Brevet FR2604628A1 — publié le 19880408

La présente invention concerne des stimulateurs cardiaques implantables et, plus précisément, un stimulateur cardiaque équipé d'un système destinés à rejeter le bruit qui est présent dans le signal cardiaque qui est détecté. Typiquement, un stimulateur cardiaque de conception récente est doté d'une capacité de détection et d'une capacité d'entraînement cardiaque. Bien que la présente invention soit applicable à tout canal de détection de stimulateur dans lequel le bruit est à rejeter, on pourra mieux la comprendre en considérant un simple stimulateur cardiaque VVI de type agissant en fonction de la demande. Les électrodes sont utilisées à la fois pour délivrer un stimulus et pour détecter un battement cardiaque spontané. Typiquement, à la suite d'un battement cardiaque, qu'il soit déclenché ou spontané, un intervalle de détection s'établit nouveau battement du coeur. Il est manifeste qu'un bruit dans le canal de détection peut donner lieu à un fonctionnement erroné. Dans le pire des cas, si un bruit continu est interprété par le stimulateur cardiaque comme représentant des battements rythmiques du coeur, il ne sera pas produit de stimuli, même si le coeur ne bat pas convenablement. Il est évident que des mécanismes capables de faire une discrimination à l'encontre du bruit sont d'un grand intérêt dans le domaine des stimulateurs cardiaques. Le but de l'invention est de fournir un stimulateur cardiaque avec un système perfectionné de reJet du bruit dans un stimulateur cardiaque. Il est de technique courante d'introduire des périodes réfractaires absolue et relative dans un stimulateur cardiaque, afin de permettre au potentiel résiduel résultant d'un stimulus et/ou de la réponse suscitée du coeur de se dissiper. La période réfractaire absolue (PRA) est un intervalle fixe qui suit immédiatement un battement stimulé ou détecté et pendant lequel la détection est totalement invalidée. La période réfractaire relative (PRR) fait suite à la PRA; pendant la PRR, le potentiel résiduel résultant du stimulus s'est dissipé, les signaux cardiaques sont au repos et le bruit peut être détecté. De fait, la raison d'être de la PRR est de permettre que le bruit soit détecté. Un stimulateur cardiaque typique comporte un seuil de détection; tout signal détecté dont l'intensité dépasse le seuil est traité comme représentant un événement cardiaque. Toutefois, il ne doit pas être détecté d'événements cardiaques pendant la PRR, car la PRR survient trop tôt après un battement cardiaque. En conséquence, si le signal détecté a une intensité qui dépasse le seuil pendant la PRR, ce signal est considéré comme un bruit et la PRR est immédiatement relancée. Tant qu'une PRR est en cours, la détection est invalidée (si ce n'est pour vérifier qu'un bruit est présent, de telle manière que la PRR puisse être relancée). Si la PRR est relancée constamment, un stimulus sera produit à la fin de l'intervalle de détection inter-battements (qui est l'inverse de la fréquence du stimulateur cardiaque). Dans l'état de la technique, les systèmes de rejet du bruit faisaient généralement intervenir l'exécution de réglages de la sensibilité du stimulateur cardiaque. La sensibilité est l'intensité d'un signaI d'entrée qui est Juste suffisante pour amener le stimulateur cardiaque à identifier un événement cardiaque. Lorsqu'on abaisse la sensibilité, l'effet du bruit est réduit, par le fait qu'il faut alors un niveau plus élevé du signal d'entrée pour que le seuil soit dépassé. Des systèmes typiques de ce genre sont décrits dans les brevets US n' 4 379 459 et 4 516 579. La difficulté principale avec les systèmes de l'état de la technique est qu'ils ne sont efficaces que pour un bruit continu, par exemple un bruit provenant des fluctuations de la ligne d'alimentation. Les systèmes de l'état de la technique ne rejettent pas le bruit qui provient par exemple des propres muscles striés du patient. On sait que le bruit des muscles striés peut donner lieu à des indications erronées d'événements cardiaques. A cet effet, l'invention propose