Brevet FR2709943A1 — publié le 19950324

d 2709943 PROCEDE ET DISPOSITIF DE PROTECTION ET DE DETECTION DES FONCTIONS SYSTOLIQUES ET DIASTOLIQUES DU COEUR ET / OU DES ARTERES La présente invention concerne un dispositif de protection et de détection des paramètres mécaniques ou hémodynamique du fonctionnement des cavités cardiaques et/ou de celui des arbres artériels avecsouvent. leur corrélations électrocardiographiques. L'invention a un procédé permettant des mesures et analyses très rapides., précises et sensibles de la contractilité, de la relaxation et de la diastole au niveau du coeur et de leurs équivalents au niveau des artères, sur un ou plusieurs cycles cardio-vasculaires. analyses qui peuvent servir à déclencher des traitements automatiques., préventifs, o curatifs. Il est maintenant devenu courant. en cardiologie de détecter des paramètres liés à l'hémodynamique et d'utiliser les informations obtenues à des fins de contrôle ou de 2 2709943 diagnostic. L'un des paramètres fréquemment utilisés est la pression mesurée dans les cavités cardiaques. le plus souvent un ventricule ou dans l'arbre artériel. C'est ainsi qu'on enregistre le mécanogramme cardiaque. par exemple la courbe traduisant la valeur de la pression en fonction du temps. Ceci, aussi bien dans les monitorages externes que dans quelques prototypes d'appareils totalement implantés tels que des stimulateurs et/ou defibrillateurs cardiaques. Il est impossible à partir de la courbe de pression de déterminer directement des constantes caractéristiques des vitesses de montée ou de chute de pression dans les cavités et les artères, par exemple dans le ventricule gauche au moment de la contraction isovolumétrique. c'est à dire de la phase de la contraction ventriculaire à volume constant pendant laquelle les valves mitrales et aortiques sont normalement simultanément fermées. Pour ceci le cardiologue divise la courbe des pressions sanguines dans cette zone en petits intervalles successifs réguliers, par exemple 10 ms. puis à l'aide d'instruments graphiques. détermine la dérivée Ap / At pour chaque intervalle, puis calcule le rapport de la dérivée à la pression soit Aç24t. Sachant que sur les p segments étudiés, on peut considérer que la pression est une fonction du temps sous la forme p = at + b. Disposant ainsi de plusieurs points de cette droite on peut déterminer graphiquement les valeurs a et b. Un calcul analogue est fait pour la phase de relaxation qui correspond à la première partie de la descente de la pression (fig. 1) segment D, on y utilise egalement une régression logarithmique. 3 2709943 Les valeurs des coefficients A et B donnent au cardiologue une indication précise de la contractilité, (car le myocarde travaille durant ces phases contre une charge négligeable), c'est à dire de la performance systolique et de la relaxation du myocarde qu'il peut utiliser d'une part à des fins thérapeutiques, diagnostics ou pronostics, d'autre par pour vérifier une variation éventuelle à la suite d'un traitement entrepris. Les opérations manuelles de détermination graphiques sont longues et pénibles et fournissent les renseignements souvent plusieurs heures après la mesure effective, ce qui est un véritable inconvénient du fait qu'aucune action thérapeutique ne peut être effectuée en temps réel notamment en réanimation. Un autre avantage de la mesure automatique sur la mesure manuelle est sa sensibilité très supérieure qui permet d'amplifier de très faibles variations des paramètres hémodynamiques du coeur et des artères, par exemple à chaque cycle. Pour ces raisons et également en raison des difficultés propres à l'acquisition rapide de ce genre de paramètre, les appareils implantés dans le corps de façon temporaire ou définitive et fonctionnant automatiquement. tels que les stimulateurs et défibrillateurs cardiaques ne sont pas encore agencés pour la détermination automatique de paramètres faisant l'objet de la présente invention. L'analyse des fonctions myocardiques peut d'ailleurs se faire épisodiquement en cas de détection de cycles dangereux. par exemple une diminuation au dessous de seuils variables des rapports Ap/At max. et/ou de pressions maximales ou moyennes indiquants un déséquilibre hémodynamique significatif. Or la présente invention, a permis de découvrir non seulement qu'il était possible de déterminer ces paramètres relatif à la contractilité, à la relaxation et la diastole du muscle cardiaque de façon extrêmement rapide pour fournir des résultats clairs en temps réel, à chaque cycle cardiaque et/ou artériel mais encore que ces