Brevet FR2559068A1 — publié le 19850809

La présente invention concerne un dispositif médical implantable qui délivre une énergie électrique suffisante à un tissu cardiaque pour interrompre une tachycardie et rétablir ainsi le rythme sino-auriculaire. Un circuit de protection amélioré évite que des impulsions de cardioversion ou rétablissement cardiaque à haute tension n'endommagent les circuits de détection du dispositif. Des dispositifs médicaux implantables pour une stimulation thérapeutique du coeur sont bien connus dans la technique depuis le brevet des Etats-Unis d'Amérique n0 3.478.746 qui décrit un stimulateur à la demande. Le stimulateur à la demande délivre de l'énergie électrique (5-25 microjoules) au coeur pour déclencher la dépolarisation des tissus cardiaques. Ce régime de stimulation est utilisé pour traiter le blocage cardiaque en produisant une stimulation électrique en l'absence de dépolarisation cardiaque spontanée, apparaissant naturellement. Une autre forme de dispositif médical implantable pour la stimulation thérapeutique du coeur est le défibrillateur implantable automatique décrit dans les brevets des Etats-Unis d'Amérique n0 Re.27.652 et Re. 27.757, et plus tard par le brevet des Etats-Unis d'Amérique n0 4.030.509. Ces défribillateurs implantables automatiques délivrent de l'énergie (40 joules) au coeur pour interrompre une fibrillation ventriculaire. En fonctionnement, le défribillateur détecte une fibrillation ventriculaire et délivre au coeur une impulsion de haute tension non synchrone par des électrodes largement espacées situées à l'extérieur du coeur, en reproduisant ainsi une défibrillation trans-thoracique. Cette technique nécessite à la fois une thoracotomie limitée pour implanter une électrode près de la pointe apicale du coeur et un système d'électrodes transveineuses situé dans la veine cave supérieure du coeur. En pratique, ces dispositifs n'ont reçu qu'une application limitée en raison de la complexité de leur implantation, de leurs dimensions relativement grandes et de leur courte longévité et en raison du petit nombre de malades pouvant en bénéficier. Un autre exemple d'un dispositif de rétablissement cardiaque implantable dans la technique antérieure est celui décrit par la demande de brevet des Etats-Unis d'Amérique n0 58.847. Ce dispositif détecte l'arrivée d'une tachyarythmie, et il comporte un dispositif qui contrôle ou détecte la progression de la tachyarythmie, de manière que des niveaux d'énergie augmentant progressivement puissent etre appliqués au coeur pour interrompre l'arythmie Un autre exemple encore est celui d'un dispositif de rétablissement cardiaque synchronisé extérieur, décrit dans Clinical Applications of Cardioversion, dans Cardiovascular CLinics, 1970, 2, pages 239-260 par Douglas P. Zipes. Ce dispositif externe est décrit en synchronisme avec une dépolarisation ventriculaire pour assurer que l'énergie de rétablissement cardiaque ne soit pas délivrée pendant la période d'ondes T vulnérable du cycle cardiaque. Un autre exemple encore d'un dispositif de rétablissement cardiaque implantable de la technique antérieure est celui décrit dans le brevet des Etats-Unis d'Amérique n0 4.384.585. Ce dispositif comporte un circuit de détection qui détecte les polarisations intrinsèques du tissu cardiaque et il comporte également un générateur d'impulsions qui délivre un signal de stimulations de niveau d'énergie modérée (dans la plage de 0,1 à 10 joules) en synchronisme avec l'activité cardiaque détectée. L'objectif fonctionnel de ce régime de stimulation est de dépolariser des régions du myocarde intervenant dans la genèse et l'entretien de tachy-arythmie renouvelée ou automatique à de faibles niveaux d'énergie et avec une plus grande sécurité que celle possible avec un rétablissement cardiaque non-synchrone. Le rétablissement cardiaque non-synchrone présente toujours le risque de précipiter une fibrillation ventriculaire avec une mort soudaine. Le rétablissement cardiaque synchrone consiste à délivrer le choc à un moment où la masse de tissu cardiaque est déjà dépolarisée et se trouve à l'état réfractaire. Il est probable que la sécurité inhérente à l'utilisation de plus faibles niveaux d'énergie, le traumatisme réduit au myocarde, et les plus petites dimensions du dispositif implanté étendent les indications pour l'utilisation de ce dispositif, au-delà des malades qui relevaient des défibrillateurs implantables automatiques de la technique antérieure. Etant donné que de nombreux épisodes de fibrillation ventriculaire sont précédés par des tachycardies ventriculaires (et dans des certains cas supra-ventriculaires), une interruption rapide de la tachycardie peut éviter une fibrillation ventriculaire. En général, l'énergie électrique qui alimente un stimulateur cardiaque implantable est fournie par une source d'alimentation de basse tension, de faible courant et de grande longévité, comme une pile de stimulateur de type iode lithium, du type fabriqué par Wilson Greatbatch Ltd., et par Medtronic Inc. Bien que la densité d'énergie de ces sources d'alimentation soit relativement élevée , elles ne sont pas conçues pour être rapidement déchargées sous des courants intenses, comme cela serait nécessaire pour le rétablissement cardiaque direct du coeur, avec des énergies de rétablissement dans la plage de 0,1 à 10 joules. Des piles de plus haute densité d'énergie sont connues, pouvant être déchargées rapidement comme les sources d'alimentation du type chlorure de thionyl -iithim. Mais aucune de ces sources d'alimentation implantables, fermées hermétiquement n'est capable de produire directement l'énergie de rétablissement cardiaque nécessaire pour délivrer une impulsion de l'amplitude précitée au coeur, après l'entrée en tachyarythmie. D'une façon générale, il est nécessaire d'utiliser un convertisseur continu-continu pour convertir l'énergie électrique d'une source d'alimentation à basse tension et à faible courant jusq4'à un niveau d'énergie à haute tension emmagasinée dans un condensateur d'emmagasinage de haute énergie. Une forme connue de convertisseur continu-continu est le convertisseur à retour qui comporte un transformateur dont l'enroulement primaire est en série avec la source d'alimentation principale et dont l'enroulement secondaire est en série avec le condensateur de haute énergie. Un circuit ou un commutateur d'interruption est placé en série avec l'enroulement primaire et la pile. La charge du condensateur à haute énergie se fait en appliquant une tension à l'enroulement primaire du transformateur, créant un champ magnétique dans l'enroulement secondaire. Quand le courant de l'enroulement primaire est interrompu, le chanpdisparait en développant un courant dans l'enroulement secondaire, appliqué au condensateur à haute énergie pour le charger. L'interruption répétée du courant d'alimentation charge progressivement le condensateur à haute énergie jusqu'au