un stimulateur cardiaque implantable, comprenant des moyens pour détecter un signal cardiaque, des moyens pour comparer l'amplitude du signal cardiaque détecté avec un niveau de seuil variable, des moyens pour fixer un niveau de seuil initial lorsque survient un battement cardiaque, des moyens pour commander dans le temps une période réfractaire relative redéclenchable, des moyens qui, en réponse à un dépassement du niveau de seuil par ladite amplitude pendant une période réfractaire relative redéclenchable, redéclenchent la commande dans le temps de la période réfractaire relative et élèvent le niveau de seuil, des moyens qui, en réponse à un dépassement du temps imparti pour la période réfractaire relative sans que ladite amplitude dépasse le niveau de seuil, lançent un intervalle de détection de battement cardiaque, des moyens qui agissent, au lancement d'un intervalle de détection de battement cardiaque, en fixant une valeur de seuil égale & une valeur prédéterminée augmentée d'une fonction du niveau de seuil à la fin de la période réfractaire relative précédente, et des moyens qui, en réponse à un dépassement de la valeur de seuil par ladite amplitude pendant un intervalle de détection de battement cardiaque, déterminent la survenue d'un battement cardiaque. D'après les principes de la présente invention, la valeur de seuil est ajustée pendant chaque cycle cardiaque. A la suite d'un battement cardiaque, un seuil relativement bas est fixé. Pendant la première PRR, le bruit dans le signal d'entrée a presque certainement pour conséquence le dépassement du seuil. Le signal d'entrée de crête qui est détecté pendant la première PRR est enregistré et le seuil initial est relevé. Une autre PRR est lancée et il se produit la même chose. Le processus se poursuit, avec une élévation continuelle du seuil. En fin de compte, il y a une PRR pendant laquelle le seuil n'est pas dépassé. Le dernier seuil représente le niveau du bruit. Pendant l'intervalle de détection suivant, dans lequel on peut s'attendre à une activité cardiaque régulière, le seuil qui est utilisé est le seuil désiré en l'absence de bruit, plus le niveau de bruit précédemment déterminé (ou une certaine fonction de celui- ci>. Ce n'est que si ce seuil plus élevé est dépassé qu'il est supposé qu'un événement cardiaque s'est produit. Par le fait que l'incrément ajouté au seuil désiré est déterminé cycle par cycle, contrairement à l'état de la technique dans lequel le seuil n'est ajusté qu'en fonction d'un bruit continu, le système de rejet du bruit de la présente invention est capable de faire la distinction à l'encontre de potentiels des muscles striés qui ne sont pas permanents. D'autres buts, caractéristiques et avantages de la présente invention apparaîtront à la lecture de la description détaillée qui suit, en référence aux dessins annexés. La fig. lA représente la PRA, la PRR et les intervalles de détection en l'absence de bruit. La fig. lB montre comment une PRR est relancée chaque fois qu'un bruit est détecté pendant une PRR précédente. Les fig. 2A-2C représentent trois systèmes de l'état de la technique, permettant de comprendre les manières par lesquelles le problème du rejet du bruit a été abordé dans l'état de la technique. La fig. 3 représente la forme de réalisation choisie à titre d'illustration de la présente invention. La fig. 4 représente un signal de bruit typique et sera utile pour expliquer comment le seuil du système de la fig. 3 est amené à augmenter constamment au cours d'un même cycle cardiaque. D'après ce qui est représenté sur la fig. 1A, dans un stimulateur cardiaque typique, il est prévu une période réfractaire absolue de 150 ms à la suite d'un battement stimulé ou détecté. Pendant la PRA, la détection est totalement invalidée. Suit alors une période réfractaire relative de 100 ms. Si le signal d'entrée ne dépasse pas le niveau de seuil pendant la PRR, une détection normale commence. La durée de l'intervalle de détection est déterminée par la fréquence du stimulateur cardiaque. L'intervalle total de battement à battement est de