Brevet FR3071414A1 — publié le 20190329

L'invention concerne les dispositifs médicaux implantables actifs (DMIA), en particulier les implants cardiaques chargés de surveiller l'activité du myocarde et de délivrer des impulsions de stimulation, de resynchronisation ou de défibrillation en cas de trouble du rythme détecté par le dispo- sitif. L'invention concerne plus précisément ceux de ces dispositifs qui incorporent un système d'auto-alimentation comprenant un récupérateur d'énergie mécanique associé à un organe de stockage d'énergie intégré - il peut s'agir notamment d'une batterie rechargeable ou d'une capacité à haute performance. Le récupérateur, également dénommé harvester ou scavenger, recueille l'énergie mécanique résultant des mouvements divers subis par le corps du dispositif implanté. Ces mouvements peuvent avoir pour origine un certain nombre de phénomènes se produisant au rythme des battements cardiaques, notamment les secousses périodiques de la paroi sur laquelle est ancré l'implant, les vibrations des tissus car- diaques liées entre autres aux fermetures et ouvertures des valves cardiaques, ou encore les variations de débit du flux sanguin dans le milieu environnant, qui sollicitent l'implant et le font osciller au rythme des variations de débit. L'énergie mécanique recueillie par le récupérateur est con- vertie en énergie électrique (tension ou courant) au moyen d'un transduc- teur mécano-électrique approprié, pour l'alimentation des divers circuits et capteurs du dispositif et la recharge de l'organe de stockage d'énergie. Cette technique de récupération d'énergie est particulièrement bien adaptée à l'alimentation des capsules autonomes implantées dépourvues de toute liaison physique à un dispositif distant. Ces capsules sont dénom- mées pour cette raison "capsules leadless", pour les distinguer des électrodes ou capteurs disposés à l'extrémité distale d'une sonde (lead) parcourue sur toute sa longueur par un ou plusieurs conducteurs reliés à un générateur connecté à l'extrémité opposée, proximale. Dans le cas de l'application cardiaque, il peut s'agir de capsules leadless épicardiques, fixées à la paroi extérieure du coeur, ou bien de capsules endocavitaires, fixées à la paroi intérieure d'une cavité ventriculaire ou auriculaire, ou bien encore de capsules fixées sur une paroi d'un vaisseau à proximité du myocarde. L'invention n'est toutefois pas limitée à un 2 type particulier de capsule, et elle est applicable indifféremment à tout type de capsule leadless, quelle que soit sa destination fonctionnelle. La fixation de la capsule au site d'implantation est assurée par un système d'ancrage saillant prolongeant le corps de la capsule et destinée à 5 pénétrer dans le tissu cardiaque, notamment au moyen d'une vis. La cap- sule comprend par ailleurs divers circuits électroniques, capteurs, etc. ainsi que des moyens émetteurs/récepteurs de communication sans fil pour l'échange de données à distance, le tout étant intégré dans un corps de très petites dimensions qui puisse être implanté dans des sites diffici- 10 lement accessibles ou laissant peu d'espace, tels que l'apex du ventri- cule, la paroi interne de l'oreillette, etc. Le US 2009/0171408 Al (Solem) décrit divers exemples de telles capsules intracardiaques leadless. Dans tous les cas, le traitement des signaux au sein de la capsule et leur 15 transmission à distance nécessite une énergie non négligeable par rap- port aux ressources énergétiques que peut stocker cette capsule dans un très faible volume disponible. Or, compte tenu de son caractère autonome, la capsule ne peut faire appel qu'à ses ressources propres, d'où la nécessité d'un système d'auto-alimentation intégré comprenant un récu- 20 pérateur d'énergie associé à un petit organe de stockage d'énergie inté- gré. Il existe plusieurs types de récupérateurs d'énergie, basés sur des principes physiques différents : système de type mouvement de montre à remontage automatique, système à aimants mobiles, système à soufflet ou 25 analogue récupérant les variations de pression du milieu sanguin, etc. L'invention concerne plus précisément les capsules leadless (ou dispositifs implantables analogues) dont le récupérateur d'énergie utilise un ensemble inertiel soumis aux sollicitations externes décrites plus haut, avec un tel ensemble inertiel. Cet ensemble inertiel peut notamment mettre en 30 oeuvre - mais de façon non limitative - un transducteur couplé à un mé- canisme pendulaire comportant dans la capsule une masse mobile, dite "masse sismique" ou "masse inertielle". Cette masse inertielle est entrai-née au gré des mouvements de la capsule, qui est soumise en permanence aux diverses sollicitations externes décrites plus haut. Après cha- cune de ces sollicitations, la masse inertielle, qui est couplée à un élé- 3 ment élastiquement déformable, oscille à une fréquence propre d'oscillation libre. D'autres types d'ensembles inertiels pour récupérateur d'énergie présentent également ce phénomène d'oscillation. En tout état de cause, l'inven- 5 tion n'est pas limitée à un type particulier d'ensemble inertiel, et couvre non seulement les ensembles à transducteur électromécanique que ceux à transducteur piézoélectrique, électromagnétique, électrostatique ou tribologique, tous propres à délivrer un signal électrique sous l'effet d'une contrainte mécanique externe, et que l'on désignera par le terme géné- 10 rique de "traducteur". La fréquence d'oscillation de l'ensemble inertiel, typiquement de l'ordre de quelques dizaines de hertz, est notablement supérieure à la fréquence des sollicitations cycliques externes qui correspondant à la fréquence des battements cardiaques (quelques hertz tout au plus). Ainsi, à chaque con- 15 traction cardiaque la masse sismique (ou autre organe mécanique fonc- tionnellement analogue) sera sollicitée avec une amplitude plus ou moins importante, puis le système inertiel oscillera plusieurs fois avec des