informations sont extrêmement utiles car elles permettent de réaliser d'une part un dispositif de traitement préventif ou curatif instantané de défaillance myocardiques débutantes ou évolutives et notamment avant leur diagnostic clinique. électrocardiographique,échocardiographique angio ou coronarographique etc.. et d'autre part, un dispositif d'analyse précise. rapide et très sensible des fonctions myocardiques et artérielles soumises à des tests pharmacodynamiques tels que: aérosols ou perfusions intraveineuses de substances cardio- ou tensioactives ou des tests d'effort ou d'inhalation de mélanges gazeux par exemple pour le mesure du V 02 max. Ceci est particulièrement intéressant en cas de thromboses coronariènes. ischémies silencieuses et insuffisances cardiaques débutantes ou menaçantes. car dans ces cas, sous réserve d'un rythme cardiaque préservé et/ ou correctement corrélé. une légère diminution de la contraclité et/ou de la relaxation des ventricules précède de une à trois minutes les signes électrocardiographiques ou l'angor ce qui peut permettre une intervention thérapeutique automatique avant 2709943 l'installation d'une lésion tissulaire ou d'un trouble hémodynamique ou de douleur ainsi qu'une thrombolyse automatique instantanée tel que décdrite par l'inventeur dans le brevet FR 88 13523. Lorsqu'une cardiopathie empêche la fermeture simultanée des valves mitrales et aortiques ou lorsque ces valves sont fuyantes les détections de la contractilité existante, utilisant des sondes porteuses de capteurs de pressions intracardiaques ou non, ne permettent pas de mesurer valablement les variations de pressions durant la phase correspondante normalement isovolumétrique des ventricules. Il en va de même au niveau du ventricule droit à valves normalement synchronisées. car la durée de la phase isovolumétrique y est trop courte (de l'ordre 10 à 15 ms) pour des mesures manuelles sur plusieurs intervalles. Un dispositif selon l'invention permet par contre souvent d'analyser les phases assimilables aux phases isovolumétriques des ventricules gauche et droit à fermetures valvulaires désynchronisées ou fuyantes en utilisant un calcul automatique permettant une correction adaptée à la cardiopathie. par exemple en calculant les fuites valvulaires en échocardiographie Doppler pour corriger les variations de pression par les facteurs de fuite simultannées et en calculant la désynchronisation valvulaire. par exemple mitro- aortique par échocardiographie des deux valves ce qui revient à calculer un facteur de fuite Doppler comme dans le cas précédent. L'invention a donc pour objet un dispositif de détection et de prévention sélectivement et hautement sensible aux trois phases d'un cycle cardiaque o équivalent 6 2709943 artériel qui sont: la contractilité, la relaxation et la diastole. Au niveau de la courbe de variation de la pression et/ou du volume ou du débit en fonction du temps concernant au moins une cavité cardiaque de préférence un ventricule et de préférence l'aorte et/ou l'artère pulmonaire on recherche la courbe p = f (t). On utilise ensuite des moyens de calculs pour analyser en temps réel Ap/At et en déduire la corrélation entre cette courbe et la pression, par exemple, par une courbe de Lissajous Ap/_At = f (p). aussi bien au moment de la mise P sous pression et/ou de la relaxation isovolumétrique (ou phases assimilables du myocarde ventriculaire ou des phases équivalentes des cycles artériels, c'est à dire, par exemple du Ap/At max. de leurs courbes ascendante et descendante On utilise des moyens logiques de comparaisons pour comparer l'information ainsi obtenue à celle d'au moins un cycle précédent, de préférence en tenant compte d'une variation de la durée du cycle précédent et si possible de sa nature. On utilise un moyen d'exploitation sensible au résultat de cette comparaison. ce moyen pouvant être un moyen de visualisation, de surveillance automatique (par exemple à seuil réglable) et/ou mémorisation du résultat et/ou de façon particulièrement avantageuse un moyen susceptible de délivrer automatiquement un traitement instantané en fonction des résultats de la comparaison. De façon avantageuse les moyens de calculs peuvent fournir des éléments de la droite sur laquelle s'alignent sensiblement les points de la courbe de Lissajous et. de 7 2709943 façon avantageuse les moyens de comparaisons peuvent analyser la droite de régression calculée ainsi obtenue, et notamment sa pente et/ou son ordonnée d'origine à la valeur du même paramètre d'au moins un cycle antérieur et/ou postérieur. Ce cycle antérieur