l'ordre de 500 à 1050 ms. Si l'on tient compte des 250 ms des périodes réfractaires, l'intervalle de détection est donc de l'ordre de 250 à 800 ms. Typiquement, si le battement précédent a été spontané, l'intervalle de détection est un peu plus long que si le battement précédent a été stimulé, ce phénomène étant désigné par hystérésis dans la technique. Pendant l'intervalle de détection, le stimulateur cardiaque attend un battement naturel du coeur. Le stimulateur ne stimule le coeur que si le temps imparti est dépassé sans qu'un battement naturel soit détecté. Une nouvelle PRA débute avec chaque battement cardiaque, qu'il soit stimulé ou spontané. Le chronogramme de la fig. lB montre ce qui arrive lorsqu'un bruit est détecté pendant la première période réfractaire relative et les suivantes. Tout signal d'entrée qui dépasse le seuil de détection est considéré comme un bruit, et la PRR est immédiatement relancée pour 100 ms de plus, Si le bruit est présent en permanence, comme indiqué sur la fig. lB, la fonction de détection du stimulateur cardiaque est inhibée sans interruption. Il s'agit la d'une mesure de sécurité qui assure qu'en présence de bruit, le coeur sera stimulé à la fin de l'intervalle de détection. On notera que sur la fig. 1A, le temps total qui peut s'écouler entre la fin de la PRA et le stimulus suivant est de 350 à 900 ms (la somme de la PRR et de l'intervalle de détection). Sur la fig. lB, l'intervalle total n'est que de 350 à 600 ms. Il n'y a pas de détection permettant d'identifier un battement cardiaque. Le stimulateur produit un stimulus pendant chaque cycle. Afin d'être sûr que le stimulus ne surviendra pas pendant l'onde T d'un battement spontané, ce qui est généralement jugé dangereux, l'intervalle de battement à battement est raccourci. On considère en général qu'un stimulus qui est appliqué pendant une onde T peut donner lieu à -une tachycardie. Le stimulateur cardiaque ne reste plus synchronisé sur le rythme normal; il stimule plus rapidement que la normale, afin d'être sûr que ses stimuli capteront le coeur. Les mécanismes effectifs de commande de temps d'un stimulateur cardiaque n'ont pas d'importance en ce qui concerne la présence invention. Ce qui importe, c'est que 351e bruit soit identifié pour ce qu'il est. En considérant les fig. 1A et lB, on constatera que si une PRR s'achève sans qu'aucun bruit ne soit détecté, l'intervalle de détection commencera. Si un bruit est alors présent en entrée, il sera traité comme un événement cardiaque, alors même qu'un tel événement peut ne pas s'être produit. C'est pourquoi il est important qu'il existe un moyen de faire la distinction & l'égard d'un bruit qui survient pendant l'intervalle de détection. La caractéristique clef de la présente invention est que le bruit qui survient pendant les périodes réfractaires relatives est analysé et utilisé ultérieurement dans le même cycle pour le rejet d'un bruit qui survient pendant l'intervalle de détection (l'approche directe consisterait a utiliser un filtre pour éliminer par filtrage les fréquences associées aux potentiels des muscles lisses. Malheureusement, ces mêmes fréquences caractérisent aussi bien les potentiels cardiaques et tout filtre utilisé éliminerait les bons signaux avec les mauvais). La manière la plus simple pour rejeter le bruit est représentée sur la fig. 2A. Le signal cardiaque entre l'anode et les électrodes implantées est amplifie dans un amplificateur 10, puis filtré dans un filtre 12 de telle manière que les fréquences cardiaques intéressantes soient les seules à subsister. Le signal est ensuite appliqué à une entrée d'un comparateur à fenêtre 14. Un niveau de seuil est également appliqué au comparateur à fenêtre. Typiquement, le comparateur à fenêtre se compose d'un circuit de valeur absolue et d'un comparateur unipolaire, comme représenté sur la fig. 2B. Le circuit de valeur absolue 16 produit un signal de sortie qui est la valeur absolue du signal en entrée. De cette manière, il est possible de traiter l'excursion maximale du signal, quel que soit son sens. Lorsque le signal