par la logique de contrôle par aimant 40, ce signal étant appliqué au convertisseur parallèle-série à huit bits 39, comme indiqué sur la fig 1. Comme cela a été précisé ci-dessus, le nombre d'impulsions de défibrillation qui sont appliquées au patient provoquent l'application de signaux CT au compteur 38, comme indiqué sur la fig 1 Lorsque le signal de commande de- télémétrie est émis par la logique de contrôle par aimant , le contenu du compteur 38 est transmis au convertisseur parallèle-série à huit bits 39 Les bits sortant en série du convertisseur 39 sont appliqués à un circuit de modula- tion de largeur d'impulsion 90 qui produitsà son tour un signal modulé en largeur d'impulsion qui est appliqué au modulateur de fréquence de convertisseur Le modulateur de fréquence 92 module en fréquence le signal RF émis par la bobine de convertisseur pendant le temps o ce convertisseur est en fonctionnement Cette information modulée en fréquen- ce peut être détectée à l'extérieur du corps du patient par le démodulateur et décodeur externe 212, qui assure la démodulation des signaux modulés en fréquence pour afficher le nombre d'impulsions de défibrillation qui ont été comptées. En outre, par détection de la période d'émission RF de la bobine de convertisseur, le temps de charge du condensateur de défibrillateur est déterminé Il est à noter que, alors qu'il faut approximativement deux secondes pour qu'une infor- mation de télémétrie soit lue à partir du compteur 38, convertie, modulée en largeur d'impulsion et modulée en fréquence, il faut au contraire 5 à 6 secondes pour que le condensateur haute tension incorporé au circuit de conversion haute tension et commande soit chargé. Le démodulateur-décodeur 12 et le visualiseur 14 peuvent être constitués par tous dispositifs externes appropriés pour assurer une démodulation, un décodage et un affichage des informations transmises. Sur la fig 6, on a représenté le circuit d'arrêt après 4 comptes Comme décrit précédemment, le circuit d'arrêt au bout de 4 comptes empêche le convertisseur d'intervenir, après quatre impulsions de défibrillation, pour appliquer d'autres impulsions au patient jusqu'après la détection de 35 secondes d'un rythme sinusoïdal normal Le circuit d'arrêt après 4 comptes comprend un registre à déca- lage à quatre étages dont le quatrième étage Q 3 est pourvu d'une ligne d'interdiction de fonctionnement de convertis- seur Lorsque des impulsions de défibrillation sont détec- tées par l'intermédiaire de l'entrée CT, chaque impulsion CT représentant une impulsion de défibrillation est comptée. A la réception de quatre comptes, le signal d'interdiction de fonctionnement de convertisseur est appliqué au conver- tisseur haute tension de manière à interdire son fonctionne- ment Chaque impulsion CT est également appliquée, par l'intermédiaire d'une porte OU 302, à une minuterie de retardement de 35 secondes 304 La réception de chaque impulsion CT enclenche la minuterie de 35 secondes Si, au bout de quatre impulsions CT, l'entrée INVST de la porte OU 302 reçoit encore des -signaux, en indiquant que le patient nécessite encore une défibrillation, la minuterie de 35 secondes continue à fonctionner Ce n'est que lorsqu'un rythme sinusoïdal normal est'détecté, par exemple par l'absence d'un signal INVST, que la minuterie de 35 secondes assure la remise à zéro du registre à décalage 300, en autorisant alors à nouveau le fonctionnement du convertis seur haute tension. -35 On va maintenant décrire l'électrode de détection bipolaire 18 de la fig 1 en référence à la fig. Cette électrode 18 est implantée dans-le ventricule droit et, comme mentionné précédemment, elle détecte des signaux électriques relativement faibles qui sont produits par des contractions ventriculaires Ce signal, appelé onde-R, est alors transmis au circuit d'analyse et établis- sement de moyenne de fréquence 30 de la fig 1. L'électrode 18 se compose d'un premier fil conducteur 301 et d'un-second fil conducteur 302 qui sont espacés l'un de l'autre Le conducteur 301 est relié élec- triquement à un embout distal conducteur 303 qui est serti autour du conducteur 301 tandis que le conducteur 302 est relié électriquement à une électrode annulaire conductrice 304 avec laquelle il est en contact et qui entoure une partie flexible isolante en élastomère 306. Dans le mode préféré de réalisation,, l'espacement entre les éléments conducteurs 303 et 304 est-d'environ un centi- mètre. Des enroulements filaires 307 et 308 sont disposés autour des fils conducteurs 301 et 302 Les enrou-. lements 307, 308 sont séparément enfermés dans un tube bilumen 305 et ils se prolongent par une fiche 310 en vue de leur enfichage dans le dispositif implantable L'enroule- ment 308 comporte en outre à proximité de son extrémité distale une gaine tubulaire 312 en silicone de qualité médicale. Il est à noter que la structure précise de