Brevet FR2637807A1 — publié le 19900420

Dispositif de protection contre les affections liées au sang, notamment thromboses, embolies, hémorragies, hémopathies et présence d'éléments anormaux dans le sang. La présente invention décrit un dispositif implantable chez l'homme et les mammifères capable d'analyser automatiquement la constitution biologique et chimique du sang et/ou son hémodynamique, et d'intervenir sélectivement en cas de constatation d'anomalies, ainsi que les procédés d'analyse et de traitement mis en oeuvre. L'invention a trait plus précisément à un dispositif implanté de protection contre les affections liées au sang. Un but de l'invention est notamment de fournir un dispositif de protection contre les thromboses, embolies, et rétrécissements athéromateux ou infectieux des vaisseaux et cavités sanguines, et notamment, les artères irrigant le myocarde ou le cerveau. L'invention a également pour but de lutter contre les hémorragies vasculaires lorsque celles-ci résultent d'un trouble de la coagulation sanguine ou d'une hypertension artérielle excessive ou d'une perméabilité anormale des petits vaisseaux ou des endothéliums des capillaires. L'invention a également pour but de surveiller sélectivement dans les vaisseaux sanguins certaines compositions et présences de molécules chimiques, biochimiques et ioniques ainsi que le numération et formule sanguine, fonctions qui permettent la détection précoce et le traitement immédiat et constamment contrer des hémopathies même autonomes, et de certains cancers dont l'apparition et le traitement peuvent être observés par l'apparition de molécules nouvelles ou par une concentration différente de certaines molécules existantes. L'invention a également pour but de protéger contre les pollutions de l'air, de l'eau et des aliments en surveillant automatiquement dans le sang et dans la moelle osseuse, les molécules relatives à l'agent polluant, l'hématopoièse et la numération et formule sanguines. L'invention est notamment destinée à amplifier et compléter le dispositif de protection du coeur faisant l'objet des brevets Zacouto français FR-A- 2.082.703 et ses additions US-A-3.857.399 et 4.052.991. La protection de l'organisme humain contre les thromboses et embolies artérielles et veineuses est souvent peu efficace, conteuse~ et n'est pas exempte d'effets secondaires. En dehors des traitements médicaux permanents, notamment anticoagulants chimiques ou biochimiques à doses invariables entre les intervalles de contrôle de l'hémostase, qui sont longs, ou des traitements chirurgicaux de réparation, la protection contre les thromboses consiste, d'une part, à tenter de traiter les thromboses et embolies intervenues, par administration immédiate de très courte durée et, de préférence in situ au voisinage du coagulat sanguin, de thrombolytiques tels que streptokinase ou urokinase et dérivés, activateurs tissulaires du plasminogène (TPA) et dérives. Les traitements intravasculaires doivent être pratiqués le plus rapidement possible pour diminuer la dose nécessaire et augmenter l'efficacité et la bonne tolérance contre les risques hémorragiques. Un objectif de l'invention est donc de fournir un dispositif de protection contre les thromboses et embolies vasculaires installées ou en voie de formation, qui permette un traitement immédiat, efficace, rapide et sélectif. Un autre objectif de l'invention est de fournir un traitement préventif à la demande, s'adaptant rapidement et automatiquement aux variations spontanées physiologique et pathologique plurijournalière de la crase sanguine et présentant des risques d'effets secondaires réduits. Un autre objectif de l'invention est de fournir un dispositif de protection contre les thromboses des artères notamment coronaires cardiaques et artères carotides, voire cérébrales susceptibles de traiter, de préférence in situ, une thrombose ou embolie débutante notamment pulmonaire, et de prévenir son apparition. En particulier, le dispositif selon l'invention permet d'empêcher la réobstruction après pontage aorto-coronarien ou angioplastie coronarienne, carotidienne ou cérébrale endoartérielle. Un autre objectif de l'invention est de fournir un dispositif de protection contre les coagulopathies de consommation (CIVD). Un autre objectif de l'invention est de fournir un dispositif de protection contre les hémorragies et de moduler un traitement anticoagulant selon les variations spontanées de la crase sanguine. L'invention a pour objet un dispositif de protection contre les affections liées au sang, caractérisé en ce qu'il comporte - des moyens implantés pour mesurer en permanence ou périodiquement au moins un paramètre biologique susceptible de précéder ou d'accompagner l'imminence ou la survenue d'une affection liée au sang, - des moyens implantés pour déterminer un ou des seuils auxquels on compare la valeur mesurée du paramètre, - et des moyens implantés sensibles au franchissement de ce(s) seuil(s) pour libérer automatiquement dans la circulation une dose appropriée d'un ou plusieurs agents thérapeutiques, tels que, par exemple, thrombolytiques et/ou anticoagulants et/ou vasodilatateurs, et/ou beta-bloquants et/ou diurétiques et/ou inhibiteurs calciques et/ou prostaglandines 1G2 et PG12 et/ou facteurs de coagulation. Les paramètres mesurés peuvent être des paramètres généraux, c'est-à-dire des paramètres liés à des facteurs généraux susceptibles d'entraîner dans un délai plus ou moins bref, un accident tel que thrombose, par exemple, coronaire, carotidienne ou cérébrale ou embolie, par exemple, pulmonaire, ou bien traduisant dans la circulation générale, les conséquences de la survenue d'une telle embolie ou thrombose, ou d'une hémorragie ou d'une hémopathie. De tels paramètres généraux peuvent être, par exemple, des paramètres liés à la coagulabilité du sang, la survenue d'une hypertension ou hypotension artérielle, la libération de facteurs susceptible d'influer l'état circulatoire tel que catécholamines, hypoxie ou hypercapnie, déséquilibres ioniques et pH, surcharge en chylomicrons, glucose, créatinine, volhémies, etc. On peut, en outre, détecter le rythme et l'amplitude respiratoires, notamment en mesurant, d'une manière connue, l'impédance électrique thoracique. Le dispositif selon l'invention peut être prévu pour détecter de tels paramètres généraux en un endroit quelconque de la circulation, mais on peut avantageusement prévoir de disposer ces moyens de mesure dans une cavité cardiaque ou encore à proximité immédiate d'une partie d'une voie vasculaire, lymphatique, intraosseuse ou cardiaque présentant un risque ou un intérêt diagnostique particulier. Dans une autre forme de réalisation de l'invention, les paramètres mesurés peuvent être des paramètres locaux, les moyens de mesure étant alors disposés à proximité ou même au niveau d'une voie vasculaire sanguine ou lymphatique ou un carrefour présentant des risques particuliers. Ces paramètres peuvent alors, par exemple, traduire une anomalie locale résultant de l'imminence ou de la survenue d'une embolie ou thrombose dans la zone surveillée, ces paramètres pouvant être, par exemple, une concentration en ions ou autres éléments libérés lors d'une ischémie tissulaire, ou encore des anomalies électriques de genèse, de propagation ou d'absorption d'un courant électrique spontané ou artificiel de mesure liées à un risque ou une survenue d'une telle ischémie, ou d'autres paramètres traduisant l'effet d'une ischémie sur un tissu, telle que par exemple, hypoxie tissulaire, modification de bruits myocardiques, variations fines de température locale, élévations de transaminases, etc. On peut également détecter, par des mesures sur l'électrocardiogramme, des paramètres électriques relatifs aux troubles du rythme qui entraient une diminution du débit cardiaque et coronaire, notamment en cas de troubles du rythme cardiaque tels que tachycardies ventriculaires, tachyarythmies par fibrillation auriculaire, extrasystolies ventriculaires, ou fibrillations ventriculaires. Les moyens de détection de tels troubles, par exemple décrits dans les brevets US Zacouto 3 857 399 et 4 052 991, peuvent alors provoquer, en plus du traitement électrique automatique décrit, l'administration d'anticoagulants et/ou fibrînolytiques pour diminuer ou éliminer les risques de thrombose qui sont souvent la cause ou un facteur d'aggravation de troubles du rythme. Cependant, de préférence, le dispositif selon l'invention comportera des moyens de détection et de mesure sensibles, de façon directe ou indirecte, à la qualité de la perfusion telle que vitesse ou débit de pointe, moyenne ou minimale, débit, variations géométriques, pression de perfusion ou de contraction active de la voie vasculaire. Un paramètre préféré est constitué par une impédance électrique représentative de ces caractéristiques mais on peut également utiliser d'autres paramètres, par exemple pressions, déformations géométriques, mesures de débit, absorptions optiques (spectrométrie), fréquences de résonance propres de l'arbre artériel, vélocité de l'onde de la pulsabilité artérielle, etc. Pour la prévention des embolies, on préférera également mesurer des paramètres locaux liés à l'imminence ou à la survenue d'une coagulation dans une voie particulièrement adéquate, telle que, par exemple, une oreillette ou une cavité ventriculaire. De préférence, le dispositif selon l'invention comporte simultanément des moyens d'acquisition des rythmes en rapport avec l'hémodynamique, notamment du rythme cardiaque et éventuellement du rythme respiratoire, par exemple, électrocardiogramme, variations des impédances électriques, plethysmogramme, phonogramme, mécanogramme ou autres, cette détection pouvant être alors utilisée soit pour définir ou interpréter les mesures de paramètres variant à l'intérieur d'un cycle, par exemple dans le cas de l'impédance, des pressions ou des déformations géométriques ou de l'absorption optique, soit pour interpréter les résultats de la mesure en fonction des cycles cardiovasculaires détectés et ainsi modifier les seuils ou inhiber des fonctionnements. Dans une forme de réalisation préférée, le dispositif est pourvu de moyens permettant de mesurer l'impédance ou conductance électrique, accoustique ou optique dans une ou plusieurs zones sensibles de la voie vasculaire à protéger. On peut également disposer, dans un emplacement dans ou au bord de la circulation sanguine, ou même à l'extérieur, par exemple dans la moelle osseuse, par exemple, sternale, une optique de type endoscopique à fibres de quartz transmettant l'image en couleurs et éventuellement avec angle de vision orientable, vers un analyseur d'images miniaturisé, d'un type également connu, où l'image est