peut être le cycle directement antérieur et/ou la valeur moyenne du paramètre pris sur plusieurs cycles antérieurs pouvant être correlés au cycle précédent le cycle de mesure. On peut cependant, également, comme la demande de brevet de l'inventeur FR-A-2 669 523. comparer la succession des valeurs de paramètres d'une séquence active de plusieurs cycles (la séquence des derniers n cycles cardiaques qui viennent de se produire), à la succession des paramètres d'une séquence antérieure. Les moyens de comparaisons peuvent également tenir compte du fait que le cycle pendant lequel on vient de procéder à la détection et au calcul, a vu sa durée (intervalle R - R) varier par rapport au cycle précédent qui sert à la comparaison. Ceci peut être effectué en pourcentage ou ms correspondant à la différence des périodes cardiaques considérées. Cette adaptation automatique des mesures dans les phases de la contractilité, de la relaxation et de la diastole des cycles cardiaques et artériels aux durées et/ou qualités des cycles précédents permet d'utiliser la méthode conforme à l'invention en cas d'arythmies cardiaques notamment par fibrillations auriculaires et/ou extra-systoles. L'exploration des extra-systoles par stimulation cardiaque orthorythmique c'est à dire couplage des électro-systoles en pourcentage du cycle cardiaque ou 8 2709943 artériel précédent permet la mesure sélective précise du pouvoir de renforcement post-extrasystolique mécanique du myocarde. Cette mesure, présentement non réalisée en cardiologie. est d'un très grand intérêt car elle permet de connaître les capacités de contractilité et de relaxation ne dépendant pas exclusivement des cycles de KREBS intracellulaires strictement oxygénodépendants qui brûlent le glucose en présence d'oxygène mais sollicitent également le cycle des pentoses qui est relativement anaérobie. Une autre application du renforcement post extrasys- tolique est la stimulation couplée ou pairée pour réaliser et mesurer un effet inotrope positif en cas de rythme sinusal rapide ou de tachycardies ventriculaires ou autres, sous couvert d'un défibrillateur et d'un stimulateur relais et anti-tachycardique automatiques. L'analyse automatique et simultanée de l'électrocardiogramme et de la courbe 205 correspondante des variations de pressions intracardiaques permet d'ajuster à chaque cycle l'intervalle de couplage de la stimulation électrique. en tenant compte du cycle précédent. de manière à réaliser une dépolarisation myocardique précoce après la zone réfractaire électrique sans 210 sortir de la zone réfractaire mécanique correspondante c'est à dire sans modifier le mécanogramme en cours, c'est à dire aussi, survenant vers la fin du plateau des pressions intraventriculaires. Une telle stimulation à couplage électro-stimulé 215 automatique est indiquée en cas de tachycardie récidivantes ou réfractaires aux stimulations anti-tachycardiques et à la 9 2709943 cardioversion et aussi en cas d'insuffisance cardiaque menaçante à rythme sinusal rapide qui sera réduit de moitié. De même dans le cas o le cycle qui vient d'être 220 détecté comporte un extra-systole spontanée ou éléctrostimulée,. ventriculaire ou auriculaire, on peut procéder à une modification de la comparaison en donnant un coefficient spécifique automatique après chaque identification de la catégorie d'un cycle cardiaque par le 225 programme. Les moyens d'exploitation thérapeutiques automatiques peuvent comprendre par exemple. un appareil implanté ou non comportant: - un stimulateur cardiaque de type WIR ou DDDR et anti-tachycardique. des moyens de cardioversion et de 230 défibrillations automatiques et/ou de stimulations électriques neurovégétative d'un type connu, ou des moyens de délivrance automatique d'une dose d'une drogue ou de régulation ou de l'arrêt de la délivrance d'une drogue ou d'un implant cellulaire ou de micro organismes protégés par 235 membrane Sélective auto-nettoyante à production génétique contrôlée. Des moyens implantés de délivrance de drogues tel que des pompes implantées sont maintenant bien connus et permettent de délivrer dans un endroit précis de la 240 circulation sanguine, par exemple une petite artère abdominale, une dose efficace d'un médicament qui peut être. de façon non limitative des: Inhibiteurs de l'Enzyme de Conversion. Inhibiteurs Calciques. Bêtabloquants. Facteurs de Croissances. Dopaminergiques. Sensibilisateurs au Calcium. 245 Stabilisateurs des Canaux Potassiques, Béta-stimulants. Inhibiteurs de la Phosphodiestérase. Diurétiques. 