Brevet FR3073743A1 — publié le 20190524

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 disposi- tif. 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 cardiaques 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 convertie en éner- gie électrique (tension ou courant) au moyen d'un transducteur 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 type 2 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 difficile- 10 ment accessibles ou laissant peu d'espace, tels que l'apex du ventricule, 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. Cet ensemble inertiel peut notamment mettre en oeuvre - mais de façon non 30 limitative - un transducteur couplé à un mécanisme pendulaire compor- tant dans la capsule une masse mobile, dite "masse sismique" ou "masse inertielle". Cette masse inertielle est entrainée au gré des mouvements de la capsule, qui est soumise en permanence aux diverses sollicitations externes décrites plus haut. Après chacune de ces sollicitations, la masse 3 inertielle, qui est couplée à un élément 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 convertie en énergie électrique par exemple 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. L'énergie électrique ainsi récupérée et stockée permet d'alimenter les différents circuits de la capsule leadless. L'implantation d'une capsule leadless dans un ventricule permet de réali- 10 ser très simplement une configuration de stimulateur "simple chambre" (stimulation d'une seule cavité, généralement le ventricule droit). À cet effet, la capsule leadless est pourvue d'une électrode de détection/stimulation en contact avec la paroi du ventricule, qui lui permet de détecter la présence ou non d'une onde de dépolarisation spontanée du ventricule, 15 ainsi que l'instant de survenue de cette onde (marqueur ventriculaire). Si nécessaire, en cas de dépolarisation spontanée absente ou tardive, cette électrode permet également de délivrer au ventricule une impulsion de stimulation de manière à déclencher sa contraction. Ce mode de fonctionnement est dénommé VVI (c'est-à-dire avec détec- 20 tion et stimulation ventriculaires, et inhibition de la stimulation sur détec- tion d'un signal ventriculaire hors période réfractaire). Il est limité à une stimulation pour laquelle un intervalle d'échappement (IE ou El) est programmé de manière soit à provoquer la stimulation si la durée écoulée depuis la dernière détection ou stimulation du ventricule dépasse la durée 25 de cet intervalle d'échappement, soit à ne rien faire si une dépolarisation ventriculaire spontanée est détectée. Il présente de fait l'inconvénient que la stimulation ventriculaire n'est pas synchronisée avec la contraction de l'oreillette, de sorte que le rythme de stimulation ne s'adapte pas au rythme sinusal à un instant donné (rythme 30 sinoatrial). La détection de l'activité auriculaire, avec détermination de l'instant où l'oreillette se contracte, permettrait de déterminer le rythme sinusal instantané du patient, et ainsi de calculer et appliquer un délai atrioventriculaire (DAV ou AVD) fonction de ce rythme. Ce mode de stimulation, dénommé VDD (stimulation ventriculaire, double détection auriculaire et ventricu- 5 laire, et stimulation fonction des évènements auriculaires et ventriculaires détectés) n'est pas envisageable avec une simple capsule leadless ventriculaire, qui par définition est dépourvue de sonde et ne comporte aucun élément situé dans la région distante de l'oreillette qui permettrait une dé- 5 tection directe du rythme sinusal. Le problème est, dans un tel cas, de pouvoir détecter une activité auriculaire à partir de la seule capsule leadless implantée dans le ventricule, sans moyen ni possibilité de recueillir directement, par une sonde auriculaire, un signal reflétant une activité électrique de l'oreillette. 10 Le EP 3 015 132 Al (Sorin CRM) propose une solution consistant à munir la capsule leadless d'un capteur d'accélération endocardiaque (capteur EA) incorporé à la capsule, qui permet d'observer dans le signal EA délivré par ce capteur une composante, dite "EA4" ou "EAO", dont la présence ou l'absence révèle l'existence ou non d'une contraction des oreil- 15 lettes et permet d'estimer l'instant de survenue de cette contraction. D'autres solutions ont été proposées, consistant par exemple à munir la capsule d'une extension en forme de fil d'antenne se prolongeant jusque dans l'oreillette droite et venant en contact avec la paroi de l'oreillette pour y faire de la détection/stimulation (US 2013/0325081 A1). Une autre solu- 20 tion consiste à détecter des signaux d'électrogramme en champ lointain au moyen d'une électrode supplémentaire située sur une région de la capsule leadless qui n'est pas en contact avec la paroi du ventricule. La détection de l'activité auriculaire est basée sur une comparaison entre le champ proche near-field et le champ lointain far-field, une activité auricu- 25 laire étant censée être détectée lorsque le signal far-field dépasse un seuil et que le signal near-field ne le dépasse pas (US 2013/0138006 A1). Toutes ces solutions restent cependant complexes à mettre en oeuvre et, en pratique, sont souvent d'une fiabilité insuffisante pour détecter la présence ou non d'une activité auriculaire avec un degré élevé de certitude, 30 et une détermination précise de l'instant de survenue de la contraction au- riculaire. La détection d'une activité électrique est en effet particulièrement sujette à divers parasites, artefacts et interférences Par ailleurs, les solutions basées sur la détection de l'activité mécanique de l'oreillette (telles que celles basées sur l'analyse de l'accélération endo- 35 cardiaque) sont toutes affectées, sur le plan de l'hémodynamique, par le 6 retard dit "mécano-électrique" entre la contraction proprement dite de l'oreillette (évènement hémodynamique) et l'instant où une stimulation électrique est délivrée au ventricule (évènement électrique). De fait, le délai atrioventriculaire appliqué par le dispositif, dit "délai mécano-électri- 5 que", est sous-optimal, alors que le calcul d'un délai "mécano-mécanique" basé uniquement