analysée, digitalisée, ordonnée et stockée sur une mémoire, cet ensemble étant, par exemple, situé dans un bottier implanté contenant également les autres moyens du dispositif selon l'invention.Les images détectées peuvent être, d'une part, comparées, par des moyens de comparaison électroniques connus, à des images types mémorisées, par exemple, de globules sanguins ou de cellules anormales dans leur formes, dans leursq contenus, ou dans leurs quantités, et d'autre part, transmises à l'extérieur par émission radio fréquence à la demande. Le dispositif peut ainsi déclencher, par exemple, une alarme extérieure par radio fréquence pour signaler la vision d'une image anormale. Il peut également provoquer la délivrance automatique de doses de médicament adapté programmées à cet effet. On peut exécuter un prélèvement ponctionnable par aiguille transcutanée, et un nettoyage optique par irrigation, selon un procédé connu. De façon préférée, les mesures d'impédance électriques se font simultanément sur au moins deux fréquences différentes, ce qui permet des mesures plus précises et mieux adaptées aux variations conductrices sélectives du milieu tissulaire ou liquide étudié. Un dispositif de mesure des impédances par modulation de fréquence d'émission sur au moins une gamme de variation de fréquence, et éventuellement plusieurs gammes de fréquence, peut être effectué en utilisant les mêmes électrodes d'émission et de réception ou en utilisant, par exemple, plusieurs électrodes, notamment des électrodes placées sur deux axes géométriques définissant un plan géométrique, axes de préférence perpendiculaire, pour permettre la détection du vecteur d'impédance dans ce plan.De préférence, on effectue également et simultanément la mesure dans un axe situé hors de ce plan, de préférence perpendiculaire à ce plan, afin d'acquérir les vectogrammes tridimentionnels des impédances. Les courants de mesure peuvent être, par exemple, émis en impulsions de balayage de fréquences simultanées ou décalées d'un axe de mesure à l'autre. Le décalage temporel de certaines parties du spectre d'impédance électrique peut également être utilisé. Ces moyens peuvent comporter des électrodes disposées autour des voies vasculaires à protéger, par exemple une artère coronaire, ou dans la voie vasculaire même, notamment dans une oreillette ou artère, ces électrodes étant reliées à des moyens permettant d'y adresser des courants de mesure d'impédance électrique. Des électrodes locales ou régionales pour la mesure de l'impédance peuvent également être insérées dans le tissu myocardique, notamment apical, septal ou pariétal, de façon à mesurer l'impédance locale dans une partie du myocarde surveillée par les électrodes. La distance entre les électrodes peut être, par exemple, de quelques millimètres. On peut ainsi mesurer les valeurs de l'impédance ou, ce qui revient au même, de la conductance soit de façon intermittente, soit de façon continue. On peut notamment mesurer l'écart maximal d'impédance électrique traduisant, par exemple, des variations du volume sanguin dans la voie considérée ou celles de la circulation capillaire et/ou de la contraction musculaire dans le myocarde par exemple, à chaque cycle cardiaque. On peut également mesurer sur les décours de la courbe d'impédance acquise, les formes, pics et autres caractéristiques, y compris différentielles ou intégrales, à chaque cycle cardiaque. Le courant utilisé pour la mesure des impédances peut Entre un courant continu en impulsions, par exemple dans le cas où l'on mesure l'impédance de zones très petites et assez homogènes, telles que par exemple une fine couche artificielle ou artificiellement provoquée de fibrine monomère ou polymère ou de précurseurs de la fibrine, fibrinogène, fibrinopeptides, en mélange ou isolés, ou de prothrombine mélangée à de la prothrombinase pour tester la tendance è la production de thrombine, facteur de la formation de fibrine tout en tenant compte, de préférence, de l'accumulation locale des ions calcium ou magnésium par rapport aux mêmes ions mesurés dans la circulation générale. Ce courant peut également être, de préférence, variable et l'on peut, le cas échéant, utiliser un ou des courants de formes et de fréquences variables ou différentes en fonction du type de variation d'impédance à mesurer. Pour la mesure d'une impédance d'un volume sanguin, par exemple dans une artère coronaire ou dans une cavité cardiaque, on peut utiliser des fréquences relativement basses, par exemple de l'ordre de quelques kilohertz. On préférera utiliser les fréquences plus élevées pour la mesure d'impédances tissulaires, par exemple de l'ordre de 100 kHz à une centaine de megahertz. On peut également enregistrer simultanément le long de deux axes, par exemple entre une électrode intraauriculaire et une électrode portée par le boîtier d'un stimulateur, d'une part, et une électrode intraventriculaire ou intramyocardique et la même électrode sur le bottier d'autre part. On obtient ainsi une courbe de type Lissajoux dans le plan formé par les deux axes et l'on peut reconstituer le vectogramme tridimensionnel des variations des impédances électriques du coeur si l'on ajoute une mesure selon au moins un axe supplémentaire extérieur au plan.On peut également utiliser des électrodes cutanées ou sous-cutanées dans ce but pour reconstituer l'image tridimentionnelle de la variation des impédances dans le coeur et éventuellement pour émettre des signaux correspondants hors du corps vers un récepteur de visualisation tridimensionnelle. De façon préférée, on peut superposer à l'électrocardiogramme mono-, bi- ou, de préférence, tridimensionnel au vectogramme correspondant des variations des impédances électriques du coeur mono-, bi- ou, de préférence tri-dimensionnel. En cas de thrombose coronarienne qui provoque une modification nette de l'électrovectocardiogramme, le vectogramme des impédances électriques du coeur correspondant est nettement modifié et permet de valider, d'une part, la variation électrocardiographique et de préciser les répercussions sur les contractions du myocarde. Comme autre paramètre biologique pour la protection des artères ou cavités du coeur, pris isolément ou combiné à la mesure de l'impédance, on peut utiliser des modifications de l'électrocardiogramme et notamment les modifications du vectocardiogramme détecté par des jeux d'électrodes disposées convenablement dans l'espace, soit épicardiques, soit simplement endocavitaires, soit en position monopolaire seule, soit avec ajout d'électrodes bipolaires, de préférence sur un cathéter endocavitaire d'un stimulateur cardiaque. On peut ainsi détecter des modifications significatives et sélectives de la propagation de l'électrogénèse cardiaque dans sa dépolarisation et sa repolarisation. A la place ou en plus des mesures du ou des paramètres électriques précités, on peut également prévoir des moyens sensibles à des phénomènes liés à la teneur en oxygène et/ou en C02 et/ou CO et/ou pH et/ou rH (coefficient d'oxydo-réduction) et/ou aux ions sodium, chlore ou phosphore pour mesurer la pression osmotique et/ou à une ischémie du tissu irrigué par la branche artérielle à protéger, et notamment un capteur sensible à des variations ioniques telles que celles de l'ion potassium ou de l'ion H+ dans ledit territoire ou au voisinage de celui-ci et/ou un capteur sensible à la teneur en oxygène dans, ou près, de ce territoire, par exemple un capteur optique sensible à l'oxyhémoglobine à une longueur d'onde de 660 nm ou à la méthémoglobine. (Karl STANGL et al. A New Multisensor Pacing System ..., Pace, Vol.Il Juin 1988 :712-724). Dans une autre forme de réalisation, on peut également, pour détecter une menace survenue d'une hémorragie interne, placer un détecteur optique, par exemple, un détecteur de lumière rouge ou autre sensible à longueur d'ondes absorbée par l'hémoglobine et/ou autres substances colorées, par exemple bilirubine, au niveau des lymphatiques drainant la lymphe du corps ou du cerveau dans le canal lymphatique. On peut également ajouter à ce dispositif de dosage sensible à de faibles quantités d'hémoglobines dans les vaisseaux lymphatiques, au moins un microcompteur optique de type connu permettant de compter les globules rouges ou plaquettes capables de quantifier un passage de sang dans la lymphe et, le cas échéant, de distinguer entre la provenance encéphalique ou non de ces éléments.Ainsi, une tendance hémorragique par hypocoagulabilité ou fragilité vasculaire, toxique ou infectieuse ou causée par une tension artérielle excessive, pourra être détectée et au besoin traitée automatiquement par la délivrance d'un médicament recoagulant tel que, par exemple, prothrombine en équilibre avec facteur Stuart et ions calcium ou hypotenseurs. Cette perfusion de recoagulation sera automatiquement stoppée dès que ledit détecteur de trace de sang dans la lymphe indique une disparition du saignement, ou bien dès qu'une mesure d'un facteur de la crase sanguine indique une tendance vers un début d1 hypercoagulabilité. Il est également possible de détecter une hémorragie intra-myocardique ou intra-musculaire par l'utilisation d'un détecteur optique sélectif discriminant entre l'hémoglobine ou ses dérivés et la myoglobine, une telle cellule optique, du type fibres de silice endoscopique, permettant une analyse de l'image locale et l'observation d'une ischémie et le suivi de son évolution au repos et à 1' effort, et pouvant être placée dans une partie intra-myocardique d'une sonde reliée à un stimulateur cardiaque. L'utilisation d'une cellule optique à fibres de quartz placée, par exemple, dans le cathéter, par exemple, dans les cavités du coeur droit permet également de mesurer la concentration sanguine en globules rouges, plaquettes et globules blancs et de mesurer l'hématocrite dont une baisse accompagne une hémorragie, ou mesurer une baisse isolée des globules rouges ou des thrombocytes en rapport ou non avec une hémorragie. On peut aussi utiliser des moyens sensibles au rayonnement lumineux, y compris IR ou UV, réfléchi ou absorbé par le sang et/ou le myocarde ou une paroi vasculaire lors d'une émission convenablement orientée de lumière monochromatique ou non, cohérente ou non, en continu ou en impulsions, par exemple en utilisant un conducteur optique très mince, par exemple fibre de silice d'un diamètre inférieur ou égal à 1 mm, dont une extrémité optique regarde la couleur du sang, ou du myocarde dans lequel elle est placée, des moyens associés à la fibre étant agencés pour analyser le spectre lumineux qui reflète l'oxygénation ou un autre paramètre métabolique du sang ou des tissus par exemple séparément. Comme autre paramètre, on peut aussi mesurer la déformation géométrique de la