2709943 Vasodilatateurs. Anti-agrégants Plaquettaires. Anticoagulants. Thrombolytiques etc. D'autres avantages et caractéristiques de l'invention 250 apparaîtront à la lecture de la description suivante faite à titre d'exemple non limitatif et se référent au dessin annexé dans lequel: - la fig. 1 est une vue d'un mécanogramme des pressions intra-ventriculaires associé à un électrocardiogramme. 255 - la fig. 2 représente un schéma d'un dispositif selon l'invention. la fig. 3 représente un schéma synoptique de fonctionnement. - la fig. 4 représente les courbes des différents 260 paramètres acquis et calculés automatiquement par le dispositif selon l'invention. - la fig. 5 représente la matérialisation d'une droite de paramètre selon l'invention acquise automatiquement par le dispositif en temps réel. 265 On se réfère tout d'abord & la figure 1 qui est destinée à rappeler les caractéristiques connues du mécanogramme cardiaque. Sur cette figure la courbe supérieure présente l'électrocardiogramme sur lequel on voit les deux ondes QRS d'un cycle cardiaque R-R, chaque onde étant 270 précédée de son onde P et suivie de l'onde T. La courbe inférieure montre l'évolution de la pression p. fonction du temps t. prise à l'intérieur d'un ventricule cardiaque. La courbe en trait plein représente p et la courbe en trait interrompu la pression artérielle aortique, p est 275 établi en centimètres de mercure par rapport à la pression atmosphérique fournissant la valeur nulle de l'échelle de il 2709943 pression. On voit sur le mécanogramme que le segment A-B est la période isovolumétrique. le segment B est la phase de mise sous pression rapide sans éjection sanguine (isométrique). le 280 segment C ou PE est la période d'éjection sanguine, la valve aortique étant alors ouverte, le segment D est la phase de relaxation, à partir du point D' la valve mitrale s'ouvre et à partir du point E la pression de remplissage ventriculaire rapide appelé onde E commence et ouvre la vrai phase F 285 diastolique vers la fin de laquelle apparaît l'onde A de la contraction auriculaire. La comparaison automatique. simultanée ou non des ondes E et A diastoliques de pression avec la vélocité des ondes E et A par doppler est une possibilité supplémentaire donnée par le dispositif de 290 l'invention. En se référant à la fig. 2 on voit un schéma synoptique d'un dispositif suivant l'invention. Celui-ci comporte un cathéter 1 pénétrant jusque dans le ventricule o il porte un capteur de pression 2 et les électrodes habituelles de 295 détection et de stimulations intracardiaques 3. Ces électrodes sont reliées d'une part a un stimulateur électrique 4 alimenté par une source électrique 5. d'autre part un amplificateur isolé 6 qui reçoit les conducteurs du détecteur de pression 2. L'amplificateur isolé 6 adresse ses 300 informations, c'est à dire le signal correspondant à la pression instantanée détectée, à une interface analogique numérique 7 transportant l'information numérisée à un calculateur 8. Ce calculateur est associé à une mémoire RAM 9 et peut être piloté et initialisé à partir d'un clavier 305 10. Les informations traitées par le calculateur peuvent être adressées à un moniteur 11 et une imprimante 12. De 12 2709943 façon avantageuse des électrodes externes 13 peuvent permettre de détecter, par voie externe, l'électrocardiogramme par exemple sous toutes les dérivations 310 classiques, les électrodes étant reliées, par l'intermédiaire d'un amplificateur isolé 14 à l'interface 7. Il en va d'une 300 manière analogue des détecteurs externes des courbes de pression et/ou volume artériel obtenues par mesures sur un manchon et du circuit correspondant 16 et des électrodes cutanées de la mesure des courbes de bio-impédance qui aboutissent au circuit 15. Les différents organes 305 constitutifs des dispositifs selon l'invention sont alimentés en courant par des sources usuelles 5. D'autre part des électrodes externes cutanées placées sur un membre ou le thorax enregistrent la bio-impédance dont les signaux amplifiés par l'amplificateur 15 arrivent à l'interface 7. 