à l'entrée plus du comparateur 22 est supérieur au signal à l'entrée moins, le signal de détection de sortie passe au niveau haut, ce qui indique que la valeur absolue du signal d'entrée a dépassé le seuil. Dans le circuit de la fig. 2A, le signal de seuil représente en réalité deux seuils, l'un dans le sens positif et l'autre dans le sens négatif, les deux seuils définissant une fenêtre entre eux. Rien n'indique que le signal de crête est positif ou négatif, et un mécanisme doit donc être prévu pour déterminer qu'un événement cardiaque est survenu si l'excursion de crête a dépassé un seuil dans un sens ou dans l'autre. L'emploi d'un circuit de valeur absolue et d'un comparateur unipolaire dans le système de la fig. 2B simplifie le circuit. Le circuit de l'état de la technique représenté sur la fig. 2C est basé sur celui de la fig. 2B. Là encore, la sortie du circuit de valeur absolue est reliée à l'entrée plus du comparateur 22. Mais au lieu que le signal de seuil soit appliqué directement à l'entrée moins, un additionneur 20 ajoute un incrément au seuil. L'incrément est la moyenne du signal de sortie du circuit de valeur absolue. Un filtre 18 dérive la valeur moyenne du signal de sortie du circuit 16, de telle manière qu'elle puisse être ajoutée au seuil. En fait, ce qui est effectué, c'est de déplacer le seuil au-dessus du niveau de bruit en ajoutant le niveau moyen de bruit au seuil qui aurait été utilisé autrement. Le filtre 12 élimine le bruit à haute fréquence et le filtre 18 agit sur le bruit à basse fréquence restant. En présence d'un bruit continu, le signal de sortie du filtre 18 peut être significatif et en l'ajoutant au niveau de seuil réglé par le médecin, la sensibilité du stimulateur cardiaque est en fait réduite, c'est-à-dire qu'il faut un signal plus intense en entrée pour qu'un événement cardiaque soit identifié. En l'absence d'un signal cardiaque vrai, le seuil fourni au comparateur est au-dessus du niveau du bruit continu, ce qui fait que le bruit n'est pas détecté. Un signal cardiaque naturel, qui pourrait par exemple chevaucher vers le haut et vers le bas un bruit de 60 Hz, dépassera parfois - mais pas touJours - le seuil et maintiendra donc le stimulateur cardiaque en synchronisme avec le rythme naturel du coeur. Bien que certains signaux cardiaques ne soient pas détectés en raison du fait que le seuil est plus élevé qu'il ne le serait autrement, un nombre suffisant de battements est détecté, dans le cas ordinaire, pour maintenir le stimulateur cardiaque en synchronisme avec le rythme naturel. L'inconvénient de la solution de la fig. 2C est qu'elle n'est efficace que pour un bruit continu, tel que celui qui provient d'une ligne d'alimentation. Cette technique n'est pas efficace pour faire une distinction à l'encontre du bruit des propres muscles striés du patient; dans un tel cas, on ne peut pas parler de valeur "moyenne" et le seuil n'est pas augmenté à partir du niveau réglé par le médecin. La forme de réalisation de la présente invention choisie à titre d'illustration est représentée sur la fig. 3. Afin de réaliser le système sous forme numérique, les différents sous-systèmes sont de nature numérique, mais bon nombre des fonctions sont semblables à celles des systèmes de l'état de la technique. Le bloc 30 est une combinaison de filtre et de convertisseur analogique/numérique (en ce qui concerne les circuits particuliers qui peuvent être utilisés dans un système numérique du type en question, on pourra se référer à la demande de brevet de Whigham et ses collaborateurs, déposée le ler août 1986 et intitulée "Compensation d'impulsions de stimulation" et à la demande de brevet de Whigham déposée le ler août 1986 et intitulée "Modulateur delta et filtre passe-bande combinés pour stimulateur cardiaque"). Un circuit 32 détermine la valeur absolue du signal d'entrée et la délivre à un comparateur numérique 34. Les fonctions remplies par les blocs 10, 30, 32 et 34 sur la fig. 3 sont comparables à celles qui sont remplies par les blocs 10, 12, 16 et 22 dans le circuit de l'état de la technique