voie vasculaire ou cavité cardiaque, par exemple, par jauge de contrainte, ou mesure de temps de transit d'ultrasons, par exemple du type TRITONsonomicrometer, SL 5-2 avec deux cristaux de 2 mm de diamètre, fabriqué par TRITON Technology, Inc., San Diego, Californie, Etats-Unis d'Amérique. On peut également utiliser un ou plusieurs de ces capteurs piezo-électriques pour détecter les variations de propagation et de réflexion sonores ou ultrasonores ou rechercher des variations de résonnance sonores ou ultrasonores ou encore d'absorption sonore et/ou ultrasonore de préférence liées aux cycles cardiaques, par exemple. On peut également utiliser des capteurs tels que des microphones pour détecter la qualité et le niveau sonore des bruits produits par le myocarde, l'hémodynamique et/ou les valves cardiaques. En variante, de tels capteurs peuvent également être émetteurs de sons ou d'ultrasons dans le sang et/ou dans le myocarde afin de détecter une éventuelle anomalie fonctionnelle globale ou régionale pouvant être déterminée par une sténose ou obstruction ou une hypertension artérielle excessive. Dans une variante, l'onde ultrasonore, peut être modulée par une ou des fréquences sonores. Simultanément, des modulations sonores peuvent être déclenchées par rapport au phonocardiogramme détecté. De préférence, les sons ou ultrasons sont émis avec une variation rapide de fréquence balayant un spectre programmé afin de détecter la résonance et/ou l'absorption sonore de la colonne sanguine artérielle ou veineuse, ou du myocarde, selon la position et l'orientation du capteur émetteur. Ces émissions peuvent être permanentes ou très rapprochées de façon à balayer la totalité des cycles cardiaques, ou au contraire, on peut les produire pendant un ou plusieurs périodes déterminées du cycle cardiaque en calant temporellement chaque émission et réception sonore ou ultrasonore sur un phénomène périodique du cycle, de façon à provoquer l'émission et la mesure subséquente en un instant significatif pour les pressions et volumes des cavités cardiaques, des colonnes veineuses ou artérielles ou du myocarde. En particulier, on peut régler les émissions et mesure sur des phénomènes sonores sélectionnés, par exemple fermeture d'une valve cardiaque ou bruits accompagnant les mouvements du myocarde. On peut aussi, par exemple, si l'on provoque l'émission et la mesure à l'aide d'un capteur-émetteur convenablement placé orienté vers l'arbre sanguin veineux ou artériel, selon le cas, à partir d'une sonde, par exemple endocavitaire, mesurer la résonance et l'absorption d'un arbre sanguin artériel ou veineux, ce qui donne une indication immédiate de l'état de la pression de la masse sanguine et de la rigidité de la paroi artérielle. A chaque maximum et minimum de la pression sanguine correspondant respectivement une fréquence de résonance pour chaque sujet. Ceci permet, par exemple, de détecter l'apparition ou l'accroissement d'une hypertension susceptible de favoriser une thrombose, embolie ou hémorragie vasculaire de sorte que le dispositif peut alors immédiatement administrer une dose de médicament correcteur. On peut également, en choisissant convenablement le moment de la mesure, la disposition et l'orientation du capteur émetteur, détecter et quantifier l'éventuel volume sanguin, notamment ventriculaire, postsystolique ou télé-diastolique. A titre d'exemple, la recherche et la mesure de la résonance de l'arbre artériel peuvent être effectués à l'aide d'un capteur-émetteur ultrasonore ou sonore placé dans ou près de la cavité du ventricule gauche par un cathéter trans-septal provenant du ventricule droit. En variante, au lieu d'un balayage temporel de fréquence sonore ou ultrasonore, par exemple en modulation d'ampitude d'une fréquence ultrasonore plus élevée, lors de l'émission, on peut également émettre simultanément plusieurs fréquences s'échelonnant dans le spectre voulu. Les dispositifs émetteur et récepteur sonore ou ultrasonore décrits peuvent également être placés au niveau d'un vaisseau périphérique, par exemple l'artère radiale au niveau du bras ou du poignet en étant implantés de façon à faire vibrer en résonance la colonne artérielle correspondante à partir de cet emplacement périphérique, la détection du spectre sonore résultant pouvant se faire éventuellement à distance de l'émetteur. Dans une variante de 1 invention, on peut provoquer, par télécommande de l'extérieur, la mise en oeuvre, par les moyens programmés ou programmables implantés, de la mesure- d'une substance particulière présente dans le sang, par exemple, une substance toxique, le dispositif ajustant un moyen de mesure, par exemple moléculaire optique, pour devenir sensible à cette substance.Dans le cas d'un toxique, par exemple, alimentaire, on peut prévoir un dispositif, en soi connu, de recherche du toxique et de sa concentration dans l'aliment, l'eau ou l'air et transmettre l'information par télécommande au dispositif implanté pour le rendre sensible à cette substance et, éventuellement en retour, informer l'appareil externe ou l'utilisateur, du degré de concentration intracorporelle de ce toxique et lui indiquer la possibilité ou non de tolérer une incorporation supplémentaire de ce toxique. On peut aussi implanter, par exemple dans la moelle osseuse, un détecteur de rayonnement , ,ou isotopique. Comme autre paramètre biologique, dans une forme de réalisation préférée, on peut également mesurer, dans une voie vasculaire ou lymphatique, de préférence en amont d' un ganglion, ou cavité cardiaque, notamment oreillette ou ventricule, au moins un paramètre de la crase sanguine, par exemple en utilisant un ou des capteurs sensibles à un ou plusieurs facteurs de la coagulation, soit de façon plus générale en mesurant un paramètré lié à la coagulabilité du sang ou liquéfaction des coagulats telle que, par exemple, viscosité ou tendance au dépôt de la fibrine. Par exemple, on peut mesurer la teneur du sang en l'une au moins des substances suivantes : prothrombine, plasminogène, prothrombinase, plasmine, fibrinopeptide, protéine C, endothéline, sérotonine, catécholamines, neuropeptides Y, fibrinogène, activateurs du plasminogène, etc. On peut avantageusement utiliser, à cet effet, une présentation artificielle d'un ou plusieurs facteurs de la coagulation ou de leurs précurseurs utilisée dans un test de provocation de la coagulabilité. Cette présentation permanente ou périodique peut être réalisée notamment - par fixation définitive de cette substance sur un support insoluble inaltérable dans le sang, laissant libre, en contact avec le sang, les sites actifs des facteurs, leur permettant de solliciter localement les facteurs correspondants de la crase sanguine ; cette fixation peut être effectuée de toute façon connue, par exemple adsorption sur le support, réticulation à l'aide d'un agent réticulant usuel, liaison chimique usuelle avec le support, par exemple du type avidine-biotine ; le support peut être un support habituel dans ces techniques, par exemple polymère, acétate de cellulose, nitrocellulose, - par diffusion lente de la substance, par exemple, à travers une membrane poreuse, - par microperfusion locale, de l'ordre de quelques mm3 par heure, permettant, par exemple une recharge semestrielle du réservoir sous-cutané correspondant. Dans une variante de l'invention, au moins deux facteurs biologiquement opposés dans l'équilibre de la crase sanguine peuvent être ainsi simultanément ou successivement surveillés, par exemple les facteurs coagulants de la fibrinogénèse et/ou de la thrombogénèse, d'une part, et les facteurs anticoagulants tels que activateur de la plasmine, plasminogène, ou dérivés de l'héparine, d'autre part. Ainsi, il devient possible de connattre un mécanisme pathogénique en cas d'anomalie de la crase sanguine et d'intervenir de facon sélective. Par exemple, en cas de CIYD (coagulation intravasculaire diminuée), l'insuffisance de la thrombine détectée associée à une chute du fibrinogène permettra d'en faire le diagnostic. Ces capteurs ou moyens d'analyse peuvent être, par exemple, portés par un cathéter. Ainsi, à titre d'exemple, on peut mesurer la tendance au dépôt de la fibrine à partir d'une fine couche ou d'un fin fil ou tube de fibrine dans un réceptacle ou sur un relief d'un cathéter ou au niveau d'un petit segment d'autogreffe veineuse, fixé, par exemple, sur le cathéter et entourée de préférence d'une grille ou butée de protection, par un moyen optique, par exemple sensible à la couleur et/ou absorption moléculaire et/ou épaisseur de la fibrine, ou tout autre moyen, par exemple, par mesure de la résonance sonore ou ultrasonore qui dépend de la masse de fibrine déposée ou de sa masse moléculaire détectable, ou par la mesure d'au moins une dimension de la couche de fibrine par échographie ultrasonore, par exemple en mode A.On peut aussi mesurer l'impédance électrique, par exemple ohmique, et/ou absorption d'un courant alternatif de fréquence donnée fixe ou variable ou d'ultrasons par la résonance de macromolécules intervenant dans la coagulation ou dans la thrombolyse. Ce réceptacle ou relief peut être agencé en forme de V ou évasé pour créer une tendance à un minime dépôt de fibrine normalement contenu par le lavage sanguin et la fibrinolyse spontanée et dont la dimension dépend de l'état de la crase sanguine. Il peut être entouré d'une digue ou grillage empêchant l'arrivée des éléments figurés du sang et l'extension de la couche de fibrine. A titre d'exemple, le dispositif peut comporter, sur un cathéter, un court élément tubulaire ayant un diamètre par exemple de l'ordre de 2 à 3 millimètres disposé latéralement sur le cathéter et ayant un axe sensiblement parallèle à celui-ci de façon à être traversé par une partie du flux sanguin. Le cathéter présente, à l'intérieur de cet élément tubulaire, ou dans une cavité, un capteur de détection de substances telles que fibrine ou fibrinopeptides, monomères de fibrine, prothrombines et prothrombinases- et constitué d'une fente ou ouverture ou intervalle de faible épaisseur entre une première paroi solidaire du cathéter et une deuxième paroi également solidaire du cathéter. L'espace entre ces deux parois peut être déterminé expérimentalement en recherchant, dans un sang dans l'état de la crase normale, l'épaisseur conduisant à un fin dépit de fibrine.Sur l'une des deux parois débouche l'extrémité d'une fibre optique reliée à une source lumineuse et, en face, sur l'autre paroi, débouche le début d'une deuxième fibre optique. Les deux fibres optiques sont renvoyées dans le cathéter et aboutissent, la première, à une source d'émission lumineuse, la seconde à un capteur lumineux. L'ensemble de ces deux parois ou reliefs est entouré d'un grillage