310 En outre, il existe un manchon étanche et non élastique 17 entourant au moins un segment de membre capable de mesurer à l'aide d'un fluide la courbe des variations de pression sanguine et/ou volume sanguin à chaque cycle artériel qui sont traitées par l'amplificateur 17 et envoyées ensuite à 315 l'interface 7. On se réfère maintenant à la figure 4. Sur cette figure la courbe supérieure représente l'électrocardiogramme ECG. Les deux courbes inférieures représentent l'une la courbe p = f (t) et l'autre la dérivée de la pression par rapport au 320 Ap/At. La courbe médiane représente le rapport de la dérivée de pression à la pression.Le calculateur 8 reçoit, en temps réel, la valeur instantanée de la pression p et est sensible au temps par une horloge interne usuelle. Il peut donc calculer instantanément la valeur Ap/At et, à partir de 325 cette valeur, faire instantanément le calcul de la valeur f (t). L'ensemble des valeurs correspondant à au P moins un cycle. à savoir le cycle en cours est stocké dans la mémoire 9. de sorte que le calculateur, au moment o un cycle cardiaque est en train de s'achever, a à sa disposition 330 dans la mémoire, les différentes courbes précitées durant tout ce cycle et au moins durant le cycle précédent. Le calculateur peut afficher les courbes sur le moniteur 11 et les imprimer sur l'imprimante 12. En même temps. au fur et à mesure qu'il établit les 335 valeurs des courbes Ap/At. le calculateur calcule la courbe de Lissajous. soit Ap = f (p). représentée sur la figure P 5. On représenté sur la courbe de Lissajous les différents segments A. B. C. D et F. 340 Pour déterminer que le décours de la pression se trouve sur le segment B de contraction isométrique on utilise les caractéristiques suivantes: Du début jusqu'à la fin du segment B. le convertisseur 7 adresse au calculateur 8 une valeur de pression par 345 exemple toutes les 2 ms. Si n est le nombre de mesures successives dans la partie B de la courbe de pression on détermine une droite d'équation y = ax + b représentative de la distribution des points d'ordonnées x et y sur la courbe de Lissajous (x =...... y =..). ), la droite d'équation 350 y = ax + b étant déterminée par les formules de calcul usuelles: b est la valeur fictive qui correspondait à la vitesse de variation relative de la pression lorsque la pression est nulle; alors que - a/b, sur l'abscisse p de la 14 2709943 figure 5 correspond à la pression maximale que le myocarde 355 pourrait théoriquement générer. Conformément à l'invention on peut imprimer les différences courbes d'électrocardiogramme. de pression. de dérivée de la pression de Ap/At et les droites y = ax + b pour chaque cycle et afficher les valeurs calculées de b et 360 de a/b. On peut. de préférence. effectuer simultanément les mêmes mesures de calculs pour le segment de relaxation D. ou à partir de droites de régression logarithmiques ou autres. Pour un patient donné, à titre d'exemple. on peut 365 procéder à une comparaison de ces valeurs pour un cycle donné aux valeurs correspondantes d'au moins au cycle précédent. Le résultat de la comparaison est estimé normal si la différence ne dépasse pas les seuils admis pour le patient examiné. Au contraire dans le cas o les valeurs sont 370 suffisamment différentes, le calculateur 8 actionne un dispositif de traitement qui peut être soit un stimulateur ou défibrillateur cardiaque 4. soit un dispositif de délivrance de drogue. Le calculateur peut aussi afficher en toutes lettres les paramètres biologiques critiques ainsi que leurs 375 anormalités et/ou leurs tendances évolutives à chaque cycle ou ensemble de cycle cardiaque ou autres périodes désirées. Selon une variante importante de l'invention on utilise la mesure simultanée par voies externes des décours continus de la variation de la pression artérielle (mesurée par la 380 méthode connue des contrepressions d'un fluide dans une vessie souple et/ou élastique entourée par un manchon non élastique qui entoure hermétiquement un segment d'un membre) 2709943 et de la variation de l'impédance électrique du même segment de membre (par une méthode également connue utilisant par 385 exemple des électrodes cutanées en tétrapolaire). L'analyse automatique du rapport continu de la pression sur le débit artériel, durant tout le cycle artériel permet d'obtenir la courbe continue des variations des résistances hémodynamiques périphériques (fig. 6) ou seulement le rapport de certaines 390 valeurs isolées telles que pressions. débits et résistances moyennes ou minimales. Afin de permettre une analyse très précise et continue des courbes donnant simultanément les variations des pressions artérielles et les variations correspondantes des 395 volumes ou débit sanguin pendant tout le cycle artériel une variant préférée de l'invention assure le calibrage de la courbe des variations d'impédance en centimètres cubes (cm3) par cycle artériel. Pour cela on procède de la manière suivante: les variations des volumes artériels sont mesurées 400 simultanément au même niveau d'un ou de plusieurs membres par la méthode connue de la Bio-impédance et par celle utilisant un manchon non extensible entourant une vessie souple ou élastique contenant un fluide liquide ou gazeux ou un gel sous contre-pressions réglables; les déplacements du fluide 405 étant mesurés en cm3 par une méthode connue électrique ou optique. le calculateur électronique. pouvant. si besoin. corrigé en temps réel les frottements du liquide ou les déformations propres au gaz dues à sa compressibilité, la masse de gaz ou le volume du liquide étant si possible connu. 