amplitudes décroissantes (rebonds caractéristiques d'une oscillation périodique amortie), et enfin se stabilisera jusqu'au battement cardiaque suivant, où 20 le cycle sollicitation/oscillations se reproduira de façon comparable. L'énergie mécanique de l'oscillation de l'ensemble inertiel est par exemple convertie en énergie électrique par un transducteur mécano-électrique produisant un signal électrique. Ce signal est délivré à un circuit de gestion de l'alimentation de l'implant, qui redresse et régule le signal élec- 25 trique pour délivrer en sortie une tension ou un courant continus stabilisés permettant d'assurer l'alimentation des divers circuits électroniques et capteurs de l'implant, ainsi que la recharge de l'organe de stockage d'énergie. Avantageusement, mais de façon non limitative, le transducteur mécano- 30 électrique peut être un composant piézoélectrique sollicité de façon cy- clique et alternative en flexion de manière à engendrer au sein du matériau que le constitue des charges électriques qui sont récupérées en surface du composant pour être utilisées par le système d'auto-alimentation de la capsule. 4 Le composant piézoélectrique peut par exemple être une lame piézoélectrique encastrée à l'une de ses extrémités et couplée à la masse inertielle à son autre extrémité, qui est libre. On pourra se référer notamment au EP 2 857 064 Al (Sorin CRM) qui décrit un tel agencement de récupéra- 5 teur d'énergie particulièrement adapté à l'alimentation d'une capsule lea- dless. Dans la mesure où l'alimentation d'un tel dispositif est tributaire d'un élément rechargeable, il est vital que le niveau de charge de ce dernier soit toujours suffisant pour permettre un fonctionnement correct du dispositif 10 en toutes circonstances, et avec une réserve d'énergie garantissant ce fonctionnement même pendant des périodes prolongées où la recharge serait moindre. Or les études du comportement in vivo des implants autonomes autoalimentés par récupérateur d'énergie montrent que, indépendamment du 15 rendement de conversion du récupérateur d'énergie, l'efficacité de la re- charge peut varier en fonction de nombreux facteurs externes, propres au patient. En particulier, une activité cardiaque réduite, caractérisée par exemple par un rythme lent, une mauvaise hémodynamique entrainant un faible 20 débit sanguin, une contractilité médiocre du myocarde avec des mouve- ments de paroi de faible amplitude, etc., peut conduire à des situations critiques où l'énergie électrique produite par le récupérateur d'énergie serait insuffisante pour alimenter le circuit électronique de l'implant et, a fortiori, recharger l'organe de stockage d'énergie qui se viderait peu à peu 25 jusqu'à risquer un épuisement complet. On notera incidemment que ces situations d'état critique dégradé du patient sont précisément celles où les circuits de l'implant sont les plus sollicités, du fait de la nécessité de générer et délivrer de façon quasi-permanente des impulsions de stimulation à un niveau relativement élevé, 30 de solliciter le processeur pour des calculs complexes de diagnostic de l'état du patient et de régulation de la thérapie appliquée, de mettre en oeuvre des circuits émetteurs/récepteurs radiofréquence pour l'échange de données avec d'autres implants ou avec un dispositif ou équipement distant, etc. La consommation de l'ensemble électronique de l'implant 35 (circuits électroniques, processeurs de traitement numérique, capteurs) 5 peut donc être relativement élevée dans ces situations où, précisément, l'énergie mécanique recueillie par le récupérateur d'énergie risque d'être relativement faible, voire insuffisante. Tel est le problème de l'invention, qui est d'anticiper de telles situations 5 d'insuffisance de charge de l'organe de stockage d'énergie et d'y remé- dier de manière à pouvoir garantir en toutes circonstances une alimentation satisfaisante de l'implant en énergie électrique. L'idée de base de l'invention consiste à surveiller le niveau de charge de l'organe de stockage d'énergie et, si ce niveau tombe en deçà d'un seuil 10 minimal, d'agir sur la stimulation du myocarde de manière à provoquer une augmentation contrôlée de l'énergie mécanique produite par les contractions de ce dernier, à condition bien entendu que le permette l'état dans lequel se trouve le patient à ce moment-là. L'activité mécanique accrue du myocarde permettra alors de récupérer une énergie corrélative- 15 ment plus importante, suffisante pour recharger l'organe de stockage d'énergie et alimenter convenablement l'implant en énergie électrique. Plus précisément, l'invention propose un implant cardiaque autonome de type capsule leadless comprenant, de manière en elle-même connue : - un ensemble électronique, avec un circuit de stimulation apte à déli- 20 vrer à une électrode de l'implant des impulsions de stimulation de ma- nière contrôlée en fonction d'au moins un paramètre de stimulation ; - un organe de stockage d'énergie pour l'alimentation de l'ensemble électronique ; et - un module de récupération d'énergie, apte à convertir en énergie élec- 25 trique des sollicitations externes appliquées au corps de l'implant sous l'effet de mouvements d'une paroi à laquelle est ancré l'implant et/ou de variations de débit du flux sanguin dans le milieu environnant l'implant au rythme de battements cardiaques et/ou de vibrations de tissus cardiaques. 