l'électrode bipolaire 18 peut varier par rapport à ce qui a été décrit ci-dessus, la caractéristique importante étant la distance d'espacement entre l'électrode distale 303 et l'électrode annulaire 304 En outre les deux électrodes peuvent être séparées l'une de l'autre, par exemple des électrodes en forme d'aiguille ou de tirebouchon qui ne font pas partie d'une structure unitaire On a déterminé que, en limitant la distance entre l'embout 303 et l'anneau 304 à une valeur comprise entre 0,5 et 1,5 cm, et de préférence à 1,0 centimètre, à la place d'une distance dépassant 2,5 centimètres, comme cela est normalement rencontré pour des électrodes de dispositifs connus, on peut obtenir un signal qui est caractérisé par des temps de montée plus rapides et mieux utilisables pour un comptage de fréquence, en particulier pendant des arythmies cardiaques Chaotiques telles qu'une tachycardie ventriculaire polymor- phique et une fibrillation ventriculaire. Il est à noter que les termes " fibrilla- tion ", " cardio-compensation ", " défibrillation", "défibrillateur" et "cardio-compensateur" sont destinés à se rapporter à toutes les arythmies d'une nature mettant en danger la vie d'un patient et pouvant être ramenées au rythme sinusoïdal normal par l'application d'impulsions antagonistes de haute tension; par exemple une tachycardie rapide mettant en danger la vie d'un patient doit être considérée comme équivalant à ce qui est appelee une "fibrillation" dans la présente description. Bien entendu l'invention n'est pas limitée aux exemples de réalisation ci-dessus-décrits et représen- tés, à partir desquels on pourra prévoir d'autres modes et d'autres formes de réalisation, sans pour cela sortir du cadre de l'invention. REVENDICATIONS 1 Système de défibrillation implantable pour assurer automatiquement une défibrillation du coeur d'un patient, caractérisé en ce qu'il comprend un moyen de détection pour assurer une détection d'une fibrillation du coeur un moyen de défibrillation réagissant audit moyen de détection pour engendrer et appliquer audit coeur au moins une impulsion de défibrillation de haute énergie un moyen de comptage réagissant audit moyen de défibril- lation pour maintenir une information de compte d'impul- sions; un moyen de télémétrie relié audit moyen de comptage pour transmettre des signaux d'information représentant ladite information de compte à l'extérieur du patient, ledit moyen de télémétrie réagissant à un signal de commande de télémétrie pour transmettre lesdits signaux d'information; et un moyen de commande pour fournir un signal de commande de télémétrie en réponse à un signal d'activation en- gendré à l'extérieur du patient. 2 Système de défibrillation implantable selon la revendication 1, caractérisé en ce que ledit moyen de défibrillation comprend un condensateur d'emmagasinage et un convertisseur haute tension pour charger ledit condensateur d'emmagasinage, ledit inverseur haute tension étant capable d'émettre des signaux de radio-fréquence- (RF) pendant la charge du condensateur d'emmagasinage, lesdits signaux RF pouvant être détectés à l'extérieur du patient, et en ce que ledit moyen de télémétrie comprend un moyen de modulation de fréquence pour moduler en fré- quence les signaux RF émis par ledit convertisseur en concordance avec l'information de compte d'impulsions maintenue dans ledit moyen de comptage. 3 Système de défibrillation implantable selon la revendication 2, caractérisé en ce que ledit moyen de comptage comprend un registre pour compter le nombre d'impulsions de défibrillation qui sont appliquées au coeur d'un patient et en ce que ledit moyen de télé- métrie comprend un moyen de transformation en série relié audit registrepour transformer le nombre d'impulsions maintenues dans ledit registre en un flux d'impulsions en série, ledit moyen de télémétrie comprenant en outre un moyen de modulation de largeur d'impulsion pour moduler en largeur d'impulsion ledit flux d'impulsions en série prove- nant dudit moyen de transformation en série, ledit moyen de modulation de largeur d'impulsion étant relié audit moyen de modulation de fréquence de façon que ledit moyen de modulation de fréquence assure la modulation en fréquen- ce des signaux RF en concordance avec le signal de modula- tion de largeur d'impulsion fourni par ledit moyen de modulation de largeur d'impulsion. 4 Système de défibrillation implantable selon la revendication 3, caractérisé en ce que ledit moyen de transformation en série-est enclenché lors de la réception dudit signal de commande de télémétrie provenant dudit moyen de commande. 5 Système de défibrillation implantable selon la revendication 2, caractérisé en ce que ledit moyen de commande fournit en outre un signal de contrôle audit convertisseur haute tension en réponse audit signal d'enclenchement, ce signal de contrôle assurant l'enclen- chement dudit convertisseur, ledit moyen de commande comportant en outreune résistance de charge de contrôle et un moyen pour assurer la décharge dudit condensateur d'emmagasinage dans ladite résistance de charge de contrôle à la fin du fonctionnement dudit convertisseur. 