410 En comparant les courbes des variations de volume durant les cycles artériels et selon les contre-pressions appliquées obtenues simultanément par la méthode des Bio-impédances et 16 2709943 par celle des déplacements du fluide on étalonne la courbe de Bioimpédances en cm3 415 On peut, par ailleurs, mesurer en continue la vélocité du pouls artériel en utilisant la méthode des Bio- impédances et on sait que cette vélocité (VEL) permet également de mesurer la distancibilité artérielle: DIS = 12.7 o la ( VEL) Z distancibilité est calculée en pourcentage de changement de 420 volume pour 1 mm/Hg d'élévation de pression. Afin de permettre une mesure plus précise de la célérité du pouls artériel chez l'homme une variante de l'invention consiste à mesurer de préférence la courbe pulsative en au moins deux endroits à distance réciproque connue, non pas au départ ou 425 au sommet de la pente ascendante de la courbe d'impédance mais sur le point correspondant à Av/At max. de cette pente qui correspond au même moment de phase de chaque cycle artériel. D'autre part, selon un variante de l'invention on 430 mesure simultanément l'électrocardiogramme selon une méthode connue et on utilise le début de l'onde R comme origine d'un intervalle de couplage électromécanique cardio-artériel (fig.7) cet intervalle se terminant par exemple sur un point choisi de la pente ascendante de la courbe d'impédance 435 hémodynamique de préférence au point Ap/At - max., intervalle de couplage électromagnétique désigné par CEM (fig.7). A partir de ces données il devient possible d'évaluer les variations des pressions au cours des cycles artériels 440 sans utiliser aucune contre-pression et ceci en mesure continue. En effet, on dispose de trois paramètres autonomes extraits des courbes par calcul informatique en temps réel 17 2709943 qui sont: VEL. AMP (amplitude du tracés d'impédance qui correspond au débit sanguin) et CEM dont les corrélations 445 indiquent les variations des pressions sanguines artérielles ainsi que les mécanismes physiologiques qui les génèrent. L'exploration de l'arbre artériel et de l'hémodynamique intra-artériel peut comporter la mesure et l'analyse de la variation de la célérité du pouls artériel et/ou de la 450 variation des courbes des pressions ou volumes sanguins intra-artériels par rapport d'une part. à des extrasystoles cardiaques provoquées par stimulation électrique orthorythmique du coeur, soit en pourcentages variables des durées des cycles de base soit en milliseconde réglables et. 455 d'autre part, à des "extra-systoles" artérielles générées artificiellement par un garrot et coussinet dynamique automatique. par exemple au niveau du creux de l'aisselle, et piloté par l'onde R de manière à déphaser. déplacer ou interpoler des cycles artériels de l'artère humérale par 460 rapport aux cycles artériels en amont comme décrit par l'inventeur dans le brevet français 93 04 455. Les courbes ainsi obtenues par voie externe seront analysées en continue par les méthodes décrites dans la présente invention notamment celle qui divise le cycle 465 artériel en trois phases: systolique. relaxation et diastolique, comportant un affichage sélectif. Une variante préférée de l'invention comporte des applications pour la réalisation d'un monitorage et/ou d'un stimulateur cardiaque évolué (MSE) implantables ou non 470 capables. d'une part. d'analyser et de comparer automatiquement l'hémodynamique intra-cardiaque et de préférence des artères aortes et/ou pulmonaires durant les 18 2709943 trois phases des cycles cardiaques et artériels et l'électrocardiogramme extra et de préférence intra-cardiaque. 