ou butée empêchant le passage ou l'agglomération des éléments figurés du sang et empêchant la sortie d'éléments de fibrine. Au niveau de ce capteur, par exemple tout autour de l'ensemble desdites deux parois, se trouvent disposés des moyens d'amenée d'un thrombolytique permettant, si nécessaire, de dissoudre la fibrine susceptible de s'accumuler sur le capteur.Lorsqu'un mince dépit de fibrine ou de ses précurseurs se forme entre les deux extrémités optiques sur lesdites parois, la transmission optique change et l'intensité lumineuse reçue est atténuée. En outre, la couleur est modifiée de sorte que les moyens sensibles à la réception optique peuvent déterminer, lorsqu'un certain seuil est franchi, qu'une couche de fibrine est en train de se former. Le dispositif peut même être sensible à la vitesse et au sens de variation de la couche de fibrine en étudiant la variation du signal optique dans le temps. A une certaine distance en aval, ou sur la même pièce de présentation à la tendance peut avantageusement se trouver, sur le cathéter et dans le même élément tubulaire, un capteur de détection d'élément favorisant la liquéfaction sanguine telle que la détection d'héparine, de plasminogène, protéine C, etc. On peut également détecter la présence et la concentration, et même la taille d'éléments présents dans le sang, tels que particules, corpuscules ou molécules, notamment les substances ou facteurs, en rapport avec la crase sanguine dont certains ont été énumérés ci-dessus, notamment la fibrine soluble ou ses prédécesseurs ou d'autres protéines, notamment fibrinogène, plasminogène, prothrombine, etc.Ceci peut être effectué, par exemple, à l'aide d'une source optique dont la longueur d'onde est variée selon un programme de microprocesseur, par exemple, à l'aide d'un prisme tournant ou un système de prismes à réflexion multiple et/ou de réseaux optiques connus et/ou de sources monochromatiques multiples ou laser modulépla détection des spectres d'absorption des molécules recherchées peut se faire par exemple par des microthermocouples et/ou des cellules photoélectriques ouphotovoltaiques très sensibles et/ou des transistors à effet de champ (FET) ou autre fonctionnant en thermistance ou en détecteurs des charges électriques locales. On peut également utiliser un laser ou maser et étudier ces absorptions par détection et étude des interférences.La fréquence d'émission peut soit être fixe et déterminée en fonction de l'élément recherché, soit variable en balayant certaines zones de fréquence, par exemple dans le cas d'éléments tels que la fibrine ou les facteurs ou précurseurs de la fibrino- ou thrombino formation dont la formation s'effectue par polymérisations ou clivages successifs qui modifient la masse moléculaire. En particulier, la mesure par tests de provocation de l'état de la coagulabilité et de l'incoagulabiîité sanguine peuvent être effectuées non pas sur une mince couche solide ou semi-solide des précurseurs de la fibrine ou thrombine, d'une part, et des héparines et plasminogène, d'autre part, mais sur la concentration relative sous forme liquide de ces substances à proximité immédiate d'un foyer de présentation de substances coaguloactives et/ou anti-coagulantes. Ces foyers -de présentation peuvent être soit de type solide avec des substances insolubilisées sur un support, soit constitués d'une diffusion liquide comme décrit précédemment. On évite ainsi de provoquer des dépôts de fibrine et l'on évite également de prévoir des grilles ou butées de protection.Dans une variante les molécules facteurs de la coagulation et de 1' anticoagulation sont fixées sur une matière insoluble, sur unesurface, par exemple, une tige dans un petit tube ralentissant la circulation sanguine locale, de manière que le rapport des détections locale et générale des ions calcium,magnésium ou H+, permette, à lui seul, d'évaluer automatiquement 1' état de la crase sanguine Dans une variante de l'invention, une émission ultrasonore ou autre moyen, laser pulsé ou autre peut être utilisé pour détruire ou disloquer l'amas dangereux qui peut se former sur le capteur dans le volume protégé, les débris étant détruits par le fibrinolytique délivré. On peut également utiliser comme paramètre, l'agrégation globulaire, notamment plaquettaire par un moyen de détection convenable, par exemple, de type optique. On peut également prévoir des moyens pour mesurer l'hémoglobine et/ou les globules rouges sanguins dans un volume de quelques mm3 et déterminer ainsi l'hémotocrite et l'hémoglobine par litre. Cette dernière analyse permet de détecter et suivre certaines hémorragies, polyglobulies et anomalies de la voîhémie. Des capteurs de ce type sont connus et peuvent être miniaturisés. Le dispositif selon l'invention, convenablement muni de moyens devenus maintenant classique de transmission/réception de programmation et de monitorage, peut être prévu pour programmer de nouvelles longueurs d'ondes ou de nouvelles modulations d'ondes pour les émissions de détection, à rechercher de nouvelles molécules ou nouveaux rapports de concentration de celles-ci, associer à des ordres donnés au microprocesseur d'effectuer les nouveaux calculs.Le dispositif peut également permettre la communication téléphoniqhe automatique avec émission d' une alarme sélective ou de données biologiques mesurées, selon des modes connus Comme cela a été vu, les différents capteurs et/ou émetteurs décrits ci-dessus, qu'il s'agisse d'électrodes, de capteurs à ions, de capteurs piézoélectriques, de capteurs optiques avec emplacement de test de provocation de la coagulation sanguine, etc., peuvent être disposés en divers emplacements dans le coeur ou les vaisseaux ou à proximité. L'une des localisations préférées est la localisation intracavitaire sur un ou plusieurs cathéters.Une autre localisation avantageuse peut être effectuée au niveau d'un pontage coronarien ou d'une prothèse valvulaire si elle doit être posée chez un patient ainsi la prothèse valvulaire peut comporter un ou plusieurs des éléments tels que électrodes de mesure d'impédance du sang ou de la fibrine locale, capteur de pression, etc. Lorsque le paramètre mesuré franchit un seuil déterminé à l'avance, le dispositif peut alors automatiquement et de façon régulière ou périodique provoquer l'envoi, dans le sang, à partir d'une pompe et réservoir implantés, de quantités réduites, par exemple du type goutte-à-goutte, de fibrinolytique ou d'anticoagulant ou d'antihémorragique ou autre agent. Au contraire, si, lors de la mesure, le paramètre tombe au-dessous du seuil déterminé, toute délivrance de fibrinolytique ou d'anticoagulant est arrêtée. La fréquence à laquelle le dispositif procède aux mesures est adaptée aux caractéristiques de l'agent thérapeutique et de ses effet, par exemple, à la rapidité et durée d'efficacité, à sa demi-vie et, éventuellement, aux particularités connues du patient. A titre d'exemple, l'intervalle entre deux mesures successives peut aller d'une fraction de seconde à quelques heures ou la mesure peut même être continue, au moins par périodes. Bien entendu, lorsque le dispositif est prévu pour délivrer sélectivement plusieurs agents par exemple complémentaires ou antagonistes, ou indépendants il peut être prévu un ou plusieurs paramètres différents avec un ou plusieurs seuils différents associés aux détections respectives. De façon particulièrement préférée, le dispositif comporte un ou des capteurs susceptibles de mesurer l'un au moins et de préférence plusieurs des paramètres suivants - apparition ou variation d'une mince couche ou masse de fibrine ou contenant de la fibrine ou un ou plusieurs de ses précurseurs sur un support convenablement disposé dans la circulation sanguine, par exemple dans l'oreillette ou le ventricule, de sorte que l'augmentation de la masse correspond à une tendance à l'hypercoagulabilité du sang alors que la diminution de la masse à une tendance à la thrombolyse ; on peut ainsi suivre très rapidement une variation de l'état de la crase sanguine alors que les procédés actuels exigent un prélèvement extra-corporel discontinu et long à interpréter.Cette couche peut éventuellement être mise à une faible tension électrique - mesure de la concentration en ions calcium et/ou magnésium au voisinage immédiat de, ou dans cette fine couche ou pellicule, à l'aide d'un capteur à base d'une membrane sélective aux ions calcium en soi connue, permettant de suivre instantanément les variations de concentration locale en ion calcium, liées au degré de coagulabilité du sang par rapport à la concentration générale en ions calcium mesurée ailleurs par un autre capteur dans le sang; La petite couche peut, par exemple, se former sur une surface, par exemple en verre à microrayures, portée par le cathéter et chargée d'électricité négative de voltage déterminé, par ailleurs connue, provoquant la formation locale du complexe activateur de la prothrombine et la tendance à la coagulation. La valeur de ce voltage négatif peut être variée, soit dans le -temps, soit spatialement, le long de ladite surface, ou d'une succession de telles surfaces, les moyens de mesure prenant alors en compte La valeur du voltage correspondant à l'accroissement le plus rapide du dépit. La surface peut, le cas échéant, présenter des précurseurs ou autres facteurs influençant la formation de fibrine ou précurseurs, convenablement isolubilisés ou fixés, par exemple, sur la surface électriquement négativée. Les moyens pour déterminer le ou les seuils auxquels on compare la valeur mesurée du paramètre permettent de régler manuellement et de préférence d'ajuster automatiquement la valeur ou les valeurs de seuil. De préférence, ces moyens peuvent avantageusement être télécommandés depuis l'extérieur de l'organisme comme dans les télécommandes de stimulateurs cardiaques, et être visualisés sur un moniteur externe. Le dispositif comporte, associé à ses moyens de détermination de seuil, des moyens de comparaison logiques ou analogiques, permettant de comparer les valeurs mesurées à la valeur programmée de seuil pour actionner, Si le seuil est franchi, les moyens permettant de libérer la dose appropriée de substance médicamenteuse dans la circulation, de préférence après autorisation par des moyens de contrôle de la signification pathologique ou métabolique de ce franchissement. Ces moyens de libération peuvent avantageusement comporter une ou plusieurs pompes et réservoirs implantés, contenant la ou les substances à administrer et susceptibles de délivrer, par au moins un conduit intracardiaque ou intracorporel, une quantité programmée de substance. La détermination de la dose à libérer peut être effectuée par le médecin, de façon tout à fait usuelle, en tenant compte