sur l'hémodynamique correspondrait à la réalité physiologique de la contraction des cavités cardiaques, indépendamment de leur activité électrique. Le but de l'invention est de résoudre ces différents problèmes en propo- 10 sant un moyen de détecter une activité auriculaire pouvant être mis en oeuvre par une capsule leadless : - sans addition de capteurs, accessoires ou circuits de nature à augmenter la complexité du dispositif ; - qui procure avec un degré élevé de fiabilité une information de pré- 15 sence/absence d'une contraction auriculaire ; - qui, en présence d'une contraction auriculaire détectée, délivre un marqueur indiquant de façon fiable et précise l'instant de survenue de cette contraction ; - ceci d'une manière reflétant de façon fidèle le phénomène physiolo- 20 gigue de contraction mécanique de l'oreillette, sans introduction d'un biais lié à un délai mécano-électrique. L'idée de base de l'invention consiste à analyser les variations à très court terme du signal électrique délivré par le récupérateur d'énergie, entre deux battements cardiaques. 25 Cette analyse est opérée en temps réel sur le signal reflétant les oscilla- tions de l'ensemble inertiel (typiquement, les oscillations de la masse inertielle dans le cas d'un ensemble pendulaire) à sa fréquence d'oscillation juste après la contraction cardiaque. Avantageusement, et de façon caractéristique de l'invention, les informa- 30 tions permettant d'avérer la présence d'une contraction auriculaire, et d'en caractériser l'instant de survenue, sont dérivées du seul signal électrique produit par le récupérateur d'énergie, sans qu'il soit nécessaire de munir l'implant d'un ou plusieurs capteurs spécifiques - l'ensemble inertiel (typiquement, l'ensemble pendulaire masse inertielle/transducteur mécano- 7 électrique) jouant alors un double rôle de récupérateur d'énergie et de détecteur de contraction auriculaire. À cet effet, l'invention propose un implant cardiaque autonome de type capsule Ieadless comprenant, de manière en elle-même connue, un corps 5 d'implant muni de moyens d'ancrage à une paroi cardiaque, le corps d'im- plant logeant un ensemble électronique et un module de récupération d'énergie avec un organe de stockage d'énergie pour l'alimentation de l'ensemble électronique. Le module de récupération d'énergie est apte à convertir en énergie élec- 10 trique des sollicitations externes appliquées au corps de l'implant sous l'ef- fet 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, 15 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 oscillant ; et un circuit de gestion d'alimentation, apte à redresser et réguler ledit signal électrique oscillant, pour délivrer en sor- 20 tie une tension 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'implant comprend en outre des moyens de détection auriculaire, aptes à dériver du signal électrique oscil- 25 lant une information d'activité auriculaire représentative de la contribution d'un évènement auriculaire à un battement cardiaque. Selon diverses caractéristiques subsidiaires avantageuses : - l'information d'activité auriculaire est une information de présence/absence d'une contraction auriculaire ; 30 - l'implant comprend en outre des moyens de détection ventriculaire, aptes à délivrer un marqueur temporel ventriculaire définissant un instant de survenue d'un évènement ventriculaire d'un battement cardiaque, et des moyens pour définir une fenêtre de détection, précédant ou suivant le marqueur temporel ventriculaire, les moyens de dé- 35 tection auriculaire étant des moyens aptes à analyser les variations du 8 signal électrique oscillant par recherche d'une composante d'activité auriculaire à l'intérieur de la fenêtre de détection ; - dans ce dernier cas, les moyens de détection ventriculaire peuvent être des moyens aptes à dériver le marqueur temporel ventriculaire par 5 analyse des variations du signal électrique oscillant délivré par le tra- ducteur. Très préférentiellement, l'implant comprend en outre : - des moyens de détection ventriculaire, aptes à détecter la survenue, ou l'absence de survenue, d'un évènement ventriculaire spontané d'un 10 battement cardiaque ; - des moyens de stimulation ventriculaire, aptes à appliquer une stimulation ventriculaire en l'absence d'évènement ventriculaire spontané détecté par les moyens de détection ventriculaire ; et - des moyens de séquencement, aptes à définir un instant d'application 15 de la stimulation après un délai atrioventriculaire prédéterminé suivant un évènement auriculaire détecté par les moyens de détection auriculaire. Dans ce cas, selon diverses autres caractéristiques subsidiaires avantageuses : 20 - les moyens de détection ventriculaire sont des moyens aptes à détecter la survenue, ou l'absence de survenue, d'un évènement ventriculaire spontané par analyse des variations du signal électrique oscillant délivré par le traducteur ; - l'implant comprend en outre : des moyens de mesure de la durée de 25 l'intervalle séparant deux évènements consécutifs auriculaire et ventri- culaire spontanés antérieurs ; des moyens pour comparer ladite durée mesurée de l'intervalle à une valeur limite ; et des moyens pour activer conditionnellement les moyens de séquencement, pour les évènements auriculaire et ventriculaire ultérieurs, lorsque ladite durée ex- 30 cède la valeur limite ; - les moyens de séquencement sont en outre aptes à: définir l'instant d'application de la stimulation ventriculaire après écoulement d'un intervalle d'échappement prédéterminé suivant un évènement ventriculaire spontané ou stimulé antérieur ; et, après chaque évènement auri- 35 culaire ultérieur détecté par les moyens de détection auriculaire, appli- 9 quer une stimulation ventriculaire à l'issue d'un délai atrioventriculaire prédéterminé sans évènement ventriculaire ultérieur détecté par les moyens de détection ventriculaire, ledit intervalle d'échappement prédéterminé pouvant notamment être l'un d'entre : un intervalle corres- 5 pondant à une fréquence de stimulation de base ; ou un intervalle de durée accrue par rapport à une fréquence de stimulation de base ; - les moyens de