Brevet FR2798859A1 — publié le 20010330

L'invention concerne de façon générale un procédé et un appareil d'application d'une impulsion thérapeutique à basse énergie à un patient. Cette invention concerne en outre un procédé un appareil configuration d'une forme d'onde appliquée, en pulsant l'énergie appliquée. Plus spécifiquement, 'invention concerne un procédé d'électrothérapie et un appareil d'administration d'une électrothérapie à un patient. En particulier, l'invention concerne un procédé et un appareil destinés à appliquer à un patient une forme d'onde électrique thérapeutiquement efficace, à basse énergie, au moyen d'un défibrillateur. Le procédé employé pour abaisser l'énergie de la forme d'onde peut être appliqué à des défibrillateurs cardiaques internes ou à des défibrillateurs externes automatiques ou semi- automatiques (ICD ou AED respectivement selon les initiales des termes anglo-saxons internal cardiac defibrillators et automatic external defibrillators) encore à des défibrillateurs externes manuels. Les décès cardiaques subits constituent la première des causes de décès aux Etats Unis. En moyenne, 1000 personnes en décèdent chaque jour. Ceci traduit par un décès toutes les deux minutes. Le décès cardiaque le plus soudain est provoqué par une fibrillation ventriculaire dans laquelle fibres du muscle cardiaque se contractent sans coordination, en interrompant ainsi le flux sanguin normal vers le c#ur. Le seul traitement efficace pour une fibrillation ventriculaire est une défibrillation électrique, qui applique un choc électrique au c#ur du patient. Le choc électrique supprime l'activité électrique anormale du c#ur, selon un processus appelé "défibrillation", en dépolarisant une masse critique cellules du myocarde pour permettre la reprise d'une dépolarisation myocardiale organisée spontanée. Pour être efficace, le choc de défibrillation doit être appliqué au patient dans les quelques minutes qui suivent l'apparition de la fibrillation ventriculaire. Des études ont montré que des chocs de défibrillation appliqués dans la minute qui suit 'apparition de la fibrillation ventriculaire permettent un taux de survie de 100%. En revanche, le taux de survie tombe à approximativement 30% au bout six minutes seulement. Au-delà de douze minutes, le taux de survie approche de zéro. De façon importante, plus le temps s'écoule, plus longtemps le cerveau est privé d'oxygène et plus il est probable des dommages soient infligés au cerveau. Comme on pourrait s'y attendre des défibrillateurs externes interviennent à des énergies et/ou des tensions et/ou des courants plus élevés que des défibrillateurs internes, puisqu'ils appliquent indirectement leurs impulsions électrothérapeutiques au c#ur d'un patient, c'est-à-dire à partir la surface de la peau d'un patient et non directement au c#ur. Une conséquence de l'utilisation d'une énergie, d'une tension ou d'un courant élevés est les défibrillateurs externes tendent à être grands, lourds et onéreux, en particulier à cause de la grande dimension des condensateurs ou des autres moyens d'emmagasinage d'énergie nécessaires. Historiquement, dimensions et le poids des défibrillateurs externes ont limité leur utilité quant à une réponse rapide par des équipes médicales d'urgence. De plus, énergies plus élevées utilisées sont associées à un dommage accru au tissu cardiaque. Un autre inconvénient est que les configurations des formes d'ondes sont fonction des composants utilisés pour appliquer l'énergie. Un autre inconvénient encore des défibrillateurs externes est qu'ils peuvent être soumis à des conditions de charges extrêmes qui pourraient endommager éventuellement le circuit. Par exemple, des électrodes d'un défibrillateur appliquées de façon inadaptée peuvent créer un trajet de courant à très faible impédance pendant l'application du choc, ce qui peut provoquer un courant excessivement élevé à l'intérieur du circuit de forme d'onde. Une exigence additionnelle est donc imposée quant la structure d'un défibrillateur externe, afin de limiter à des niveaux sûrs la pointe de courant dans le circuit de forme d'onde, ce qui n'est normalement pas une préoccupation pour des défibrillateurs implantés. Le brevet des Etats Unis 5 607 454 de Gliner et al., intitulé "Electrotherapy Method and Apparatus", c'est-à-dire Procédé et appareil d'électrothérapie, décrit un défibrillateur externe qui peut appliquer une forme d'onde biphasée compensée en impédance. L'utilisation d'une forme d'onde biphasée abaisse considérablement l'énergie requise pour la défibrillation d'un patient par rapport à partir des énergies classiques de 200-300-360J utilisées dans des défibrillateurs externes monophasées à 150J. Ceci permet au dispositif d'être