30 Le module de récupération d'énergie comprend : un ensemble inertiel soumis auxdites sollicitations externes ; un traducteur apte à convertir l'énergie mécanique produite par les oscillations de l'ensemble inertiel en un signal électrique ; et un circuit de gestion d'alimentation, apte à redresser et réguler ledit signal électrique, pour délivrer en sortie une ten- 6 sion ou un courant continus stabilisés pour l'alimentation dudit ensemble électronique et/ou la recharge dudit organe de stockage d'énergie. De façon caractéristique de l'invention, l'ensemble électronique comprend en outre : 5 - un circuit d'évaluation d'un niveau de charge de l'organe de stockage d'énergie ; - un comparateur, pour comparer ledit niveau de charge à un seuil bas prédéfini, et délivrer conditionnellement un indicateur de charge faible en fonction du résultat de la comparaison ; et 10 - un circuit de pilotage dynamique de recharge, recevant en entrée l'indicateur de charge faible et couplé en sortie au circuit de stimulation, et apte à modifier ledit au moins un paramètre de stimulation dans un sens propre à augmenter le niveau moyen de ladite énergie mécanique produite par l'ensemble inertiel et convertie par le traduc- 15 teur pour l'alimentation dudit ensemble électronique et/ou la recharge dudit organe de stockage d'énergie. Selon diverses caractéristiques subsidiaires avantageuses : - l'ensemble inertiel comprend un ensemble pendulaire avec un élément élastiquement déformable suivant au moins un degré de liberté, cou- 20 plé à une masse inertielle ; - le module de récupération d'énergie comprend au moins une lame piézoélectrique couplée à l'une de ses extrémités à la masse inertielle, ladite lame piézoélectrique formant à la fois ledit élément élastique-ment déformable et ledit traducteur ; 25 - le niveau de charge de l'organe de stockage d'énergie est une tension mesurée aux bornes de l'organe de stockage d'énergie ; - le circuit de pilotage dynamique de recharge est activé conditionnellement seulement lorsque l'indicateur de charge faible est délivré par le comparateur ; 30 - le paramètre de stimulation modifié est : une fréquence de stimulation modifiée, la fréquence de stimulation pouvant notamment être modifiée d'une quantité ou d'un taux prédéterminés par rapport à une fréquence de référence, éventuellement de façon progressive par pas successifs ; une tension modifiée et/ou une durée modifiée des impul- 35 sions de stimulation ; et/ou l'application à une cavité cardiaque d'im- 7 pulsions de stimulation même en présence de contractions spontanées de cette cavité ; - la fréquence de stimulation modifiée peut être une fréquence augmentée au-dessus d'une fréquence de rythme sinusal propre du patient 5 (pour renforcer la stimulation), ou bien une fréquence diminuée au- dessous de ce rythme sinusal propre (pour permettre à un rythme spontané de s'exprimer) ; - le circuit de pilotage dynamique de recharge est activé conditionnellement seulement après détection d'un état prédéterminé du patient, 10 l'implant comprenant alors avantageusement un capteur d'activité, et/ou des moyens d'analyse des variations du signal électrique délivré par le traducteur, apte(s) à délivrer un signal représentatif d'un état d'activité prédéterminé du patient et/ou un signal représentatif d'un état pathologique prédéterminé du patient ; 15 - il est prévu un premier temporisateur apte à désactiver la modification dudit au moins un paramètre de stimulation après écoulement d'un laps de temps prédéterminé suivant une activation du circuit de pilotage dynamique de recharge, et/ou un second temporisateur apte à empêcher, avant écoulement d'un laps de temps prédéterminé, toute 20 réactivation du circuit de pilotage dynamique de recharge après une activation précédente de celui-ci, et/ou un moyen de désactivation du circuit de pilotage dynamique lorsque ledit niveau de charge atteint un seuil haut prédéfini. 0 25 On va maintenant décrire un exemple de mise en oeuvre de la présente invention, en référence aux dessins annexés où les mêmes références désignent d'une figure à l'autre des éléments identiques ou fonctionnellement semblables. 30 La Figure 1 illustre un dispositif médical de type capsule leadless dans son environnement, avec divers exemples de sites d'implantation dans, sur ou à proximité du coeur d'un patient. La Figure 2 est une vue longitudinale générale d'une capsule leadless comprenant un récupérateur d'énergie à ensemble pendulaire. 8 La Figure 3 montre, isolément, l'ensemble pendulaire de la capsule leadless de la Figure 2, avec une lame piézoélectrique couplée à une masse inertielle. La Figure 4 est un chronogramme des oscillations du signal électrique dé- 5 livré par le module de récupération d'énergie de la capsule leadless au cours de cycles cardiaques successifs, avec en regard le tracé d'électrogramme correspondant. La Figure 5 est homologue de la Figure 4, pour deux cycles cardiaques successifs dont le premier correspond à une contraction spontanée du 10 myocarde et le second à une contraction stimulée de ce même myocarde, résultant de l'application à celui-ci d'une impulsion électrique de stimulation. La Figure 6 présente, sous forme de schéma par blocs, les principaux éléments constitutifs internes de l'ensemble électronique de la capsule 15 leadless. La Figure 7 illustre de façon schématique le principe de l'invention. La Figure 8 est un organigramme détaillant la séquence d'opérations et de tests d'un premier exemple illustratif de mise en oeuvre de l'invention, avec application au patient d'une stimulation renforcée. 20 La Figure 9 est un organigramme homologue de celui de la Figure 8, pour un deuxième exemple illustratif, avec inhibition de la stimulation appliquée au patient. La Figure 10 est un organigramme détaillant une séquence d'opérations et de tests permettant d'assurer une détermination automatique entre sti- 25 mulation renforcée et inhibition de la stimulation. 0 On va maintenant décrire un exemple de réalisation du dispositif de 30 l'invention. En ce qui concerne ses aspects logiciels, l'invention peut être mise en oeuvre par une programmation appropriée du logiciel de commande d'un dispositif stimulateur cardiaque connu, par exemple un stimulateur de type capsule leadless endocavitaire. 