des facteurs classiques, tels que activité, clairance, demi-vie, etc., relatifs au(x) médicament(s) choisi(s). La pompe implantée possède, à cet effet, un dispositif de réglage de dose usuel, des moyens de télécommande, par exemple électromagnétiques étant de préférence prévus pour permettre au médecin de régler la dose par commande hertzienne ou autre depuis l'extérieur de l'organisme. Ces moyens peuvent par exemple, être reliés au système vasculaire, veineux ou artériel général ou à un vaisseau local, déterminé, par exemple, une artère coronaire ou carotide. Dans le cas ou l'invention s'applique à un dispositif de protection d'artères coronaires, il est préférable, pour un traitement in situ, de faire déboucher le conduit en provenance de la réserve de substance dans l'artère coronaire, le conduit étant alors de préférence un conduit contenu dans un cathéter endocavitaire ou accompagnant un tel cathéter, ledit conduit pouvant traverser le myocarde dans sa zone apicale par exemple, pour être relié, après sa sortie épicardique, à l'artère coronaire considérée. On peut cependant aussi délivrer la substance dans un autre vaisseau, ou dans une cavité cardiaque, oreillette ou ventricule ou même parfois dans un tissu. De même, dans une telle réalisation, on préfère que les conducteurs reliés à des électrodes de mesure d'impédances d'artères coronaires, traversent le myocarde pour rejoindre, de préférence, le cathéter d'un stimulateur cardiaque dans la cavité ventriculaire droite. Conformément à un perfectionnement important du dispositif selon l'invention, -ce dispositif peut comporter des moyens sensibles aux cycles cardiaques et/ou pulsatoires du système artériel surveillé, ces moyens sensibles pilotant les moyens de mesure du paramètre de façon à provoquer les mesures en des instants déterminés ou connus du cycle. On peut aussi dans une forme particulière ment préférée de l'invention, prévoir de tels moyens sensibles aux cycles cardiaques, par exemple à la durée du cycle cardiaque, et éventuellement l'origine et la propagation de l'activation électrique qui le détermine, de façon à pouvoir juger, en cas de franchissement de seuil, du caractère pathologique ou non de ce fonctionnement, et décider, ou non l'intervention automatique. Cette détection peut également être utilisée pour modifier automatiquement les seuils et/ou les traitements, en fonction d'une programmation déterminée. Dans le cas d'artères périphériques, on peut utiliser des détecteurs implantés de pouls ou des capteurs de pression endo- ou périartérielle ou autres dispositifs connus. Dans le cas de la protection contre les hémopathies, telles que les leucémies, on peut placer une cellule optique ou l'extrémité optique d'un endoscope fibroscopique associé à des moyens de mesure et/ou de comptage des cellules sanguines, associé à des moyens d'analyse des images détectées, l'optique d'acquisition étant disposée à l'intérieur d'un ganglion lymphatique ou d'une moelle osseuse, par exemple le sternum. Des électrodes intra ou périosseuses peuvent également être utilisées comme électrodes électrocardiographiques ou pour la mesure des variations d'impédances électriques. Dans le cas de la protection au niveau du coeur et/ou des artères coronaires cardiaques, il est particulièrement utile de prévoir des moyens sensibles à la durée, et de préférence également de la qualité de propagation de l'activation électrique, au moins d'un cycle cardiaque précédent, et éventuellement de plusieurs cycles antérieurs, tels que décrits par exemple dans les brevets Zacouto US-A-3 857 399 et 4 052 991. On peut ainsi, par exemple, en cas d'extrasystoles, modifier automatiquement les seuils par rapport à la précocité de 1' extrasystole et à la potentialisation extrasystolique résultant des paramètres mécaniques et métaboliques du myocarde. Par exemple, également, en cas de tachycardie, la diminution des amplitudes des phénomènes mécaniques et la modification du métabolisme, qui peuvent conduire à une diminution brusque, mais sans thrombose, du débit coronarien, ne sera pas considérée comme justifiant la libération d'une dose de thrombolytique pur ou d'un vasodilatateur coronarien, par exemple, sauf si une thrombose coronarienne est détectée simultanément par un autre moyen. On peut également, et cette forme de réalisation est préférée dans le cas de la protection du coeur ou de ses artères coronaires, prévoir des moyens d'acquisition du phénomène électrique cardiaque tel que l'électrocardiogramme et/ou au moins un capteur sensible aux variations de pression et/ou de volume d'une cavité cardiaque, pour piloter les moyens de mesure de façon à réaliser la mesure en un moment déterminé ou connu du cycle, notamment systolique ou diastolique. Dans un tel dispositif, la différence ou variation de paramètre tel que l'impédance électrique entre diastole et systole est comparée à un seuil ou fourchette de seuil qui peut être fixe ou, le cas échéant, ajusté automatiquement, notamment en fonction de la fréquence cardiaque etfou les tensions artérielles et par exemple du niveau détecté des catécholamines sanguines ou intramyocardiques. En plus de, ou à la place de la mesure de la différence d'impédance électrique entre diastole et systole, on peut également détecter les décalages temporels de cette impédance et/ou de la pression sanguine ou myocardique par rapport à l'électrogénèse, par exemple acquise par l'électrocardiogramme général ou local, et/ou par rapport aux cycles de pressions statiques ou dynamiques locales ou générales. Le dispositif peut alors être agencé pour être sensible aux variations des décalages. De préférence, le dispositif est agencé pour acquérir l'électrocardiogramme local à l'endroit où l'on mesure l'impédance, et de préférence simultanément la pression, pour s'affranchir des modifications de I'électrogénèse et du mécanogramme qui ne sont pas obligatoirement contrôlées ni significatives par rapport aux phénomènes localement mesurés. Ce décalage est de préférence étudié par le dispositif selon 1 invention dans le myocarde, par exemple apical. On peut également, en plus, mesurer les variations et décalage des mêmes paramètres dans une cavité cardiaque telle que par -exemple le ventricule, de préférence à assez faible distance de l'emplacement où l'on effectue les détections des mêmes paramètres dans le myocardes de façon à procéder à une comparaison des détections dans ce tissu et dans le sang. D'autres caractéristiques de l'invention apparaitront à la lecture de la description suivante, faite à titre d'exemple non limitatif et se référant au dessin annexé dans lequel : - la figure 1 représente une vue schématique d'un dispositif selon l'invention, - la figure 2 représente une vue schématique des moyens implantés de mesure et de comparaison de ce dispositif, - la figure 3 représente une vue schématique de l'électrocardiogramme et de la courbe de mesure des impédances électriques. - la figure 4 représente une vue schématique de moyens de mesure de paramètres myocardiques, - la figure 5 et 6 représentent des vues schématiques en coupe transversale et axiale d'un capteur sensible à l'état de la crase sanguine. En se référant à la figure 1, on voit que le dispositif selon l'invention, totalement implanté dans 1' organisme, comporte, dans un boîtier implantable 1, analogue à celui d'un stimulateur cardiaque implantable, un ensemble qui sera détaillé par la suite. A partir du boitier 1, un cathéter veineux complexe 2 pénètre dans le ventricule droit 3. Dans le ventricule, et éventuellement dans l'oreillette, il possède un certain nombre d'électrodes de détection, respectivement de stimulation reliées par des conducteurs électriques dans le cathéter 2 à un stimulateur cardiaque contenu dans le bottier 1. A partir de la dernière électrode 4, le cathéter 2 se poursuit par un tube 5 qui, par voie transmyocardique sur le trajet 6, rejoint la surface du muscle cardiaque pour se terminer par une canule 7 pénétrant dans une artère coronaire 9.Le tube 5 est contenu dans une gaine qui contient de préférence un certain nombre de conducteurs, 10,11 qui émergent de la gaine et qui rejoignent respectivement des électrodes 14,15 portées intérieurement par des bagues 16,17 de préférence élastiques qui ont été mises en place autour de l'artère coronaire 9 par abord chirurgical thoracique, le diamètre interne des bagues 16,17 avec leurs électrodes internes étant suffisamment grand pour ne pas risquer de comprimer ou sténoser l'artère. La mise en place de la canule 7 dans la coronaire 9 s'effectue lors de la même intervention. On comprend donc que le cathéter 2, qui est un cathéter complexe, comporte tous les électrodes et conducteurs d'un cathéter classique pour la détection et la stimulation par voie endocardique droite et, en plus, le tube 5 avec les conducteurs qui lui sont associés et qui vont vers les moyens d'électrodes 14,15. L'extrémité du tube 5 est raccordée, par une microvanne convenable, à une pompe miniaturisée susceptible de débiter des doses déterminées d'un médicament tel qu'un thrombolytique, par exemple de l'urokinase. Dans une autre variante de l'invention ne nécessitant pas d'intervention chirurgicale cardiaque, mais simplement une intervention endoartetrielle, le tube 5 peut être omis, de même que les bagues 16,17, le cathéter 4 étant un cathéter classique de stimulateur. Dans cette forme de réalisation, on vient introduire, en un ou plusieurs emplacements de l'artère coronaire choisie, à l'aide d'un cathéter artériel introduit, par exemple, par l'artère fémorale, une prothèse endocoronaire, selon le procédé existant qui vient se plaquer contre la paroi interne de l'artère coronaire, cette prothèse, par exemple, de forme circulaire ou tubulaire, présentant des éléments conducteurs formant électrodes de façon à pouvoir déterminer au moins deux électrodes entre lesquelles il sera possible de mesurer L'impédance du sang du segment d'artère disposé entre les deux électrodes. On peut prévoir, le cas échéant, plus de deux électrodes espacées le long de l'artère et mesurer les impédance en plusieurs segments le long de l'artère. Les électrodes ainsi disposées, sur les prothèse endocoronariennes sont reliées par des fils conducteurs respectifs très fins et souple, de préférence regroupés, et s'étendant le long d'un trajet artériel jusqu'à un point de sortie, par exemple au niveau de l'artère fémorale, pour être r#eliés, toujours en restant implanté, par voie souscutanée jusqu'aux moyens électroniques disposés dans le bottier 1. Dans une variante préférée, les électrodes artérielles, telles que 14, 15, peuvent être alimentées par une source d'énergie autonome ou alimentées par transmission haute fréquence ou hertzienne