niveau voulu. L'application de l'impulsion de rétablissement cardiaque à haute énergie est contrôlée par une mémoire et un circuit logique qui réagit à une tachycardie détectée, selon des critères de détection programmables. L'impulsion est délivrée par un circuit d'interface qui accouple les électrodes de stimulation et de rétablissement cardiaque avec le circuit de détection, le circuit de sortie de stimulateur et le condensateur à haute énergie. La production de l'impulsion de haute énergie crée une charge sur l'amplificateur de détection en raison à la fois de l'énergie de l'impulsion et de la polarisation après les potentiels qui se développent quand l'interface entre les conducteurs et le tissu se repolarise après la décharge. Le brevet des Etats-Unis d'Amérique n0 4.355.646 décrit le conducteur qui est utilisé de préférence dans cet ensemble. Ce conducteur comporte une électrode d'anode de grande surface pouvant être située dans la veine cave supérieure et consistant en plusieurs électrodes annulaires connectées électriquement ensemble. Une électrode annulaire et une électrode d'extrémité sont positionnées à la partie distale du conducteur, destinA à être placé dans l'apex du ventricule droit. Pendant un rétablissement cardiaque, les électrodes annulaires et d'extrémité doivent être connectées électriquement ensemble pour former une électrode de cathode de grande surface. Aux autres moments, l'électrode en anneau et l'électrode d'extrémité sont reliées à un amplificateur de détection ou un circuit de détection ou encore un circuit de stimulation. L'invention concerne un circuit perfectionné pour établir les connexions électriques et éviter les dommages aux circuits, et pour éliminer la polarisation après les potentiels qui interfèrent avec la détection après le rétablissement cardiaque. Le dispositif de rétablissement intracardiaque synchrone implantable selon l'invention comporte un dispositif de détection réagissant à des dépolarisations cardiaques en produisant un signal de détection indiquant une activité cardiaque apparaissant naturellement, comme des ondes R ventriculaires ; un dispositif de détection réagissant au dispositif de détection précité en détectant des tachyarythmies cardiaques, comme une tachyarythmie ventriculaire en produisant un signal de déclenchement ; un générateur d'impulsions réagissant à la détection d'une tachyarythmie, en délivrant une impulsion de rétablissement cardiaque aux tissus cardiaques en réponse à cette détection ; un convertisseur de tension qui produit une alimentation de haute énergie pour ledit générateur d'impulsions et un circuit de sortie qui protège le dispositif de détection contre les dommages apportés par l'impulsion de rétablissement cardiaque#. D'autres circuits peuvent être prévus pour remplir une fonction de stimulation à la demande en plus de la sortie de rétablissement cardiaque décrite ci-dessus. Il faut également noter que l'énergie délivrée peut être contrôlée ou programmée par une unité extérieure pour réduire la puissance délivrée ou pour l'augmenter jusqu'à une valeur susceptible d'interrompre une fibrillation ventriculaire. Enfin, le dispositif peut être programmé pour délivrer automatiquement l'énergie après la détection de paramètres particuliers d'une tachycardie ou il peut être programmé pour ne délivrer l'énergie que lorsqu'un aimant extérieur est maintenu en position au-dessus du générateur d'impulsions. D'autres caractéristiques et avantages de l'invention apparaîtront au cours de la description qui va suivre. Aux dessins annexés, donnés uniquement à titre d'exemple nullement limitatif La figure 1 est un schéma simplifié montrant l'organisation fonctionnelle du dispositif de rétablissement intra-cardiaque synchrone, Les figures 2A et 2B sont des diagrammes de temps illustrant les critères de détection de tachycardie, La figure 3 est un diagramme de temps de l'application au coeur d'une impulsion de rétablissement cardiaque de haute énergie, La figure 4 est un schéma du convertisseur continu-continu utilisable dans un dispositif de rétablissement cardiaque, et La figure 5 est un schéma d'un circuit de sortie perfectionné. Comme cela a été décrit ci-dessus, des dispositifs de rétablissement cardiaque implantables destinés à traiter des tachyarythmies ventriculaires sont généralement connus et sont décrits dans le brevet des Etats-Unis d'Amérique n0 4.384.585. L'invention est mise en oeuvre sous la forme d'un appareil de rétablissement cardiaque implantable comprenant un générateur d'impulsions et un conducteur, de préférence un conducteur transveineux. Le générateur d'impulsions comporte de préférence des composants nécessaires pour effectuer au moins une stimulation ventriculaire à la demande aux énergies et aux fréquences de stimulations habituelles et des circuits pour remplir la fonction de rétablissement cardiaque.Le conducteur comporte de préférence une électrode annulaire et une électrode d'extrémité situées à proximité l'une de l'autre à la partie distale du conducteur, destinée à être placée dans l'apex du ventricule droit et des électrodes annulaires de grande surface situées plus loin le long du corps du conducteur, pour être positionnées dans ou près de la veine cave supérieure comme cela a déjà été indiqué. D'une façon très générale, la détection et la stimulation à la demande se font par les électrodes ventriculaires en anneau et d'extrémité et le rétablissement cardiaque se fait entre l'électrode en anneau et l'électrode d'extrémité sous la forme d'une seule électrode indifférente ou cathodique, et l'électrode de veine cave supérieure fonctionnant comme électrode anodique. L'amplificateur de détection est connecté entre l'électrode en anneau et l'électrode d'extrémité et, avec un circuit logique approprié, il peut détecter des ondes R normales pour inhiber le fonctionnement du générateur d'impulsions du stimulation et, avec un circuit logique de détection appropriée, il peut détecter des ondes R de fréquences anormalement élevées et fonctionner comme dispositif de rétablissement cardiaque à haute énergie. La figure 1 est un schéma simplifié similaire à celui de la figure 2 du brevet des Etats-Unis n0 4.384.585 auquel l'invention peut être appliquée. Selon la figure 1, le coeur 10 du malade est couplé avec le dispositif de rétablissement intracardiaque synchrone 12 par un conducteur 14 approprié du type décrit ci-dessus et une interface de conducteur 16. L'interface de conducteur 16 comporte des circuits pour isoler un détecteur QRS 18 de la haute tension présente pendant l'application d'une impulsion de rétablissement cardiaque.