d'un poids nettement inférieur, par exemple quelque 4 livres, environ 1800 grammes, à celui qui est retenu pour des dispositifs monophasés classiques, dont le poids dépasse facilement 8 livres, environ 3600 grammes. Les perfectionnements enseignés par Gliner et al. sont incorporés dans le défibrillateur automatique externe appelé Heartstream ForeRunner . Un autre avantage de l'utilisation d'énergies moindres est qu'il s'est avéré que des énergies plus élevées, comme celles qui sont typiquement utilisées pour appliquer une forme d'onde monophasée, peuvent provoquer des dommages au tissu cardiaque, en particulier lorsqu'il faut des chocs successifs pour la défibrillation d'un patient. L'utilisation d'une énergie moindre, comme celles qui sont employées lors de l'application d'une forme d'onde biphasée compensée en impédance, de la manière décrite par Gliner et al., réduit la probabilité de dommages au tissu cardiaque. Les professionnels de la médecine d'urgence ont également indiqué que, selon leur expérience, 'effet physiologique sur un patient qui reçoit le même nombre chocs de défibrillation d'un défibrillateur monophasé ou d'un défibrillateur biphasé est significatif. Spécifiquement, l'utilisation de formes ondes biphasées à basse énergie produit après réanimation un dysfonctionnement myocardial est significativement moindre. Sweeney et al. ont mené une étude concernant 1 effet d'impulsions rectangulaires monophasées à haute fréquence appliquées directement au péricarde: voir le document de Sweeney et al. "Défibrillation Using A High-Frequency Séries of Monophasic Rectangular Pulses: Observations and Model Prédictions", c'est-à-dire Défibrillation utilisant série d'impulsions rectangulaires monophasées à haute fréquence: observations et prédictions de modèle, J. Cardiovasc. Electrophys. 7(2): 1996. Sweeney conclut qu'une défibrillation est possible en utilisant une forme d'onde de courant pulsé HF à des fréquences pouvant atteindre jusqu'à 20 kHz. A partir des résultats, Sweeney prédit que l'exigence d'énergie d'une forme d'onde en rampe ascendante à 10 m- est moindre de 46% que pour une forme d'onde à exponentielle tronquée à 10 m-sec. Malgré les efforts considérables mis en oeuvre pour développer une forme d'onde à basse énergie compensée en impédance, des améliorations sont encore possibles pour, soit abaisser encore davantage les exigences en énergie sans compromettre l'efficacité du traitement, soit permettre d'appliquer diverses formes ondes, configurées selon les besoins. C'est donc un premier but de la présente invention que d'appliquer à un patient une énergie qui réalise une impulsion d'énergie thérapeutique efficace tout en réduisant la quantité totale d'énergie appliquée. C'est un autre but que de déterminer un moyen de réduire les dimensions des composants associes au défibrillateur. De façon générale, la présente invention fournit selon un premier mode de réalisation un défibrillateur et un procédé de défibrillation qui appliquent une forme d'onde à moindre énergie pour administrer un choc thérapeutique au muscle cardiaque d'un patient en fibrillation ventriculaire. Selon un autre mode de réalisation, l'invention permet aussi de configurer plus précisément la forme d'onde. Selon un mode de réalisation spécifique, l'invention applique une forme d'onde à moindre énergie qui compense automatiquement des différences d'impédance, d'un patient à l'autre, dans l'application d'impulsions électro-thérapeutiques à des fins de défibrillation et de cardioversion. Le défibrillateur comporte, selon un mode de réalisation particulièrement préféré, une source d'énergie qui peut être déchargée pour administrer au patient, au moyen d'électrodes, une impulsion de tension ou de courant biphasée. Selon un mode de réalisation de invention, les durées de la première et de la deuxième phases ainsi que l'amplitude initiale de la première phase sont des valeurs prédéterminées. on y parvient en appliquant la tension selon un cycle opératoire de façon qu'elle soit appliquée ou interrompue de façon cyclique. Une variation cyclique la tension peut être atteinte à une fréquence fixe et à une largeur d'impulsion fixe. En variante, une variation cyclique de la tension ou du courant peut être atteinte à une fréquence fixe et une largeur d'impulsion variable, ou encore à une frequence variable et une largeur d'impulsion fixe. De façon plus spécifique, l'invention fournit, selon un premier aspect un procédé d'administration d'une electrothérapie à un patient au moyen d'électrodes, le procédé comprenant les étapes consistant à: décharger une source d'énergie entre les électrodes pour appliquer l'énergie électrique au patient dans au moins une phase; l'etape de décharge