9 Ces dispositifs comprennent un microprocesseur ou microcontrôleur programmable couplé à des circuits pour recevoir, mettre en forme et traiter des signaux électriques recueillis par des électrodes disposées sur la capsule et dont au moins l'une est en contact avec le myocarde, et déli- 5 vrer des impulsions de stimulation à ces électrodes. L'adaptation de ces dispositifs pour réaliser l'invention est à la portée de l'homme du métier, et elle ne sera pas décrite en détail. En particulier, les logiciels conservés en mémoire et exécutés pourront être adaptés et utilisés pour mettre en oeuvre les fonctions de l'invention qui seront décrites ci-dessous 10 Le procédé de l'invention est en effet mis en oeuvre par des moyens prin- cipalement logiciels, au moyen d'algorithmes appropriés exécutés par un microcontrôleur ou un processeur numérique de signal. Pour la clarté de l'exposé, les divers traitements appliqués seront décomposés et schématisés par un certain nombre de modules ou blocs fonctionnels distincts 15 et/ou de circuits interconnectés, mais cette représentation n'a toutefois qu'un caractère illustratif, ces fonctions ou circuits comprenant des éléments communs et correspondant en pratique à une pluralité de fonctions globalement exécutées par un même logiciel. Sur la Figure 1, on a représenté diverses possibilités de site d'implanta- 20 tion d'un dispositif de type leadless, à l'intérieur du myocarde (implant en- docavitaire) ou sur une région externe de ce même myocarde (implant épicardique), ou encore sur ou dans un vaisseau proche du coeur. Dans un exemple préférentiel avantageux, la capsule leadless 10 est implantée à l'apex du ventricule droit. En variante, la capsule peut être également 25 implantée sur le septum interventriculaire droit, comme en 10', ou encore sur une paroi de la cavité auriculaire droite, comme en 10". Une autre configuration consiste, comme en 10'", à implanter la capsule leadless sur une paroi externe du myocarde. Dans tous les cas, la capsule leadless est fixée à la paroi cardiaque au 30 moyen d'un système d'ancrage saillant destiné à pénétrer dans le tissu cardiaque pour le maintien sur le site d'implantation. D'autres systèmes d'ancrage sont utilisables, et ne modifient en aucune façon la mise en oeuvre de la présente invention. La Figure 2 est une vue longitudinale générale d'une telle capsule lea- 35 dless, comprenant un récupérateur d'énergie à ensemble pendulaire. 10 La capsule leadless 10 est dans cet exemple réalisée sous forme extérieure d'un corps d'implant tubulaire cylindrique 12 enfermant un ensemble 14 incluant les divers circuits électroniques et d'alimentation de la capsule. Les dimensions typiques d'une telle capsule sont un diamètre de 5 l'ordre de 6 mm environ pour une longueur d'environ 25 mm. À son extrémité distale 16, la capsule porte une vis hélicoïdale 18 pour l'ancrage de la capsule contre une paroi d'une cavité cardiaque, comme illustré ci-dessus à propos de la Figure 1. Une électrode de détection/stimulation 20, en contact avec le tissu cardiaque au site d'implanta- 10 tion, assure le recueil des potentiels de dépolarisation cardiaque et/ou l'application d'impulsions de stimulation. Dans certaines formes de réalisation, la fonction de l'électrode 20 est assurée par la vis d'ancrage 18, qui est alors une vis active, électriquement conductrice et reliée aux circuits de détection/stimulation de la capsule. L'électrode 20 en contact 15 avec les tissus est généralement une cathode, et elle est associée à une anode dont la fonction est assurée par une seconde électrode distante, le plus souvent une électrode annulaire telle qu'en 21. L'extrémité proximale opposée 22 de la capsule leadless 10 présente une forme arrondie atraumatique, et elle est pourvue de moyens appropriés 20 de préhension pour la liaison à un cathéter-guide ou autre accessoire d'implantation utilisable au moment de la mise en place ou de l'explantation de la capsule. La capsule leadless 10 est pourvue d'un module de récupération d'énergie destiné à alimenter l'ensemble électronique 14 et à recharger un or- 25 gane de stockage d'énergie intégré. Un tel module de récupération d'énergie comprend un ensemble inertiel qui, à l'intérieur de la capsule, oscille au gré des diverses sollicitations externes auxquelles la capsule leadless est soumise. Ces sollicitations peuvent notamment résulter : des mouvements de la paroi à laquelle est an- 30 crée la capsule, qui sont transmis au corps d'implant 12 par la vis d'an- crage 18 ; et/ou des variations du début du flux sanguin dans le milieu environnant l'implant, qui produisent des oscillations du corps d'implant au rythme des battements cardiaques ; et/ou des vibrations diverses transmises par les tissus cardiaques. 11 La Figure 3 illustre un exemple d'ensemble inertiel pour module de récupération d'énergie, ensemble qui est ici constitué d'une lame piézoélectrique 24 encastrée à l'une de ses extrémités 26 et dont l'extrémité opposée, libre, est couplée à une masse inertielle 28. La lame piézoélectrique 5 24 est une lame flexible qui, dans l'exemple illustré, est élastiquement dé- formable suivant au moins un degré de liberté en flexion longitudinale. Du point de vue mécanique cet ensemble constitue un système pendulaire de type masse-ressort (le ressort étant constitué par la lame piézoélectrique flexible) qui, du fait de l'inertie de la masse 28, oscille dès que la 10 lame élastique 24 est écartée de sa position stable de repos. De fait, cet ensemble peut être assimilé, pour ce qui est de son comportement mécanique, à une structure de type "poutre encastrée-libre", qui présente une fréquence propre d'oscillation libre, qui est ici la fréquence sur laquelle oscille le système masse-ressort. 