- D'une façon très générale, l'électrode en anneau et l'électrode d'extrémité sont reliées ensemble selon l'invention par l'interface de conducteur 16 pendant l'application d'une impulsion de rétablissement cardiaque. Des signaux de dépolarisation provenant du coeur sont transmis à l'amplificateur de détection ou au détecteur QRS 18 par lequel ils sont détectés. Le brevet des Etats-Unis n04.379.459 décrit des amplificateurs de détection de ce genre. Une autre section de détection de tachyarythmie 20 est couplée avec le détecteur QRS par une connection 19 pour détecter une tachyarythmie sur la base des informations électro-cardiogrammes produisant un signal de détection tachycardique Un détecteur synchrone 24 reçoit le signal de détection tachycardique par une connexion 26. une sortie 27 du détecteur synchrone est transmise à une section logique appropriée 31 qui contrôle un circuit 32 générateur d'impulsions de rétablissement cardiaque et qui déclenche l'application de l'impulsion de rétablissement en réponse à la tachyarythmie détectée. Le détecteur synchrone 24 assure que l'impulsion de rétablissement cardiaque est délivrée au tissu cardiaque simultanément avec une dépolarisation ventriculaire détectée du tissu cardiaque. Le circuit 32 comporte un convertisseur 36 à haute énergie qui convertit la basse tension de la pile en un courant et qui charge un condensateur d'un circuit 38 dtemmagasinage d'énergie de rétablissemént cardiaque à haute énergie. En fonctionnement, les informations d'électrocardiogramme provenant du coeur 10 sont traitées par le dispositif qui détecte des polarisations du tissu cardiaque et produit un signal de détection indiquant ce fait. Le signal de sortie de l'amplificateur de détection est traité par un détecteur de tachyarythmie 20 pour déterminer la présence ou l'absence d'une tachyarythmie de la manière qui sera décrite ci-après. Si une tachyarythmie est détectée, la partie logique 31 déclenche une décharge du circuit . d'emmagasinage d'énergie 38 pour produire une sortie de rétablissement cardiaque. Le détecteur synchrone 24 assure que l'énergie est délivrée au coeur 10 simultanément avec une dépolarisation ventriculaire détectée. Le détecteur synchrone 24 peut consister en un circuit logique combinatoire qui active le générateur 32 d'impulsions de rétablissement cardiaque, seulement lorsqu'un signal de détection tachycardique a été produit par le circuit de détection de tachyarythmie Après l'application de l'énergie de rétablissement cardiaque, le dispositif contrôle l'activité du coeur pour déterminer si l'arythmie a cessé. Si l'arythmie se poursuit, d'autres impulsions de rétablissement cardiaque sont délivrées au coeur. Elles peuvent avoir la même énergie ou une énergie plus importante. Le dispositif de rétablissement intracardiaque synchrone est représenté combiné avec un circuit 34 de générateur d'impulsions d'énergie de stimulation à la demande couplé avec l'interface de conducteur 16. Ce générateur d'impulsions comporte un convertisseur 37 de faible énergie pour charger un circuit 39 d'emmagasinage d'énergie de stimulation à partir d'une pile 35. En fonctionnement, le circuit logique 31 reçoit-le signal provenant du détecteur QRS 18 et ramène au repos un dispositif de temporisation d'intervalles d'échappement. Si aucune dépolarisation cardiaque n'est détectée dans l'intervalle d'échappement, une impulsion de stimulation est délivrée au coeur.Le stimulateur à la demande intégrée avec le dispositif de rétablissement cardiaque synchrone permet à ce dispositif de déclencher une dépolarisation cardiaque si une impulsion de rétablissement cardiaque déjà délivrée a empêché ou ralenti le rétablissement d'un rythme sino-auriculaire. La source d'alimentation 35 comporte de préférence deux éléments au thionyl-chlorure de lithium connectés en série, produisant une tension en circuit ouvert de 7,33 V pour alimenter le circuit 32 d'alimentation de rétablissement cardiaque et le circuit 34 de stimulation de secours et un élément d'iodure de lithium qui produit l'alimentation pour les autres circuits de détection et de commande. En outre, le présent mode de réalisation doit être programmable et comporter des moyens de télémesure, comme cela est décrit respectivement dans les brevets des Etats-Unis d'Amérique n0 4.401.120 et 4.324.382. Parmi les caractéristiques programmables, il faut noter le mode (VOO,WI et WI) avec rétablissement cardiaque),la#fréquence de stimulation, la sensibilité, la durée d'impulsions, l'intervalle de déclenchement cardiaque, le nombre des intervalles à déclencher, la détection de seuil de changement d'intervalle, l'énergie des impulsions de rétablissement cardiaques, l'enregistrement thérapeutique du malade et la fonction d'inhibition. Une antenne de réception 43, un circuit logique de réception 44 et un circuit logique de décodage 45 ont pour effet de programmer des registres de mémoire dans une mémoire de programme et le circuit logique 31 de la manière décrite dans le brevet des Etats-Unis d'Amérique n0 4.401.120 précité. Parmi les fonctions de télémesure, des données numériques comme l'identification du modèle du dispositif, des valeurs des paramètres programmés, l'état de l'alimentation de rétablissement cardiaque, la confirmation de programmation, l'électrogramme provenant du conducteur bipolaire/ventriculaire, le canal de marqueur présentant la sensibilité de l'amplificateur après la période refractaireg la sensibilité de l'amplificateur dans l'intervalle de déclenchement cardiaque, les impulsions de stimulation ventriculaire et les impulsions de rétablissement cardiaque doivent tous être transmis à la commande.La télémesure avec canal marqueur peut être similaire à celle décrite dans le brevet des Etats-Unis d'Amérique n0 4.324.382 et elle est décrite comme comprenant un circuit logique 40 de canal de marqueur, un circuit logique 41 de télémesure et une antenne d'émission 42. En pratique, l'antenne d'émission 42 et l'antenne de réception 43 peuvent être une même antenne. Les composants de stimulation avec les caractéristiques de télémesure et de canal marqueur comportent de préférence des circuits décrits dans les brevets antérieurs de Medtronic et utilisés dans le générateur d'impulsions ventriculaire Medtronic Spectrax-SXT.En outre, il faut noter que les composants de stimulation DDD décrits dans le brevet des Etats-Unis d'Amérique n0 4.390.020 peuvent être incorporés dans le système de rétablissement cardiaque pour effectuer la stimulation auriculaire et/ou ventriculaire à modes multiples et/ou le rétablissement cardiaque. Les caractéristiques programmables supplémentaires du présent mode de réalisation de l'invention, différentes des brevets antérieurs et des dispositifs mnetionnés ci-dessus, comprennent le mode de fonctionnement supplémentaire en rétablissement cardiaque et les paramètres supplémentaires de reconnaissance de tachyarythmie et d'énergie d'impulsions de rétablissement cardiaque. Ces modes et paramètres sont mémorisés dans la mémoire de programme et le circuit logique 31 et sont dirigés vers le détecteur de tachyariEn~e 20 et le circuit de rétablissement cardiaque 32. Le circuit 32 de sortie de rétablissement cardiaque ne peut être activé que lorsqu'une