s'effectuant selon cycle opératoire pendant au moins une phase à une fréquence suffisante pour engendrer une enveloppe de tension thérapeutiquement efficace. L'etape de décharge peut inclure une série de phases. La série de phases peut être biphasée. L'etape de décharge peut s'effectuer selon un cycle opératoire pendant plus d'une phase. L'étape de décharge peut s'effectuer selon un cycle opératoire à fréquence constante. L'étape de décharge peut s'effectuer selon un cycle opératoire à fréquence variable. Le cycle opératoire peut comporter une largeur d'impulsion, la largeur d'impulsion étant constante pour chaque cycle opératoire de l'étape de décharge. En variante, le cycle opératoire peut comporter une largeur d'impulsion, la largeur d'impulsion étant variable pour chaque cycle opératoire de l'étape de décharge. L'énergie peut être appliquée au patient de façon interne par un défibrillateur cardiaque implantable. En variante, l'énergie peut être appliquée au patient de façon externe au moyen d'un défibrillateur externe. Le défibrillateur externe peut être un défibrillateur externe automatique. Selon un deuxième aspect, l'invention fournit un procédé d'administration d'une électrothérapie à un patient au moyen d'électrodes, le procédé comprenant les étapes consistant à: décharger une source d'énergie entre les électrodes pour appliquer l'énergie électrique au patient dans au moins une phase; l'étape de décharge s'effectuant selon un cycle opératoire pendant au moins une phase à une fréquence suffisante pour engendrer une tension moyenne thérapeutiquement efficace. Dans le cas ce deuxième aspect également, les modalités exposées précédemment pour le premier aspect sont applicables. L'étape de decharge peut inclure une série de phases. La série de phases peut être biphasée. L'étape de decharge peut s'effectuer selon un cycle opératoire pendant plus d'une phase. L'étape de decharge peut s'effectuer selon un cycle opératoire à fréquence constante. L'étape de décharge peut s'effectuer selon un cycle opératoire à fréquence variable. Le cycle operatoire peut comporter une largeur d'impulsion, la largeur impulsion étant constante pour chaque cycle opératoire de l'étape de décharge. En variante, cycle opératoire peut comporter une largeur d'impulsion, la largeur d impulsion étant variable pour chaque cycle opératoire de 1 étape de décharge. L'énergie peut être appliquée au patient de façon interne par un défibrillateur cardiaque implantable. En variante, l'énergie peut être appliquée patient de façon externe au moyen d'un défibrillateur externe. Le défibrillateur externe peut être défibrillateur externe automatique. Selon un troisième aspect, l'invention réalise un appareil d'administration d'une électrothérapie à patient au moyen d'une ou plusieurs électrodes l'appareil comprenant: un circuit d'emmagasinage qui peut intervenir pour emmagasiner une énergie électrique, un circuit de pilotage couplé au circuit d'emmagasinage, le circuit de pilotage étant apte être couplé au patient et à intervenir pour appliquer l'énergie électrique au patient à partir du circuit d'emmagasinage; et un commutateur qui peut intervenir pour appliquer un cycle opératoire à la tension appliquée au patient. Le cycle opératoire de tension peut présenter largeur d'impulsion pour chaque cycle, le cycle opératoire de tension étant appliqué à une fréquence. On peut prévoir que le circuit de pilotage peut appliquer l'énergie au patient en une série de phases. On peut prévoir aussi que le commutateur peut intervenir pour que la tension soit appliquée patient selon un cycle opératoire à une fréquence constante, ou , en variante, que le commutateur peut intervenir pour que la tension soit appliquée au patient selon un cycle opératoire à une fréquence variable pendant au moins une phase. Les buts, particularités et avantages de la présente invention exposés ci-dessus ainsi que d'autres ressortiront davantage de la description qui suit de modes de réalisation préférés, prise en conjonction avec les dessins dans lesquels: la FIG. 1 illustre trois formes d'ondes qui sont actuellement utilisées pour la défibrillation. Les FIG. 1A et illustrent une défibrillation électrothérapeutique biphasée à faible pente et à forte pente. FIG. 1C est une forme d'onde sinusoïdale amortie qui peut être employée dans un défibrillateur externe commercialisé. La FIG. 2 illustre les trois formes d'ondes de la FIG. 1 qui ont modifiées selon les enseignements de la présente invention. Les FIG. 2A et 2B illustrent une forme d'onde electrothérapeutique biphasée à cycle opératoire à faible pente et à forte pente. La FIG. 2C est une forme 'onde sinusoïdale amortie à cycle opératoire. La FIG. est un schéma fonctionnel d'un