Brevet FR2533817A1 — publié le 19840406

La présente invention se rapporte aux domaines de la cardiologie et des méthodologies pour percevoir les signaux électriques intracardiaques; et elle se rapporte plus particulièrement aux procédés et#dispositifs pour percevoir distinctement un électrogramme endocardiaque localisé sous-jacent au dispositif de perception et le distinguer de tous les évènements électriques non désirés à champ étendu. Le coeur humain est fondamentalement une pompe à travers laquelle le sang est aspiré dans les orifices des oreillettes, ou cavités supérieures, et remplît ensuite les ventricules, ou cavités inférieures, à travers une valvule de liaison. Le sang est ensuite pompé hors des ventricules vers les organes vitaux. Chaque cycle de cette pompe est déclenché par une série d'évènements électriques qui se produisent dans un ordre spécifique. C'est l'ordre et le rapport de ces évènements électriques qui déterminent- en partie l'efficacité de la performance du coeur en tant que pompe. Le cycle électrique commence avec une dépolarisation spontanée des cellules du noeud sino-auriculaire, une petite zone de tissu spécialisé adjacent à la veine cave supérieure, à la limite supérieure droite des orifices des oreillettes.Le front de dépolarisation s'étend lentement dans le noeud du sinus et ensuite à travers les tissus périnodaux pour activer le myocarde aux orifices des oreillettes. Lorsque la masse des tissus du myocarde aux orifices des oreillettes est activée, un évènement électrique est produit qui, quand il est détecté à la surface du corps, est appelé la "vague P. Quand il est détecté depuis l'intérieur des cavités cardiaques, ce même évènement est désigné sous le nom d'llélectrogramme de l'orifice des oreillettes" . Des caractéristiques de ltélectrogramme de 1 'orifice des oreillettes aussi bien que de la vague P eregistrée, à la surface sont une fonction de la masse du myocarde aux orifices des oreillettes activé et de la séquence d'activation spécifique se produisant dans ce coeur humain. C'est cette séquence d'activation électrique qui a pour résultat la contraction du myocarde aux orifices des oreillettes et le remplissage au moins partiel des ventricules. La vague d'excitation électrique des orifices des oreillettes, cependant, se terminerait à la limite fibreuse entre les orifices des oreillettes et les ventricules stil nty avait un système conducteur pour le multicomposant spécifique ventriculaire des orifices des oreillettes (AV-) responsable de la transmission de l'information électrique à travers la limite fibreuse entre les orifices des oreillettes et les ventricules. Le noeud d'AV est une petite structure de 1-2 cm située dans le plancher de l'orifice de l'oreillette droite à mi-chemin entre le débouché du sinus coronaire et le corps fibreux central du coeur. Cette structure, composée de trois classes séparées de cellules, agit comme un filtre électrique fournissant une zone de conduction ralentie entre les orifices des oreillettes et les ventricules suffisante pour pe-zrettre un remplissage ventriculaire approprié.L'énergie d'alimentation électrique au noeud diAV se produit en partie par le myocarde ordinaire aux orifices des oreillettes et en partie par trois voies spécialisées à l'intérieur des orifices des oreillettes responsables de la conduction de l'information électrique entre la zone immédiatement adjacente au noeud sino-auriculaire et les régions supérieure, moyenne et inférieure du noeud auriculoventriculaire.La conduction à l'intérieur du noeud AV est très sensible aux influences autonomes, effets de l'emploi de médicaments cardiovasculaires et d'une maladie de l'artère coronaire A mesure que le front de dépolarisation électrique avance à travers le noeud AV, il entre dans le AV ou son faisceau qui est responsable de la transmission des impulsions électriques entre l'orifice anatomique des creillettes et les ventricules Cette structure traverse effectivement le squelette fibreux#du coeur et s'avance de quelques centimètres en bas à l'intérieur du septum interventriculaire membraneux.Au sommet du septum interventriculaire, le système de conduction AV spécialisé se divise en deux branches principales, un faisceau droit et un faisceau gauche; le faisceau gauche se trifurque ensuite en fibres spécialisées responsables de l'activation septale ventriculaire; de l'activation de la partie haute du myocarde ventriculaire latéral et d'une division postérieure responsable de l'activation de la masse du septum et du myocarde ventriculaire gauche. Le faisceau droit est responsable de l'activation ventriculaire droite. Bien qu'en utilisant des techniques spéciales, l'activité électrique puisse être détectée à partir des zones spécialisées du système de conduction cardiaque, l'électrocardiographie de surface ne révèle aucun des évènements électriques discrets qui se produisent pendant l'activation des noeuds d'AV , du faisceau d'AV, ou de l'une quelconque des branches du faisceau. Aucune activité électrique n'est discernée sur l'électrocardiogramme de surface suivant la vague P jusqu'à ce que la masse du myocarde ventriculaire commence à être activée et qu'un complexe ORS soit inscrit. Ce complexe est généralement d'une amplitude significativement plus grande, quand il est enregistré à la surface du corps, que la vague P à cause de la masse beaucoup plus grande du myocarde ventriculaire qui l'engendre.Quand l'enregistrement provient de l'intérieur des cavités cardiaques, cet évènement est appelé un "électrogramme ventriculaire". Les évènements de repolarisation du myocarde ventriculaire, qu'in soient détectés à la surface du corps ou à l'intérieur du ventricule, sont-désignés sous le nom de vague T. La dépolarisation diastolique spontanée normale du noeud du sinus suivie par une propagation normale de l'excitation tion électrique à travers les orifices des oreillettes et les ventricules produit un rythme cardiaque normal avec une fréquence sensible aux influences du système nerveux qui altèrent à la fois le taux de la décharge du noeud du sinus et la rapidité de l'excitation des orifices des oreillettes et ventriculaire . Une variété d'états de maladie, cependant, peut influencer à la fois le rythme du mécanisme d'entrainement cardiaque naturel dominant aussi bien que le modèle d'excitation électrique du coeur humain.Des rythmes anormaux-peuvent être produits par des défaillances intermittentes des impulsions sinoauriculaires pour diriger hors du noeud du sinus, par des anomalies du myocarde de l'orifice des oreillettes ayant pour résultat des arythmies de l'orifice des oreillettes rapides comme des palpitations ou la fibrillation, une conduction nodale d'AV anormale ou absente qui aura pour résultat l'apparition de mécanismes d'entratnement intrinsèques lents et inadéquats depuis des emplacements plus bas dans le ventricule et des rythmes du coeur anormalement lents; par des maladies dans l'une ou toutes les branches du faisceau ayant pour résultat une obstruction partielle ou complète de l'AV avec encore desregùnes cardiaques lents ou inadéquats; aussi bien que par des anomalies dans le myocarde ventriculaire qui peuvent avoir pour résultat des tachycardies rapides, la fibrillation ventriculaire et la mort. L'art de la médecine en est maintenant arrivé au stade où beaucoup de telles séquences de dépolarisation électrique défectueuses peuvent être traitées symptomatiquement par la stimulation électronique du coeur à travers des dispositifs électroniques externes ou implantés que l'on considère généralement comme des régulateurs cardiaques. Le dispositif électronique le plus simple et le plus fréquemment employé est un régulateur classique WI. Ce dispositif perçoit ltélectrogramme ventriculaire et quand le taux de dépolarisation tombe en dessous d'un niveau prédéterminé, des stimuli sont envoyés au myocarde ventriculaire avec pour résultat une vague de dépolarisation électrique et une contraction du myocarde ventriculaire subséquente. Un tel système de sauvetage électrique ou de retour peut être implanté au niveau ventriculaire (vvi) ou de l'orifice des oreillettes (AAI) pour corriger les anomalies soit de la conduction d'AV soit de la fonction du noeud du sinus de l'orifice des oreillettes.Les systèmes de régulation plus récents utilisent des électrodes au niveau à la fois de l'orifice des oreillettes et ventriculaire pour percevoir et entraîner àl'un ou aux deux emplacements afin de rétablir une séquence plus normale de l'excitation électrique de l'orifice des oreillettes et ventriculaire. D'autres dispositifs électriques implantables ont été utilisés pour la conversion de tachycardies des orifices des oreillettes et/ou ventriculaires aussi bien que comme part de puissance d'alimentation impartie à un dispositif destiné à mettre fin à la fibrillation ventriculaire. L'aptitude de l'un quelconque de ces dispositifs à fonctionner de manière appropriée, cependant, est déterminée dans une mesure qui n'est pas petite par le caractère approprié de signaux électriques perçus depuis l'intérieur soit de