tachycardie a été détectée. La reconnaissance d'une tachycardie peut être basée sur une augmentation brusque de la fréquence cardiaque combinée avec une fréquence élevée, ou sur une fréquence élevée seule. Le premier Procédé est appelé "mode d'accdlération plus intervalle" et le second procédé est appelé "mode d'intervalle". L'intervalle de déclenchement de tachycardie (TTI) est un intervalle programmé dans le générateur d'im pulsions qui reconnait des intervalles détectés entre des ondes R consécutives comme indiquant une tachycardie si l'intervalle de détection est plus court que l'intervalle de déclenchement de tachycardie programmé. Le "nombre des intervalles de déclenchement" (NIT) est défini comme le nombre des intervalles#consé- cutifs plus courts que l'intervalle de déclenchement de tachycardie qui déclenche un rétablissement cardiaque.Le "seuil de changement d'intervalle" (ICT) est défini comme le nombre de millisecondes dont l'intervalle doit être plus court que le précédent pour déclencher l'intervalle de déclenchement ae tachycardie et le nombre des intervalles pour déclencher les critères de reconnaissance de tachycardie. Dans le but de détecter ces changements, le générateur d'impulsions me~sure continuellement la différence entre le dernier et l'avant-dernier intervalles. Si le seuil de changement d'intervalle est programmé égal à zéro, la reconnaissance de tachycardie dépend de l'intervalle de déclenchement de tachycardie e#t du nombre des intervalles de déclenchment seul. Chacun des facteurs TTI NIT et ICT est programmable, et ces facteurs sont mémorisés dans le circuit logique de mémoire 31. Dans le mode d'accélération plus intervalle, une tachycardie est reconnue si le changement d'intervalle dépasse le seuil de changement d'intervalle pendant que les intervalles successifs sont également plus courts que l'intervalle de déclenchement de tachycardie choisi pour le nombre choisi d'intervalles consécutifs de déclenchement. Dans le mode d'intervalle, une tachycardie est reconnue si les intervalles détectés sont plus courts que les intervalles de déclenchement choisis pour le nombre choisi d'intervalles consécutifs de déclenchement. Ainsi, le détecteur de tachyarithmie 20 comporte un circuit logique comprenant des compteurs pour temporiser les intervalles entre des ondes R successives et pour les comparer avec l'intervalle de déclenchement de tachycardie programmé, le seuil de changement d'intervalle et le hombre d'intervalles de déclenchement selon le mode d'accélération et intervalle ou le mode d'intervalle seul. La figure 2A est un diagramme de temps d'une séquence d'ondes R, dans laquelle l'intervalle de déclenchement de tachycardie est choisi à 400 ms, le nombre des intervalles consécutifs de déclenchement est égal à quatre et le seuil de changement d'intervalle est programmé à zéro. Ainsi, de façon très simple, si quatre ondes R consizutives sont détectées ayant chacune un intervalle R-R inférieur à 400 ms, les critères de détection de tachyarythmie sont satisfaits et un signal de tachycardie détectée est appliqué par le circuit logique 31 au convertisseur d'énergie 36. La figure 2B décrit l'opération de détection de tachyarithmie dans le mode d'accélération et d'intervalle dans lequel le seuil de changement d'intervalle est programmé à 100 ms. Ainsi, si l'intervalle R-R détecté diminue de plus de 100 ms et si les quatre intervalles R-R suivants sont inférieurs à 400 ms, les critères de détection de tachycardie sont satisfaits et un signal de tachycardie détecté est de nouveau appliqué par le circuit logique 31 au convertisseur d'énergie 36. Quand les critères choisis de tachycardie sont satisfaits, le cycle de charge de l'étage 32 de sortie de rétablissement cardiaque est déclenché et contrôlé par le circuit de charge de haute énergie de la figure 4. La figure 3 montre une séquence dans le temps de la dilection et de l'application d'une impulsion de rétablissement cardiaque en synchronisme avec une onde R détectée. Les intervalles réfractaires et la période de détection de rétablissement cardiaque sont représentés lorsqu'ils apparaissent après l'application d'une impulsion de rétablissement cardiaque. Après la charge jusqu'au niveau d'énergie programmée, la période de détection de rétablissement cardiaque est-déclenchée, dans laquelle une impulsion de rétablissement est délivrée en synchronisme avec une dépolarisation détectée comme cela a été décrit plus particulièrement dans le brevet des Etats-Unis d'Amérique n0 4.384.585. Si la détection n'a pas lieu dans la période de détection de rétablissement cardiaque (1000 ms) après la fin de la période de charge du condensateur, l'impulsion de rétablissement est supprimée et le dispositif revient à la stimulation W I. Les circuits de mode TPVI et de détection de tachycardie sont également activés pendant 150 ms après l'application d'une impulsion du rétablissement cardiaque. La période réfractaire de l'amplificateur est 195 ms en mode WI et'en détection de tachycardie mais 320 ms après la période de charge en raison du temps de fermeture. Si une onde R suit dans la période réfractaire de 320 ms après la fin de la charge, cette période réfractaire est prolongée de 200 ms. L'impulsion de rétablissement cardiaque est délivrée avec un retard de 7,8 ms sur l'évdnement suivant détecté, encore dans la période de détection de rétablissement cardiaque. Si le rétablissement cardiaque reste sans succès après chng tentatives, elle reste inactive, jusqu 'a ce que l'un des critères de détection de tachycardie ne soit plus remplie où une impulsion de stimulation de secours est délivrée. En ce qui concerne maintenant le circuit de charge 34 de la figure 4, les deux piles 50 et 52 au #chlorure de thionyl lithium connectées en série sont reliées à enroulement primaire 54 d'un transformateur 56 et à un commutateur 60 à transistor à effet de champ de puissance. Un enroulement secondaire 58 est connecté par une diode 62 d'un condensateur 64 d'emmagasinage d'énergie de rétablissement cardiaque. D'une façon générale, le convertisseur à retour fonctionne de la manière suivante. Quand le transistor à effet de chaq 60 est fermé, un courant 1p qui circule dans l'enroulement primaire 54 augmente de façon linéaire selon la formule V = L dI/dt. Quand le transistor à effet de p champ 60 est ouvert, le flux dans le noyau du transformateur 56 ne peut changer instantanément de sorte qu'un courant complémentaire Is proportionnel au nombre des spires des enroulements primaire et secondaire 54 et 58 commence à circuler dans l'enroulement secondaire 58 selon la formule (Np/Ns1Ip. Simultanément, une tension est développée aux bornes de l'enroulement secondaire selon la fonction V = LsdIs/dt. Le conden s sateur 64 d'emmagasinage d'énergie de rétablissement cardiaque est donc chargé à la tension programmée. Pour simplifier les représentations, des connexions en option ont été supprimées de la