défibrillateur. La FIG. 4 un schéma fonctionnel représentant un circuit susceptible d'appliquer une forme d'onde biphasée selon 1 invention. La FIG. 5 un schéma fonctionnel représentant un circuit susceptible d'appliquer une forme d'onde monophasée selon invention. C'est le but du présent exposé que de permettre à l'homme de l' de mettre en oeuvre la présente invention. Diverses modifications au mode de réalisation préfere ressortiront directement à l'homme de l'art, et les présents principes génériques peuvent être appliqués a autres modes de réalisation et à d'autres applications, sans s'écarter de l'esprit et du cadre de la présente invention définie par les revendications annexées. La présente invention ne doit pas être considerée comme limitée au mode de réalisation représenté mais doit être comprise conformément au cadre le plus large cohérent avec les principes et particularités décrits ici. Comme décrit dans le brevet des Etats Unis de Glinner et al. 5 607 454 les FIG. 1A et 1B illustrent une forme d'onde qui prend en compte les différences d'impédance d'un patient l'autre. Ces figures représentent des formes d'ondes biphasées exponentielles tronquées appliquées à deux patients différents à partir d'un défibrillateur externe selon le procédé d'électrothérapie de la présente invention pour une défibrillation ou cardioversion. A ces dessins, les tensions sont représentées sur l'axe vertical et le temps sur l'axe horizontal. Lorsqu'une forme d'onde biphasée externe, représentée à la FIG. 1, est appliquée au patient, il faut typiquement, selon l'impédance du patient, de 5 à 20 msecondes pour qu'elle lui soit appliquée. La forme d'onde représentée à la FIG. 1A est une forme d'onde à faible pente et la forme d'onde représentée à la FIG. 1B est une forme d'onde à forte pente. Comme représenté aux FIG. 1A et 1B, A est la tension initiale de la première phase et D est la tension finale de la deuxième phase. La tension terminale B de la première phase résulte de l'atténuation exponentielle de la tension initiale A à travers le patient au cours du temps, et la tension terminale D de la deuxième phase résulte de la même manière de l'atténuation exponentielle de la tension initiale C de cette phase. Les tensions d'origine et les durées de la première et de la deuxième phases des formes d'ondes de la FIG. 1A et de la FIG. 1B sont les mêmes; les différences entre les tensions finales B et D reflètent des différences d'impédance des patients. Gliner et al. ont déterminé que, pour un patient donné, des formes d'ondes biphasées exponentielles tronquées appliquées de l'extérieur permettent une défibrillation pour des tensions plus basses et des énergies totales appliquées plus faibles que ce que permettent des formes d'ondes monophasées appliquées de l'extérieur. De plus, Gliner et al. ont déterminé qu'il existe une relation complexe entre la durée totale d'impulsions, le rapport entre les durées de la première et de la deuxième phases, la tension initiale, l'énergie totale et la pente totale. La FIG. 1C est une forme d'onde monophasée sinusoïdale amortie. Des formes d'ondes monophasées sont utilisées classiquement dans des défibrillateurs externes commercialisés. Appliquer une forme d'onde monophasée sinusoïdale amortie prend typiquement moins de 20 msecondes. Lors de l'application de l'impulsion d'énergie monophasée, le condensateur est chargé à un niveau d'énergie souhaité. Puis, un relais ou commutateur est fermé pour connecter le condensateur au patient et l'énergie traverse le patient. La configuration résultante de la forme d'onde est une fonction condensateur, d'un inducteur de configuration d'onde et de la résistance du patient qui interviennent tous ensemble comme circuit RLC. Afin d'éviter d'obscurcir l'invention, les demandeurs ont omis des détails concernant des mécanismes spécifiques employés pour configurer la forme d'onde ainsi que les nombreux types de configuration de formes d'ondes qui sont actuellement utilisées. Un résumé des formes d'ondes est exposé dans le document d'Alferness et al. "Thé Influence of Shock Waveforms on Défibrillation Efficacy", c'est-à- dire "L'influence des formes d'ondes de chocs sur l'efficacité de la défibrillation", IEEE Engineering in Medicine and Biology (juin 1990), page 25. Mais il est possible d'atteindre facilement les résultats de réduction d'énergie de la présente invention en utilisant diverses formes d'ondes en prenant en compte divers mécanismes de configuration. Un autre exposé de formes d'ondes est également énoncé dans le document de Cleland "A Conceptual Basis for Défibrillation Waveforms", c'est-à-dire base conceptuelle pour des formes d'ondes de défibrillation, PACE 19:1186- 1195 (1996). En se