séquencement sont en outre aptes à activer temporairement les moyens de détection auriculaire après chaque évènement ventriculaire ultérieur spontané ou stimulé détecté par les moyens de 10 détection ventriculaire ; - dans ce dernier cas, les moyens de séquencement peuvent être aptes à activer les moyens de détection auriculaire seulement après écoulement d'un intervalle d'effacement prédéterminé suivant la détection de l'évènement ventriculaire ultérieur ; 15 - les moyens de détection auriculaire sont en outre aptes, après chaque évènement ventriculaire ultérieur spontané ou stimulé à : sur détection d'un évènement auriculaire (As), évaluer la contribution au battement cardiaque de cet évènement auriculaire ; et décider la présence d'un évènement auriculaire si ladite contribution évaluée vérifie un critère 20 prédéterminé ; - dans ce dernier cas, les moyens de détection auriculaire peuvent comprendre en outre des moyens aptes, au préalable, à : évaluer la contribution au battement cardiaque d'un évènement auriculaire dans une fenêtre précédant l'instant de stimulation ventriculaire, par analyse 25 rétrospective des variations du signal électrique oscillant dans ladite fenêtre ; et déterminer ledit critère prédéterminé à partir de ladite contribution ainsi évaluée, ledit critère pouvant être l'un d'entre : un niveau de seuil atteint en valeur absolue par le signal électrique oscillant ; et/ou l'énergie du signal électrique oscillant sur un intervalle de temps 30 donné ; - l'implant comprend en outre des moyens aptes, en cas de présence d'un évènement auriculaire détecté par les moyens de détection auriculaire et d'un évènement ventriculaire spontané ou stimulé consécutif, à calculer un délai atrioventriculaire mécanique compté entre les ins- 35 tants de survenue respectifs des évènements auriculaire et ventricu- 10 laire ; et des moyens aptes à ajuster ledit délai atrioventriculaire de stimulation de manière à faire correspondre la valeur du délai atrioventriculaire mécanique à un délai atrioventriculaire prédéterminé ; - les moyens de détection auriculaire comprennent en outre des moyens 5 aptes, au préalable, à: évaluer la contribution au battement cardiaque d'un évènement auriculaire dans une fenêtre précédant l'instant de stimulation ventriculaire, par analyse prospective des variations du signal électrique oscillant dans ladite fenêtre, ladite fenêtre étant déclenchée postérieurement à l'évènement ventriculaire précédent ; et 10 déterminer ledit critère prédéterminé à partir de ladite contribution ainsi évaluée. 0 On va maintenant décrire un exemple de mise en oeuvre de la présente 15 invention, en référence aux dessins annexés où les mêmes références désignent d'une figure à l'autre des éléments identiques ou fonctionnellement semblables. La Figure 1 illustre un dispositif médical de type capsule leadless dans son environnement, avec divers exemples de sites d'implantation dans, 20 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. La Figure 3 montre, isolément, l'ensemble pendulaire de la capsule leadless de la Figure 2, avec une lame piézoélectrique couplée à une masse 25 inertielle. La Figure 4 présente, sous forme de schéma par blocs, les principaux éléments constitutifs internes de l'ensemble électronique de la capsule leadless. La Figure 5a est un chronogramme des oscillations du signal électrique 30 délivré, dans une situation idéale où la récupération d'énergie serait sans influence sur ces oscillations, par le module de récupération d'énergie de la capsule leadless après un battement cardiaque. Les Figures 5b et 5c sont des chronogrammes correspondant aux oscillations illustrées sur la Figure 5a, dans deux situations où la récupération 35 d'énergie interfère sur ces oscillations. 11 La Figure 6 illustre, considérée isolément, la composante auriculaire du signal électrique délivré par le module de récupération d'énergie, représentative de la contribution de la contraction de l'oreillette, au cours de trois cycles cardiaques successifs. 5 Les Figures 7a et 7b illustrent le signal électrique, délivré par le module de récupération d'énergie, combinant les composantes auriculaire et ventriculaire au cours de battements cardiaques successifs, respectivement dans le cas d'une conduction atrioventriculaire présente et non retardée, et dans le cas d'un bloc atrioventriculaire (BAV) partiel entrainant une dé- 10 synchronisation des rythmes auriculaire et ventriculaire. La Figure 8 illustre le cas d'un BAV complet avec mise en oeuvre de l'invention, où un intervalle d'échappement allongé est appliqué pour la recherche d'une activité atriale sous-jacente. La Figure 9 illustre le principe de mise en oeuvre de l'invention pour l'ap- 15 plication d'un délai atrioventriculaire à la stimulation ventriculaire, dans le cas d'une contraction auriculaire présente et détectée. La Figure 10 est homologue de la Figure 9, dans le cas d'une conduction atrioventriculaire présente mais retardée. La Figure 11 est un organigramme détaillant la séquence d'opérations et 20 de tests pour l'évaluation d'un critère indicateur de présence ou d'absence d'une contraction auriculaire, dans le cas d'un BAV complet correspondant à la situation illustrée Figure 8. La Figure 12 est un organigramme détaillant la séquence d'opérations et de tests pour l'ajustement du délai atrioventriculaire à une valeur optimale 25 du point de vue hémodynamique dans le cas d'une contraction auriculaire présente et détectée, correspondant à la situation illustrée Figure 9. 0 30 On va maintenant décrire un exemple de réalisation du dispositif de 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 35 capsule leadless endocavitaire. 