figure 4, ces connexions servant à connecter la source d'alimentation 50, 52 et un oscillateur 66 au circuit 32 en réponse à commande du circuit logique et de mémoire de programmes 31. Ces circuits de commutation peuvent être placés à la sortie de l'oscillateur 66 et dans la liaison entre un condensateur 55 et une résistance 132 de la figure 4. En outre, les circuits destinés à détecter la tension aux bornes du condensateur 64, à la comparer à la valeur programmée et à déconnecter la source d'alimentation 50, 52 et l'oscillateur 66 ne sont pas représentés.En général, la tension aux bornes du condensateur 64 est ramenée au transformateur 56 et peut être détectée par des circuits de comparaison connectés à l'enroulement d'entrée 54 et circuits logique et de mémoire de programmes 31 pour déconnecter la source d'alimentation 50, 52 et 1'oscillateur 66. Chaque fois que le transistor à effet de champ de puissance 60 est débloqué, le courant dans l'enroulement primaire 54 commence à augmenter selon la formule précédente. Au moment où le transistor à effet de champ 60 est bloqué, le champ dans le transformateur 56 diminue et le courant secondaire commence à charger le condensateur 64. Si le transistor 60 est à nouveau débloqué avant que le courant secondaire soit arrivé à zéro, le courant primaire commence à augmenter à partir d'une certaine valeur (appelée courant de départ) qui est déterminée par le courant secondaire et le rapport des spires. Si cela se produit pendant plusieurs cycles consécutifs, le courant primaire peut dépasser le courant de saturation du transformateur 56.Pour éviter cela, le courant dans le transistor à effet de champ est contrôle en détectant sa tension de drain (la résistance du transistor 60 débloqué est relativement constante) et ce transistor est bloqué quand le courant atteint une certaine valeur. Pour supprimer les interférences dues à ce circuit, le transistor 60 est commuté à une fréquence constante, et avec un cycle d'impulsions variable. Le convertisseur est commandé à une fréquence de 32 kHz développée par l'oscillateur 66 alimenté par la pile du type iodelithium, et il est commande par un auartz 68 pour produire l'horloge de base pour tous les circuits logiques et de temporisation du générateur d'impulsions. Le transistor de puissance 60 est bloqué et débloqué par un circuit bistable 70 qui est placé à "1" sur le flanc avant des impulsions d'horloge produites par l'oscillateur 66 et placé à "0" par le signal de sortie d'une porte OU 94. Le circuit bistable 70 comporte deux sorties Q1' Q2 qui passent au niveau haut (non à la masse) lorsqu'il est à "1" et des sorties complémentaires al, Q2 qui passent au niveau haut quand le circuit bistable passe à "0". Le niveau bas des sorties Q1' Q2' Q1' Q2 peut être le niveau de la masse. Le transistor 60 est débloqué chaque fois que le circuit bistable 70 passe à "1" par le fonctionnement d'un circuit doubleur de tension 72.Le temps de déblocage du transistor de puissance 60 est déterminé par l'intervalle de temps entre les passages à"1" et à "0" du circuit bistable 70, ce temps étant déterminé à son tour par le courant I qui circule dans l'en p roulement primaire 4 ou en fonction d'un circuit de limite de temps qui comporte d'autres circuits pour modifier la limite de temps avec l'impédance de la pile (représentée schématiquement par une résistance 53). Le circuit doubleur de tension 72 comporte deux transistors d'attaque 74 et 76, une diode 78, un condensateur 80 et des résistances 82, 84 et 86. Si l'on suppose que le circuit bistable 70 est à 1 et que le transistor 60 est conducteur, le passage à "0" du circuit bistable 70 entraine que la tension de grille du transistor 60 se décharge par la sortie Le Lecondensateur 80 se charge à la tension d'alimentation par la diode 78 et la sortie Q1 Quand le circuit bistable 70passe à nouveau à "1", la tension de la pile et la tension du condensateur 80 sont appliquées additivement à l'émetteur du transistor 76. Ce dernier est polarisé à l'état conducteur par les résistances 82 et 84. et lorsqu'il est débloqué (quand le circuit bistable 70 est à "1"), la tension 2VBatt est appliquée à la grille du transistor 60. Ce dernier est débloqué jusqu'''à ce que le circuit bistable 70 passe à nouveau à "0" de la manière qui sera décrite ci-après. Si le courant primaire était le seul critère de blocage du transistor de puissance 60, avec une tension basse de la pile (impédance interne élevée 53), le courant serait diminué de manière que le niveau de courant de saturation ne serait pas atteint avant l'impulsion d'horloge suivante. Si cela se produisait, le transistor 60 ne serait jamais bloqué et le convertisseur à retour cesserait de fonctionner. Pour éviter ce problème, le temps de blocage ou le rapport d'impulsions du transistor 60 est déterminé par une fonction OU d'une limite de temps et d'une limite de courant. La limite de courant est déterminée par un premier comparateur 90 qui compare la chute de tension entre la source et le drain du transistor 60 et une première tension EF1 Le signal est appliqué par une résistance 92 à une entrée du comparateur 90 et lorsque ce signal dépasse la tension de référence, URES1 le comparateur 90 produit un signal de sortie pour une entrée de la porte OU 94. Ce signal appliqué à la porte OU 94 passe à l'entrée R du circuit bistable 70 qui fait passer ses sorties Q1 et Q2 au niveau bas et bloque les transistors 74 et 76 de la manière déjà décrite. Pendant le temps où le circuit bistable 70. est à "0", sa sortie Q2 est au niveau haut et un transistor 96 est rendu conducteur. Ainsi, quand la tension de drain du transistor 60. est égale à VREFi, le comparateur 90 place à "1" le circuit bistable 70 par la porte OU 94, bloquant ce transistor 60 et l'entrée positive du comparateur 90 est à la masse. Quand le circuit bistable 70 est ensuite placé à "1"par une impulsion d'horloge, le transistor 60 est débloqué et l'entrée positive du comparateur 90 n'est plus à la masse. Ainsi, par les moyens déjà décrits, le rapport d'impulsions du transistor 60 est limité par le courant de manière à faire fonctionner de façon efficace le convertisseur à retour tant que les piles 50 et 52 produisent une tension et un courant suffisamment élevés. Mais quand un courant est prélevé aux piles 50 et 52 pour recharger périodiquement le condensateur 64 à haute énergie, l'impédance interne 53 des piles augmente ce dont il résulte un plus faible courant. Quand le courant diminue, le rapport d'impulsions du transistor de puissance 60 tend à augmenter. Le risque pour que le circuit de régulation 90-96 soit incapable de ramener le circuit bistable 70 augmente avec le temps. Les autres circuits de la figure 4 constituent un circuit de limite de temps de secours pour le rapport d'impulsions quand les piles 50 et 52 produisent une tension normale et un courant normal, ainsi qu'un circuit de compensation pour modifier la