représenté sur la fig. 2C. Une autre demande de brevet décrit un système faisant intervenir l'utilisation d'un détecteur de crête numérique tel que celui du bloc 36 sur la fig. 3. Cette demande de brevet concerne toutefois la commande automatique de sensibilité, alors que la présente invention se rapporte au rejet du bruit. Le système de chacune des demandes de brevet peut utiliser l'invention de l'autre et si les deux inventions ne sont pas décrites comme étant réalisées dans le même système, c'est pour des raisons de clarté. A la fin de la PRA de la fig. lB, l'unité de commande 38 du stimulateur cardiaque remet à l'état initial le détecteur de crête 36. Elle fait aussi en sorte que le registre de seuil 40 soit positionné à une faible valeur, légèrement au-dessus du bruit de numérisation du convertisseur analogique/numérique (la valeur exacte est de relativement peu d'importance, comme on le verra ci-après). Le signal de détection de sortie du comparateur 34 passe au niveau haut toutes les fois que le signal d'entrée en provenance du circuit 32 est égal ou supérieur au niveau de seuil. Un nouvel échantillon est délivré par le bloc 32 toutes les 2 ms dans une forme de réalisation typique de l'invention et en référence aux mises en application dont il a été question ci-dessus. Pendant la première PRR, étant donné que le niveau de seuil est arbitrairement bas, le signal de détection de sortie du comparateur 34 passera au niveau haut selon toute probabilité. La PRR est immédiatement relancée, comme le montre la fig. lB. Par le fait qu'il existe un intervalle de temps fini entre échantillons, par exemple de 2 ms, la valeur d'échantillon fournie au comparateur 34 sera ordinairement supérieure ou égale à la valeur de seuil, tant que le bruit à l'entrée est croissant. En conséquence, lorsque le signal de détection de sortie du comparateur 34 passe au niveau haut, la crête enregistrée par le détecteur de crête 36 dépassera effectivement la valeur de seuil de la valeur d'un ou de plusieurs pas de numérisation (si les échantillons provenant du bloc 32 peuvent avoir des valeurs de O à 31, des pas de 1 seront égaux à un pas de numérisation). Lorsque le signal de détection de sortie du comparateur 34 passe au niveau haut, la nouvelle valeur de crête plus un est mémorisée dans le registre de seuil 40. Selon toute probabilité, après que 2 autres ms se seront écoulées, l'échantillon suivant sera de même égal ou supérieur à la nouvelle valeur de seuil. C'est ce qui est représenté sur la fig. 4. Bien que le bloc 32 serve à redresser le signal d'entrée, celui-ci est représenté non redressé sur la fig. 4, afin que les événements soient calés sur le signal d'entrée réel. Avec un niveau de numérisation du bruit de 1, la valeur de seuil initiale TH1 (sur l'axe vertical) est fixée égale à 4, niveau qui est relativement bas, mais au-dessus du bruit de numérisation (il n'est pas désirable qu'un déclenchement se produise avec le bruit de numérisation, c'est-à- dire avec un bruit qui est toujours présent). La première PRR, indiquée par PRR-1 sur le dessin, débute à la fin de la PRA. Lorsque le bruit s'élève au niveau de seuil TH1, la PRR est relancée, ce qui est indiqué par la notation PRR-2. La valeur de crête peut être égale à 4 ou elle peut être plus élevée, selon la valeur effective du signal d'entrée lorsque le signal de détection de sortie du comparateur 34 passe au niveau haut. Comme le montre la fig. 4, il est supposé que la valeur de crête est égale à 4 et qu'en conséquence, le seuil au début de PRR- 2 est égal à 4 plus 1, soit 5. Comme indiqué sur la fig. 4, 2 ms plus tard la crête atteint un niveau de 5 au moment o le signal de détection de sortie du comparateur 34 passe au niveau haut. Le niveau de seuil mémorisé dans le registre 40 est donc élevé de nouveau, jusqu'à 6. On notera que les crêtes successives ne peuvent que croître. C'est une crête mesurée plus 1 qui est mémorisée dans le registre 40 et une nouvelle crête n'est utilisée par l'unité de commande 38 du stimulateur cardiaque (pendant la PRR) que si le signal de sortie du