l'orifice de l'oreillette, soit du ventricule, puisqu'un rendement de régulateur approprié sera déterminé seulement par une puissance consommée de signal de perception adéquate. En général, la plupart des dispositifs antérieurs utilisent les mêmes électrodes employées pour la stimulation du myocarde pour percevoir la dépolarisation du myocarde en l'absence de stimulation. En général, la plupart des systèmes ont consisté en une électrode enfoncée dans le myocarde de l'orifice de l'oreillette ou ventriculaire et une seconde électrode soit sous forme d'un anneau situé à proximité de ltélectrode de stimulation le long du corps du même cathéter (perception bipolaire), ou la seconde électrode incluse dans l'enveloppe du régulateur lui-même (perception unipolaire). Des amplitudes de signal moyennes pour des complexes P et ORS détectées en utilisant soit des systèmes de perception unipolaire ou bipolaire ont été bien décrits dans la littérature cardiaque depuis plus de dix ans. La nécessité d'électrodes implantées pour fournir un signal dérivé seulement du myocarde avec lequel elles ont été placéesen contact a été reconnue depuis longtemps. Des problèmes d'interférence électromécanique externes au patient, comme des champs magnétiques ou électriques externes et ceux produits par des appareils comme les rasoirs électriques ou les fours à microondes, sont maintenant même reconnus par le grand public. Au cours des dernières années, cependant, une conscience croissante de la vulnérabilité de la mauvaise perception des évènements électriques cardiaques due à la perception d'autres évènements électriques se produisant à l'intérieur du corps a été reconnue d'une manière croissante.Voir, par exemple, Symposium on Electromagnetic Interference (Symposium sur l'interférence électromagnétique), PACE, Vol. 5, Janvier-Février 1982. Particulièrement dans les systèmes à électrode unipolaire , la perception de signaux électriques du muscle squelettique adjacent à l'anode du régulateur lui-même (perception myopotentielle) a été reconnue comme une cause fréquente d'une interdiction erronée de ces régulateurs. Bien que des électrodes en anneau bipolaires classiques tendent à réduire l'incidence dans laquelle la perception myopotentielle et d'interférence électromagnétique est considérée, ces systèmes ne sont pas non plus à l'abri du phénomène électrique produit par un champ éloigné, le patient, ou l'environnement. Un système de perception protégé " contre l'interférence électromagnétique serait d'une grande valeur clinique. Quand des systèmes d'électrode de contact unipolaire ou bipolaire sont placés à l'intérieur du ventricule pour percevoir l'activation du myocarde du ventricule (ltélectrogramme ventriculaire), en général, des signaux d'électrogramme ventriculaire convenables de 10 à 12 mv se manifestent et à cause de la masse relativement grande du myocarde ventriculaire en comparaison du myocarde des orifices des oreillettes, une activité électrique, faible ou nulle, reflétant la dépolarisation des orifices des oreillettes est perçue par ce cathéter. Tel n'ést pas le cas, cependant, avec des électrogrammes dérivés d'une variété d'emplacements à l'intérieur des orifices des oreillettes. Ici les systèmes de perception électrique de contact, qu'ils soient unipolaires ou bipolaires, ont tous souffert du même#défaut, et presqu'indépendamment de leur localisation à l'intérieur de l'appendice droit de l'orifice des oreillettes, contre la paroi latérale de l'orifice droit de l'oreillette, ou à l'intérieur du sinus coronaire proche du sinus coronaire distal. Le problème semblerait être inhérent à l'anatomie cardiaque. C'est-à-dire, la masse de l'orifice de l'oreillette et, en conséquence, les amplitudes des vagues P sont également généralement tout à fait petites, à 1-2 mv même quand elles sont perçues depuis l'intérieur de l'orifice de l'oreillette.Parce que la masse du myocarde ventriculaire dépasse à un tel point celle du myocarde des orifices des oreillettes, les dépolarisations ventriculaires peuvent être vues même depuis l'intérieur de l t orifice de l'oreillette comme des évènements électriques discrets qui, même s'ils se produisent à une certaine distance, ne peuvent être distingués des évènements électriques des orifices des oreillettes en termes à la fois de leur amplitude de signal et de leur morphologie. Ce défaut à lui seul a eu pour conséquence virtuelle un développement et une croissance très lents de l'utilisation de systèmes à orifices des oreillettes empêché (AAI) et des systèmes à vague P synchrone (VAT ou VDD). Il est devenu un problème presqutinsurmontable dans le développement des régulateurs à exigence de double évidement destinés à percevoir à la fois auKniveaux de l'orifice des oreillettes et ventriculaires (systèmes DDD). Le développement de régulateurs convertisseurs de rythme appropriés au niveau à la fois ventriculaire et de l'orifice des oreillettes a également été sérieusement géné par le manque de distinction de signal entre les évènements de l'orifice de l'oreillette et ventriculaire perçus au moyen de systèmes de régulation classiques. Chacune de ces techniques de régulation de l'art antérieur a essayé de développer un signal de déclenchement fiable pour la pulsation de stimulation en percevant un électrogramme au moyen d'un cathéter implanté à travers les veines à l'intérieur du coeur. En général, les signaux perçus dans une cavité cardiaque, ou leur absence, ont fourni l'information requise pour régulariser cette même cavité cardiaque. Les cardiologues ont longtemps cherché à obtenir un système de régulation dans lequel l'activité électrique dans la partie supérieure du coeur, c'est-à-dire les orifices des oreillettes, pouvait être perçue et ensuite le ventricule entrainé à un taux approprié au taux perçu aux orifices des oreillettes. Les systèmes les plus courants emploient deux cathéters r l'un placé en contact avec l'appendice de l'orifice de l'oreillette droit , et un second en contact avec le sommet ventriculaire droit. Ainsi, les signaux perçus à l'orifice de l'oreillette peuvent être interprétés par le générateur de pulsations et les stimuli peuvent être délivrés au ventricule à un taux approprié. Il existe quelques descriptions selon l'art antérieur de cathéters simples qui pourraient être utilisés pour percevoir à l'orifice des oreillettes et faire office de régulateurs au niveau ventriculaire. En général, ltélément de perception dans chaque cas a été constitué par des électrodes semblables aux électrodes de stimulation; toutefois, il est placé ailleurs au long de la tige du cathéter. Par exemple, une ou deux électrodes en anneau placées au niveau de l'orifice de l'oreillette pour percevoir l'électrocardiogramme de l'orifice de l'oreillette a été montré par Thaler, "P Wave Control, R. Wave Inhibited Ventricular Stimulation Device" (Régulation de la vague P , dispositif de stimulation ventriculaire à vague R inhibée), brevet américain NO 4 091 817. On trouve d'autres projets similaires dans les brevets de 0'Neill, "Formable Cardiac Pace Lead and Method of Assembly and Attachment to a Body Organ" (Direction de rythme cardiaque variable à volonté et procédé d'assemblage et de liaison à un organe du corps),brevet américain NO 4 154 247; Berkovits, "Single Catheter for trial and Ventricular Stimulation" (Cathéter unique pour la stimulation de l'orifice de l'oreillette et ventriculaire), brevet américain NO 3 825 015; ou Bures, "Transvenous Coaxial Catheter", (Cathéter coaxial à travers la veine), brevet américain NO 3 865 118.Dans la plupart des cas, on croyait auparavant qu'il était essentiel de faire entrer physiquement en contact la surface interne de l'orifice de l'oreillette avec ltélectrodes puisque la vague du coeur est produite à l'intérieur du tissu du myocarde et que le contact, comme montré dans la figure 5 par l'électrode 715 de O'Neill, ou dans la figure 1 par les électrodes 18 et 19 de Bures, était considérée comme essentielle. Dans quelques cas de l'art antérieur, le contact avec l'orifice de l'oreillette n'étaitlpas considéré comme essentiel. Un dispositif de l'art antérieur est décrit par Thaler , "P Wave Control, R Wave Inhibited Ventricular Stimulation Device" (Régulation de la vague P, dispositif de stimulation ventriculaire a vague R inhibée), brevet américain NO 4 091 917 , qui montre un régulateur qui perçoit la vague P à partir de deux électrodes en anneau circonférentiel E1 et E2, mieux montré dans la figure 5, pour produire une stùniilatlon ventriculaire subséquente .Thaler est caractéristique de l'ensemble complexe formant circuit que l'art antérieur a essayé d'imaginer afin de distinguer la vague P de la dépolarisation ventriculaire et des éléments de vague subséquents dans le complexe de vague cardiaque suivant. Le problème n'est pas trivial, puisque la vague P perçue à partir des électrodes en anneau qui n'entrent pas en contact est virtuellement identique au complexe ORS suivant. D'une manière analogue, il n'y a pas de moyen fiable par lequel analyser spectrographiquement ou distinguer autrement