limite de temps quand les piles 50 et 52 produisent une tension de début d'épuisement et des changements d'impédance. La limite de temps est déterminée par un circuit monostable comportant une résistance 102, un condensateur 104, un comparateur 106, un circuit bistable 108 et un transistor 110. La limite de temps peut être modifiée en changeant la valeur de la résistance 102 au moment de la fabrication ou par programmation. L'intervalle de limite de temps est déterminé par le temps de charge du condensateur 104 par la résistance 102, en comparaison avec une seconde tension de référence V F2 . Quand la ten- REF2 sion aux bornes du condensateur 104 est égale à la tension de référence VREF2, le comparateur 106 produit un signal de sortie à l'entrée R du circuit bistable 108, ce dernier produisant un signal de sortie de niveau haut par un condensateur de couplage 112 vers une seconde entrée de la porte OU 94.Il peut être supposé en général que l'intervalle de limite de temps est plus long que l'intervalle de niveau de courant détecté par le comparateur 90. Par conséquent, le second signal d'entrée à l'entrée R du circuit bistable 70 produit par le circuit d'intervalle de limite de temps n'a pas d'effet. Mais si le signal d'intervalle de limite de courant est retardé, le signal d'intervalle de limite de temps produit le signal d'entrée R approprié pour le circuit bistable 70. Quand le circuit bistable 108 est placé à "0", sa sortie Q passe au niveau haut et le transistor 110 est débloqué par le signal passant à travers une résistance 111 pour décharger le condensateur 104 et pour préparer le circuit de temporisation pour son cycle suivant qui commence à l'application de l'impulsion d'horloge suivante provenant de l'oscillateur 66 à l'entrée S du circuit bistable 108. Le circuit de détermination d'intervalle de limite de temps constitue donc un système de secours pour assurer que le transistor à effet de champ de puissance 60 soit débloqué avant l'application du signal d'horloge suivant. Les autres composants du circuit sont prévus pour modifier le fonctionnement du circuit d'intervalle de limite de temps quand les piles 50 et 52 se comportent comme en début d'épuisement. Quand les piles 50 et 52 s'épuisent, la résistance interne 53 augmente. Lorsqu'un courant est prélevé des piles 50, 52 (quand le transistor 60 est débloqué) la tension aux bornes de l'enroulement 54 du transformateur 56 et du transistor 60 peut être réduite par la chute de tension liée à la résistance interne des piles. La tension des piles devient également trop basse pour maintenir Vcc à sa valeur stabilisée et par conséquent trop basse pour assurer un fonctionnement correct du circuit de commande. La tension Vcc est une tension régulée au-dessous de la tension de la pile, établie par des circuits non représentés sur la figure 4 pour alimenter certains circuits logiques et de commande. Tant que la tension de la pile est suffisamment supérieure à Vcc, le courant de collecteurdun transistor 126 suffit pour produire une tension suffisante aux bornes d'une. résistance 134 pour maintenir conducteur un transistor 128. A son tour, la tension d'émetteurd'untransistor 124 est amenée au niveau bas par la conduction du transistor 128. Un transistor 130 etune résistance 136 tendent à polariser le transistor 124 çour legrendbe conducteur, mais ce transistor ne peut pas être débloqué en raison du transistor 128. Le condensateur 104 est seulement chargé par la résistance 102 et la limite de temps est établie de la manière décrite ci-dessus. Quand la différence entre la tension des piles et Vcc diminue davantage, le courant de collecteur du transistor 126 diminue jusqu'à ce que-la tension produite aux bornes de la résistance 134 diminue et que le transistor 128 ne peut plus conduire. Le courant de collecteur du transistor 124 adopte une valeur déterminée par unexésistance 122 qui charge également le condensateur 104, ce dernier étant chargé plus rapidement et réduisant la limite de temps. Ainsi, le circuit de compensation tel que décrit ci-dessus, réduit l'intervalle de limite de temps lorsque la tension des piles diminue par suite de leur décharge et de l'augmentation qui en résulte de leur résistance interne. L'intervalle raccourci réduit la consommation moyenne en courant sur la source d'alimentation 50,52 pour éviter que la tension des piles ne diminue davantage. Le raccourcissement de l'intervalle de limite de temps donne également l'assurance que le temps de déblocage du transistor de puissance 60 est maintenu suffisamment court pour maintenir le fonctionnement du convertisseur à retour. Ce circuit assure donc que le condensateur 64 à haute énergie peut être chargé de façon sûre et produire l'énergie nécessaire pour remplir la fonction de rétablissement cardiaque déjà décrite lorsque les piles 50, 52 sont capables de délivrer l'énergie nécessaire. La figure 5 représente plus en détail le circuit 16 d'interface QU de sortie, le circuit 39 d'emmagasinage d'énergie de stimulation, le circuit 38 d'emmagasinage d'énergie de rétablissement cardiaque et des circuits 208, 210, 212, 215 et 217 de déclenchement et de protection du dispositif de rétablissement cardiaque. L'électrode SVC de veine cave supérieure, l'électrode d'extrdmité et l'électrode en anneau sont adaptées pour être connectées a des bornes 200, 202 et 204 respectivement par l'ensemble conducteur 14. Les bornes 202 et 204 d'électrodes en anneau et d'extrémité sont connectées à l'amplificateur de dé- tection 18 et au circuit 39 de sortie de stimulation, à un triac 206 et au circuit logique 40 de canal de marqueur.Le condensateur 64 d'emmagasinage de haute énergie est relié par le transistor à effet de champ de puissance 208 entre la borne 200 et les bornes d'extrémité et en anneau connectés en série par le fonctionnement du circuit de protection à triac 210. Un autre circuit de protection 212 en option peut être utilisé pour produire un court-circuit aux bornes du condensateur 64 à haute énergie dans certaines conditions. La protection du circuit de stimulation et de l'amplificateur de détection 18 contre les dommages par des interférences extérieures de haute énergie, par exemple un défibrillateur extérieur, se fait par une double diode zener 214 en opposition. La protection du circuit de rétablissement cardiaque est assurée par la tension d'amorçage d'un triac 216 (+ 500V) et si cette tension est dépassée, par la diode zener 215 et la diode 217. Une tension positive charge sim plement le condensateur 64 par la diode inverse du transistor 208 à la tension d'amorçage de la diode zener 215 ; une tension négative est court-circuitée par la diode 217. En ce qui concerne l'opération de rétablissement cardiaque, le condensateur 64 est chargé pendant le cycle de charge déjà décrit. Le détecteur en synchro nisme 24 déclenche la décharge du condensateur en débloquant le transistor à effet de champ 208. La décharge est