référant maintenant aux FIG. 2A et 2B, la forme d'onde décrite par Gliner et al. a été modifiée selon l'invention. Selon cette modification, la configuration effective la forme d'onde qui comprend l'impulsion d'énergie thérapeutique, ou en d'autres termes l'enveloppe de tension, est la même que celle qui est représentée aux FIG. 1A et 1B, par la ligne en trait interrompu 8. Mais, la quantité totale d'énergie réellement appliquée est réduite de façon significative par suite d'une série cyclique de marche/arrêt de la tension appliquée au patient. Cette série cyclique de marche/arrêt peut être appelée un "cycle opératoire" et il en résulte que la tension est appliquée par impulsions. Chaque impulsion est d'une largeur d'impulsion qui correspond au temps de marche du cycle. Comme il ressort clairement à l'homme de l'art, la réduction totale d'énergie appliquée dépend du rapport entre les parties de marche et d'arrêt du cycle opératoire. En outre, appliquer un cycle opératoire de la tension à fréquences plus élevées ou plus basses peut apporter certains avantages. De nombreuses permutations sont possibles dans l'application de l'invention à des défibrillateurs internes et des défibrillateurs externes. Par exemple, une phase de la forme onde pourrait présenter un cycle opératoire tandis l'autre phase n'en présenterait pas. Par conséquent, les exemples qui suivent ne sont donnés 'à titre d'illustration. I1 ressort clairement que de nombreux autres modes de réalisation sont possibles en utilisant les enseignements de la présente demande, bien 'ils ne soient pas spécifiquement exposés. Par exemple, pour réduire l'énergie totale appliquée d'une forme d'onde de défibrillation biphasée, qui applique normalement cycles opératoires d'une énergie multiplié par 50%, la tension appliquée pourrait présenter un cycle opératoire à une fréquence fixe de façon que le circuit du patient ne soit en fonction que moitié du temps et soit arrêté l'autre moitié. En raison du cycle de tension, l'enveloppe de tension resultante resterait la même. A titre d'illustration, la FIG. 2A représente une énergie appliquée inférieure de 50% dont la cadence de cycle opératoire est relativement élevée. Par conséquent, la quantité totale énergie appliquée est réduite de 150J à 75J. Comme représenté à la FIG. 2A, chaque cycle opératoire de tension appliquée présente une largeur d'impulsion constante et chaque cycle opératoire est effectue à une fréquence constante. Selon un autre exemple qui utilise lui aussi une forme d'onde qui appliquerait normalement 150J, le commutateur commande de l'application de tension au circuit du patient serait effectivement en fonction pendant les deux tiers du temps pour réduire de 33% l'énergie totale appliquée, et serait arrêté un tiers du temps. aussi, à titre d'illustration, chaque cycle opératoire de la tension appliquée est d'une largeur d impulsion constante et chaque cycle opératoire est appliqué à une fréquence constante. I1 résulte de cette illustration que la quantité totale d'énergie appliquée est réduite de 150J à 100J. Il ressort clairement à l'homme de l'art que l'impulsion marche/arrêt de l'application de tension, qui crée une enveloppe de tension peut être appliquée toute forme d'onde appliquée au patient, qu'elle soit monophasée, biphasée ou multiphasée, de façon interne ou externe. Le résultat net est que la quantité totale d'énergie appliquée au muscle cardiaque est abaissée. De plus, au lieu d'appliquer la tension ou le courant à une fréquence constante une largeur d'impulsion constante, l'une ou l'autre de ces valeurs peut être maintenue constante tandis que l'autre est modifiée. Par exemple, la tension pourrait être appliquée à une fréquence constante en faisant varier la largeur d'impulsion. En variante, la tension pourrait être appliquée à une largeur d'impulsion constante en faisant varier la fréquence. Pour souligner les contrastes entre les formes d'onde de la FIG. 1 et de la FIG. 2, les formes d'ondes de la FIG. 1 représentent des impulsions d'énergie thérapeutiquement efficaces, à cycle unique par phase de la forme d'onde utilisée en défibrillation. En revanche, les formes d'ondes représentées à la FIG. 2 peuvent être décrites comme des impulsions d'énergie thérapeutiquement efficaces, à plusieurs cycles opératoires par phase, utilisées également pour la défibrillation. Selon un mode de réalisation, les cycles opératoires de la phase forment une enveloppe de tension dont le rendement correspond au rendement de la forme d'onde correspondante présentée à la FIG. 1 La FIG. 2C qui illustre une variante de théorie représente une forme d'onde monophasée sinusoïdale amortie où des cycles opératoires ont été introduits pour démontrer l'effet moyen