6 Système de défibrillation implantable selon la revendication 1, caractérisé en ce que ledit moyen de commande comprend un contacteur à lame réagissant à un signal d'activation de champ magnétique. 7 Système de défibrillation implantable, comprenant une électrode pouvant être positionnée dans le ventricule du coeur-d'un patient pour détecter les ondes-R et un convertisseur haute tension pour charger un condensateur d'emmagasinage du défibrillateur, système caractérisé en ce qu'il comprend un oscillateur acoustique implantable pour produire des sons acoustiques qui peuvent être-détectés à l'oreille a l'extérieur du corps d'un patient; un circuit de validation comportant une sortie d'état de validation et d'invalidation qui est relié audit conver- tisseur haute tension pour valider et invalider ledit convertisseur haute tension un moyen de détection d'ondes-R qui est relié à ladite électrode pour détecter les ondes-R du coeur d'un patient un moyen logique relié audit oscillateur acoustique et à chacun desdits circuit de validation et moyen de détec- tion d'ondes-R pour appliquer audit oscillateur acousti- que des signaux de commande représentant le fonctionne- ment correct de l'électrode à l'intérieur du coeur d'un patient et indiquant l'état de validation/invalidation du convertisseur-; un contacteur réagissant à un signal d'activation engen- dré à l'extérieur d'un patient et relié audit circuit de validation et audit moyen logique pour produire sélectivement une validation et une invalidation du convertisseur haute tension et pour permettre aux signaux de commande fournis par ledit moyen logique de commander les sons émis par l'oscillateur acoustique. 8 Système selon la revendication 7, carac- térisé en ce que ledit moyen logique produit: ( 1) un signal continu de commande appliqué à l'oscilla- teur acoustique quand le circuit de validation se trouve dans un état d'invalidation, ( 2) un signal périodique de commande qui est appliqué audit oscillateur acoustique en synchronisme avec le signal produit par le moyen de détection d'ondes-R lorsque le circuit de validation se trouve dans un état de validation et lorsque l'électrode est correc- tement positionnée à l'intérieur du coeur d'un patient, et ( 3) l'absence d'un signal de commande audit oscillateur acoustique quand le circuit de validation se trouve dans un état de validation et quand l'électrode n'est pas correctement positionnée à l'intérieur du coeur d'un patient, de sorte que l'oscillateur acoustique produit un son conti- nu, un son périodique et pas de son, respectivement en réponse aux signaux de commande ( 1) à ( 3). 9 Système selon la revendication 7, carac- térisé en ce que le contacteur change l'état dudit circuit de validation en le faisant commuter entre des états de validation et d'invalidation en réponse au maintien d'un signal d'activation au delà d'une période de temps prédé- terminée 10 Système selon la revendication 7, caracté- risé en ce que ledit oscillateur acoustique comprend un transducteur piézo-électrique fixé directement sur le bottier du défibrillateur implantable. 11 Défibrillateur implantable pour assurer la défibrillation du coeur d'un patient, caractérisé en ce qu'il comprend: - un circuit de défibrillation implantable pour administrer au patient une impulsion de haute tension corrective; deux électrodes pouvant être fixées sur le coeur d'un patient en vue d'appliquer l'impulsion de haute tension au coeur dudit patient, et un circuit anti-shunt connecté entre ledit circuit de défibrillation implantable et ladite paire d'électrodes pour éliminer le shuntage d'énergie vers le circuit de défibrillation implantable lorsqu'une haute tension est appliquée de l'extérieur entre les électrodes de ladite paire. 12 Défibrillateur implantable selon la reven- dication 11, caractérisé en ce que ledit circuit anti-shunt comprend un; nteurrpter électronique branché en série avec les deux électrodes précitées et un moyen d'activation pour actionner ledit interrupteur lors de la réception -d'un signal de défibrillation en provenance du circuit de défibrillation implantable, ledit moyen d'activation compre- nant un transformateur pourvu d'un enroulement primaire relié audit circuit de défibrillation implantable et d'un enroulement secondaire relié audit interrupteur électro- nique. 