appliquée au circuit de protection 210. Le circuit de protection 210 comporte le triac 216 en série et le triac 206 en dérivation avec un circuit de polarisation 218, 220, 222 et 224. La décharge initiale produit une chute de tension aux bornes des résistances de polarisation qui rendent conducteurs les triacs 216 et 206. De cette manière, l'électrode en anneau et l'électrode d'extrémité sont connectées électriquement en série juste lorsque l'impulsion est délivrée. Le circuit de temporisation R-C et compre nant le condensateur 220 et les résistances 218, 222 et 224 assure que les triacs 206 et 216 sont débloqués par la transition de l'impulsion de tension. Lorsque le condensateur 64 se décharge, la tension diminue jusqu'd ce que le transistor 208 se bloque. Peu de temps après, le courant diminue et les -triacs 206 et 216 se bloquent. De cette manière, le circuit de protection évite qu'un déséquilibre ne se produise après l'application de potentiel ou la polarisation entre les bornes d'extrémité et d'anneau 202, 204 qui sont également les bornes d'entrée de l'amplificateur de détection 18. Le circuit 39 d'emmagasinage d'énergie de stimulation comporte un condensateur 226 d'emmagasinage d'énergie de stimulation et une résistance de charge 228 qui sont connectés à la tension d'alimentation Vcc (développée par les piles 59,52) et à partir de laquelle le condensateur 226 est chargé. Le condensateur 226 est déchargé entre les bornes de pointe et d'anneau 202, 204 quanduntransistor 230 est débloqué en réponse à une commande de stimulation délivrée par le circuit logique et de mémoire de programme 31 par des résistances 232 et 234. Pendant le cycle de charge, une recharge rapide" du type décrit dans le brevet des Etats-Unis d'Amérique n9 4.406.286 est effectuée à la commande du circuit 31 de mémoire de programme et de logique. D'une façon très générale, pendant de courtes périodes suivant la décharge du condensateur 226, un transistor 236 est débloqué en dérivation sur une résistance de charge 228 pour accélérer le temps de recharge. Le transistor 236 est débloqué par le signal de recharge rapide appliqué à la base d'un transistor 238 par des résistances 240, 242; La conduction du transistor 238 applique le potentiel de polarisation à la jonction des résistances 244, 246 et débloque le transistor 236. Le signal à l'électrode d'extrémité 202 est également appliqué par une résistance 250 et un condensateur 248 au circuit logique de télémesure 41 pour l'émission par l'antenne 42 en vue de la réception par un équipement extérieur au corps du#malade. Bien que cela n'apparaisse pas sur la figure 5, il peut être souhaitable de prévoir une autre résistance d'environ 50 kohms entre les électrodes de pointe et d'anneau 202 et 204 pour réduire les effets de polarisation pendant la stimulation comme cela est décrit dans la demande de brevet des Etats-Unis d'Amérique n0 417.256 déposée le 13 septembre 1982 au nom de la demanderesse. L'autre circuit de protection 212 comporte un transistor à effet de champ de puissance 254, une diode 256 et une résistance de polarisation 258 ainsi qu'un condensateur 260. Ce circuit a un effet de protection redondante contre les erreurs de déclenchement produites par un défaut du transistor de puissance 208 ou du détecteur synchrone 24. Le transistor de puissance 254 est maintenu conducteur par un signal provenant de la borne de grille 88 du transistor 60 (figure 4) appliqué par la diode 256 à la grille du transistor à effet de champ 254 Jusqu'à ce que le condensateur 64 soit chargé et que le transistor 60 ne soit plus bloqué et débloqué. Chaque fois que le transistor à effet de champ 60 est bloqué, un courant provenant du circuit 72 est également appliqué au condensateur 260. Ce condensateur 260 débloque le transistor 254 après qu'il a été chargé jusqu'à une certaine tension. Quand le circuit 72 cesse de fournir un courant (quand le condensateur 64 est chargé), le courant du condensateur 260 se décharge par la résistance 258 et le transistor 254 est bloqué. Ainsi, si le transistor à effet de champ de puissance 208 est déclenché à tort avant la charge complète du transistor 64, l'énergie est dissipée dans le transistor de puissance 254. L'invention décrite ci-dessus peut être appliquée avantageusement à des dispositifs de rétablissement cardiaque externes , mais elle est appliquée de préférence à des dispositifs implantables. L'invention peut également être mise en oeuvre par tous circuits appropriés analogiques ou numériques, comprenant des microprocesseurs avec un logiquel à la commande ou conventionnel. Il est évident que d'autres modifications peuvent être apportées par l'homme de l'art sans sortir du cadre de l'invention. REVENDICATIONS 1. Dispositif médical implantable pour l'interruption électrique d'une condition d'arythmie cardiaque, caractérisé en ce qu'il comporte une première borne (200) destinée à être connectée à une électrode positionnée en contact avec une première partie du coeur, une seconde et une troisième bornes (202, 204) destinées à être connectées à une seconde et une troisième électrodes respectivement positionnées en contact avec une seconde et une troisième parties respectivement du coeur, une source d'alimentation (50,52) destinée à fournir une alimentation électrique audit dispositif, un dispositif (18,20) destiné à détecter une arythmie du coeur et produisant un signal de déclenchement en réponse à cette arythmie, ledit dispositif de détection étant connecté respectivement à ladite seconde et à ladite troisième bornes, un générateur (32) d'impulsions d'énergie de rAtab-iisse.ment-cardiaque destiné à produire une impulsion d'énergie de rétablis sement cardiaque en réponse à un signal de déclenchement, et un circuit d'interface (16) destiné à relier ensemble ladite seconde et ladite troisième bornes de sortie et à appliquer ladite impulsion d'énergie de rétablis sement cardiaque entre ladite première borne et ladite seconde et ladite troisième bornes connectées en commun. 2. Dispositif selon la revendication 1, caracté risé en ce que ledit circuit d'interface t16) de conducteur comporte un circuit de protection (210) réagissant à la production d'impulsions d'énergie de rétablis sement cardiaque en connectant électriquement ladite seconde et ladite troisième bornes en série au moment où l'impulsion est délivrée. 