de la forme d'onde 100. Puisque la fréquence des cycles opératoires de l'application de tension est plus élevée pendant l'étape initiale de l'application de tension et que cette fréquence est ensuite plus basse pendant l'étape ultérieure d'application d'énergie, l'effet moyen pour la forme d'onde entière, c'est-à-dire la moyenne entre les phases de marche et d'arrêt de l'impulsion, provoque une configuration nette 100 qui diffère de 1 enveloppe de tension 102. Comme dans l'exemple précédent, pulser en marche/arrêt l'application de tension qui crée application moyenne de tension peut être employé pour toute forme d'onde appliquée au patient, monophasée, biphasée ou multiphasée, appliquée façon interne ou externe. Lorsque l'application de tension est ajustée pour créer une application moyenne de tension, le résultat est que diverses configurations de formes d'ondes peuvent être engendrées. Ces formes d'ondes effectives pourraient, par exemple, présenter une pente linéaire. La FIG. 3 est un schéma fonctionnel qui représente un défibrillateur 110 à circuit d'application 112 à haute tension selon un mode de réalisation de la présente invention. défibrillateur 110 inclut une alimentation en énergie 114 qui est alimentée par une source d'énergie comme une batterie amovible 116 et qui fournit la puissance à d'autres composants du défibrillateur. Un micro contrôleur ou un processeur 118, désigné à la Figure par l'abréviation classique MPU, commande fonctionnement des divers composants du défibrillateur 110. Le circuit 112 d'application de haute tension amène une impulsion d'énergie électrique à un patient par l'intermédiaire d'un connecteur ou interface 120 électrodes et d'électrodes 122. Un circuit d'électrocardiogramme, ou d'ECG, acquiert les signaux d'électrocardiogramme du patient a travers les électrodes 122 et les traite et envoie les signaux au processeur 118 par l'intermédiaire d'une matrice 126 de portes du système. La matrice 126 de portes du système est de préférence un circuit intègre spécifique à l'application, ou ASIC selon initiales du terme anglo-saxon application-specific integrated circuit, qui est personnalisé et intègre un grand nombre des fonctions défibrillateur, y compris une commande d'interface d'utilisateur et de nombreuses fonctions internes, qui en interface le processeur 118 avec d'autres composants du défibrillateur 110. Agencer la matrice séparee de portes de système ou l'ASIC 126 permet au processeur 118 de se focaliser sur d'autres tâches. Evidemment, la fonctionnalité de l'ASIC 126 pourrait être incluse à l'intérieur des opérations mises oeuvre par le processeur 118, ou pourrait être remplacée par des composants d'un circuit logique discret ou par un processeur séparément spécialisé. Le défibrillateur 110 inclut également dispositif de mémoire 130. Le dispositif de mémoire 130 permet au défibrillateur 110 de mémoriser de données. Le dispositif de mémoire peut être associé permanence au défibrillateur, ou être amovible. Lorsque le dispositif de mémoire est associé permanence, un mécanisme est agencé pour enlever données. Un tel mécanisme pourrait par exemple inclure un port sériel ou une liaison IRDA. Le dispositif mémoire 130 peut être une carte PCMCIA amovible ou une bande magnétique. Le défibrillateur 110 inclut également des composants d'interface d'utilisateur, comme un microphone 132, un haut-parleur 134, un panneau d'affichage 136 à cristaux liquides, et un ensemble de commande 138 à boutons poussoirs. L'homme de l'art comprend que de nombreux autres composants, par exemple un moniteur de système et des indicateurs d'état associés, sont inclus à l'intérieur du défibrillateur 110 mais ne sont pas représentés ici pour éviter d'obscurcir inutilement la description de modes de réalisation de l'invention. FIG. 4 est un schéma fonctionnel qui représente un circuit de génération d'une forme d'onde biphasée ou multiphasée selon l'invention. Comme représenté, un système défibrillateur 110 inclut une source d'énergie illustrée ici sous la forme d'un condensateur 112. Lorsque le circuit applique un choc externe à cycle opératoire, une réduction correspondante de la dimension du condensateur peut être atteinte. Par exemple, la dimension du condensateur pourrait être réduite de 105 uF à une valeur comprise entre 25 et 90 uF, de préférence entre 40 et pF. Le système inclut également un mécanisme de chargement non représenté pour charger le condensateur à une tension initiale. Lorsque le circuit engendre un choc à cycle opératoire pour un défibrillateur interne, la dimension préférée condensateur est réduite de 100 uF à moins de 60 uF. dispositif de commande 124 commande fonctionnement du défibrillateur pour délivrer un choc à un