depuis un émetteur intracorporel, par exemple situé au niveau du bottier du stimulateur cardiaque. De même, les valeurs significatives de la mesure d'impédance seront adressées à un récepteur intracorporel selon des procédés connus. En se référant à la figure 2, on voit très schématiquement la partie du dispositif contenue dans le bottier 1. Celui-ci comporte un stimulateur orthorythmique 20 antitachycardique qui peut être avantageusement du type décrit dans les brevets US-A-3 857 399 et 4 052 991. A ce stimulateur 20 peut, le cas échéant, être associé un défibrillateur entièrement automatique tel que décrit dans le brevet français Zacouto du Il juillet 1953 n0 1 237 702 et implantable tel que décrit dans le brevet français Zacouto n0 74 01383. Le bottier 1 incorpore également une source d'énergie électr#ique, par exemple, des piles au lithium et/ou des moyens de transmission périodique transcutanée d'énergie pour recharger des piles ou accumulateurs ou condensateurs. Les piles modernes utilisées dans les stimulateurs et défibrillateurs implantables pemettent de faire face pendant un certain temps, suffisant pour que le patient ait une indépendance entre les périodes de recharge ou de remplacement, même dans le cas où la consommation électrique est assez forte, par exemple, pour l'actionnement d'émetteurs ultrasonores. On peut aussi utiliser des piles isotopiques implantables connues. Ce stimulateur 20 est articulé, d'une façon connue, autour d'un organe logique tel qu'un microprocesseur, associé à des moyens de détection et des moyens de stimulation selon le procédé décrit dans les brevets US précités. Ces moyens permettent, en particulier, d'acquérir l'électrocardiogramme au niveau des électrodes endocavitaires droites 4 et une électrode extracardique, par exemple sur le bottier 1. L'un des éléments de l'électrocardiogrammes (ECG) ainsi obtenu est le rythme instantané de l'électrocardiogramme, c'est-à-dire la période séparant deux complexes QRS. Le stimulateur 20 comporte les moyens antitachyarythmiques automatiques décrits dans lesdits brevets Zacouto et est sensible aux troubles du rythme, en détectant leur fréquence et, de préférence, la morphologie des signaux électriques spontanés recueillis dans au moins une cavité ou paroi cardiaque. En cas de détection de signaux reconnus dangereux, le stimulateur 20 délivre automatiquement une stimulation électrique conformément auxdits brevets, notamment en augmentant le rythme de la stimulation. Selon un perfectionnement de l'invention, le cathéter 2, en dehors du tube 5 et des conducteurs qui lui sont associés et qui sont destinés aux électrodes justa- ou endocoronaires, peut être conçu comme celui décrit dans le brevet US-A-4 754 753, avec, dans le bottier 1, les moyens décrits dans ce brevet permettant d'acquérir à chaque pulsation cardiaque, 1 t électrovectocardiogramme. D'une façon schématique, le dispositif contenu dans le bottier 1 présente encore un générateur ou source 30 d'impulsions carrées ou sinusoidales ou autres, voire une source de courant continu susceptible d'adresser dans les circuits constitutés par les paires de conducteurs 10, 11, une succession d'impulsions carrées. La durée d'un train d'impulsions est, par exemple, de 30 ms, la fréquence de 5 kHz à 25 MHz et l'intensité de l'ordre de 10 à 30 microampères. Un circuit de mesure d'impédance (ou conductance) 40 est électriquement associé à la paire de conducteurs en provenance du couple d'électrodes coronaires 14,15 de façon à mesurer l'impédance au cours des émissions d'impulsion de courant en provenance de la source 30, le circuit 40 étant accordé à la fréquence correspondante. Le générateur 30 et le circuit 40 peuvent éventuellement être pilotés à partir du stimulateur cardiaque 20, en fonction de la fréquence de l'électrocardiogramme. Le circuit 40 comporte des moyens, pouvant d'ailleurs utiliser un microprocesseur, agencés de façon à calculer la différence des impédances maximale et minimale d'un cycle et à adresser le résultat de cette mesure à un moyen de comparaison, microprocesseur ou comparateur 50 à la seconde entrée duquel est affichée une valeur ou fourchette de seuil à partir d'un potentiomètre de seuil réglable 31. La sortie du comparateur est adressée à un circuit de commande de pompe 60 qui, lorsqu'une impulsion provient du comparateur 50, actionne le moteur de la pompe contenue dans le bottier 1 et provoque la délivrance par le tube 5 d'une dose de médicament dans la coronaire concernée. En fonctionnement normal, le fonctionnement est le suivant et l'on se reportera à la figure 3 La source adresse aux électrodes 14, 15, des impulsions et le circuit 40 correspondant mesure l'impédance entre les électrodes 14, 15. On obtient ainsi une courbe C représentée sur la figure et montrant le décours de la vatiation d'impédance. Le circuit 40 est en outre sensible aux cycles électriques cardiaques tels qu'il sont détectés par le stimulateur cardiaque, ces cycles étant matérialisés par la succession des complexes QRS de l'électrocardiogramme qui sont transformés en impulsions i par le stimulateur et adressés sous cette forme au dispositif 40. Le circuit 40 est en même temps sensible à la différence I entre la valeur la plus grande et la valeur la plus petite de l'impédance mesurée pendant un cycle.La différence I entre ces deux valeurs dans un même cycle est adressée au moyen de comparaison 50 qui la compare aux seuils programmés et en cas de franchissement du ou des seuils, le circuit 60 de commande de la pompe est actionne. La valeur de seuil à laquelle on compare la différence d'impédance I peut être fixe ou, le cas échéant, programmée pour tenir compte de la durée et de l'origine d'un ou de plusieurs cycles précédents. En remplacement, si l'on maintient un seuil fixe ou en tout cas indépendant des cycles, on peut avantageusement prévoir un circuit d'inhibition empêchant l'actionnement du circuit 60 lorsque, par exemple, le cycle précédent le cycle en cours était anormalement court. Ainsi, par exemple, lorsque le dispositif de détection du stimulateur détecte une tachycardie dépassant un certain seuil de fréquence, par exemple 150 pm, le microprocesseur du stimulateur inhibe le dispositif de commande 60 de la pompe de façon à eviter l'envoi programmé de médicament même si la différence entre impédance maximale et minimale par cycle est descendue au-dessous du seuil. De même ces moyens d'inhibition peuvent être agencés pour inhiber le dispositif pendant la durée d'un cycle normal précédé d'un cycle court et/ou ectopique. En variante, le dispositif peut être perfectionné de façon à ne pas commander le circuit de commande 60 du moteur lors de la première détection d'une diminution de la différence I au-dessous de la valeur de seuil mais au contraire il peut être agencé de façon à n'activer ces moyens que si cet abaissement est confirmé sur un ou plusieurs cycles consécutifs ou successifs. L'acquisition des cycles, au lieu d'être obtenue par détection de l'électrocardiogramme, peut également être obtenue par d'autres moyens par exemple par capteur de pression intracavitaire et/ou intramyocardique et/ou artériel. De préférence, le dispositif peut être agencé de façon à pouvoir être réglé par le médecin qui pourra choisir soit entre l'envoi d'une dose à chaque détection de franchissement de seuil sous réserve des conditions d'inhibition précités, ce qui présente l'avantage d'une médication instantanée, d'action particulièrement rapide, soit après l'acquisition d'un certain nombre d'abaissements successifs au-dessous du seuil, ce qui présente l'avantage de n'intervenir qu'en cas d'anomalie pratiquement certaine du débit coronaire. Le dispositif selon l'invention peut également comporter, des moyens, réalisés par le microprocesseur programmé de façon convenable, pour être sensibles non seulement à la différence entre les valeurs maximum et minimum d'impédance mesurées au cours d'un cycle mais également au décalage des maximum et minimum par rapport au début du cycle. Il peut également être sensible à des paramètres liés à ce décalage tel que l'intégration ou la dérivation mathématique de la courbe de mesure d'impédance. Dans cette forme de réalisation, le dispositif peut avantageusement comporter un seuil de décalage qui, s'il est franchi, c'est-à-dire si l'intervalle temporel entre le début du cycle et le maximum et/ou le minimum d'impédance dépasse cette valeur de seuil, actionne le circuit de contrôle de pompe 60, à moins que celui-ci ne soit inhibé pour une autre raison.Le début du cycle cardiaque peut être déterminé par un phénomène électrique, par exemple complexe QRS ou par un autre phénomène cardiaque tel que bruits du coeur ou un point précis du mécanogramme de pression du coeur. Dans une autre forme de réalisation de I invention, de préférence combinée à celle qui vient d'être décrite, on peut également introduire, dans la coronaire des capteurs piézo-électriques miniaturisés, à savoir au moins un capteur, et de préférence plusieurs capteurs, par exemple, placés sur une électrode de type anneau, répartis le long de la coronaire lorsque cela est possible. On peut ainsi obtenir, par cycle, la courbe de pression en un ou plusieurs endroits de la coronaire et, en association avec la mesure d'impédance, si elle est prévue, obtenir en effectuant le produit de l'impédance et de la pression, une grandeur représentative du rapport débit/pression dans les coronaires. La courbe de pression dans l'artère coronaire peut être exploitée par le microprocesseur d'une façon analogue à celle de la courbe d'impédance. En particulier, le dispositif peut être sensible à des changements du décours de la courbe de pression ou à des décalages temporels du décours de la courbe de pression par rapport au cycle électrique ainsi que le croisement des courbes de pression de flux et de reflux sanguin dans les artères coronaires. En se référant maintenant à la figure 4, on voit une autre forme de réalisation de l'invention dans laquelle la partie du dispositif contenue dans l'enveloppe 1 est sensiblement identique à celle décrite ci-dessus. Par contre, le cathéter 2 ne se prolonge pas par un tube traversant le myocarde pour rejoindre une ou plusieurs artères coronaires. L'extrémité 101 du cathéter 2 pénètre sur une courte distance dans le myocarde au fond du ventricule droit vers l'apex du coeur. La distance d'enfoncement peut être de l'ordre, par exemple, de 4 à 8 mm. Cette extrémité 101 comporte successivement, depuis la pointe, un capteur de pression 102 puis, de part et d'autre du cathéter, deux électrodes 103, 104, venant légèrement s 'écarteur dans le myocarde pour former un point d'ancrage en forme de V. Le cathéter présente ensuite des capteurs à ions