13 Système de défibrillation implantable pour assurer la défibrillation du coeur d'un patient, caracté- risé en ce qu'il comprend: un moyen à électrodes bipolaires pour détecter le rythme cardiaque d'un patient, un moyen de détection de rythme cardiaque relié audit moyen à électrode bipolaires pour produire à sa sortie des signaux en concordance avec le rythme cardiaque détecté par ledit moyen à électrodes bipolaires; un moyen de défibrillation relié audit moyen de détec- tion de rythme cardiaque pour administrer une impulsion corrective au coeur d'un patient en réponse aux signaux de sortie dudit moyen de détection de rythme cardiaque et en ce que ledit moyen à électrodes bipolaires comprend deux électrodes séparées d'une distance comprise entre 0,5 et 1,5 cm. 14 Système de défibrillation implantable selon la revendication 13, caractérisé en ce que les deux électro- des sont séparées d'une distance de un centimètre. 15 Système de défibrillation implantable selon la revendication 14, caractérisé en ce que les deux électro- des sont montées sur une sonde allongée, une électrode étant placée sur l'embout distal de ladite sonde tandis que l'autre électrode comprend une électrode annulaire qui entoure circonférentiellement la sonde et qui est espacée dudit embout distal. 16 Détecteur de fréquence de battements cardia- ques réagissant à des signaux ECG d'entrée, caractérisé en ce qu'il comprend: un moyen d'entrée pour recevoir des signaux ECG un moyen de traitement pour transformer les signaux ECG en une série d'impulsions uniformes, chaque impulsion correspondant à un battement du coeur; un moyen d'établissement-de moyenne pour effectuer la moyenne du nombre d'impulsions uniformes par unité de temps et pour produire à sa sortie un signal analogique ayant une grandeur proportionnelle à cette moyenne; et un moyen à seuil pour comparer le signal analogique de sortie du moyen d'établissement de moyenne avec un signal de référence et pour produire un signal de sortie de détecteur de fréquence lorsque ledit signal analogique de sortie reste au dessus du niveau dudit signal de référence. 17 Détecteur de fréquence de battements car- diaques selon la revendication 16, caractérisé en ce que ledit moyen de traitement comprend un amplificateur à commande automatique de gain. 18 Détecteur de fréquence de battements car- diaques selon la revendication 16, caractérisé en ce que ledit moyen d'établissement de moyenne convertit la fré- quence desdites impulsions uniformes en un signal de sortie sous forme d'une tension. 19 Système utilisable avec un défibrillateur automatique implantable pour assurer la défibrillation du coeur d'un patient affecté par un rythme cardiaque anormal, caractérisé en ce qu'il comprend un moyen d'entrée pour recevoir des formes d'ondes ECG un moyen de traitement PDF relié audit moyen d'entrée pour traiter des formes d'ondes ECG en concordance avec une fonction de densité de probabilité pour produire à sa sortie un signal de fonction de densité de probabi- lité; un moyen de détection de rythme cardiaque relié audit moyen d'entrée pour établir la moyenne de la fréquence des battements du coeur, pour convertir la fréquence en un signal analogique de sortie, pour comparer le signal analogique de sortie avec un signal de référence et pour produire à la sortie du détecteur de rythme cardiaque un signal quand le signal analogique de sortie dépasse le signal de référence; un moyen de défibrillation couplé avec ledit moyen de traitement PDF et avec ledit moyen de détection de rythme' cardiaque pour engendrer une impulsion de défibrillation lors de la réception dudit signal de densité de probabi- lité et dudit signal de sortie du détecteur de rythme. Dispositif médical implantable pour traiter une condition médicale d'un patient, caractérisé en ce qu'il comprend: un moyen d'analyse pour déterminer si la condition médi- cale existe et pour produire à sa sortie un ordre corres- pondant; un moyen de traitement réagissant audit ordre pour traiter la condition médicale un moyen de comptage pour compter le nombre de fois ola condition médicale est traitée par le dispositif et pour produire à sa sortie un compte correspondant; un moyen de transmission pour assurer la transmission du compte jusqu'en un point extérieur au corps du patient et un moyen modulateur pour assurer la modulation dudit signal transmis avec ledit compte produit, de manière à transmettre, au point placé à l'extérieur du corps du patient, une information correspondant au nombre de fois que la condition médicale a été traitée par le dispositif par le passé. 21 Dispositif médical implantable comportant un état actif pour traiter une condition médicale d'un patient et comportant un état inactif pendant lequel un traitement n'est pas effectué, caractérisé en ce qu'il comprend: un moyen d'analyse pour déterminer si la condition médi- cale existe et pour produire à sa sortie un ordre corres- pondant; un moyen de traitement réagissant audit ordre pour traiter la condition médicale; et un moyen de commande réagissant à un ordre transmis au travers de la peau d'un patient à partir d'un point situé à l'extérieur du corps du patient pour changer l'état du dispositif implantable.