par des moyens automatiques la vague P du train de vagues QRST qui l'accompagne .Un autre ensemble complexe formant circuit , utilisé en relation avec la régulation du coeur, est également montré et discuté en relation avec Berkovits; Lin, et autres, "Variable P-R Interval Pacemaker" (Régulateur à intervalle P-R variable), brevet américain NO 4 060 090; et Funke, "Arrythmia Prevention Apparatus" (Dispositif de prévention de 1 'arythmie), brevet américain NO 3 937 226. Les problèmes de distinction de signal aux deux niveaux, de l'orifice de l'oreillette et ventriculaire sont combinés quand on considère les effets de la stimulation électrique par l'intermédiaire du régulateur lui-même aux niveaux soit de l'orifice de l'oreillette soit ventriculaire. Quand on essaie de percevoir la dépolarisa~ tion du myocarde évoquée par la stimulation artificielle électrique sous 5 volts soit unipolaire soit bipolaire par l'intermédiaire des mêmes électrodes utilisées pour cette stimulation, il y a un phénomène électrique qui se produit à l'interface du myocarde et de l'électrode (connu sous le nom d"'après-potentiel"), qui est un évènement de quelques volts d'amplitude et d'une durée de 200 à 500 msec. Cet après-potentiel "submerge" complètement la réponse du myocarde adjacent évoquée de relle sorte que sans un ensemble formant circuit extrêmement complexe, les évènements du myocarde stimulé ne peuvent être perçus par le régulateur lui-même. Il en est résulté la reconnaissance et l'acceptation dans l'art antérieur de ce qui a été appelé une "période réfractaire à la perception" suivant toutes les polarisations stimulées ou évoquées. Bien que l "'après-potentiel" se produise au niveau ventriculaire comme résultat de la seule stimulation ventriculaire, au niveau de l'orifice des oreillettes , la stimulation soit de l'orifice des oreillettes soit du ventricule a pour résultat un obscurcissement de l'électrogramme de l'orifice des oreillettes pour une période de temps significative. En tout cas, les efforts de l'art antérieur ont été grandement infructueux et contrecarrés pour ce qui est d'imaginer un régulateur acceptable du type exigé VDD et DDD, synchrone en P, à cause de l'incapacité de l'art antérieur à distinguer avec succès la vague P du complexe de vague cardiaque qui l'accompagne. Cette incapacité a été exacerbée par le fait que les électrodes de perception et l'ensemble formant circuit qui les accompagne ont été submergés par la pulsation de stimulation forte produite par le régulateur lui-même, de sorte que le régulateur a été aveugle en ce qui concerne le succès ou l'insuccès de la stimulation d'une dépolarisation. Un problème rencontré avec une fréquence croissante dans les systèmes complexes de régulation à deux cavités est celui d'une activation de l'orifice des oreillettes rétrograde anormale se produisant comme résultat soit de dépolarisations prématurées ventriculaires spontanées, soit de régulations ventriculaires avec une conduction rétrograde inverse à travers le noeud d'AV. La conduction rétrograde est une aptitude normale du noeud d'AV et se rencontre chez 90% des patients avec une disfonction du. noeud de sinus; par conséquent, ce problème est extrêmement significatif pour les systèmes de régulation DDD. Des tentatives pour déterminer si la conduction rétrograde est responsable pour toute vague P donnée se sont appuyées#sur l'utilisation d'un ensemble formant circuit extrêmement complexe à cause du manque inhérent de capteurs électriques ordinaires pour analyser avec précision la direction dans laquelle l'activation du myocarde se produit. Cette même difficulté est rencontrée dans les systèmes de perception ventriculaire classiques si on essaye de les utiliser pour distinguer entre les impulsions conduites normalement et celles produites par des foyers anormaux à l'intérieur des ventricules eux-mêmes, c'est-à-dire, pour distinguer une conduction normale antérograde des dépolarisations prématurées ventriculaires. Cette dernière aptitude devient extrêmement importante quand on considère le problème des régulateurs convertissant la tachycardie. Jusqu'ici, à cause du manque d'un capteur adéquat, seul le régime avec lequel les évènements ventriculaires se produisent peut être utilisé pour distinguer les tachycardies désirées de celles non désirées. Des tachycardies de l'orifice des oreillettes à rythme de sinus normal, avec un rapport de conduction 1:1, la palpitation de l'orifice des oreillettes avec une conduction variable, aussi bien que les tachycardies ventriculaires peuvent toutes se produire à des régimes en excès par rapport à chaque régime pré sélectionné pour la conversion de la tachycardie ventriculaire. Ainsi#, quand le régime seul est utilisé pour déterminer la présence d'une tachycardie ventriculaire, des erreurs de diagnostic significatives peuvent en résulter, et en ont résulté. Par conséquent, ce dont on a clairement besoin est un procédé et dispositif par lesquels 1. L'électrogramme local du tissu sous-adjacent au cathéter régulateur peut être perçu de manière discernable de tous les évènements électriques à champ éloigné produits par d'autres zones de la même cavité, des stimuli électriques délivrés, ou de la dépolarisation de la cavité opposée. 2. L'électrogramme local est rendu insensible aux effets de l'interférence électromagnétique (EMI) et à la perception myopotentielle. 3. La dépolarisation évoquée peut être perçue sans interférence par les effets de polarisation à l'interface du myocarde et de l'électrode (perception après-potentiel). 4. L'électrogramme dérivé du myocarde de l'orifice de l'oreillette peut être enregistré à des amplitudes significativement plus hautes et avec une distinction nettement tranchée des évènements électriques ventriculaires en dépit de la grandeur plus importante par nature des forces électriques produisant les évènements ventriculaires 5. les dépolarisations du myocarde localenregistrées à partir de sites multiples peuvent être utilisées pour distinguer les modèles d'activation normaux des modèles anormaux. Le développement d'un tel capteur électrique discret et spécifique quand il est appliqué aux problèmes affrontés dans le traitement des désordres électriques des battements du coeur aurait pour résultat le développement d'une génération de dispositifs électriques qui pour la première fois seraient précis et fiables dans le traitement des arythmies cardiaques. La présente invention est une amélioration dans un procédé pour percevoir l'activité'électrique-du coeur comprenant les étapes de distinguer un évènement électrique cardiaque local désiré d'une série complexe de vagues, stimuli du régulateur et/ou évènements électriques extracardiaques en percevant lfelectrogramme désiré au moyen d'une ou plusieurs paires de points situés dans un plan approximativement perpenaiculaire au vecteur de dépolari sation dans le tissu du coeur proche de la paire de points auxquels la vague d'excitation locale est perçue.Les signaux perçus à cette paire ou à ces paires de points sont alors électriquement "comparés" pour dériver un signal différentiel spécifique à liélectrogramme local désiré, et sont sensiblement indépendants de tous les autres éléments de la vague cardiaque complexe ou des évènements électriques étrangers en vertu du fait que ce sont des évènements électriques "à champ éloigné. Par cette méthodologie, chaque évènement électrique cardiaque local peut être, fiablement et sans ambiguïté, perçu et choisi dans toute vague cardiaque complexe ou tous évènements électriques non#locaux, même si ces évènements non-locaux produisent des signaux de grandeur sensiblement plus importante. La distinction de l'électrogramme local désiré est particulièrement caractérisée par le fait que les électrodes de perception appariées ne sont pas nécessairement en contact avec le myocarde (tissu du coeur). En d'autres termes, les électrodes de perception flottent librement à l'intérieur de la cavité du coeur. Elle est également particulièrement caractérisée par le fait que des électrodes sont consacrées à la perception de l'électrogramme, électrodes qui ne sont pas utilisées dans la stimulation du myocarde, permettant ainsi la perception des évènements électriques évoqués (stimulés) d'une manière non obscurcie par les effets de polarisation à l'interface myocarde-électrode (perception d'aprèspotentiel). Spécifiquement, l'étape de distinguer l'électrode gramme à l'intérieur de la cavité de l'oreillette (vague P) de tous les autres évènements de dépolarisation, comme ceux qui interviennent au niveau ventriculaire, est particulièrement caractérisée par le fait que les électrodes de perception ne sont pas en contact avec le tissu du coeur. Qu'elles soient placées dans le haut de l'oreillette latérale droite ou dans l'appendice de l'orifice de l'oreillette droite, les électrodes de perception flottent librement à l'intérieur de la cavité cardiaque. Dans un second mode de réalisation de la présente invention, 1 'étampe de distinguer la vague P inclut également la perception des signaux de vague P en plus