comparateur 34 passe au niveau haut; cela veut dire à son tour que le signal d'entrée dépasse la crête précédemment mémorisée. La valeur de seuil reste la même ou augmente chaque fois que la PRR est relancée. En fin de compte, comme indiqué sur la fig. 4, une PRR, en l'occurrence PRR-19, est relancée et le signal de détection de sortie du comparateur 34 ne passe pas au niveau haut pendant cette PRR, La crête précédente, TH19 sur la fig. 4, est une mesure du bruit de crête détecté pendant la PRR prolongée. L'unité de commande 38 du stimulateur cardiaque ajoute cette valeur de crête à la valeur, quelle qu'elle soit, que le médecin a programmée pour le seuil et c'est cette somme qui est mémorisée dans le registre 40 et utilisée pendant l'intervalle de détection pour déterminer si un événement cardiaque se produit. Le niveau de bruit maximal instantané pendant la PRR est ajouté au seuil "normal" pour être utilisé pendant l'intervalle de détection. Dans le cas d'un signal d'entrée très bruyant, le niveau de seuil pourrait s'élever Jusqu'au bout à la valeur maximale de 31, mais étant donné que le signal de sortie du comparateur passe au niveau haut lorsque le signal d'entrée est égal au seuil, le signal de détection de sortie serait continuellement au niveau haut et la PRR ne cesserait jamais. Aucun événement cardiaque ne serait détecté. D'autre part, si le bruit n'est pas excessif, lorsque le niveau de seuil dépasse Juste la crête du bruit, le signal de sortie du comparateur restera au niveau bas pendant la durée d'une PRR, à la suite de quoi la valeur mémorisée dans le détecteur de crête sera ajoutée à la valeur de seuil normale et la somme sera utilisée comme niveau de seuil pendant l'intervalle de détection. L'invention a été décrite à propos d'une forme de réalisation particulière, mais il est bien entendu que cette forme de réalisation n'est qu'une illustration de l'application des principes de l'invention. De nombreuses modifications peuvent y être apportées et d'autres dispositions peuvent être imaginées sans que l'on s'écarte pour autant de l'esprit et du cadre de l'invention. REVENDICATIONS 1.- Stimulateur cardiaque implantable, comprenant des moyens (10,30,32) pour détecter un signal cardiaque, des moyens (34) pour comparer l'amplitude du signal cardiaque détecté avec un niveau de seuil variable, des moyens (38) pour fixer un niveau de seuil initial lorsque survient un battement cardiaque, des moyens (38> pour commander dans le temps une période réfractaire relative redéclenchable (PRR), des moyens (38> qui, en réponse à un dépassement du niveau de seuil par ladite amplitude pendant une période réfractaire relative redéclenchable (PRR), redéclenchent la commande dans le temps de la période réfractaire relative (PRR) et élèvent le niveau de seuil, des moyens (38) qui, en réponse & un dépassement du temps imparti pour la période réfractaire relative (PRR) sans que ladite amplitude dépasse le niveau de seuil, lançent un intervalle de détection de battement cardiaque, des moyens (38) qui agissent, au lancement d'un intervalle de détection de battement cardiaque, en fixant une valeur de seuil égale à une valeur prédéterminée augmentée d'une fonction du niveau de seuil à la fin de la période réfractaire relative (PRR) précédente, et des moyens (38) qui, en réponse à un dépassement de la valeur de seuil par ladite amplitude pendant un intervalle de détection de battement cardiaque, déterminent la survenue d'un battement cardiaque. 2.- Stimulateur cardiaque implantable selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend en outre des moyens (38) qui agissent immédiatement à la suite de la détermination de la survenue d'un battement cardiaque en commandant dans le temps une période réfractaire absolue (PRA) pendant laquelle ledit signal cardiaque n'est pas adétecté, la première période réfractaire relative (PRR) étant commandée dans le temps à la suite de cette période réfractaire absolue (PRA). 3.