patient 126 par l'intermédiaire d'électrodes soit automatiquement en réponse à une arythmie détectée, soit manuellement en réponse à un opérateur humain. La FIG. 3 représente aussi un système d'électrocardiogramme qui est attaché aux électrodes pour réaliser une surveillance d'électrocardiogramme et/ou une détection d'arythmie. Le système d'électrocardiogramme n'est pas une partie essentielle de la présente invention. mécanisme de connexion 30 inclut quatre commutateurs 32, 34, 36 et 38 mis en oeuvre par le dispositif de commande 24 pour appliquer au patient un choc à partir de la source d'énergie 12. Le fonctionnement du mécanisme 30 de connexion d'isolation pour appliquer une forme d'onde au patient est décrit ci-dessous. Pour présente description, on suppose que tous les commutateurs sont ouverts avant la décharge. En réponse à une demande de choc, le dispositif de commande 24 ferme en premier lieu les commutateurs 32 et 38, afin de commencer l'application, au patient 26, d'une première phase d'une impulsion thérapeutique. Les commutateurs 32 et 36 sont ensuite ouverts et fermés une série de fois pendant la phase. L'ouverture et la fermeture des commutateurs 32 et 38 est réalisée pour créer un cycle opératoire. De préférence, l'intégrité de l'enveloppe de tension est appliquée de façon que la tension reste la même, bien que la quantité totale d'énergie appliquée soit réduite. Un capteur 40 de courant peut être utilisé pour surveiller le courant envoyé du condensateur. Après 'application de la première phase de la forme d'onde, le dispositif de commande 24 ouvre ensuite les commutateurs 32 et 38 et ferme les commutateurs 34 et 36 pour commencer l'application, au patient 26, d'une deuxième phase d'une impulsion d'électrothérapie. Les commutateurs 34 et 36 sont ensuite ouverts et fermés une série de fois pendant la phase. L'ouverture et la fermeture des commutateurs 34 et 36 sont effectuées afin de créer un cycle opératoire. I1 est préférable ici aussi de maintenir l'intégrité de l'enveloppe de tension de façon que la tension reste la même bien que la quantité totale d'énergie appliquée soit réduite. Un capteur 40 de courant peut être utilisé pour surveiller le courant envoyé du condensateur. Ce processus peut être répété plusieurs fois afin d'engendrer une forme d'onde à plus de deux phases. La FIG. 5 est un schéma fonctionnel qui représente circuit d'application d'une forme d'onde monophasée. Comme représenté, un système 10 de défibrillateur inclut une source d'énergie ou condensateur 12. Lorsque le circuit applique un choc externe à cycle opératoire, la dimension préférée du condensateur est réduite de 35 uF à une valeur comprise entre 10 et 25 uF, de préférence entre 15 et 20 uF. Le système inclut également un mécanisme de chargement non représenté pour charger le condensateur à une tension initiale. Compte tenu de l'état de l'art des défibrillateurs 21, il n'est pas probable qu'une forme d'onde monophasée cycle opératoire serait employée dans un défibrillateur interne, bien que ceci constitue une variante possible de mode de réalisation selon les enseignements de la présente demande. Un dispositif de commande 24 commande le fonctionnement du défibrillateur afin d'appliquer un choc au patient 26 au moyen des électrodes 28, soit automatiquement en réponse à une arythmie détectée soit manuellement en réponse à un opérateur humain. La FIG. 5 représente un système 100 d'électrocardiogramme attaché aux électrodes pour réaliser une surveillance d'électrocardiogramme et/ou une détection d'arythmie. Le système d'électrocardiogramme n'est pas une partie essentielle de la présente invention. Un mécanisme de connexion 50 est mis en oeuvre par le dispositif de commande 24 pour appliquer au patient un choc à partir de la source d'énergie 12. Le fonctionnement du mécanisme 50 de connexion d'isolation pour appliquer forme d'onde au patient est décrit ci-dessous. Pour la présente description, on suppose que tous les commutateurs sont ouverts avant la décharge. En réponse à une demande de choc, le dispositif de commande 24 ferme en premier lieu le commutateur 50, afin de commencer l'application, au patient 26, de l'impulsion thérapeutique monophasée. Le commutateur 50 est ensuite ouvert et fermé une série de fois pendant l'application de phase. L'ouverture et la fermeture du commutateur 50 crée un cycle opératoire. De préférence, l'intégrité de l'enveloppe de tension est appliquée de façon que la tension reste la même, bien que quantité totale d'énergie appliquée soit réduite. Selon un mode de réalisation préféré circuit, soit de FIG. 4, soit de la FIG. 5, une commutation d'état solide est employée pour commander l'application pulsée de tension. Dans certaines