potassium et ions H+ 105, 106 puis à nouveau deux électrodes 107, 108 s'ouvrant en V pour l t ancrage. Dans le ventricule, le cathéter peut avantageusement comporter, outre différentes élect#rodes, un capteur de pression 109 ainsi que d'autres capteurs 110, 111, 112 par exemple pour détecter, dans le sang, les ions potassium, les ions H+ et au moins un paramètre relatif à la coagulabilité sanguine, notamment du plasma sanguin etfou des éléments figurés du sang. Les deux électrodes 103 et 107, séparées entre elles d'une distance de quelques millimètres, sont reliées à un générateur d'impulsions tel que le générateur 30 et un moyen de mesure d'impédance entre ces électrodes 103 et 107 tel que le circuit 40. Les électrodes 104 et 108 sont destinées à détecter entre elles l'électrocardiogramme local dans cette zone du myocarde. On. peut ainsi obtenir localement à la fois l'impédance électrique, l'électrocardiogramme et le mécanogramme de pression myocardique. Dans la partie du cathéter pénétrant dans le myocarde, on peut également placer un détecteur optique sélectif discriminant l'hémoglobine de la myoglobine pour détecter une éventuelle hémorragie. Le dispositif peut alors être agencé, comme précédemment, de façon à comparer aux seuils programmés la différence entre les impédances minimum et maximum au cours d'un cycle cardiaque déterminé par l'électrocardiogramme bipolaire local, et/ou la forme de la courbe d'impédance correspondante et/ou le décalage temporel du pic ou du mimimum d'impédance. Il peut également prévoir des seuils auxquels il compare les valeurs maximales et minimales de pression pendant un cycle cardiaque, le déroulement de la courbe de pression ainsi que ltéventuel décalage d'un pic ou d'un minimum de pression par rapport au cycle cardiaque. Il peut, en outre, être sensible à la diffusion anormale d ions potassium ou à une variation anormale du pH. L'invention peut bien entendu, faire l'objet d'un certain nombre de variantes. En particulier, les moyens permettant au niveau d'une artère, telle que par exemple une coronaire ou une collatérale coronarienne, de détecter le passage ou la stagnation du débit sanguin peuvent être différents. En restant dans le domaine des mesures d'impédance électrique, on peut utiliser des électrodes intra-artérielles au lieu d'être disposées autour de l'artère. Ces électrodes peuvent être, par exemple, constituées de simples fils conducteurs introduits dans l'artère, par exemple au moment de la réalisation d'un pontage coronarien ou par sonde endartérielle. En cas d'implantation d'un coeur artificiel,( réalisée pour la première fois avec succès chez I' animal par l'inventeur en 1953),la protection des artères, notamment carotides et cérébrales peut être particulièrement importantes et les tests de provocation de la coagulabilité et de l'incoagulabilité du sang ainsi que les tests d'hémorragie vasculaire et de formule sanguine seront surveillés par le dispositif. On peut également utiliser des moyens électriques sensibles au flux sanguin autres que la mesure d'impédance et, de façon non limitative, on pourrait par exemple prévoir un émetteur et un capteur à ultrasons fonctionnant par exemple sur effet Doppler ou des moyens de mesure de durée de transit ultrasonore, ou bien encore un capteur optique avec une source lumineuse. Au lieu d'utiliser un moyen de détection sensible au flux sanguin immédiatement en place, on peut également utiliser des moyens de détection du vectocardiogramme comme décrit dans le brevet US 4 754 753 de façon à acquérir l'origine et les vecteurs de la propagation électrique tant en dépolarisation qu'en repolarisation. On sait que l'étude de la variation de ces vecteurs permet de déterminer, au moins de façon approximative, la zone myocardique dans laquelle une ischémie se produit. En cas de variations des vecteurs relatifs à cette zone au-delà d'un certain seuil de variation, le dispositif produit une libération d'une dose de médicament dans la circulation endocavitaire, ou directement dans un vaisseau coronaire ou dans les trois coronaires principales pouvant être reliées pour un envoi sélectif de médicament. En se référant aux figures 5 et 6, on voit une forme de réalisation d'un capteur tel que le capteur 112, destiné à mesurer par voie optique les variations d'épaisseur d'un dépit de fibrine. Le capteur 112 est disposé dans une cavité 150 du cathéter 2. Sur le dessin, le cathéter 2 présente un diamètre de l'ordre de 4 mm. La cavité 150, convenablement profilée, est obturée à l'extérieur par une grille en acier perforée d'une épaisseur, par exemple à 3/10 et dont les trous de mailles ont un diamètre de préférence supérieur a' 1/10 mm et inférieur à 1 ou 2 mm. Une bonne taille peut être, par exemple de l'ordre de 0,8 mm. Cette grille est soumise périodiquement à un faisceau ultrasonore permettant de la libérer des éléments du sang qui tendraient à la colmater. Dans la partie centrale de la cavité 150, le fond de la cavité présente un bras 152 contenant un faisceau de fibres optiques aboutissant à un dispositif optique usuel terminant un faisceau de fibres 153 allongé dans le sens de la longueur du cathéter. En face, et séparée d'un espace 154, se trouve une optique 155 aboutissant à un faisceau de fibres contenu dans un bras 156. Le faisceau optique passant par 152 et rejoignant l'oblique 153 est relié à une source lumineuse susceptible d'adresser dans l'espace 154, un rayonnement optique qui sera capté par l'optique 155 et retransmis par les fibres optique du faisceau 165 vers des moyens de mesure. Dans l'espace 154, se trouve disposé à midistance entre les optiques 153 et 155, un grillage 157, de préférence électriquement conducteur et qui peut être soumis périodiquement à des vibrations ultrasonores pour éliminer les éléments colmatants.Cette grille est supportée dans cet espace par un bras 158. A la partie inférieure de la grille 157, se trouve un transistor à effet de champ 159 de préférence associé à une petite électrode (non représenté) susceptible d'être amené à une tension négative. L'ensemble de la grille et du transistor 159 est contenu dans un très fin grillage 160 dont les mailles ont une dimension d'ouverture de 3 microns, cette grille pouvant être par exemple réalisée à partir de fils en fibre tel que fibre de carbone ayant un diamètre, par exemple de 1 à 3 microns. Lorsque le cathéter est disposé dans le sang, celui-ci, dans son écoulement traverse la grille 151 et circule, dans une certaine mesure dans la cavité 150. Le sang pénètre à travers le fin grillage 160 dans l'espace 154, les éléments figurés du sang étant cependant incapables de pénétrer dans cet espace en raison du diamètre du grillage 160 qui peut, le cas échéant, être également amené à un potentiel négatif repoussant les éléments figurés. La fibrine qui peut éventuellement se former se déposera préférentiellement sur la grille 157 laquelle peut, à cet effet, être préalablement pourvue d'une couche de fibrine ou présentée en association avec la fibrine ou séparément, des produits susceptibles d'induire la formation de fibrine, tels que notamment des précurseurs ou facteurs insolubilisés sur la grille.La lumière traversant I'espace 154 verra son intensité décrottre, et son spectre, le cas échéant, se modifier, en fonction de la présence ou de l'absence de fibrine sur le grillage 157 et de l'épaisseur de la couche de fibrine. Le transistor 159 est sensible à la concentration en ions calcium. De façon avantageuse, la partie inférieure de la grille 160 peut être amenée à un potentiel négatif facilitant la formation de la fibrine de sorte que l'on peut, le cas échéant, observer un dépit d'épaisseur décroissante vers le haut, les variations spatiales d'épaisseur pourront alors être également analysées par analyse des différents pixels reçus dans les différentes fibres du faisceau 156.De façon avantageuse, un ou plusieurs conduits peuvent être prévus dans le bras 158 pour amener dans l'espace 154, s'il y a lieu, un agent fibrinolytique, par exemple, plasminogène, héparine, etc., et limiter la quantité de fibrine susceptible de s'y former. La grille 151, pour sa part, empêche, en cas d'effraction du grillage 160, le passage dans la circulation d'éléments de fibrine ayant une taille dangereuse. Les différents moyens de mesure de paramètre, tels que des émetteurs etfou récepteurs laser et maser, éventuellement modulés, ultra-sonore, sonore, de mesure d'impédance électrique ou d'électrocardiogramme peuvent, de préférence être orientés spatialement dans par par télécommande depuis l'extérieur. Dans ce cas, l'énergie nécessaire au mouvement mécanique peut être fournie par télétransmission, par exemple haute fréquence, la source d'énergie du dispositif selon l'invention pouvant, par exemple, comporter, d'une part, une pile, nucléaire ou non, et d'autre part, un récepteur implanté d'énergie depuis l'extérieur, soit pour des surconsommations liées à des manoeuvres ou interventions particulières du dispositif, soit pour recharger tout ou partie de la source. Ainsi, par exemple, le détecteur récepteur ultrasonore intra ou justacardiaque peut comporter une tête émettrice-réceptrice mobile ou tournante monotorisée par télécommande, permettant d'enregistrer sur une mémoire du dispositif implanté, un échocardio- ou échomédiastinogramme d'origine centrale, capable d'être retransmis à l'extérieur par télécommande. Les moyens optiques endoscopiques peuvent également être orientables, par exemple pour explorer les structures ou cellules osseuses. REVENDICATIONS. 1. Dispositif de protection contre les affections liées au sang, caractérisé en ce qu'il comporte : - des moyens implantés (14, 15, 103, 106) pour mesurer en permanence ou périodiquement au moins un paramètre biologique susceptible de précéder ou d'accompagner l'imminence ou la survenue d'une affection liée au sang, - des moyens implantés (40, 50, 51) pour déterminer un ou des seuils auxquels on compare la valeur mesurée du paramètre, - et des moyens implantés (60) sensibles au franchissement de ce(s) seuil(s) pour libérer automatiquement dans la circulation une dose appropriée d'un ou plusieurs agents thérapeutiques. 2. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens (14, 15) pour mesurer l'impédance d'une voie vasculaire. 3. Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en ce que lesdits moyens (14, 15) sont disposés dans ou autour d'une artère, notamment coronaire. 4. Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en ce que lesdits moyens sont disposés dans une cavité cardiaque. 5. Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en ce que lesdits moyens sont disposés dans le myocarde. 6. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 2 à 5, caractérisé en ce qu'il comporte une source électrique (30) reliée à des moyens d'électrodes (14, 15) pour une émission destinée à la mesure d une impédance électrique, à au moins une fréquence comprise entre quelques kHz et un ou quelques MHz. 7. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 2 à S, caractérisé en ce que le dispositif comporte des moyens (40) sensibles à la différence des impédances mesurées. 8. Dispositif selon la revendication 7, caractérisé en ce que lesdits moyens (40) sont sensibles à la différence entre l'impédance maximale et l'impédance minimale mesurée dans un même cycle cardiaque. 9. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 2 à 8, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens (40) sensibles au décalage du décours de la courbe de mesure d'impédance susceptible de se produire entre deux cycles. 10. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 2 à 9, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens d'électrodes disposés dans et/ou à distance du muscle cardiaque pour former des axes de mesure distincts et acquérir le vectogramme des variations d'impédance électrique du coeur. 11. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 10, caractérisé en ce qu'il comporte au moins un capteur de pression sensible à la pression sanguine ou myocardique. 12. Dispositif selon la revendication 11, caractérisé en ce qu il comporte au moins deux capteurs de pression espacés le long d'une voie vasculaire ou cardiaque et des moyens sensibles à la valeur des pressions captés et/ou au décalage entre l'établissement des pressions captées par lesdits capteurs. 13. Dispositif selon l'une quelconque des revendication 2 à 12, caractérisé en ce qu'il comporte un ou plusieurs capteurs sensibles à la déformation géométrique d'une voie cardiaque ou vasculaire. 14. Dispositif selon la revendication 13, caractérisé en ce que ledit capteur est une jauge de contrainte disposée sur un vaisseau. 15. Dispositif selon la revendication 13, caractérisé en ce que ledit capteur comporte un émetteur ultrasonore. 16. Dispositif selon la revendication 15, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens de capteurs susceptibles de mesurer la durée du transit ultrasonore dans la voie vasculaire ou cardiaque. 17. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 13 à 17, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens reliés auxdits capteurs et sensibles à l'amplitude de la déformation géométrique pendant un cycle. 18. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 13 à 17, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens sensibles au décalage du décours de la courbe de déformation géométrique entre deux cycles. 19. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 18, caractérisé en ce qu'il comporte au moins un capteur sensible à une concentration ionique et disposé au voisinage d'une zone à risque. 20. Dispositif selon la revendication 19, caractérisé en ce que lesdits ions sont choisis parmi les ions potassium, H+, sodium, chlore, calcium, magnésium, phosphore. 21. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 20, caractérisé en ce qu'il comporte au moins un capteur sensible à un paramètre tel que teneur en oxygène, en C02, CO en hémoglobine ou dérivés, disposé au voisinage d'une zone à risque. 22. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 19 à 21, caractérisé en ce que lesdits capteurs sont disposés dans le myocarde et/ou une cavité cardiaque. 23. Dispositif selon l'une quelconque des revendications i à 22, caractérisé en ce qu'il comporte au moins un capteur de température sensible à la température différentielle au voisinage d'une zone à risque. 24. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 23, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens d'acquisition de l'électrocardiogramme. 25. Dispositif selon la revendication 24, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens sensibles au rythme cardiaque. 26. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 24 et 25, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens sensibles à la forme de l'électrogénèse cardiaque. 27. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 24 à 26, caractérisé en ce qu'il comporte-des moyens d'électrodes endocavitaires et/ou intramyocardiques pour l'acquisition de l'électrocardiogramme. 28. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 24 à 27, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens sensibles à une anomalie électrique cardiaque dépassant une valeur de seuil pour provoquer la délivrance d'un médicament. 29. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 22 à 28, caractérisé en ce qu'il comporte des électrodes de détection électriques disposées sur plusieurs axes géométriques pour l'acquisition du vecto-cardiogramme et des moyens sensibles à une modification du vectocardiogramme au-delà d'un seuil pour provoquer la libération d'une dose de médicament. 30. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 29, caractérisé en ce qu'il comporte au moins un capteur sensible aux bruits spontanés des valves cardiaques et/ou du myocarde. 31. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 30, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens pour générer des sons ou ultrasons dans le coeur ou dans une voie vasculaire, ainsi que des moyens sensibles à la propagation, ou l'absorption desdits sons ou ultrasons sensibles. 32. Dispositif selon la revendication 31, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens générant les sons ou ultrasons avec une variation rapide de fréquence sur une plage de fréquences. 33. Dispositif selon la revendication 31, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens sensibles à la fréquence de résonance. 34. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 33, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens sensibles au dépôt de fibrine dans une voie vasculaire ou cardiaque à risque. 35. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 34, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens sensibles à l'état de la crase sanguine. 36. Dispositif selon la revendication 35, caractérisé en ce qu'il comporte au moins un foyer muni de moyens de présentation facilitant l'accumulation locale de facteur de la crase sanguine. 37. Dispositif selon la revendication 36, caractérisé en ce qu'il comporte, audit foyer, un capteur sensible aux ions calcium, et/ou H+. 38. Dispositif selon l'une des revendications 36 et 37, caractérisé en ce qu'il comporte, audit foyer, des moyens de présentation d'au moins un facteur de la crase sanguine. 39. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 36 à 38, caractérisé en ce qu'il comporte, audit foyer, des moyens sensibles à l'absorption optique par au moins un facteur de la crase sanguine. 40. Dispositif selon l'une des revendicadications 35 à 39, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens sensibles à un dépit de fibrine ou de ses précurseurs. 41. Dispositif selon la revendication 40, caractérisé en ce qu'il comporte un support, surface ou cavité facilitant un dépit local de fibrine ou de ses précurseurs et des moyens pour mesurer l'épaisseur ou la masse dudit dép8t. 42. Dispositif selon la revendication 41, caractérisé en ce qu il comporte, au voisinage dudit support, surface ou cavité, des moyens d'électrodes alimentés en un courant pour mesurer l'impédance de la couche ou masse du dépôt. 43. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 40 à 42, caractérisé en ce qu'il comporte, au voisinage dudit support, surface ou cavité, des moyens d'émission et de réception lumineuse sensibles à l'épaisseur de la masse du dépôt. 44. Dispositif selon l'une des revendications 40 à 42, caractérisé en ce qu'il comporte, au voisinage du support ou cavité, des moyens d'émission sonore ou ultrasonore et des moyens de capteurs sonores ou ultrasonores sensibles à la résonance de la couche ou masse de dépôt. 45. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 35 à 39, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens d'émission ultrasonore et de réception ultrasonore sensibles à la résonance correspondant au facteur dans le sang. 46. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 45, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens d'émissions sonores ou ultrasonores et un capteur sonore ou ultrasonore, orientés dans une voie vasculaire ou cardiaque pour émettre des sons ou ultrasons avec unevariation de fréquence rapide et détecter la résonance de la colonne sanguine. 47. Dispositif selon la revendication 46, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens pour provoquer l'émission et la mesure en des moments déterminés du cycle cardiovasculaire, notamment pendant une systole ou une diastole. 48. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 47, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens optiques d'acquisition d'une couleur ou image dans le sang circulant ou une paroi cardiaque ou artérielle ou la moelle osseuse. 49. Dispositif selon la revendication 48, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens permettant le comptage d'éléments figurés du sang. 50. Dispositif selon l'une des revendications 48 et 49, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens d'analyse de l'image. 51. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 50, caractérisé en ce que l'on effectue la mesure des paramètres de façon périodique en association avec les cycles cardiaques ou artériels. 52. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 50, caractérisé en ce que l'on mesure les paramètres plusieurs fois pendant un cycle et que l'on compare auxdits moyens de seuil la variation de paramètre pendant le cycle. 53. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 51 et 52, caractérisé en ce que l'on mesure un paramètre au moins une fois pendant un cycle et que l'on compare les mesures entre deux ou plusieurs cycles. 54. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 53, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens sensibles au rythme et/ou à l'électrogénèse cardiaque, lesdits moyens étant reliés à des moyens de détermination de seuil pour modifier les seuils. 55. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 54, caractérisé en ce qu'il comporte des moyens sensibles au rythme et/ou l'électrogénèse cardiaque, reliés aux moyens de libération de dose pour autoriser ou inhiber ladite libération. 56. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 55, caractérisé en ce qu'il comporte un stimulateur et/ou défibrillateur cardiaque. 57. Dispositif selon la revendication 56, caractérisé en ce que ledit stimulateur est muni de moyens antitachyarythmiques.