12 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'implantation 20 d'un dispositif de type leadless, à l'intérieur du myocarde (implant endoca- vitaire) ou sur une région externe de ce même myocarde (implant épicar- digue), 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 im- 25 plantée sur le septum interventriculaire droit, comme en 10', ou encore sur une paroi externe du myocarde, comme en 10". Dans tous les cas, la capsule leadless est fixée à la paroi cardiaque au 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 30 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- dless, comprenant un récupérateur d'énergie à ensemble pendulaire. La capsule leadless 10 est dans cet exemple réalisée sous forme exté- 35 rieure d'un corps d'implant tubulaire cylindrique 12 enfermant un en- 13 semble 14 incluant les divers circuits électroniques et d'alimentation de la capsule. Les dimensions typiques d'une telle capsule sont un diamètre de 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 5 l'ancrage de la capsule contre une paroi d'une cavité cardiaque, comme il- lustré ci-dessus à propos de la Figure 1 (ce mode d'ancrage n'étant bien entendu aucunement limitatif). Une électrode de détection/stimulation 20, en contact avec le tissu cardiaque au site d'implantation, assure le recueil des potentiels de dépolarisation cardiaque et/ou l'application d'impulsions 10 de stimulation. Dans certaines formes de réalisation, la fonction de l'élec- trode 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 avec les tissus est généralement une cathode, et elle est associée à une anode dont la fonction est assu- 15 rée par une seconde électrode distante, le plus souvent une électrode an- nulaire 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 de préhension pour la liaison à un cathéter-guide ou autre accessoire d'im- 20 plantation 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 organe de stockage d'énergie intégré. 25 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 ancrée la capsule, qui sont transmis au corps d'implant 12 par la vis d'an- 30 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. La Figure 3 illustre un exemple d'ensemble inertiel pour module de récu- 35 pération d'énergie, ensemble qui est ici constitué d'une lame piézoélec- 14 trique 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 24 est une lame flexible qui, dans l'exemple illustré, est élastiquement déformable suivant au moins un degré de liberté en flexion longitudinale. 5 Du point de vue mécanique cet ensemble constitue un système pendu- laire 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 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 méca- 10 nique, 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. La lame piézoélectrique 24 assure en outre une fonction de transducteur mécano-électrique permettant de convertir en charges électriques la solli- 15 citation mécanique qui lui est appliquée lorsqu'elle est fléchie, charges ré- cupérées 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 générer de l'énergie sur ses deux faces lorsqu'elle est soumise à une déformation. Ces propriétés de transduction sont typiques d'un matériau piézoé- 20 lectrique 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 particulière d'ensemble pendulaire donnée en exemple, et d'autres types d'ensembles inertiels peuvent être utilisés pour la récupération d'énergie, tels que ceux 25 évoqués en introduction, dès lors qu'ils présentent au moins une fré- quence propre d'oscillation libre. De même, l'ensemble inertiel peut être un ensemble déformable suivant plusieurs degrés de liberté, avec alors autant de modes vibratoires correspondants et de fréquences propres d'oscillation, et de signaux élec- 30 triques respectivement délivrés en sortie. La Figure 4 est un synoptique de l'ensemble électronique 14 intégré à la 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'ASICs. 15 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 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 trai- 5 té 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 besoin, délivrer au système d'électrodes 20 et 21 des impulsions de stimulation du myocarde. 10 II 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. Ce circuit de récupération d'énergie 38 produit en sortie un signal électrique variable S tel que celui des Figures 5a à 5c décrites ci-après. 15 Le signal S est, en premier lieu, délivré à un circuit 40 de gestion de l'ali- mentation, qui redresse et régule le signal S de manière à produire en sortie une tension ou un courant continus stabilisés servant à l'alimentation de l'ensemble électronique 14 et à la recharge de l'organe de stockage d'énergie 42, qui lui-même assure l'alimentation de l'ensemble élec- 20 tronique 14. Ce même signal S est, en second lieu, appliqué à un circuit 44 d'analyse des variations instantanées du signal afin de délivrer en sortie, de façon caractéristique de l'invention et de la manière qui sera décrite plus bas, un indicateur de détection (présence/absence) d'une contraction auriculaire, 25 ainsi que, le cas échéant, des paramètres de contrôle d'un délai atrioven- triculaire. Ces données permettront, comme cela sera décrit plus bas, de contrôler en tant que de besoin l'application des impulsions de stimulation ventriculaire par le circuit 36. 30 Le circuit d'analyse 44 opère sous le contrôle d'un circuit de séquence- ment 46 qui définit la position temporelle d'une ou plusieurs fenêtres d'analyse déterminée par le calculateur 32, ces fenêtres bornant les divers traitements opérés par le circuit 44 en vue d'extraire du signal brut S les informations significatives recherchées. 16 Le circuit 44 comprend avantageusement une unité de prétraitement, composée de circuits analogiques et/ou numériques, avec un système de numérisation et un filtrage typiquement analogique, numérique ou morphologique, qui permet de discriminer en fonction des bandes de fré- 5 quences les ondes d'origine atriale, lentes, de celles d'origine ventricu- laire, plus rapides. Les Figures 5a, 5b et 5c illustrent les variations du signal électrique S délivré lors d'un battement cardiaque par le récupérateur d'énergie, c'est-à-dire le signal variable produit par le transducteur mécano-électrique cons- 10 titué par la lame piézoélectrique 24 dans l'exemple illustré. Ce signal est un signal récurrent, se répétant au rythme des battements cardiaques successifs, avec à chaque occurrence une suite d'oscillations sinusoïdales amorties, comprenant un premier pic d'amplitude PSE suivi d'une série de "rebonds" R1, R2, R3... d'amplitudes décroissantes. Cette 15 phase d'oscillations est suivie d'une phase consécutive substantiellement sans rebond, qui se prolonge jusqu'à une nouvelle contraction du myocarde qui produira 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 20 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 25 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- 30 bonds avant le battement cardiaque suivant. La Figure 5a représente un cas idéal dans lequel le transducteur serait chargé par une résistance pure, c'est-à-dire où la récupération d'énergie serait sans influence sur les oscillations du signal électrique délivré par le transducteur. 