15 La lame piézoélectrique 24 assure en outre une fonction de transducteur mécano-électrique permettant de convertir en charges électriques la sollicitation mécanique qui lui est appliquée lorsqu'elle est fléchie, charges récupérées par des électrodes formées à la surface de la lame. La lame est de préférence une lame de type bimorphe, c'est-à-dire capable de gé- 20 nérer de l'énergie sur ses deux faces lorsqu'elle est soumise à une dé- formation. Ces propriétés de transduction sont typiques d'un matériau piézoélectrique tel que les céramiques PZT ou les monocristaux de type PMN-PT, titanate de baryum ou niobate de lithium. Bien entendu, l'invention n'est pas limitée à cette configuration particu- 25 lière d'ensemble pendulaire donnée en exemple, et d'autres types d'en- sembles inertiels peuvent être utilisés pour la récupération d'énergie, tels que ceux évoqués en introduction, dès lors qu'ils présentent au moins une fréquence propre d'oscillation libre. De même, l'ensemble inertiel peut être un ensemble déformable suivant 30 plusieurs degrés de liberté, avec alors autant de modes vibratoires cor- respondants et de fréquences propres d'oscillation, et de signaux électriques respectivement délivrés en sortie. La Figure 4 est un chronogramme des oscillations du signal électrique S délivré par le module de récupération d'énergie de la capsule leadless au 12 cours de cycles cardiaques successifs, avec en regard le tracé d'électrogramme correspondant. Le signal d'électrogramme EGM, qui est le signal électrique de l'onde de dépolarisation cardiaque, est par exemple détecté par l'électrode 20 en 5 contact avec le myocarde. Sur l'exemple illustré Figure 4, l'électrogramme est celui d'un rythme sinusal, avec une onde P correspondant à l'activité électrique auriculaire, un complexe QRS correspondant à l'activité électrique ventriculaire et une onde T correspondant à la repolarisation ventriculaire. 10 La Figure 4 illustre également, en regard de l'électrogramme EGM, les va- riations du signal électrique S délivré par le récupérateur d'énergie, c'est-à-dire le signal variable produit par le transducteur mécano-électrique constitué par la lame piézoélectrique 24, dans l'exemple illustré. Ce signal est un signal récurrent, se répétant au rythme des battements 15 cardiaques successifs, et il comporte à chaque occurrence deux phases caractéristiques qui se succèdent, 01 et 02. La première phase 01 est constituée d'une suite d'oscillations sinusoïdales amorties, avec un premier pic d'amplitude suivi d'une série de "rebonds" d'amplitudes décroissantes, et elle est suivie d'une seconde 20 phase 02 consécutive substantiellement sans rebonds, qui se prolonge jusqu'à une nouvelle contraction du myocarde produisant des variations similaires du signal S. L'ordre de grandeur de la fréquence de récurrence des cycles cardiaques est typiquement de 1 à 2 Hz (60 à 120 bpm (battements par minute)). La 25 fréquence propre de l'ensemble pendulaire, quant à elle, est déterminée par la géométrie de la lame piézoélectrique 24 (principalement sa longueur et son épaisseur), par l'élasticité du matériau qui la compose, et par la masse de la masse inertielle 28. Ces différents paramètres peuvent être avantageusement choisis de manière à donner à la fréquence propre 30 d'oscillation libre une valeur beaucoup plus élevée que la fréquence du rythme cardiaque, par exemple une fréquence de l'ordre de 20 Hz, ce chiffre n'étant bien entendu aucunement limitatif. Pratiquement en toutes circonstances, l'ensemble pendulaire produira alors entre deux battements cardiaques une pluralité de rebonds suivis par une phase sans re- 35 bonds avant le battement cardiaque suivant. 13 La Figure 5 est un chronogramme comparatif des oscillations du signal électrique S délivré par le module de récupération d'énergie de la capsule pour un premier cycle correspondant à un évènement spontané (contraction naturelle du myocarde, sans stimulation externe) et pour un second 5 cycle correspondant à un évènement stimulé (contraction produite suite à l'application d'une impulsion électrique de stimulation générée par la capsule leadless). On notera que le pic principal d'amplitude Smaxo du signal recueilli lors d'une contraction spontanée est moindre que le pic correspondant Smaxl 10 du signal recueilli lors d'une contraction stimulée. Les pics des rebonds qui suivent sont également de moindre amplitude. Par voie de conséquence, l'énergie mécanique recueillie et transformée en énergie électrique par le module de récupération d'énergie (énergie qui est approximativement proportionnelle à la valeur quadratique moyenne (RMS) du 15 signal S intégré sur la durée d'un cycle) sera également moindre. Par ailleurs, que le rythme soit spontané ou stimulé, l'énergie électrique produite sur une durée donnée par le récupérateur d'énergie sera moindre lorsque ce rythme est lent que lorsque ce rythme est rapide, du fait d'un taux de répétition plus faible des évènements individuels produc- 20 teurs de courant de recharge. L'idée de base de l'invention consiste à surveiller le niveau de charge de l'organe de stockage d'énergie et, si celui-ci tombe en deçà d'un seuil minimal, d'agir sur le fonctionnement de l'implant de manière à produire en réponse des contractions stimulées plus productives sur le plan méca- 25 nique et, par voie de conséquence, permettant de récupérer une plus grande quantité d'énergie électrique pour recharger l'organe de stockage d'énergie. Cette stimulation modifiée en réponse à la détection du faible niveau de charge peut être opérée de plusieurs manières, notamment : 30 - en délivrant des impulsions de stimulation alors même que le myo- carde peut se contracter spontanément (ce qui a pour effet d'augmenter l'amplitude des oscillations mécaniques et donc celles du signal électrique recueillies - situation illustrée Figure 5) ; et/ou - en augmentant la fréquence de stimulation, c'est-à-dire en forçant le 35 cceur à battre légèrement plus vite ; et/ou 14 - en produisant des impulsions électriques de stimulation d'amplitude (tension ou courant) plus élevée et/ou de plus grande largeur d'impulsion La Figure 6 est un synoptique de l'ensemble électronique 14 intégré à la 5 capsule leadless 10, présenté sous forme de blocs fonctionnels. Ce circuit 14 est avantageusement implémenté sous forme d'un ASIC ou d'une combinaison d'AS ICs. Le bloc 30 désigne un circuit de détection de l'onde de dépolarisation cardiaque, relié à l'électrode 20 en contact avec le tissu cardiaque et à 10 l'électrode opposée 21. Le bloc 30 comprend des filtres et des moyens de traitement analogique et/ou numérique du signal recueilli. Le signal ainsi traité est appliqué à l'entrée d'un calculateur 32 associé à une mémoire 34. L'ensemble électronique 14 comporte également un circuit de stimulation 36 opérant sous le contrôle du calculateur 32 pour, en tant que de 15 besoin, délivrer au système d'électrodes 20 et 21 des impulsions de sti- mulation du myocarde. Il est par ailleurs prévu un circuit de récupération d'énergie 38, constitué par l'ensemble pendulaire formé par la lame piézoélectrique 24 et la masse inertielle 28 décrits plus haut en référence aux Figures 2 et 3. 