de deux points dans le plan qui est perpendiculaire au vecteur de dépolarisation dans le tissu cardiaque proche. Dans un mode de réalisation, le signal cardiaque est perçu en trois ou quatre points de ce plan, qui sont également espacés autour d'un cercle s'étendant dans le plan à partir duquel deux signaux différentiels de perception ou davantage sont dérivés. De plus, la séquence d'activation de l'orifice des oreillettes ou ventriculaire normale, c'est-à-dire l'activation se produisant à partir de l'extension normale de l'activité électrique dans le coeur, peut être-distinguée des séquences d'activation anormale, comme celles produites par des tachyarythmies, des dépolarisations prématurées uniques ou une conduction rétrograde, en utilisant deux capteurs ou plus dans des parties variées de l'orifice de l'oreillette ou du ventricule. Les caractéristiques du capteur dans chaque zone serait identique à celles précédemment décrites, avec en plus le fait que la logique serait appliquée aux signaux perçus indicatifs de la séquence d'activation de chaque électrogramme activé de telle sorte que les modèles d'activation normale et anormale pourraient être fiablement distingués. L'invention sera mieux comprise, et d'autres buts, caractéristiques, détails et avantages de celle-ci apparaîtront plus clairement au cours de la description explicative qui va suivre faite en référence aux dessins schématiques annexés donnés uniquement. àtitre d'exemple illustrant plusieurs modes de réalisation de l'invention et dans lesquels la figure 1 est un graphique montrant la relation temporelle entre un électrocardiogramme de surface conventionnel et des électrogrammes de l'orifice de l'oreillette et ventriculaires dérivés de l'appendice de l'orifice de l'oreillette droite et du sommet ventriculaire droit, en comparaison avec des électrogrammes enregistrés à partir de sondes de perception de la présente invention; ; - la figure 2 est un graphique montrant la relation temporelle entre un électrocardiogramme de surface conventionnel d'un battement de coeur normal, un électrogramme d'appendice d'orifice d'oreillette classique, et l'électrogramme de la partie haute droite et de la partie inférieure droite de l'orifice de l'oreillette dérivé de la sonde de perception de la présente invention. Ceci fait contraste avec la relation temporelle entre un battement de coeur rétrograde, illustré par un électrocardiogramme de surface conventionnel, comparé# à un électrocardiogramme de l'orifice de 1'oreillette conventionnel et les électrogrammes de la partie haute droite et inférieure droite perçus par une sonde de la présente invention; - la figure 3 est une vue schématique fragmentaire d'un catheter comprenant le capteur de la présente invention adjacent au tissu du myocarde. - la figure 4 est une vue en coupe en section prise à travers les lignes 4-4 de la figure 3; - la figure 5 est une vue en élévation latérale prise à travers les lignes 5-5 de la figure 3; - la figure 6 est une vue schématique de l'orifice de l'oreillette droite et du ventricule d'un coeur humain ayant un cathéter selon la présente invention implanté à l'intérieur; - la figure 6a est un agrandissement schématique de la partie encerclée de la figure 6, désignée par les chiffres de référence 6a; - la figure 6b est un agrandissement schématique de la portion encerclée de la figure 6 désignée d'une manière générale par le nombre 6b; - la figure 7 est une vue schématique fragmentaire d'une sonde de perception ventriculaire et de stimulation ventriculaire dans le sommet du ventricule;; - la figure 8 est une vue schématique fragmentaire d'une sonde de perception de l'orifice de l'oreillette et de stimulation de l'orifice de l'oreillette en forme de "J" placée dans ltorifice de l'oreillette droit; -la figure 9 est une vue en section schématique montrant un catheter à filament unique ayant un certain nombre d'électrodes de perception placéesà l'intérieur de l'orifice de l'oreillette; - la figure 10 est une vue fragmentaire schématique d'une partie du cathéter, montrée à une échelle agrandie, dans laquelle deux électrodes sont ménagées pour la perception; - la.figure Il est une vue schématique d'un catheter à une échelle agrandie montrant un mode de réalisation dans lequel quatre électrodes sont utilisées;; - la figure 12 est une vue schématique fragmentaire d'une portion de catheter montrant un mode de réalisation dans lequel trois électrodes sont utilisées; et - la figure 13 est un diagramme de fonctionnement indiquant la méthodologie de la présente invention. La présente invention comprend un procédé par lequel l'activité électrique cardiaque localisée est perçue de telle manière qu'un signal cardiaque local est perçu d'une manière distincte de tous les autres signaux électriques non désirés, qu'ils soient produits dans d'autres régions de la même cavité cardiaque, dans d'autres cavités cardiaques, ou se produisent en tant qutévènements électriques hors du coeur, comme les signaux produits dans un muscle squelettique ou un "bruit' électrique extrinsèque. Le mécanisme de champ électromagnétique sur lequel est fondée la méthodologie de la présente invention n'est pas bien compris a Cependant, en percevant la vague cardiaque en deux ou trois points situés sensiblement dans un plan perpendiculaire à la direction du vecteur de de dépolarisation locale dans le tissu du myocarde proche ou adjacent; et en amplifiant ensuite différentiellement ces signaux au nombre de deux ou plus, il a été découvert qu'un électrogramme local de haute amplitude est produit avec un rapport signal-sur-bruit extrêmement haut.Par exemple, on a trouvé que l'existence du complexe QRS d'amplitude beaucoup plus élevée, la vague T suivante, ou l'impulsion de stimulation massive produite par un régulateur associé, n'ont aucun effet sur l'efficacité de la présente méthodologie pour percevoir fiablement la vague P beaucoup plus petite dans le coeur et distinguer fiablement par ce moyen la vague P de toute autre activité électrique naturelle ou introduite artificiellement. La figure -1 illustre sur la ligne 10 un électrocardiogramme de surface ou de peau conventionnel (EKG) d'un battement de coeur normal montrant la vague P 12 qui est la représentation de surface de la dépolarisation du myocarde de l'orifice de l'oreillette, suivie par le complexe ORS 14, qui reflète dlune manière similaire la dépolarisation du myocarde ventriculaire; et ensuite la vague T 16, qui reflète la repolarisation ventriculaire. La ligne 18 est un électrocardiogramme EKG de l'orifice de l'oreillette conventionnel tel qu'il est typiquement mesuré par les sondes d'électrode en anneau de l'art antérieur , soit "flottant" dans l'orifice de l'oreillette soit en contact avec l'appendice de l'orifice de l'oreillette droit. Les électrocardiogrammes EKG des orifices des oreillettes conventionnels ont typiquement une réponse de vague P bipolaire, désignée généralement par le nombre de référence 20, suivie par une réponse ORS bipolaire d'amplitude quelque peu moindre, désignée généralement par le nombre de référence 22. La forme de vague de la réponse ORS 22 est généralement la même que celle de la réponse de vague P 20 mais tend à être plus lisse et plus basse en amplitude.Cependant, même chez un individu normal, un complexe de vague cardiaque peut différer significativement de celui mesuré chez un autre individu ou de celui mesuré chez le même individu à un autre moment. De légères variations dans les intervalles entre les réponses de différents composants par rapport à ceux montrés dans la ligne 18 dans l'électrocardiogramme EKG de l'orifice de l'oreillette, comprenant des variations dans les amplitudes relatives de chaque réponse de composant, doivent être attendues dans un coeur anormal. Les variations dans la forme de la vague et l'amplitude -de la réponse de la vague P 20 et dans la réponse ORS 22 sont telles qu'il devient très difficile, même pour un observateur humain, de distinguer parfaitement entre les deux en toutes circonstances. Il est même plus difficile pour un ensemble formant circuit électronique et pour la logique de distinguer fiablement entre la réponse de la vague P 20 et la réponse ORS 22 qu'il ne l'est pour un observateur humain, et cette entrave, a généralement conduit à une limitation du développement des régulateurs cardiaques actuels. La ligne 24 est un électrogramme ventriculaire conventionnel dérivé d'un système d'électrode de contact classique montrant la réponse relativement grande générale ment désignée par le nombre de référence 26 à une activation ventriculaire correspondant aux vagues ORS et T identifiées dans l'électrocardiogramme de surface de la ligne 10. L'électrocardiogramme de surface EKG ventricu laire n'a pas de réponse discernable correspondant à la vague P 12. La ligne 28 est un électrogramme pris dans l'appendice de ltorifice de l'oreillette droite à partir d'une sonde orthogonale utilisée et imaginée selon la présente invention. Le signal perçu est une réponse généralement désignée par le nombre de -référence 30 révélatrice