475 et d'autre part d'intervenir automatiquement et instantanément en cas de troubles hémodynamiques et/ou rythmiques au moyen soit d'une stimulation électrique relais. antitachycardique ou défibrillation automatiques connues soit en utilisant une stimulation couplée au pairée 480 automatique à renforcement hémodynamique post- extrasystolique. soit. en indiquant automatiquement ou à la demande l'analyse précise de son hémodynamique au patient qui appliquera rapidement la médication à prendre o à injecter. soit en utilisant l'injection automatique externe d'une 485 drogue à dose voulue, soit à partir d'une pompe implantée. Un tel MSE pourra continuellement aider à prévenir et à optimaliser le besoin thérapeutique individuel d'un patient souffrant d'un insuffisance cardiaque. de trouble coronariens ou du rythme alors qu'un traitement chronique réévalué 490 périodiquement par un cardiologue viendra parfois trop tard. Ainsi dans une variante de l'invention pour la réanimation cardiaque on utilise un monitorage externe relié au patient par une sonde introduite à travers une veine dans le ventricule droit et dans l'artère pulmonaire (AP). un 495 capteur de pression se trouvant au niveau du ventricule et de l'AP (capteur distant d'environ 16 cm) et l'appareil analyse les courbes des pressions obtenues à ces deux niveaux en continu. Pour mesurer simultanément à chaque cycle la courbe des 500 pressions (P) intra AP et du débit dans l'AP la sonde comporte dans sa partie distale intra- AP par exemple 4 électrodes mesurant le débit (D) systolique par mesure des l9 2709943 variations des impédances intra-AP. Le rapport P/D = R permet de mesurer les courbes de résistance hémodynamiques de la 505 circulation sanguine pulmonaire au besoin sélectivement à droite et à gauche ce qui permet le diagnostic d'une embolie pulmonaire et de sa dissolution éventuelle par thrombolyse mesurée à chaque cycle, ceci permet aussi de détecter le degré d'un oedème (aigu ou non) du poumon et de mesurer avec une grande précision sa disparition sous l'effet d'un 565 traitement avec une précision impossible à réaliser avec les méthodes actuellement disponibles par exemple par la sonde de Swan-Ganz. Il est possible d'ajouter un ballonet gonflable à cette sonde afin de permettre son introduction plus aisée dans l'AP. La sonde de Swan-Ganz. qui permet la mesure 570 épisodique et peu précise des pressions capillaires pulmonaires et des pressions moyennes est très avantageusement remplacée par notre sonde qui permet d'obtenir la courbe précise et continue et à chaque cycle des courbes des variations de pression au moyen du capteur de 575 pression qui s'y trouve place" ainsi que la corrélation de ces pressions de l'AP par rapport aux décours des courbes de pression obtenus simultanément dans le ventricule droit. Dans une variante très interessante de l'invention la sonde de monitorage des courbes des pressions et débits à 580 chaque cycle de l'AP ne comporte pas l'électrode spéciale pour la mesure des débits systoliques intra AP par impédance. Celles ci sont remplacées par la mesure simultanée ou sélective réalisée par électrodes cutanées placées sur le thorax; les courbes des débits systoliques dans l'aorte et 585 dans l'AP qui sont normalement égaux en volume à chaque cycle diffèrent cependant dans leurs décours. On peut. selon 2709943 l'invention, soit mesurer simplement à chaque cycle artériel juxtacardiaque l'amplitude et la durée du front ascendant de la courbe externe des variations d'impédance et la corréler 590 par ordinateur à chaque mesure des pressions à chaque cycle ce qui permet d'afficher en temps réel les décours des résistances sanguines à chaque cycle. La mesure sélective ou isolée du débit de l'AP exige un calcul de soustraction simultané et continu entre les 595 variations globales de l'impédance thoracique externe (débits: aorte + AP) et celle mesurée à l'intérieur de l'AP par les électrodes de mesure de l'impédance de la sonde dans 1'AP. Dans une nouvelle variante de l'invention on dispose les 600 appareils de mesure de telle façon que l'analyse simultanée des paramètres hémodynamiques cardiaques et artériels se fassent simultanément notamment au niveau des membres et/ou du thorax pour obtenir une mesure des variations des courbes de pression et/ou de volume et/ou de débit par impédance 605 permettant une analyse fine de chaque courbe et de leurs corrélations mécaniques et électrocardiographiques. L'analyse échocardiographique des débits systoliques dans l'AP et dans l'aorte permet un étalonnage des courbes d'impédance obtenues simultanément par voies intra-AP et/ou par 610 électrodes cutanées au niveau du thorax ainsi que les corrélations entre les courbes de pressions dans l'AP et leurs débits à chaque cycle évalués par échographie ou impédance. REVENDICATIONS 1.Dispositif de protection et de détection pour le coeur et/ou les artères sensible à la contractilité, et de préférence à la relaxation et la diastole comprenant: - des moyens de détection (2.6.7) du mécanogramme (c'est à dire de la courbe de variation de la