20 Ce circuit de récupération d'énergie 38 produit en sortie un signal élec- trique variable S tel que celui des Figures 4 et 5 décrites plus haut. Le signal S est, en premier lieu, délivré à un circuit 40 de gestion de l'alimentation, qui redresse et régule le signal S de manière à produire en sortie une tension ou un courant continus stabilisés servant à l'alimenta- 25 tion de l'ensemble électronique 14 et à la recharge de l'organe de stock- age d'énergie 42, qui lui-même assure l'alimentation de l'ensemble électronique 14. Le signal S est également envoyé vers le calculateur 32, afin d'en déduire des informations sur l'état physiologique/pathologique du patient. 30 De façon caractéristique de l'invention, l'ensemble électronique 14 com- porte également un module 44 de suivi du niveau de charge et de pilotage dynamique de la recharge de l'organe de stockage d'énergie 42. Ce module 44 reçoit en entrée, d'une part, un signal représentatif du niveau courant de charge de l'organe de stockage d'énergie. Dans sa ver- 35 sion la plus simple, ce signal est un signal de niveau de tension Vbatt aux 15 bornes de l'organe de stockage d'énergie 42. D'autres techniques plus complexes peuvent également être mises en oeuvre, telles que celles utilisées dans les téléphones portables par exemple incluant un circuit de contrôle de gestion de l'organe de stockage d'énergie. 5 Le module 44 reçoit en entrée, d'autre part, un signal représentatif de l'état courant du patient, élaboré par le calculateur 32 notamment à partir des informations délivrées par un capteur d'activité 46 tel qu'un capteur accélérométrique ou "capteur G" incorporé aux circuits de l'implant leadless. Le calculateur peut aussi déterminer des informations sur l'état du 10 patient à partir du signal S. On notera que par "état du patient", on entend une indication représentative de l'état (state) dans lequel se trouve le patient à un instant donné parmi plusieurs états possibles tels que : activité/sommeil/repos/éveil, etc., cette série d'états possibles étant des états prédéterminés ou paramétrés par le médecin. Dans une version plus éla- 15 borée de l'invention, l'état considéré peut tenir compte de l'état clinique du patient (arythmies, pertes d'activité, etc.), diagnostiqué sur une durée plus ou moins longue (quotidienne, hebdomadaire, etc.). En fonction des informations combinées de niveau de charge de l'organe de stockage d'énergie (tension Vbatt) et d'état courant du patient, le mo- 20 dule 44 délivre en réponse un signal de rétroaction FB appliqué au calcu- lateur 32 qui aura pour effet, en cas de faible niveau de charge, de modifier un ou plusieurs paramètres de stimulation de manière à augmenter l'énergie mécanique produite par le coeur et, par voie de conséquence, l'énergie électrique produite par le module récupérateur. 25 La Figure 7 illustre de façon schématique le principe de l'invention, qui consiste à créer une boucle de rétroaction entre le myocarde M, le circuit de récupération d'énergie 38, 40 et les circuits de stimulation 20, 32 et 36. Le niveau de charge Vbatt de l'organe de stockage d'énergie 42, rechargée par le circuit de récupération d'énergie 38, 40, est comparé à un seuil bas 30 (comparateur 48) pour piloter conditionnellement les circuits de stimula- tion 20, 32, 36 et appliquer en retour une stimulation accrue FB au myocarde M. La stimulation renforcée du myocarde est opérée selon les diverses techniques évoquées plus haut : stimulation forcée alors même que le myo- 35 carde a la capacité de se contracter spontanément, et/ou augmentation 16 de la fréquence de stimulation, et/ou augmentation de l'énergie de l'impulsion de stimulation (par augmentation de l'amplitude et/ou de la durée de cette impulsion). Avantageusement, le comparateur 48 compare également à un seuil haut 5 le niveau de charge Vbatt, pour interrompre l'application de stimulation ren- forcée lorsque le niveau de l'organe de stockage d'énergie est remonté au-dessus d'un niveau de charge suffisant. La Figure 8 est un organigramme 100 détaillant un premier exemple illustratif d'une séquence d'opérations et de tests pour la mise en oeuvre de 10 l'invention, prévoyant l'application au patient d'une stimulation renforcée. Au test 102, la tension de l'organe de stockage d'énergie est comparée à un niveau de seuil bas prédéterminé. Si la tension est inférieure à ce niveau de seuil, l'état courant du patient est alors examiné (test 104) de manière à ne poursuivre le processus que dans des situations qui ne sont 15 pas gênantes pour le patient. Par exemple, on considèrera que l'état du patient permet la poursuite du processus si l'état est "patient non actif et non en sommeil". La stimulation renforcée est alors mise en oeuvre (bloc 106), par un pilotage approprié du calculateur 32 permettant de contrôler l'application 20 d'une stimulation de la manière voulue. Par exemple, la fréquence de sti- mulation est contrôlée à une fréquence égale à celle du rythme sinusal (SR) augmentée de 10 bpm. Par ailleurs, une première temporisation est initialisée et déclenchée. À l'étape suivante (bloc 108), l'état