- Stimulateur cardiaque implantable, comprenant des moyens (10,30,32) pour détecter un signal cardiaque, des moyens (34) pour comparer l'amplitude du signal cardiaque détecté avec un niveau de seuil variable, des moyens (38) pour fixer un niveau de seuil initial en réponse à la survenue d'un battement cardiaque et pour élever le niveau de seuil au fur et à mesure que l'amplitude du signal cardiaque détecté croît, jusqu'à ce que le niveau de seuil final représente l'amplitude du bruit dans le signal cardiaque détecté, des moyens (38) qui, en réponse au niveau de seuil final représentant l'amplitude du bruit dans le signal cardiaque détecté, lançent un intervalle de détection de battement cardiaque, des moyens (38) qui agissent, au lancement d'un intervalle de détection de battement cardiaque, en fixant une valeur de seuil qui est fonction du niveau de seuil final, et des moyens (38) qui, en réponse à un dépassement de la valeur de seuil par l'amplitude du signal cardiaque détecté pendant un intervalle de détection de battement cardiaque, déterminent la survenue d'un battement cardiaque. 4.- Stimulateur cardiaque implantable selon la revendication 3, caractérisé en ce qu'il comprend en outre des moyens (38) qui agissent immédiatement à la suite de la détermination de la survenue d'un battement cardiaque en commandant dans le temps une période réfractaire absolue (PRA) pendant laquelle ledit signal cardiaque n'est pas détecté, le niveau de seuil n'étant élevé au fur et à mesure que l'amplitude du signal cardiaque détecté croît qu'à la suite de cette période réfractaire absolue. 5.- Stimulateur cardiaque implantable, comprenant des moyens (10,30,32) pour détecter un signal cardiaque, des moyens (38) qui, en réponse & la détermination de la survenue d'un battement cardiaque, élaborent un signal représentatif du niveau de bruit dans le signal cardiaque sur la base du signal cardiaque uniquement consécutif à ce battement cardiaque, des moyens (38) qui, en réponse à l'élaboration du signal représentatif du niveau de bruit, fixent une valeur de seuil qui est fonction de celui- ci et lancent un intervalle de détection-, et des moyens (38) qui, en réponse à un dépassement de la valeur de seuil par le signal cardiaque pendant l'intervalle de détection, déterminent la survenue d'un battement cardiaque. 6,- Stimulateur cardiaque implantable selon la revendication 5, caractérisé en ce qu'il comprend en outre des moyens (38) pour invalider la détection du signal cardiaque pendant une période réfractaire absolue (PRA> qui fait immédiatement suite à la survenue d'un battement cardiaque, les moyens (38) d'élaboration du signal agissant pendant les périodes réfractaires relatives (PRR) redéclenchables qui suivent cette période réfractaire absolue (PRA). 7.- Stimulateur cardiaque implantable selon la revendication 6, caractérisé en ce que les moyens (38) d'élaboration du signal fixent une valeur relativement basse du signal représentatif à la fin de la période réfractaire absolue (PRA) et augmentent la valeur de ce signal représentatif en réponse à un dépassement de ce signal représentatif par l'amplitude du signal cardiaque pendant une période réfractaire relative (PRR). 8.- Stimulateur cardiaque implantable selon la revendication 7, caractérisé en ce queles moyens (38) d'élaboration du signal redéclenchent une période réfractaire relative (PRR) en réponse au fait que l'amplitude du signal cardiaque est au moins égale audit signal représentatif. 9.- Procédé de détermination de la survenue d'un battement cardiaque, comprenant les phases consistant à détecter un signal cardiaque, & comparer l'amplitude du signal cardiaque détecté avec un niveau de seuil variable, à fixer un niveau de seuil initial en réponse à la survenue d'un battement cardiaque, à commander dans le temps une période réfractaire relative redéclenchable, à redéclencher la commande dans le temps de la période réfractaire relative et à élever le niveau de seuil en réponse à un dépassement du niveau de seuil par ladite amplitude pendant une période réfractaire relative redéclenchable, à lancer un intervalle de détection de battement cardiaque en réponse à un dépassement du temps imparti pour la période réfractaire relative sans que ladite amplitude ait dépassé le niveau de seuil, à fixer, au lancement d'un intervalle de détection de battement cardiaque, une valeur de seuil égale à une valeur prédéterminée augmentée d'une fonction du niveau de seuil à la fin de la période réfractaire relative précédente, et à déterminer la survenue d'un battement cardiaque en réponse à un dépassement de la valeur de seuil par ladite amplitude pendant un intervalle de détection de battement cardiaque. 