d'une vague P et a la forme d'une pointe aiguS, discrète, de 2 10 mu et d'une durée de 15-40 msec avec virtuellement aucune autre réponse à quelque autre évènement électrique cardiaque que ce soit. La ligne 32 est un électrogramme ventriculaire perçu selon la présente invention montrant une réponse ORS grande, discrète, généralement désignée par le nombre de référence 34, avec une très petite réponse de vague T généralement désignée par le nombre de référence 36 sans autr réponses discernables à quelque autre évènement cardiaque, comprenant la vague T de l'orifice de l'oreillette. Les lignes 10, 18 et 24, en comparaison avec les lignes 28 et 32, illustrent dramatiquement les réponses localisées et discrètes obtenues dans des électrogrammes intracardiaques dérivés selon la présente invention comparées à celles qui peuvent être perçues par le dispositif et les procédés de l'art antérieur.Non seulement le rapport signal-sur-bruit est sensiblement meilleur dans les électrogrammes montrés dans les lignes 28 et 32 de la présente invention, mais la durée dé la réponse est- révélatrice d'un-évènement cardiaque localisé ou à champ proche seulement. -Une sonde placée, par exemple, dans l'appendice de l'orifice de l'oreillette droite produit une réponse comme illustré à la ligne 28, et n'est absolument pas affectée par quelque activité cardiaque dans le ventricule que ce soit, en contraste brutal avec un électrogramme de l'orifice de l'oreillette conventionnel comme illustré par la ligne 18. La figure ? illustre de plus que la présente invention perçoit seulement des évènements à champ proche dans le coeur et fournit une pointe de dépolarisation aiguë en réponse à ceux-ci avec un rapport signal-sur-bruit extrêmement haut. L'électrocardiogramme de surface EKG 10 a été reproduit sous la forme de la première ligne 16 de la figure 2 et un électrogramme de l'orifice de l'oreillette conventionnel sous la forme de la ligne 18 de la figure 2. Ceci est comparé à l'encontre d'électrogrammes perçus par un catheter ayant des électrodes de perception orthogonale multiples, c'est-à-dire un électrogramme à partir d'une électrode de perception dans la partie haute de l'orifice de l'oreillette droite illustrée à la ligne 38 et l'électrogramme à partir d'une électrode- de perception située dans la partie inférieure de l'orifice de l'oreillette droite à la ligne 40. Pendant la conduction antérograde normale, une réponse de vague P 42, perçue dans la partie haute de l'orifice de ltoreillette droite, prend naissance, comme il est clairement indiqué à la ligne 38, à un moment pendant les phases initiales de la vague P. Cependant, la vague P comme elle est perçue par les électrodes dans la partie inférieure de l'orifice de l'oreillette droite à la ligne 40 montre une réponse de vague P 44 apparaissant à un moment plus tardif en comparaison de la réponse 42. Cet intervalle est révélateur du délai de propagation normal à l'intérieur du coeur depuis les parties supérieures jusqu'aulx parties inférieures de ltorifice de l'oreillette. Dans chaque cas, les électrogrammes pris dans les régions hautes ou inférieures de l'orifice de l'oreillette droite n'ont virtuellement aucune réponse au signal ventriculaire massif qui est produit dans la cavité cardiaque ventriculaire sousadjacente. En se référant encore à la figure 2, un électrogramme de surface conventionnel d'une vague cardiaque se propageant de manière rétrograde est illustré à la ligne 46, dans laquelle la réponse de la vague P 12' est inversée, et suit le complexe ORS. Les mêmes électrodes de perception que cellesutilisées dans le, figure 1, dont le rendement est représenté sur les lignes 38 et 40, produisent un électrogramme comme montré dans la ligne 48 à partir de la partie haute de l'orifice de l'oreillette droite et dans la partie inférieure de l'orifice de l'oreillette droite comme montré dans la ligne 50.La réponse de la partie haute de l'orifice de l'oreillette droite et, comme précédemment, une réponse de vague P pointue 52, et dans le cas de la partie inférieure de l'orifice de l'oreillette droite, une réponse de vague P pointue 54. Les formes de vague des électrocardiogrammes de surface EKG 48 et 50 sont essentiellement identiques à celles montrées dans les électrocardiogrammes de surface 38 et 40, excepté que leur séquence de temps par rapport l'une à l'autre est inversée. La réponse de la vague P de la partie haute de l'orifice de l'oreillette droite 52 est clairement plus tardive dans le temps que la réponse de la partie inférieure de l'orifice de l'oreillette droite 54, (cette dépolarisation de l'orifice de l'oreillette rétrograde a pour résultat une inversion de la vague P 12'). Cependant, un électrogramme de l'orifice de l'oreillette conventionnel , comme celui montré à la ligne 53, correspondant à une vague cardiaque rétrograde , ne peut virtuellement pas être distingué de lJélectrogramme de l'orifice de l'oreillette conventionnel correspondant à une vague cardiaque normale comme montré dans la ligne 18. Ainsi, en utilisant des sites de perception multiples selon la présente invention, pour la première fois la séquence de propagation d'évènements à l'intérieur d'une cavité cardiaque spécifique peut être précisément détectée, et ensuite utilisée pour distinguer les battements de coeur normaux des anormaux. La figure 3 illustre la mise en oeuvre du procédé de la présente invention dans un coeur humain. Une vue fragmentaire en section d'un coeur généralement désigné par le nombre de référence 56 est schématiquement illustrée dans la figure 3, montrant un cathéter filamenteux unique 58, qui est inséré à travers une des veines majeures, conformément å la pratique médicale convention nelle, dans le coeur 56. La figure 3 représente un emplacement généralisé dans le coeur et doit être au moins lue comme comprenant tout emplacement à l'intérieur de orifice de l'oreillette ou du ventricule. Le catheter 58 est muni d'au moins deux électrodes 60 disposées de manière à se trouver dans un plan qui est approximativement perpendiculaire au vecteur de dépolarisation 62 dans le tissu du myocarde adjacent 64.Le vecteur de dépolarisation 62 symbolise mathématiquement la direction de la vague cardiaque avançant dans le tissu du myocarde 64, et est perpendiculaire au front de vague en chaque point. Les signaux perçus reçus aux électrodes 60 sont ensuite transmis par des conducteurs flexibles conventionnelles compris à l'interieur du catheter 58 à un circuit régulateur (non indiqué). Un circuit régulateur conventionnel pourrait être utilisé, bien qu'on s'attende à ce que l'invention donne naissance à de nombreux régulateurs irréalisables jusqu'ici. La figure 4 est une section schématique prise à travers les lignes 4-4 de la figure 3, illustrant la proximité des électrodes 60 à l'intérieur du catheter 58 adjacent au tissu du myocarde 64. il a été déterminé selon la présente invention que les électrodes 60, quelle que soit leur orientation angulaire à l'intérieur du plan illustré dans la figure 4, ne percevront que 1'activité électrique dans la proximité immédiate des électrodes 60. Les électrodes 60 ne produiront pas de réponse à l'activité cardiaque se produisant dans les autres cavités du coeur, dans le tissu musculaire qui peut être extérieur mais adjacent au coeur, ou à une interférence électromagnétique extérieure. Il faudrait également noter que dans la figure 4 le cathSter 58 et l'électrode 60-en particulier ne touchent pas et n'ont pas besoin de toucher la paroi intérieure du coeur 56 afin de produire des signaux utiles comme on le croit à tort dans l'art antérieur. La figure 5 est une section en élévation latérale prise à travers les lignes 5-5 de la figure 3, et illustre la disposition des électrodes 60 du cathéter 58 dans un plan symbolisé par la ligne pointillée 68 qui est généralement et approximativement perpendiculaire au vecteur de dépolarisation locale 62 dans le tissu du myocarde adjacent 64. La figure 6 illustre dans une vue en section schématique du coeur 56 l'insertion du catheter 58 à l'intérieur des cavités remplies de fluide du coeur, nommément l'orifice de l'oreillette droite 70 et le ventricule droit 72. Les électrodes de perception-60 dans le mode de réalisation de perception de l'orifice de l'oreillette et de stimulation ventriculaire, montré dans la figure 6, sont situées dans la partie supérieure de l'orifice de l'oreillette droite dans la région 6a montrée dans la figure 6a à une échelle agrandie. Le catheter 58 se prolonge à travers l'orifice de l'oreillette 70, à travers la valve tricuspide 74, et s'étend vers le bas jusqu'à la pointe 76 du coeur 56.Une extrémité de stimulation 78 est ménagée à l'extrémité du cathéter 58 pour l'implantation à l'intérieur du sommet ventriculaire 76, comme montre à une échelle agrandie dans la figure 6b, illustrant la région du coeur 56 généralement désignée par 6b dans la figure 6. Une extrémité de stimulation 78 est ménagée à l'extrémité du cathéter 58 pour le contact direct avec le tissu du myocarde du sommet ventriculaire 76. L'impulsion de stimulation