situations, des redresseurs commandés au silicium, ou SCR selon les initiales du terme anglo-saxon silicon controlled rectifiers, peuvent être employés dans la construction du circuit, pourvu que la vitesse d'interruption des SCR soit suffisamment rapide pour empêcher une condition de courant de surcharge. Une meilleure performance est obtenue en utilisant des dispositifs commutateurs d'état solide qui peuvent être mis en service et hors service à une cadence élevée, par exemple des transistors bipolaires à grille isolée ou IGBT selon les initiales du terme anglo-saxon insulated gate bipolar transistors, puisque ces transistors sont connus comme passant hors service rapidement et complètement. La cadence du cycle provoque une application d'impulsions d'énergie thérapeutiquement efficaces comprenant une série de cycles. Il faut comprendre qu'un ou plusieurs condensateurs doivent être utilisés; un agencement à condensateurs en série pourrait par exemple être employé. Des dispositifs qui fonctionnent conformément à l'invention peuvent être prévus pour fonctionner de diverses manières. Par exemple, un défibrillateur externe pourrait être préalablement programmé pour appliquer une forme d'onde à cycle opératoire à une cadence particulière de phase. Ceci serait typiquement le cas si la forme d'onde était employée dans un défibrillateur automatique externe. En variante, defibrillateur automatique externe pourrait être agencé de façon à appliquer les chocs à cycle opératoire à moindre énergie, mais à modifier ensuite choc en réponse au cycle cardiaque résultant, soit en augmentant la proportion de temps de marche, soit en éliminant le cycle opératoire. Par conséquent l' pourrait envoyer à un patient une plage d'énergies. Lorsqu'un cycle opératoire est employé par un défibrillateur annuel, le dispositif peut être agence de façon que l'opérateur sélectionne le pourcentage d'application de tension souhaité (par exemple 50%). En réponse à la sélection par l'opérateur, défibrillateur applique ensuite un cycle opératoire à la tension employée, à une cadence de phase prédéterminée. si l'opérateur détermine que l'application d'énergie n'est pas suffisante, l'opérateur pourrait modifier la quantité ou cadence du cycle ou éliminer le cycle opératoire totalement. Une commande additionnelle pourrait évidemment être agencée quant au nombre de joules façon que l'opérateur puisse sélectionner un cycle opératoire de 50% de 300 J. Un opérateur pourrait aussi commander la cadence du cycle opératoire a l'intérieur d'une phase. Lorsque les cycles opératoires sont employés dans un détecteur interne, le médecin peut personnaliser l'ampleur du cycle opératoire ainsi que la cadence de phase à l'instant où le dispositif est implanté. Une commande additionnelle peut ensuite être agencée dans la logique de commande d'application de la forme d'onde afin que le défibrillateur interne puisse ajuster automatiquement, si l'application du premier choc n'est pas réussie, le pourcentage dans le cycle opératoire ou la cadence de phase afin de réaliser une forme d'onde plus efficace. Ainsi qu'il ressort clairement à l'homme de l'art, d'autres agencements d'autres algorithmes de fonctionnement sont possibles. On comprend que diverses modifications et substitutions peuvent être apportées par l'homme de l' sans s'écarter du cadre de l'invention qui est définie dans les revendications ci-dessous. REVENDICATIONS 1. Appareil d'administration d'une électrothérapie à un patient au moyen une ou plusieurs électrodes, l'appareil comprenant: un circuit d'emmagasinage (112) peut intervenir pour emmagasiner une énergie électrique, un circuit de pilotage (126) couplé au circuit d'emmagasinage (112), le circuit de pilotage étant apte à être couplé (120) au patient ( ) et à intervenir pour appliquer l'énergie électrique au patient à partir du circuit d'emmagasinage; un commutateur qui peut intervenir pour appliquer un cycle opératoire à la tension appliquée au patient (122). 2. Appareil selon la revendication 1 caractérisé en ce que le cycle opératoire de tension présente une largeur d'impulsion pour chaque cycle et en ce que, en outre cycle opératoire de tension est appliqué à une fréquence. Appareil selon la revendication 2 caractérisé en ce circuit de pilotage peut appliquer l'énergie au patient en une série de phases. . Appareil selon la revendication 2 caractérisé en ce que le commutateur peut intervenir pour que la tension soit appliquée au patient selon un cycle opératoire à une fréquence constante 5. Appareil selon la revendication 3 caractérisé en ce que le commutateur peut intervenir pour que la tension soit appliquée au patient selon un cycle opératoire à une fréquence variable pendant au moins une phase.