pression en fonction du temps à l'intérieur d'au moins une cavité cardiaque ou artérielle et notamment le ventricule gauche),permettant d'acquérir la courbe p = f (t). - des moyens de calcul (8) pour calculer en temps réel la fonction _.t, et en déduire la corrélation entre cette ? courbe et la pression, soit la courbe de Lissajoux Ap/At - f(p). au moins au moment de la compression et/ou de la relaxation isovolumétrique du myocarde, - des moyens logiques de comparaison (8.,9) pour comparer l'information ainsi obtenues à celle d'au moins un cycle antérieur, de préférence en tenant compte d'une éventuelle variation de la longueur du cycle (et éventuellement de sa nature. notamment dans le cas d'une extra-systole), et/au à une valeur fixe standardisée ou personnalisée, > - et un moyen d'exploitation (11.12.15) sensible au résultat de cette comparaison, ce moyen d'exploitation pouvant être simplement un moyen de visualisation (11) et/ou d'enregistrement (12) du résultat, ou. de façon particulièrement avantageuse, un moyen susceptible de délivrer automatiquement. en fonction du résultat de la comparaison, un traitement. 22 2709943 2. Dispositif selon la revendication 1 dans lequel les moyens de calcul (8) fournissent les éléments de la droite (p - at + b) sur laquelle s'alignent sensiblement les points de la courbe de Lissajoux - /z_ = f (p). et les moyens de p comparaison (8,9) comparent la droite géométrique ainsi obtenue, et notamment sa pente et/ou son ordonnée d'origine à la valeur du même paramètre d'au moins un cycle antérieur. 3. Dispositif selon l'une des revendications 1 et 2. caractérisé en ce que la succession des valeurs de paramètre d'une séquence active de plusieurs cycles ( la séquence des derniers n cycles cardiaques qui viennent de se produire). est comparée à la succession des paramètres d'une séquence antérieure. 4. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 3 caractérisé en ce que les moyens d'exploitation thérapeutiques automatique (15) comprennent des moyens de délivrance automatique d'une dose d'une drogue. 5. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 4 caractérisé an ce que les moyens d'exploitation thérapeutiques automatiques (15) comprennent un stimulateur relais VVI ou DDD ou antitachardique et/ou défibrillateur cardiaque. 6. Dispositif saelon l'une quelconque des revendications 1 à 5 caractérisé en ce que les moyens de calculs sont agencés pour obtenir la corrélation entre la courbe Ai/ et la pression dans le segment de contraction isométriqu B) la pression dans le segment de contraction iscmetrique (B) et/ou de relaxation isométrique et/ou de la diastole (F). 7. Dispositif selon l'une quelconque des revendication à 6 caractérisée en ce que les moyens de monitorage comprennent une sonde intracardiaque aboutissant dans l'Artère Pulmonaire qui comporte un capteur de pression au niveau du ventricule et de l'Artère Pulmonaire et qui comporte en plus au niveau de l'Artère Pulmonaire quatre électrodes de mesure de l'impédance sanguine à l'intérieur de l'Artère Pulmonaire ce qui permet la mesure simultanées, à chaque cycle, des pressions., débits et résistances sanguines correspondants. 8. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 7,caractérisée en ce que les moyens de monitorage comportent une sonde intracardiaque aboutissant dans l'Artère Pulmonaire, disposant d'un capteur de pression au niveau de 1'Artère Pulmonaire et du ventricule droit sans électrode de mesure d'impédance intra-vasculaire a mesure des variations de impédances, donc des débits. dans 'Artère Pulmonaire se faisant par l'utilisation de la mesure externe des impédances par électrodes cutanées thoraciques simultanément de l'Artère Pulmonaire de l'aorte, dont les débits sont équivalents, le calculateur (81 assurant leurs corrélations et affichages simultanés avec les courbes correspondantes des pressions à chaque cycle. 9. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 8 caractérisée en ce que des moyens de mesures externes des bioimpédances corrélées à l'électrocardiogramme permettent la mesure des variations des pressions artérielles au niveau d'un membre sans utiliser aucune contre-pression ni brassard.; l'etalonnage pouvant se faire en valeur absolue de j24 2709943 la courbe des pressions et volumes artériels par une mesure périodique comparative sur un manchon non élastique entourant hermétiquement le bras et contenant une vessie souple contenant un fluide permettant la mesure des valeurs absolues des courbes de pression et/ou de volumes artériels selon les contre-pressions établies