à grand voltage est délivrée par un régulateur conventionnel à l'extrémité 78 pour amorcer la contraction ventriculaire requise conformément aux principes médicaux établis. L'extrémité de stimulation 78 peut être n'importe quelle extrémité conventionnelle qui peut inclure n'importe quel dispositif de fixation (non indiqué) qui facilite l'implantation et l'ancrage de l'extrémité 78 à l'intérieur du tissu du myocarde adjacent du sommet ventriculaire 76. La figure 7 illustre un autre mode de réalisation de la présente invention dans lequel le catheter 58 est montré comme incluant les électrodes de perception 80 comprises à l'intérieur du ventricule 72 comme illustré dans lne vue schématique et fragmentaire à une échelle agrandie du ventricule 72. Les électrodes 80 sont placées à proximité du tissu du myocarde ventriculaire 82 dans la paroi ventriculaire du coeur 56. Comme auparavant, les signaux perçus par les électrodes 80 sont raccordés à travers des conducteurs flexibles conventionnels à un circuit régulateur conventionnel pour la mise en oeuvre et la production subséquente d'une pulsation de stimulation délivrée à l'extrémité 78. Quand la perception est pratiquée selon les procédés de l'art antérieur, l'application d'une importante pulsation de stimulation à ltélectrode terminale 78 submerge complètement les circuits de perception attachés au moyen de stimulation placé à l'intérieur du ventricule. Par conséquent, l'activité cardiaque qui pourrait être déclenchée par la pulsation de stimulation délivrée à l'extrémité 78 ne peut être perçue fiablement par quelque méthode que ce soit connue dans l'art antérieur Toutefois, quand l'activité cardiaque électrique est perçue à l'emplacement des électrodes 80, qui sont situées dans un plan qui est approximativement perpendiculaire au vecteur de dépolarisation proche dans le tissu du myocarde adjacent 82, et que les signaux perçus sont séparés dans un amplificateur différentiel, une réponse d'électrogramme localisée discrète 34 comme montré#dans la ligne 32 de la figure 1 est fiablement produite, et n'est pas affectée par la pulsation de stimulation appliquée à l'électrode d'extrémité 78, même dans l'application montrée dans la figure 7, où les électrodes de perception 80 sont dans un rayon de 1 à 3 cm de lvemplacement où la pulsation de stimulation est appliquée. Par conséquent, le procédé de la présente invention donne naissance au premier véritable régulateur d'exigence. En d'autres termes, la pulsation de stimulation peut être produite uniquement en réponse au fait si une pulsation de stimulation ventriculaire antérieure a produit ou non une contraction cardiaque. La figure 8 illustre un troisième mode de réalisation selon la présente invention dans lequel la stimulation cardiaque est ménagée dans l'appendice de lvorifice de l'oreillette droite généralement désignée par le nombre de référence 86, illustré dans une vue schématique fragmentaire à une échelle agrandie. On donne au catheter 88 la forme d'un iFJII pour permettre la perception de l'orifice de l'oreillette dans la partie haute de la paroi de l'orifice de l'oreillette latérale ou dans Appendice de l'orifice de l'oreillette droite 86 au moyen d'électrodes 90.Egalement, les électrodes 90 sont généralement disposées dans un plan approximativement perpendiculaire au vecteur de dépolarisation proche dans le tissu du myocarde adjacent (non indiqué) L'extrémité du catheter 88 est munie d'une extrémité de stimulation 92, semblable à l'extrémité de stimulation conventionnelle 78 montrée et décrite par rapport à la figure 7.L'appendice de l'orifice de l'oreillette 86 comme illustré dans la figure 8 est proche de la voie de sortie du ventricule droit généralement désignée par le nombre de référence 94 Malgré une activité électrique qui pourrait être associée avec le ventricule ou la voie du sortie 94, les électrodes 90 à l'intérieur de l'appendice de l'orifice de l'oreillette 86 ne-perçoivent que l'activité cardiaque à champ rapproché et proche pour produire un signal à haut rendement signal-sur-bruit comme illustré à la ligne 28 dans la figure 1. La présente invention permet la mise en oeuvre d'un quatrième mode de réalisation comme montré dans la figure 9, où la perception de la dépolarisation du myocarde local à partir d'emplacements multiples peut être réalisée. Les électrogrammes sont enregistrés à partir de la région inférieure de l'orifice de l'oreillette droite 98 au moyen d'électrodes 100 et à proximité du-plancher de a'orifice de l1oreillette 102 au moyen d'électrodes 104. Comme précédemment, les signaux de la partie haute de l'orifice de l'oreillette droite sont perçus par des électrodes 60. Chacune des électrodes 60, 100 et 104 se trouve dans un plan qui est généralement perpendiculaire au vecteur de dépolarisation proche dans le tissu du myocarde adjacent Chacune des électrodes 60, 100 et 104 produira une réponse discrète, en forme de pointe révélatrice de l'activité cardiaque locale proche du type montré dans les lignes 38, 40, 48 et 50 de la figure 2. Chacune des électrodes 60, 100 et 104 est couplée à travers des c nducteurs flexibles correspondants à l'intérieur du cathéter 106 à un circuit régulateur (non indiqué) pour la mise en oeuvre subséquente et la production appropriée d'une pulsation de stimulation. L'emploi d'électrodes de perception multiples comme illustré dans la figure 9 donne naissance à une mise en oeuvre cardiaque qui sera fondée sur la progression continue de l'activité cardiaque à l'intérieur du coeur, et non simplement sur son absence ou sa présence. Ainsi, il est évident que la méthodologie et la sonde de la présente invention peuvent être utilisées dans chaque emplacement à l'intérieur ou à proximité de la structure cardiaque dans une large variété de formes de sonde . Par exemple, bien que la perception ait été montrée à la fois dans l'appendice de l'orifice de l'oreillette, dans des emplacements variés à l'intérieur de l'orifice de l'oreillette, et dans le ventricule,#il est également possible qu'une sonde puisse être disposée dans le sinus coronaire. Egalement, seuls les évènements locaux ou à champ rapproché dans le sinus coronaire seraient reçus par la sonde, et cet évènement pourrait être contrôlé fiablement sans interférence à partir de sources à grand signal d'amplitude tout proches. Les figures 10-12 illustrent différents modes de réalisation de la sonde dans une échelle agrandie d'une vue schématique fragmentaire. Par exemple, la sonde illustrée à une échelle agrandie dans la figure 10 a été symboliquement utilisée dans-chacune des figures antérieures et se compose de deux plaques électrodes opposées 108 et 110. Chaque plaque électrode a un conducteur en fil flexible correspondant 112 et 114, respectivement. Les électrodes 108 et 110 sont disposées circonférentiellement autour du cathéter 116 à la surface d'un cylindre imaginaire 118. La surface du cylindre 118 peut effectivement être située juste Bien dessous de la surface physique 120 du catheter 116.La peau du catheter 116, qui peut être un placage externe protecteur et isolant, est coupée-pour exposer les électrodes 108 et 110 et leur permettre un contact direct avec le sang environnant. Les électrodes 108 et 110 sont-ainsi couplées à travers les conducteurs 112 et 114 respectivement à un amplificateur différentiel 122, montré schématiquement dans la figure 10, dont le rendement est la pulsation de déclenchement montrée et décrite dans les figures 1 et 2. Bien que les conducteurs 112 et 114 aient été schématiquement montrés comme des fils rectilignes, dans la pratique, les conducteurs sont constitués de fils en rouleau à torons multiples avec une tolérance de fatigue extrêmement élevée, qui est mise à profit pour se prêter à la flexion attendue de l'intérieur d'un coeur humain. Dans le-cas illustré dans la figure 10 où seulement deux points, les électrodes 108 et 110, sont utilisées pour percevoir le vecteur de dépolarisation proche 150, deux signaux sont utilisés pour alimenter l'amplificateur différentiel conventionnel 122.Ce qui sort de l'amplificateur différentiel 122, la réponse en forme de pointe, est couplé à l'ensemble formant circuit de production de pulsations et de mise en oeuvre 124, qui peut être de conception conventionnelle, compris à l'intérieur d'un régulateur placé d'une manière sous-cutanée désignée d'une manière schématique et générale par le nombre de référence 126. Le circuit de mise en oeuvre et logique 124 produit avec sensibilité une pulsation de stimulation selon des principes bien connus de la technique fondés sur la pulsation de déclenchement fournie par l'amplificateur différentiel 122. La pulsation de stimulation est ensuite couplée à travers un conducteur flexible conventionnel 128, qui est renvoyé à travers le cathéter 116 (non indiqué) à l'extrémité de l'électrode de stimulation. La figure Il illustre schématiquement un fragment du cathéter 130, qui est muni de quatre électrodes de perception 132 - 138. Comme dans le cas des électrodes 108 et 110 de la figure 10, les électrodes 132-138 sont situées