17 Toutefois, concrètement, la récupération d'énergie par le circuit 40 de gestion de l'alimentation altère le signal S, qui et écrêté en fonction d'une valeur de seuil de ce circuit 40. Le signal typique devient tel que celui illustré aux Figures 5b et 5c, qui 5 sont des chronogrammes correspondant aux oscillations illustrées sur la Figure 5a, dans deux situations où la récupération d'énergie interfère sur ces oscillations : la Figure 5b illustre le cas où un seuil relativement élevé du circuit 40 est appliqué, et où seul le signal S relatif à l'activité ventriculaire est écrêté, tandis que la Figure 5c illustre le cas où un seuil relative- 10 ment bas du circuit 40 est appliqué, et où les deux composantes ventricu- laire et auriculaire du signal S relatif sont écrêtées. Cet écrêtage de S ne change pas le principe de la présente invention et, pour la clarté de l'exposé on retiendra dans la suite de la description le cas idéal de la Figure 5a, étant entendu que cette description peut tout 15 aussi bien s'appliquer au cas d'un signal S écrêté tel que celui illustré Fi- gures 5b et 5c. La Figure 6 illustre les variations du signal électrique S produites par la (seule) contraction de l'oreillette, au cours de trois cycles auriculaires successifs CA1, CA2, CA3, avec contraction spontanée et régulière de l'oreil- 20 lette (rythme sinoatrial). Physiologiquement, lors de la phase diastolique les ventricules se relâchent et se remplissent, et la contraction des oreillettes s'ajoute à ce remplissage passif ce qui accélère le phénomène. La contraction auriculaire produit de ce fait une dilatation des parois ventriculaires, dont le déplacement est détecté par le récupérateur d'énergie et 25 converti en signal électrique S, ce qui donne les ondes CA1, CA2, CA3 représentatives de la contribution de l'oreillette au mouvement des parois ventriculaires. Sur la Figure 7a, on a représenté ce même signal électrique S délivré par le récupérateur d'énergie, au cours de cycles cardiaques successifs, avec 30 les composantes auriculaires CA1, CA2... (celles de la Figure 6) et les composantes ventriculaires CV1, CV2... qui leur font suite à chaque battement cardiaque (et qui correspondent chacune au type de signal illustré et décrit précédemment Figure 5a, avec un pic de signal très marqué suivi d'une succession de rebonds rapides). 18 Comme on peut le voir, la contribution auriculaire produit un signal CA1, CA2... dont l'amplitude est plus faible, et dont la fréquence est plus basse, que celles de la contribution ventriculaire CV1, CV2.... On a également noté sur cette Figure 7a les intervalles auriculo-ventri- 5 culaires (ou "délais AV") AV1, AV2... et ventriculo-auriculaires (ou "dé- lais VA") VA1, VA2.... Dans le cas, illustré Figure 7a, d'une conduction atrioventriculaire normale (absence de bloc atrioventriculaire), les deux signaux CA et CV sont synchrones, avec des délais AV1, AV2... variant peu d'un cycle au suivant, 10 de même que les délais VA1, VA2..., étant bien entendu que dans le cas de la variabilité sinusale ou en cas d'effort, les différents délais seraient variables d'un cycle à l'autre. La Figure 7b est homologue de la Figure 7a, mais en présence d'un bloc atrioventriculaire (BAV) partiel (BAV dit du premier degré), caractérisé par 15 une conduction atrioventriculaire toujours présente mais retardée, entrai- nant une désynchronisation des rythmes auriculaire et ventriculaire entre eux. Cette désynchronisation produit d'un cycle à l'autre des variations très importantes des délais AV. Ainsi, dans l'exemple illustré, du fait du BAV la 20 seconde contraction ventriculaire CV2 est retardée par rapport à la con- traction auriculaire CA2 du même cycle (on notera que les "délais AV" sont ici des délais mécano-mécaniques et non pas électro-électriques ni mécano-électriques). La Figure 8 illustre le principe de l'invention pour détecter, par analyse du 25 signal S, la présence ou l'absence d'une contraction auriculaire, qui est nécessaire si l'on veut pouvoir fonctionner en mode VDD en présence d'un BAV du deuxième degré ou du troisième degré. En effet, un tel BAV se caractérise par le fait qu'une partie (BAV2) ou la totalité (BAV3) des ondes auriculaires, stimulées ou spontanées, ne sont 30 plus conduites, c'est-à-dire qu'elles ne sont plus suivies de dépolarisa- tions/contractions ventriculaires. Dans un tel cas, la contraction du ventricule doit être nécessairement déclenchée par une stimulation produite par le dispositif. Dans le cas d'un stimulateur simple chambre en mode WI, cette stimula- 35 tion est déclenchée au bout d'un "intervalle d'échappement" El, qui est un 19 intervalle de temps, compté après une détection ou stimulation ventriculaire (liée à une contraction spontanée ou stimulée par une impulsion électrique appliquée par le dispositif), à l'issue duquel une stimulation est délivrée au ventricule en l'absence de détection d'un évènement spontané 5 de celui-ci. Dans le cadre de la présente invention, qui cherche à reproduire un mode VDD, la détection ventriculaire est assurée de façon conventionnelle, au moyen du circuit 30 (Figure 4) qui détecte une dépolarisation ventriculaire à partir des potentiels recueillis sur les électrodes 20, 21 de la capsule 10 implantée. Dans l'exemple illustré Figure 8, la contraction ventriculaire CV1 du premier cycle cardiaque déclenche le comptage d'un intervalle d'échappement El à la fréquence de base du stimulateur, ce qui