3. Dispositif selon la revendication 2, carac térisé en ce que ledit circuit de protection (210) comporte en outre un premier dispositif à déclenchement (216) connecté électriquement entre ladite première borne de sortie et ledit générateur d'impulsions d'énergie de rétablissement cardiaque, un second dispositif à déclenchement (206) connecté électriquement entre ladite seconde et ladite troisième bornes de sortie, un circuit de déclenchement (218-224) connecté électriquement audit générateur d'impulsions d'énergie de rétablissement cardiaque et audit premier et audit second dispositifs à déclenchement pour appliquer un signal de déclenchement audit premier et audit second dispositifs à déclenchement, et un dispositif de commutation d'énergie de rétablissement cardiaque réagissant audit dispositif de détection d'arythmie en appliquant l'énergie emmagasinée dans ledit générateur d'impulsions d'énergie de rétablissement cardiaque audit circuit de déclenchement et audit premier et audit second dispositifs à déclenchement quand ledit dispositif de déclenchement déclenche ledit premier et ledit second dispositifs à déclenchement à l'état conducteur. 4. Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en ce que ledit circuit de protection (210) comporte un premier triac (216) connecté électriquement entre ladite première borne de sortie et ledit générateur d'impulsions d'énergie de rétablissement cardiaque, un second triac (206) connecté électriquement entre ladite seconde et ladite troisième bornes de sortie, un circuit d'impédance (218-224) connecté électriquement audit générateur d'impulsions d'énergie de rétablissement cardiaque et audit premier et audit second triacs pour appliquer un signal de déclenchement aux grilles dudit premier et dudit second triacs et un dispositif de commutation d'énergie de rétablissement cardiaque réagissant audit dispositif de détection d'arythmie en appliquant l'énergie emmagasinée dans ledit générateur d'impulsions d'énergie de rétablissement cardiaque audit circuit d'impédance lorsque ledit circuit d'impédance déclenche ledit premier et ledit second triacs à l'état conducteur. 5. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 2 à 4, caractérisé en ce qu'il comporte en outre un dispositif de détection (18-20) comprenant des bornes d'entrée connectées à ladite seconde et ladite troisième bornes pour détecter des signaux électriques dans le coeur pour développer un signal de détection et dans lequel ledit circuit de protection (210) établit une dérivation électrique entre lesdites bornes d'entrée du dispositif de détection juste au moment où une impulsion d'énergie de rétablissement cardiaque est produite et jusqu'à ce que le courant qui circule entre ladite seconde et ladite troisième bornes de sortie se dissipe jusqu'à un niveau bas, en réduisant ainsi le potentiel de polarisation entre les bornes d'entrée dudit dispositif de détection à la fin de l'impulsion d'énergie de rétablissement cardiaque. 6. Dispositif médical implantable destiné à délivrer de l'énergie de rétablissement cardiaque à un tissu cardiaque pour interrompre une condition d'arythmie du coeur, caractérisé en ce qu'il comporte une première borne (200) destinée à être connectée à une électrode introduite dans la veine cave supérieure du coeur, une seconde et une troisième bornes (202, 204) destinées à être connectées à une seconde et une troisième électrodes respectivement positionnées dans le ventricule du coeur, une source d'alimentation (50,52) destinée à fournir de l'énergie électrique audit dispositiftun dispositif de détection (18,20) d'une arythmie du coeur et produisant un signal de déclenchement en réponse à cette arythmie, ledit dispositif de détection étant connecté respectivement à ladite seconde et à ladite troisième bornes, un générateur (32) d'impulsions d'énergie de rétablissement cardiaque destiné à produire une impulsion d'énergie de rétablissement cardiaque en réponse à un signal de déclenchement et un circuit d'interface (16) destiné à coupler ladite seconde et ladite troisième bornes ensemble et à appliquer ladite impulsion d'énergie de rétablissement cardiaque à ladite première borne. 7. Dispositif selon la revendication 6, caractérisé en ce que ledit circuit d'interface (16) de conducteur comporte en outre un circuit de protection (210) réagissant à la prodnction-d'une impulsion d'énergie de rétablissement cardiaque en connectant électriquement ladite seconde et ladite troisième bornes en série au moment où l'impulsion est délivrée. 8. Dispositif selon la revendication 7, caractérisé en ce que ledit circuit de protection (210) comporte en outre un premier dispositif à déclenchement (216) connecté électriquement entre ladite première borne et ledit générateur d'impulsions d'énergie de rétablissement cardiaque, un second dispositif à déclenchement (206) connecté électriquement entre ladite seconde et ladite troisième bornes de sortie, un circuit de décîench#r#nt (218-224) connecte électricNement audit générateur d'impulsions d'énergie de rétablissement cardiaque et audit premier et audit second dispositifs à déclenchement pour appliquer un signal de déclenchement audit premier et audit second dispositifs à déclenchement, et un dispositif de commutation d'énergie de rétablissement cardiaque réagissant audit dispositif de détection d'arythmie en appliquant l'énergie emmagasinée dans ledit générateur d'impulsions d'énergie de rétablissement cardiaque audit circuit de déclenchement et audit premier et audit second dispositifs à déclenchement, de manière que ledit circuit de déclenchement déclenche ledit premier et ledit second dispositifs à déclenchement à l'état conducteur. 9. Dispositif selon la revendication 7, caractérisé en ce que ledit circuit de protection (210) comporte en outre un premier triac (216) connecté électriquement entre ladite première borne et ledit générateur d'impulsions d'énergie de rétablissement cardiaque, un second triac (206) connecté électriquement entre ladite seconde et ladite troisième bornes de sortie, un circuit d'impédance connecté électriquement audit générateur d'impulsions d'énergie de rétablissement cardiaque et audit premier et audit second triacs pour appliquer un signal de déclenchement aux grilles dudit premier et dudit second triacs et un dispositif de commutation d'énergie de rétablissement cardiaque réagissant audit dispositif de détection d'arythmie en appliquant de l'énergie emmagasinée dans ledit générateur d'impulsions d'énergie de rétablissement cardiaque audit circuit d'impédance de manière que- ledit circuit d'impédance déclenche ledit premier et ledit second triacs à l'état conducteur. 10. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 7 à 9, caractérisé en ce qu'il comporte en outre un dispositif de détection (18,20) comprenant des bornes d'entrée connectées à. ladite seconde et à ladite troisième bornes pour détecter des signaux électriques-du coeur et pour développer un signal de détection et dans lequel ledit circuit de protection (210) établit une dérivation électrique entre lesdites bornes d'entrée du dispositif de détection juste au moment où l'impulsion d'énergie de rétablissement cardiaque est produite et jusqu'à ce que le courant qui circule entre ladite seconde et ladite troisième bornes se dissipe jusqu'à un niveau bas, en réduisant ainsi au minimum le potentiel de polarisation entre lesdites bornes d'entrée du dispositif de détection à la fin de l'impulsion d'énergie de rétablissement cardiaque.