chacune sur la surface d'un cylindre imginaire 140, défini à l'intérieur du cathéter 130. En pratique, la surface cylindrique de support, décrite ici comme un cylindre imaginaire 140, peut être en réalité située en dessous du revêtement du cathéter 130, ou être un anneau cylindrique non conducteur servant de forme au support des électrodes 132-138. Dans le cas où quatre électrodes sont utilisées comme montré dans la figure 11, des signaux vrais perçus orthogonalement peuvent être dérivés.Par exemple, les électrodes 132-138 sont également espacées autour de la circonférence du catheter 130, étant ainsi séparées par 90 degrés les unes des autres. L'électrode 134 est appariée avec l'électrode 138 et l'électrode 136 appariée avec l'électrode 132. Chacune des paires est conduite à travers ses conducteur flexibles correspondants à un amplificateur différentiel associé. Par exemple, les électrodes 134 et 138 fournissent les signaux absorbés à l'amplificateur différentiel 142, tandis que les électrodes 136 et 132 fournissent les signaux absorbés à l'amplifica- teur différentiel 144.Les rendements des amplificateurs différentiels 142 et 144 sont ensuite fournis comme signaux d'entrée pour la mise en oeuvre et l'ensemble formant circuit de production d'impulsions 146, semblable à L'ensemble formant circuit 124, compris à ltintérieur du régulateur sous cutané 148. Les signaux de sortie des deux amplificateurs différentiels comprennent ensuite un signal "X" et un signal "Y", qui peuvent alors être ultérieurement mis en oeuvre pour obtenir un signal de grandeur absolue quelle que soit l'orientation angulaire du cathéter 130 à l'interieur du plan qui est perpendiculaire au vecteur de dépolarisation locale, symbolisé par la flèche 150 dans les figures 10-12. Dans le mode de réalisation de la figure 12, les électrodes 152-156 sont également éloignées sur la surface d'un cylindre imaginaire 158 défini à l'intérieur du cathéter 160. Dans ce mode de réalisation où trois électrodes sont utilisées, chacune des électrodes peut être éloignée de 120 degrés, bien qu'il ait été déterminé que la perception est également possible si deux des électrodes, par exemple les électrodes 152 et 156, sont diamétralement opposées sur les extrémités opposées d'un diamètre, tandis que l'électrode 154 est placée à mi chemin entre elles, séparée par 90 degrés de chacune des électrodes 152 et 156. Dans chaque cas, les électrodes 152156 peuvent être associées de chaque manière logique pour former des paires d'électrodes à partir desquelles on fait dériver un signal pseudo-orthogonal. Par exemple, L'électrode 156 peut être arbitrairement choisie comme électrode commune et un premier signal peut être développé entre les électrodes 152 et 156 dans l'amplificateur différentiel 162. Un second signal peut être développé d'une manière semblable à travers les électrodes 156 et 154 et être fourni comme signal d'entrée à l'amplificateur différentiel 164. Les rendements des amplificateurs différentiels 162 et 164 comprennent ainsi un signal pseudo-X et "Y" qui peut être mis en oeuvre par la suite par le circuit 146 de la manière décrite en rapport avec la figure 11. Les figures 10-12 illustrent que les électrodes sont clairement bidimensionnelles, même si on en a parlé comme si elles étaient des points en liaison avec les environnements de perception dans les applications décrites en rapport avec les figures 1-9. En clair, la perception ponctuelle est un concept mathématique qui n'est jamais réalisé dans la pratique. Cependant, les électrodes sont suffisamment petites pour que la perception ponctuelle soit approchée. Le diamètre du cathGter peut être dans le domaine de 1 à 4 millimètres, et il a été expérimentalement déterminé que la surface optimum pour chaque électrode est approximativement 1 à 4 millimètres carrés. Il a été découvert que l'amplitude du signal est dégradée si la surface de chaque électrode est augmentée jusqu'à, par exemple, 10 millimètres carrés. En examinant les figures 10-12 généralement, la flèche 150 représente symboliquement la direction du vecteur de dépolarisation dans le tissu du myocarde adjacent proche des électrodes de perception de chacun des cathéters L'orientation angulaire des électrodes par rapport au vecteur de dépolarisation est immatérielle aussi longtemps que les électrodes sont proches l'une de l'autre c'est-à-dire dans un domaine de 1 centimètre ou moins l'une de l'autre, et aussi longtemps que le centre géométrique de chaque électrode se trouve généralement dans un plan sensiblement perpendiculaire au vecteur de dépolarisation 150. Il apparait que la perception maximum se produit quand le plan de la surface de chaque électrode est approximativement parallèle à un plan imaginaire dans lequel le vecteur de dépolarisation se trouverait.De petites variations autour de cet idéal ne dégradent pas sensiblement la possibilité ou l'efficacité de la présente invention. En outre, dans chacun des modes de réalisation décrits en rapport avec les figures 1-9, les électrodes de perception ont été disposées à l'intérieur du coeur de manière à ne pas être en contact avec le tissu du myocarde adjacent. Ceci est exactement contraire à l'opinion de l'art antérieur qu'il est nécessaire de mettre les électrodes en contact avec le tissu afin d'obtenir un signal fiable et utile. Ceci était généralement vrai dans le cas où on fournit une pulsation de stimulation au coeur, mais se révèle être- erroné par rapport aux signaux de perception. En fait, l'efficacité de la perception d'un évènement cardiaque électrique local à partir du tissu du myocarde proche est augmentée- si on ntopère aucun contact. Un contact chronique conduit à une dégénérescence fibreuse, qui a pour résultat un recouvrement total ou partiel de la partie en contact du cathéter par un tissu du corps. On a découvert que la dégénérescence fibreuse atténue généralement le signal qui peut être perçu à partir des électrodes ainsi recouvertes. Bien que cela soit compris d'une manière imparfaite, il apparaît que l'évanement cardia#que électrique local peut être plus efficacement perçu si les électrodes ne sont pas en contact physique direct avec le tissu du myocarde adjacent.Ainsi, aucune disposition n'est comprise dans la méthodologie de la présente invention contrairement aux enseignements de l'art antérieur, pour que les électrodes touchent ou soient attachées au tissu adjacent En fait, les électrodes décrites en rapport avec chacun des modes de réalisation montrés dans les figures 10-12 sont légèremen#t -enfoncées à l'intérieur du catheter respectif, de telle sorte que même si le cathéter devait entrer en contact physique avec le tissu adjacent, les électrodes elles-mêmes ntentreraient pas en contact physique. La figure 13 est un diagramme de fonctionnement résumant d'une manière générale la mise en pratique du procédé discuté en rapport avec les modes de réalisation décrits dans les figures 2-9 avec les sondes comme illustré dans les figures 10-12. Le diagramme de fonctionnement de la figure 13 illustre un cycle cardiaque unique. Une vague cardiaque est perçue à l'étape 166 pour donner naissance à un électrogramme local comme décrit plus haut. Dans le cas du catheter de la figure 10, un signal unique est produit à la sortie de l'amplificateur différentiel 122, tandis que les modes de réalisation des figures Il et 12 produisent chacun un signal multipolaire provenant de la multiplicité# correspondant des amplificateurs diffrentiels. En tout cas, un certain nombre de paires de signaux sont perçus à l'étape 166, chaque paire associée étant différenciée à ltétape 168 pour produire une ou plusieurs pulsations de déclenchement ou de réponse. Dans le mode de réalisation illustré, la différenciation a été décrite comme effectuée par un amplificateur différentiel analogique. Toutefois, tout moyen équivalent pourrait également être employé, comme le fait de rendre numériques les signaux perçus et la prise de leur moyenne arithmétique à l'étape 166. Les signaux de déclenchement dérivés à l'étape 166 sont alors mis en oeuvre à l'étape 168dans l'un quelconque des moyens différents en nombre arbitrairement large selon des principes d'étude bien compris et selon des principes dont on peut espérer le développementg une fois qu'un signal perçu fiable peut être obtenu comme dans la présente invention. Un moyen par lequel les signaux peuvent être mis en oeuvre à l'étape 168 permet la réalisation d'une régulation d'amplitude variable. Le voltage d'un train de pulsations de stimulation peut être modifié selon le succès de la seule pulsation antérieure, ou le pourcentage de succès d'un groupe de pulsations antérieures dans la stimulation d'une contraction cardiaque en réponse. Ainsi, si la pulsation de stimulation ne réussit pas à provoquer la dépolarisation du muscle cardiaque à cause de sa force insuffisante, ce manquement sera perçu et le manque de réponse ou de pulsation de déclenchement à la sortie de l'amplificateur différentiel couplé aux électrodes de perception sera noté à l'ensemble formant circuit de mise en oeuvre