pour une fréquence de base de 60 bpm donne un intervalle d'échappement El = 1000 ms 15 après le dernier évènement ventriculaire. À l'issue de cet intervalle El une stimulation est déclenchée, produisant une contraction ventriculaire consécutive CV2. Il s'agit ensuite de détecter la présence ou l'absence d'une contraction auriculaire et, en présence d'une contraction auriculaire, de déterminer l'ins- 20 tant de survenue de celle-ci, afin de : - révéler une éventuelle situation de fibrillation auriculaire, correspondant typiquement à une absence de détection auriculaire caractéristique d'un rythme sinusal. Dans ce cas, il n'y aura pas lieu de chercher à synchroniser le rythme ventriculaire sur le rythme auriculaire, 25 puisque ce dernier est totalement désordonné du fait de la fibrillation de l'oreillette ; ou - dans l'hypothèse inverse, c'est-à-dire en cas de rythme sinusal présent et confirmé (activité auriculaire normale, rythme sinoatrial) déterminer les instants de survenue des contractions auriculaires successives, de 30 manière à resynchroniser si nécessaire la stimulation ventriculaire sur le rythme sinusal. Avantageusement, pour permettre une meilleure détection de la contraction auriculaire, l'intervalle d'échappement El courant est temporairement modifié en lui donnant une valeur allongée El', par exemple allongée à 35 2000 ms au lieu de 1000 ms. 20 Pendant cet intervalle d'échappement allongé El', le signal électrique S délivré par le récupérateur d'énergie est analysé de la manière suivante. En premier lieu, il convient d'exclure de la détection les contractions auriculaires détectées qui, du fait d'une désynchronisation produite par un 5 BAV, ne seraient pas pertinentes pour stimuler le ventricule avec un rythme régulier. Ainsi, dans l'exemple de la Figure 8, on peut observer après la contraction ventriculaire CV2 deux contractions auriculaires CA3 et CA4 présentes pendant la durée de l'intervalle d'échappement allongé El'. De ces deux 10 contractions, la contraction CA3 n'est pas pertinente car elle résulte d'une contraction retardée et elle est trop rapprochée de la contraction ventriculaire CV2 qui la précède (ce cas est identique à celui des contractions CV2 et CA3 de la Figure 7b). C'est la contraction CA4 qu'il convient d'isoler, de détecter et d'analyser. 15 Pour ce faire, une fenêtre de détection WO est définie rétrospectivement à partir de la fin de l'intervalle d'échappement allongé El' (c'est-à-dire à partir de la stimulation ventriculaire V). La contribution auriculaire est recherchée et analysée à l'intérieur de cette fenêtre de détection WO, ce qui dans l'exemple illustré permet de déterminer la présence d'une contrac- 20 tion auriculaire, CA4. En variante, la fenêtre de détection WO peut être comptée non pas rétrospectivement à partir de la fin de l'intervalle d'échappement El', mais prospectivement, c'est-à-dire positivement à compter du début de l'intervalle d'échappement (c'est-à-dire à partir de la contraction ventriculaire CV2 25 dans l'exemple illustré). Le critère permettant de détecter la présence ou bien l'absence d'une contraction auriculaire est par exemple : un niveau de seuil atteint en valeur absolue par le signal électrique oscillant S, ou l'énergie de ce signal S (par intégration de celui-ci sur un intervalle donné), ou encore une combinai- 30 son des critères précédents. La détection auriculaire peut également inclure des critères additionnels, notamment pour détecter une éventuelle arythmie sur plusieurs cycles successifs, la contraction auriculaire n'étant avérée qu'en l'absence d'arythmie. 21 Une fois la contraction auriculaire détectée (la contraction CA4 dans l'exemple illustré), ses paramètres de variation (tels qu'amplitude maximale en valeur absolue, excursion maximale d'amplitude, valeur quadratique moyenne, énergie, etc.) sont analysés et convertis en un indicateur 5 qui servira pour les détections ultérieures, par exemple un niveau Th de seuil d'amplitude en valeur absolue. Pour la détection suivante, le dispositif ouvre une première fenêtre W1 d'effacement ou blanking des rebonds du signal, suivie d'une fenêtre W2 de détection auriculaire, ces fenêtres successives W1 et W2 étant dé- 10 clenchées à partir de l'instant V de l'évènement ventriculaire détecté (CV3 dans l'exemple illustré). Si, dans le laps de temps de la fenêtre de détection W2, le signal électrique S délivré par le récupérateur d'énergie vérifie l'indicateur préalablement déterminé (c'est-à-dire, dans l'exemple illustré, dépasse le seuil Th), 15 alors le dispositif considère qu'un évènement auriculaire spontané As est présent. Le dispositif commence alors à compter un délai atrioventriculaire de stimulation AVDstim à partir de l'instant de la contraction auriculaire spontanée As qui a été détectée. 20 Cette phase est illustrée plus précisément Figure 9: si aucun évènement ventriculaire n'est détecté avant la fin du délai AVDstim, alors une stimulation ventriculaire Vp est délivrée par le dispositif. Cette stimulation électrique produit une onde de dépolarisation ventriculaire, qui se traduit par une contraction du myocarde, observable sur le signal S du récupérateur 25 d'énergie sous la forme d'une oscillation amortie, cette oscillation débutant après un léger retard, dit retard électromécanique EMD, suivant la stimulation ventriculaire Vp. Une nouvelle série de fenêtres d'effacement W1 et de détection W2 est alors déclenchée, pour détecter la présence ou l'absence d'une contrac- 30 tion auriculaire ultérieure (contraction présente CA3 dans l'exemple illustré Figure 9), comme décrit plus haut et en utilisant le même indicateur que précédemment (indicateur de seuil Th dans l'exemple illustré). La Figure 10 est homologue de la Figure 9, dans le cas d'une conduction atrioventriculaire présente, mais retardée (BAV du premier degré). 