du patient est à nouveau contrôlé. Si 25 l'état du patient permet toujours la poursuite du processus de stimulation renforcée, celui-ci est poursuivi jusqu'à ce que le niveau Vbatt de l'organe de stockage d'énergie atteigne un niveau haut prédéterminé (test 110), ou que le processus arrive au terme de la première temporisation déclenchée à l'étape 106 (test 112), ceci de manière à limiter dans le temps 30 l'application d'une stimulation renforcée. Différentes variantes ou compléments de ce processus peuvent être envisagés, par exemple : - la stimulation renforcée peut être appliquée même si l'état du patient est "en activité". La fréquence de stimulation, qui est calculée à partir 35 de données fournies par un capteur (stimulation dite rate-adaptative) 17 est alors augmentée d'une quantité prédéterminée, par exemple de 10 bpm, ou d'un taux prédéterminé, par exemple de 5 ou 10 % ; - l'augmentation de la fréquence de stimulation peut être opérée par pas successifs croissants, par exemple la fréquence est augmentée de 5 1 bpm chaque minute jusqu'à une valeur maximale d'augmentation, par exemple une valeur de 15 bpm ; - à la fin de la première temporisation, une seconde temporisation peut être déclenchée, qui inhibe le processus de manière à empêcher toute réactivation de celui-ci avant écoulement d'un laps de temps prédéterminé. La Figure 9 est un organigramme 200, homologue de celui de la Figure 8, pour un deuxième exemple illustratif, prévoyant non plus l'application au patient d'une stimulation renforcée, mais au contraire un mode où la sti- 1 0 mutation est inhibée pour permettre à un rythme spontané de s'exprimer. Au test 202, la tension de l'organe de stockage d'énergie est comparée à un niveau de seuil bas prédéterminé. Si la tension est inférieure à ce niveau de seuil, l'état courant du patient est alors examiné (test 204) de manière à ne poursuivre le processus que dans des situations qui ne sont 15 pas gênantes pour le patient. Par exemple, on considèrera que l'état du patient permet la poursuite du processus si l'état est "patient non actif et non en sommeil". La stimulation est alors désactivée par application d'une fréquence de stimulation inférieure au rythme sinusal (spontané) du patient (bloc 206), 20 par un pilotage approprié du calculateur 32 qui contrôle l'application de la stimulation. Par exemple, la fréquence de stimulation est contrôlée à une fréquence égale à celle du rythme sinusal (SR) propre du patient, diminuée de 10 bpm. Par ailleurs, une première temporisation est initialisée et déclenchée. 25 À l'étape suivante (bloc 208), l'état du patient est à nouveau contrôlé. Si l'état du patient permet toujours la poursuite du processus de stimulation inhibée, celui-ci est poursuivi jusqu'à ce que le niveau Vbatt de l'organe de stockage d'énergie atteigne un niveau haut prédéterminé (test 210), ou que le processus arrive au terme de la première temporisation déclen- 30 chée à l'étape 206 (test 212), ceci de manière à limiter dans le temps l'application d'une stimulation inhibée. 18 Ici encore, à la fin de la première temporisation une seconde temporisation peut être déclenchée, qui inhibe le processus de manière à empêcher toute réactivation de celui-ci avant écoulement d'un laps de temps prédéterminé. 5 La Figure 10 est un organigramme 300 détaillant une séquence d'opéra- tions et de tests permettant d'assurer une détermination automatique entre une approche par stimulation renforcée (comme dans le cas de la Figure 8) ou une approche par inhibition de la stimulation (comme dans le cas de la Figure 9). 10 Au test 302, la tension de l'organe de stockage d'énergie est comparée à un niveau de seuil bas prédéterminé. Si la tension est inférieure à ce niveau de seuil, l'état courant du patient est alors examiné (test 304) de manière à ne poursuivre le processus que dans des situations qui ne sont pas gênantes pour le patient. Par exemple, on considèrera que l'état du 15 patient permet la poursuite du processus si l'état est "patient non actif et non en sommeil". La stimulation renforcée est alors mise en oeuvre (bloc 306), par un pilotage approprié du calculateur 32 permettant de contrôler l'application d'une stimulation de la manière voulue. Par exemple, la fréquence de sti- 20 mutation est contrôlée à une fréquence égale à celle du rythme sinusal (SR) propre du patient, augmentée de 10 bpm. Par ailleurs, une première temporisation est initialisée et déclenchée, comme dans le cas des blocs 106 et 206 décrits plus haut à propos des Figures 8 et 9. À l'étape suivante (test 308), l'efficacité de l'augmentation de la fréquence 25 de stimulation est testée, afin de déterminer si celle-ci a eu un effet positif sur le signal du récupérateur d'énergie. Si l'efficacité est démontrée (sur un ou plusieurs cycles cardiaques), la stratégie de recharge par augmentation de la fréquence de stimulation est conservée (bloc 310) ; sinon, la fréquence de stimulation est diminuée 30 sous la fréquence sinusale propre du patient, afin de tester le mode inhi- bé (bloc 312). Au test 314, si l'efficacité est démontrée (sur un ou plusieurs cycles cardiaques), la stratégie de recharge par inhibition de la stimulation est conservée (bloc 316) ; sinon, le processus est abandonné et le système retourne à l'état de départ, REVENDICATIONS1. Un implant cardiaque autonome (10) de type capsule leadless comprenant un corps d'implant (12) muni de moyens (18) d'ancrage à une paroi cardiaque et comprenant : - un ensemble électronique (14), avec un circuit de stimulation (36) apte à délivrer à une électrode (20, 21) de l'implant des impulsions de sti- mulation de manière contrôlée en fonction d'au moins un paramètre de stimulation ; - un organe de stockage d'énergie (42) pour l'alimentation de l'ensemble électronique ; et - un module de récupération d'énergie, apte à convertir en énergie élec- trique des sollicitations externes appliquées au corps de l'implant sous