à l'étape 168.La pulsation subséquente suivante peut alors être produite avec un accroissement prédéterminé dans la force du stimulus. Uneitération peut se poursuivre jusqu'à ce qu'un rendement de pulsation favorable ait été atteint, auquel cas le rendement de pulsation de régulation peut être tenu stable jusqu'à ce que les conditions cardiaques changent à nouveau. On peut s'attendre à ceci, par exemple, dans des conditions dans lesquelles la sensibilité du tissu du myocarde est altérée par des produits pharmaceutiques ou l'ischémie. Ainsi, la grandeur du courant de la pulsation de stimulation peut être augmentée selon le succès de la pulsation antérieure ou de tout groupe de pulsations antérieures dans la création d'une contraction cardiaque ou de tout modèle prédéterminé d'activité cardiaque. Le critère sur lequel l'espacement dans le temps des pulsations de stimulation ou la grandeur des pulsations peut être conditionné, peut être déterminé d'une grande variété de manières selon des principes médicaux bien compris. La manière selon laquelle l'information est mise en oeuvre par le procédé de perception décrit ici n'est pas limitée ou restreinte de quelque manière que ce soit par le procédé de perception. L'étape 170 peut comprendre une logique de décision qui peut avoir pour résultat une décision d'empêcher la production d'une pulsation de stimulation cardiaque, replaçant ainsi le régulateur à sa condition initiale à l'étape 172. D'un autre côté, une décision peut être prise, fondée sur des critères objectifs, de produire ou déclencher une stimulation cardiaque, entrant ainsi dans l'étape 174, dans laquelle le stimulus approprié est produit et délivré. Après cela, le régulateur peut se remettre en place et retourner à son état à nouveau initial à ltétape 176. Comme résultat de la mise en oeuvre à l'étape 170, une décision est prise selon des règles de mise en oeuvre de produire ou non une pulsation de stimulation, et si c'est le cas, quel type de pulsation de stimulation. Non seulement le réglage et l'amplitude de la pulsation peuvent varier, comme décrit ci-dessus, mais l'emplacement de l'application de la pulsation peut également être choisi. Par exemple, deux électrodes de stimulation peuvent être ménagées sur le même cathéter ou des cathéters différents pour fournir une sélection de points auxquels un stimulus peut être délivré au tissu cardiaque adjacent. De plus, des cathéters bifurqués ou à extrémités multiples peuvent permettre la délivrance d'un stimulus approprié à chacun parmi un grand nombre d'emplacements cardiaques, par exemple, le sommet ventriculaire d'une part, et l'appendice de l'orifice de l'oreillette d'autre part. D'une manière semblable, la stimulation sélective dans l'orifice de l'oreillette et le ventricule pourrait être aisément pratiquée selon l'activité cardiaque qui a été observée conformément au présent procédé en tout point ou en tous points à l'intérieur du coeur. Ainsi, la figure 13 illustre la flexibilité et la puissance de la méthodologie de perception de la présente invention. Parce qu'on est capable de capter fiablement et distinctement la vague cardiaque électrique locale hors de la confusion des signaux électroniques, à la fois naturels et artificiels, qui sont présents dans le coeur humain, le coeur peut être réglé pour la première fois d'une manière virtuellement illimitée et arbitraire. L'aptitude du procédé à percevoir un évènement de vague cardiaque locale à chaque emplacement à l'intérieur du coeur augmente sensiblement l'aptitude à détecter des conditions et des types jusqu'ici non contrôlés à l'intérieur du coeur et de leur répondre sélectivement. R E V E N D I C A T I O N S 1 Perfectionnement à un procédé pour percevoir ou détecter l'activité cardiaque, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes de distinguer un signal cardiaque local d'autres signaux intracardiaques en percevant ou détectant la vague cardiaqt locale en une paire de points situés dans un plan approximativement perpendiculaire au vecteur de bdépolarisation dans le tissu cardiaque proche, et comparer les signaux perçus ou détectés en ladite paire de points dans ledit plan pour tirer un signal de différence révélateur dudit signal cardiaque local et sensiblement indépendant desdits autres signaux intracardiaques, ainsi ledit signal cardiaque local peut être, fiablement et sans ambiguïtéS perçu ou détecté et choisi à partir desdits autres signaux intracardiaques. 2.- Perfectionnement selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'étape de distinction précitée du signal cardiaque local précité par la perception ou détection de l'activité cardiaque à la paire de points précitée dans le plan précité comprend la perception ou détection de ladite activité cardiaque à un emplacement à l'intérieur dudit plan proche du tissu cardiaque précité dans lequel aucun des points de ladite paire n'est en contact avec ledit tissu cardiaque. 3.- Procédé pour distinguer le signal cardiaque local des signaux intracardiaques dans un coeur, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes de percevoir ou détecter l'activité cardiaque dans ledit coeur en au moins deux emplacements situés à proximité l'un de l'autre, chacun desdits emplacements étant situes sur un ou près d'un plan approximativement perpendiculaire au vecteur de dépolarisation dans le tissu du myocarde proche desdits emplacements, et différencier des signaux perçus en au moins deux emplacements pour dériver une pulsation de déclenchement qui témoigne dudit signal cardiaque local, ainsi ledit signal cardiaque local peut être, fiablement;;et sans ambiguité,perçu ou détecté et choisi à partir de la vague cardiaque sans qu'entre en ligne de compte -le choix desdits emplacements dans ledit coeur. 4.- Procédé selon la revendication 3, caractérisé en ce que l'étapede perc#eption ou détection précitée du signas cardiaque local précité comprend la perception ou détection dudit signal cardiaque local en trois emplacements situés dans le-plan précité ou près de lui, les trois emplacements susdits étant associés de manière à comprendre deux paires d'emplacements, l'un des trois emplacements susdits faisant office d'emplacement commun avec ladite association pour but. 5.- Procédé selon l'une des revendications 3 ou 4, caractérisé en ce que l'étape précitée de perception ou détect signal cardiaque précité comprend la perception ou détection du signal cardiaque local en trois emplacements également espacés. 6.- Procédé selon la revendication 3, caractérisé en ce que l'étape précitée de perception ou détection du signal cardiaque local précité aux emplacements précités comprend la perception ou détection dudit signal cardiaque local en chacun desdits emplacements au moyen d'une électrode située généralement dans un plan approximativement parallèle au vecteur de dépolarisation précité dans le tissu du myocarde proche précité. 7.- Procédé selon l'une des revendications 3 ou 6, caractérisé en ce que l'étape précitée de perception ou détecti dudit signal cardiaque local comprend la perception ou détectio à chaque emplacement au moyen d'une électrode ayant une surface convolutée. 8.- Procédé selon la revendication 7, caractérisé en ce que l'étape de perception ou détection précitée au signal cardiaque local précité au moyen de l'électrode précitée comprend la perception ou détection dudit signal local par une électrode ayant une étendue géométrique circonscrite par une surface géométrique plane dans l'intervalle de 1 à 4 millimètres carrés,et en ce que chacun des emplacements précités est séparé de chacun des autres emplacements précités par une distance non supérieure à 10 millimètres. 9.-Procédé pour percevoir ou détecter d'une manière distincte un signal cardiaque local d'un complexe de vague cardiaque et d'un bruit électromagnétique extra-cardiaque, caractérisé en ce qu'il comprend les étapes de percevoir ou détecter une activité électrique locale dans un coeur en un certain nombre de points rapprochés situés sur ou près d'un plan approximativement perpendiculaire au vecteur de dépolarisation défini dans le tissu du myocarde proche; différencier ladite activité électrique locale perçue ou detectea en ledit certain nombre de points pour obtenir au moins une pulsation de déclenchement indiquant ledit signal cardiaque local; mettre en oeuvre ladite ou lesdites pulsations de déclenchement pour déterminer si une pulsation de stimulation devrait etre produite; et produire ladite pulsation de stimulation pour coupler ladite pulsation de stimulation à un coeur pour stimuler la contraction celui-ci. ainsi la régulation d'exigence vraie dudit coeur peut être réalisée. 10.- Procédé selon la revendication 9,caractérisé en ce que l'étape de perception ou détection précitée de l'activité électrique précitée comprend la perception ou détection en un certain nombre de points précités avec un certain nombre correspondant d'électrodes situées en ledit certain nombre de points, dans lequel aucune desdites électrodes n'est en contact physique avec le tissu du myocarde proche précité.