22 Dans un tel cas, le mécanisme de l'invention que l'on vient de décrire permet de rétablir le synchronisme entre les contractions auriculaires et ventriculaires. Comme illustré au premier cycle sur la Figure 10, le BAV du premier de- 5 gré se caractérise par un intervalle auriculoventriculaire PR (intervalle sé- parant un évènement spontané As d'un évènement spontané consécutif Vs du ventricule) excessivement long. Si au battement cardiaque suivant le dispositif applique le mécanisme décrit plus haut Figure 9, alors sur détection de la contraction ventriculaire 10 CV1 (dans ce cas, une contraction spontanée Vs), une fenêtre d'efface- ment des rebonds W1 est déclenchée, suivie d'une fenêtre de détection auriculaire W2. La contraction auriculaire spontanée As détectée dans la fenêtre W2 déclenche un délai atrioventriculaire AVDstim produisant, à la fin de ce délai, 15 une stimulation ventriculaire Vp qui permet de restaurer un intervalle PR court, physiologique. La Figure 11 est un organigramme 100 détaillant la séquence d'opérations et de tests pour l'évaluation d'un critère de présence/absence de contraction auriculaire, dans le cas d'un BAV complet (correspondant à la situa- 20 tion décrite et illustrée Figure 8). Le dispositif détermine tout d'abord (test 102) si une telle détection est effectivement possible, ou non, par exemple dans le cas où une détection antérieure a été tentée mais a échoué ; dans ce dernier cas, un délai d'attente est appliqué avant toute nouvelle détection. 25 Si la détection est possible, alors l'intervalle d'échappement El est allon- gé, par exemple à une valeur El = 2000 ms (bloc 104). Le dispositif attend ensuite la fin de la fenêtre de détection WO (test 106) pour commencer l'enregistrement, et/ou l'analyse à la volée, des variations du signal S (bloc 108). 30 Cette action est poursuivie jusqu'à la fin de l'intervalle d'échappement El (test 110), après quoi le dispositif détermine (test 112), si les variations du signal S, en termes de variations temporelles et/ou d'amplitude, correspondent ou non à une activité auriculaire effective. Si la puissance de calcul le permet, des tests plus complexes sont possibles, notamment avec 23 analyse de forme du signal S, utilisation de circuits de neurones auto-apprenants, et/ou utilisation d'un système d'intelligence artificielle. Si le résultat du test 112 est négatif, le processus retourne au début de l'enchainement d'étapes, au test 102. Dans le cas contraire, c'est-à-dire 5 en présence d'un évènement auriculaire avéré, l'indicateur de contraction auriculaire est alors calculé (bloc 114), typiquement sous forme d'une valeur Th de seuil d'amplitude en valeur absolue comme dans l'exemple illustré et décrit Figure 8. La Figure 12 est un organigramme 200 détaillant la séquence d'opérations 10 et de tests pour l'ajustement du délai atrioventriculaire à une valeur opti- male du point de vue hémodynamique, dans le cas d'une contraction auriculaire présente et détectée (correspondant à la situation décrite et illustrée Figure 9). Il s'agit d'analyser les délais entre évènements auriculaires et ventricu- 15 !aires uniquement sur la base de composantes correspondant à l'activité mécanique des contractions des cavités, de manière à éliminer l'incidence du délai électromécanique EMD (cf. Figure 9) entre l'application de l'impulsion électrique de stimulation ventriculaire (à l'instant Vp sur les Figures 9 et 10) et l'effet mécanique produit par cette impulsion, c'est-à-dire la 20 contraction proprement dite du ventricule détectée par l'analyse du si- gnal S. Le délai atrioventriculaire de stimulation AVDstim est initialement paramétré à une valeur initiale prédéterminée (bloc 202). Sur détection (bloc 204) d'une contraction auriculaire (à l'instant As sur les Figures 8 à 10), le dis- 25 positif commence à compter un délai atrioventriculaire (bloc 206). Si une contraction ventriculaire spontanée est détectée, le délai atrioventriculaire réel (délai atrioventriculaire mécanique) AVDm = As-Vs est alors mesuré (bloc 208). Ce délai atrioventriculaire réel, mécanique AVDm est comparé à une valeur cible prédéterminée AVDp (tests 210, 212, avec 30 application de bornes d'hystérésis hyst1 et hyst2). Si le délai atrioventricu- !aire mécanique AVDm mesuré est supérieur à la valeur cible prédéterminée AVDp, alors le délai atrioventriculaire mémorisé est diminué (bloc 214). Si le délai atrioventriculaire mécanique mesuré AVDm est inférieur à la valeur cible prédéterminée AVDp, alors le délai atrioventriculaire mémo- 35 risé est augmenté (bloc 216). Le délai atrioventriculaire ainsi mémorisé 24 devient le prochain délai AV de stimulation AVDstim qui sera appliqué après détection d'une activité auriculaire As. Ainsi, si au cours de cycles ultérieurs il est nécessaire d'appliquer une stimulation (évènement ventriculaire stimulé Vp), alors cette simulation se 5 fera avec un délai AV de stimulation AVDstim optimisé, car correspondant à un délai réellement mesuré en cas d'évènement spontané, 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, le corps d'implant logeant un ensemble électronique (14) et un module de récupération d'énergie avec un organe de stockage d'éner- gie (42) pour l'alimentation de l'ensemble électronique, le module de récupération d'énergie étant apte à convertir en énergie électrique 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 cardia- ques, dans lequel le module de récupération d'énergie comprend : - 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 oscillant (S) ; et - un circuit de gestion d'alimentation (40), apte à redresser et réguler ledit signal électrique oscillant (S), pour délivrer en sortie une tension ou un courant continus stabilisés pour l'alimentation dudit ensemble élec- tronique (14) et/ou la recharge dudit organe de stockage d'énergie (42), caractérisé en ce qu'il comprend en outre : - des moyens de détection auriculaire, aptes à dériver du signal électrique oscillant (S) une information d'activité auriculaire représentative de la contribution d'un évènement auriculaire à un battement car- diaque. 2. L'implant de la revendication 1, dans lequel l'information d'activité auriculaire est une information de présence/absence d'une contraction auricu- laire (CA). 