10.- Procédé selon la revendication 9, caractérisé en ce qu'il comprend en outre la phase consistant à commander dans le temps, immédiatement à la suite de la détermination de la survenue d'un battement cardiaque, une période réfractaire absolue pendant laquelle le signal cardiaque n'est pas détecté, la première période réfractaire relative redéclenchable étant commandée das le temps à la suite de cette période réfractaire absolue. 11.- Procédé de détermination de la survenue d'un battement cardiaque, comprenant les phases consistant à détecter un signal cardiaque, à comparer l'amplitude du signal cardiaque détecté avec un niveau de seuil variable, & fixer un niveau de seuil initial en réponse à la survenue d'un battement cardiaque et à élever le niveau de seuil au fur et à mesure que l'amplitude du signal cardiaque détecté croît, jusqu'à ce que le niveau de seuil final représente l'amplitude du bruit dans le signal cardiaque détecté, à lancer un intervalle de détection de battement cardiaque en réponse au niveau de seuil final représentant l'amplitude du bruit dans le signal cardiaque détecté, à fixer, au début d'un intervalle de détecticn de battement cardiaque, une valeur de seuil qui est fonction du niveau de seuil final, et à déterminer la survenue d'un battement cardiaque en réponse à un dépassement de la valeur de seuil par l'amplitude du signal cardiaque détecté pendant un intervalle de détection de battement cardiaque. 12.- Procédé selon la revendication 11, caractérisé en ce qu'il comprend en outre la phase consistant à commander dans le temps, immédiatement à la suite de la détermination de la survenue d'un battement cardiaque, une période réfractaire absolue pendant laquelle le signal cardiaque n'est pas détecté, ledit niveau de seuil n'étant élevé au fur et à mesure que l'amplitude du signal cardiaque détecté croît qu'à la suite de cette période réfractaire absolue. 13.- Procédé de détermination de la survenue d'un battement cardiaque, comprenant les phases consistant à détecter un signal cardiaque, à élaborer, en réponse à la détermination de la survenue d'un battement cardiaque, un signal représentatif du niveau de bruit dans le signal cardiaque sur la base du signal cardiaque uniquement consécutif à ce battement cardiaque, à fixer une valeur de seuil qui est fonction du signal représentatif élaboré et lancer un intervalle de détection, et à déterminer la survenue d'un battement cardiaque en réponse à un dépassement de la valeur de seuil par le signal cardiaque pendant l'intervalle de détection. 14.- Procédé selon la revendication 13, caractérisé en ce qu'il comprend en outre la phase consistant à invalider la détection du signal cardiaque pendant une période réfractaire absolue qui fait immédiatement suite à la survenue d'un battement cardiaque, ladite phase d'élaboration du signal se produisant pendant les périodes réfractaires relatives redéclenchables qui suivent cette période réfractaire absolue. 15.- Procédé selon la revendication 14, caractérisé en ce que dans ladite phase d'élaboration du signal, une valeur relativement basse du signal représentatif est fixée à la fin de la période réfractaire absolue et est augmentée en réponse à un dépassement de ce signal représentatif par l'amplitude du signal cardiaque pendant une période réfractaire relative. 16.- Procédé selon la revendication 15, caractérisé en ce que dans ladite phase d'élaboration du signal, une période réfractaire relative est redéclenchée en réponse au fait que l'amplitude du signal cardiaque est au moins égale audit signal représentatif.