l'effet de mouvements d'une paroi à laquelle est ancré l'implant et/ou de variations de débit du flux sanguin dans le milieu environnant l'implant au rythme de battements cardiaques et/ou de vibrations de tissus cardiaques, le module de récupération d'énergie comprenant : un ensemble inertiel (24, 28) soumis auxdites sollicitations externes ; un traducteur (24) apte à convertir l'énergie mécanique produite par les oscillations de l'ensemble inertiel en un signal électrique (S) ; et un circuit de gestion d'alimentation (40), apte à redresser et réguler ledit signal électrique (S), pour délivrer en sortie une tension ou un courant continus stabilisés pour l'alimentation dudit ensemble électronique (14) et/ou la recharge dudit organe de stockage d'énergie (42), caractérisé en ce que l'ensemble électronique comprend en outre : - un circuit d'évaluation d'un niveau de charge (Vbatt) de l'organe de sto- ckage d'énergie ; - un comparateur (48), pour comparer ledit niveau de charge à un seuil bas prédéfini, et délivrer conditionnellement un indicateur de charge faible en fonction du résultat de la comparaison ; et - un circuit de pilotage dynamique de recharge (44), recevant en entrée l'indicateur de charge faible et couplé en sortie au circuit de stimulation, et apte à modifier ledit au moins un paramètre de stimulation dans un sens propre à augmenter le niveau moyen de ladite énergie 20 mécanique produite par l'ensemble inertiel et convertie par le traducteur pour l'alimentation dudit ensemble électronique et/ou la recharge dudit organe de stockage d'énergie. 5 2. L'implant de la revendication 1, dans lequel l'ensemble inertiel com- prend un ensemble pendulaire avec un élément élastiquement déformable (24) suivant au moins un degré de liberté, couplé à une masse inertielle (28). 10 3. L'implant de la revendication 2, dans lequel le module de récupération d'énergie comprend au moins une lame piézoélectrique (24) couplée à l'une de ses extrémités à la masse inertielle (28), ladite lame piézoélectrique formant à la fois ledit élément élastiquement déformable et ledit traducteur. 15 4. L'implant de la revendication 1, dans lequel le niveau de charge de l'organe de stockage d'énergie est une tension (Vbatt) mesurée aux bornes de l'organe de stockage d'énergie. 20 5. L'implant de la revendication 1, comprenant des moyens d'activation conditionnelle du circuit de pilotage dynamique de recharge seulement lorsque l'indicateur de charge faible est délivré par le comparateur. 6. L'implant de la revendication 1, dans lequel ledit circuit de stimulation 25 apte à délivrer à une électrode de l'implant des impulsions de stimulation de manière contrôlée en fonction d'au moins un paramètre de stimulation est un circuit de stimulation apte à délivrer à une électrode de l'implant des impulsions de stimulation de manière contrôlée en fonction au moins d'une fréquence de stimulation. 30 7. L'implant de la revendication 6, comprenant des moyens aptes à modifier la fréquence de stimulation d'une quantité ou d'un taux prédéterminés par rapport à une fréquence de référence. 21 8. L'implant de la revendication 6, comprenant des moyens aptes à modifier la fréquence de stimulation progressivement par pas successifs. 9. L'implant de la revendication 6, comprenant des moyens aptes à aug- 5 menter la fréquence de stimulation au-dessus d'une fréquence de rythme sinusal du patient. 10. L'implant de la revendication 6, comprenant des moyens aptes à dimi- nuer la fréquence de stimulation au-dessous d'une fréquence de rythme 10 sinusal du patient. 11. L'implant de la revendication 1, dans lequel ledit circuit de stimulation apte à délivrer à une électrode de l'implant des impulsions de stimulation de manière contrôlée en fonction d'au moins un paramètre de stimulation 15 est un circuit de stimulation apte à délivrer à une électrode de l'implant des impulsions de stimulation de manière contrôlée en fonction au moins d'une tension et/ou d'une durée d'impulsions de stimulation. 12. L'implant de la revendication 1, dans lequel ledit circuit de stimulation 20 apte à délivrer à une électrode de l'implant des impulsions de stimulation de manière contrôlée en fonction d'au moins un paramètre de stimulation est un circuit de stimulation apte à délivrer à une électrode de l'implant dans une cavité cardiaque des impulsions de stimulation même en présence de contractions spontanées de cette cavité. 25 13. L'implant de la revendication 1, comprenant des moyens d'activation conditionnelle du circuit de pilotage dynamique de recharge seulement après détection d'un état prédéterminé du patient. 30 14. L'implant de la revendication 13, dans lequel l'implant comprend un capteur d'activité (46) apte à délivrer un signal représentatif d'un état d'ac- tivité prédéterminé du patient et/ou un signal représentatif d'un état pathologique prédéterminé du patient. 22 15. L'implant de la revendication 13, comprenant en outre des moyens (32) d'analyse des variations du signal électrique (S) délivré par le traducteur, aptes à délivrer un signal représentatif d'un état d'activité prédéterminé du patient et/ou un signal représentatif d'un état pathologique prédé- 5 terminé du patient. 16. L'implant de la revendication 1, dans lequel il est prévu un premier temporisateur apte à désactiver (112) la modification dudit au moins un paramètre de stimulation après écoulement d'un laps de temps prédéter- 10 miné suivant une activation du circuit de pilotage dynamique de recharge. 17. L'implant de la revendication 1, dans lequel il est prévu un second temporisateur apte à empêcher, avant écoulement d'un laps de temps prédéterminé, toute réactivation du circuit de pilotage dynamique de re- 15 charge après une activation précédente de celui-ci. 18. L'implant de la revendication 1, dans lequel il est prévu un moyen de désactivation (110) du circuit de pilotage dynamique lorsque ledit niveau de charge atteint un seuil haut prédéfini.