26 3. L'implant de la revendication 1, comprenant en outre : - des moyens de détection ventriculaire, aptes à délivrer un marqueur temporel ventriculaire (V) définissant un instant de survenue d'un évènement ventriculaire d'un battement cardiaque ; et 5 - des moyens pour définir une fenêtre de détection, précédant (WO) ou suivant (W2) le marqueur temporel ventriculaire (V), et dans lequel les moyens de détection auriculaire sont des moyens aptes à analyser les variations du signal électrique oscillant (S) par recherche d'une composante d'activité auriculaire (CA) à l'intérieur de la fenêtre de 10 détection (WO ; W2). 4. L'implant de la revendication 3, dans lequel les moyens de détection ventriculaire sont des moyens aptes à dériver le marqueur temporel ventriculaire (V) par analyse des variations du signal électrique oscillant (S) 15 délivré par le traducteur. 5. L'implant de la revendication 1, comprenant en outre : - des moyens de détection ventriculaire, aptes à détecter la survenue, ou l'absence de survenue, d'un évènement ventriculaire spontané (Vs) 20 d'un battement cardiaque ; - des moyens de stimulation ventriculaire, aptes à appliquer une stimulation ventriculaire (Vp) en l'absence d'évènement ventriculaire spontané détecté par les moyens de détection ventriculaire ; et - des moyens de séquencement, aptes à définir un instant d'application 25 de la stimulation après un délai atrioventriculaire (AVD) prédéterminé suivant un évènement auriculaire (As) détecté par les moyens de détection auriculaire. 6. L'implant de la revendication 5, dans lequel les moyens de détection 30 ventriculaire sont des moyens aptes à détecter la survenue, ou l'absence de survenue, d'un évènement ventriculaire spontané (Vs) par analyse des variations du signal électrique oscillant délivré par le traducteur. 27 7. L'implant de la revendication 5, comprenant en otoire:- - des moyens de mesure de la durée de l'intervalle (PR) séparant deux évènements consécutifs auriculaire (As) et ventriculaire (Vs) spontanés antérieurs ; 5 - des moyens pour comparer ladite durée mesurée de l'intervalle (PR) à une valeur limite ; et - des moyens pour activer conditionnellement les moyens de séquencernent, pour les évènements auriculaire et ventriculaire ultérieurs, lorsque ladite durée excède la valeur limite. 10 8. L'implant de la revendication 5, dans lequel les moyens de séquence-ment comprennent : - des moyens aptes à définir l'instant d'application de la stimulation ventriculaire (Vp) après écoulement d'un intervalle d'échappement (El, El') 15 prédéterminé suivant un évènement ventriculaire spontané ou stimulé (Vs, Vp) antérieur ; et - des moyens aptes à, après chaque évènement auriculaire (As) ultérieur détecté par les moyens de détection auriculaire, appliquer une stimulation ventriculaire (Vp) à l'issue d'un délai atrioventriculaire 20 (AVD) prédéterminé sans évènement ventriculaire ultérieur détecté par les moyens de détection ventriculaire. 9. L'implant de la revendication 8, dans lequel ledit intervalle d'échappement prédéterminé est l'un d'entre : un intervalle (El) correspondant à une 25 fréquence de stimulation de base ; ou un intervalle (El') de durée accrue par rapport à une fréquence de stimulation de base. 10. L'implant de la revendication 5, dans lequel les moyens de séquencernent comprennent en outre des moyens aptes à activer temporaire- 30 ment (W2) les moyens de détection auriculaire après chaque évènement ventriculaire ultérieur spontané ou stimulé (Vs, Vp) détecté par les moyens de détection ventriculaire. 11. L'implant de la revendication 10, dans lequel les moyens de séquen35 cernent comprennent en outre des moyens aptes à activer (W2) les 28 moyens de détection auriculaire seulement après écoulement d'un intervalle d'effacement (W1) prédéterminé suivant la détection de l'évènement ventriculaire ultérieur (V). 5 12. L'implant de la revendication 5, dans lequel les moyens de détection auriculaire comprennent en outre des moyens aptes, après chaque évènement ventriculaire ultérieur spontané ou stimulé (Vs, Vp), à : - sur détection d'un évènement auriculaire (As), évaluer la contribution au battement cardiaque de cet évènement auriculaire ; et 10 - décider la présence d'un évènement auriculaire si ladite contribution évaluée vérifie un critère prédéterminé (Th). 13. L'implant de la revendication 12, dans lequel les moyens de détection auriculaire comprennent en outre des moyens aptes, au préalable, à : 15 - évaluer la contribution au battement cardiaque d'un évènement auriculaire dans une fenêtre (WO) précédant l'instant de stimulation ventriculaire, par analyse rétrospective des variations du signal électrique oscillant dans ladite fenêtre ; et - déterminer ledit critère prédéterminé (Th) à partir de ladite contribution 20 ainsi évaluée. 14. L'implant de la revendication 13, dans lequel ledit critère est l'un d'entre : un niveau de seuil atteint en valeur absolue par le signal électrique oscillant ; et/ou l'énergie du signal électrique oscillant sur un inter-25 valle de temps donné. 15. L'implant de la revendication 5, comprenant en outre : - des moyens aptes, en cas de présence d'un évènement auriculaire (As) détecté par les moyens de détection auriculaire et d'un évène- 30 ment ventriculaire spontané ou stimulé (Vs, Vp) consécutif, à calculer un délai atrioventriculaire mécanique (AVDm) compté entre les instants de survenue respectifs des évènements auriculaire (As) et ventriculaire (Vs, Vp) ; et - des moyens aptes à ajuster ledit délai atrioventriculaire de stimulation (AVDstim) de manière à faire correspondre la valeur du délai atrioven- 29 triculaire mécanique (AVDm) à un délai atrioventriculaire prédéterminé (AVDp). 16. L'implant de la revendication 12, dans lequel les moyens de détection auriculaire comprennent en outre des moyens aptes, au préalable, à : - évaluer la contribution au battement cardiaque d'un évènement auriculaire dans une fenêtre (WO) précédant l'instant de stimulation ventricu- 5 laire, par analyse prospective des variations du signal électrique oscil- lant dans ladite fenêtre, ladite fenêtre étant déclenchée postérieurement (W1) à l'évènement ventriculaire précédent ; et - déterminer ledit critère prédéterminé (Th) à partir de ladite contribution ainsi évaluée.