Brevet FR3157209A1 — publié le 20250627

L’invention concerne un système d’assistance cardiaque comprenant : - une pompe cardiaque implantable en intraventriculaire, - une unité de traitement, - au moins une sonde destinée à être placée sur une paroi externe du cœur. L’unité de traitement comprend une fonction de gestion de la pompe cardiaque, une fonction de stimulation et/ou une fonction de défibrillation. L’unité de traitement est configurée pour : - réaliser des mesures d’impédance cardiographie entre ladite au moins une sonde et une partie métallique de la pompe cardiaque de façon à déterminer des paramètres hémodynamiques suivants : - un délai électro-mécanique cardiaque à partir des mesures d’impédance cardiographie, - une durée de remplissage de sang dans le cœur à partir des mesures d’impédance cardiographie, - une durée d’éjection de sang depuis le cœur à partir des mesures d’impédance cardiographie et - une variation de volume du ventricule droit et/ou du ventricule gauche au cours du temps. Figure pour l’abrégé : Fig. 1 Pompe cardiaque dotée de fonctions de resynchronisation cardiaque. La présente invention se rapporte à un système comprenant une pompe cardiaque et au moins une sonde implantable. Elle trouve une application particulièrement intéressante dans le domaine des dispositifs d'assistance cardiaque. Etat de la technique antérieure Un cœur a besoin d’être assisté électriquement notamment en cas d’insuffisance cardiaque. Cette insuffisance cardiaque est une pathologie pour laquelle les muscles du cœur n’ont plus la capacité de propulser correctement et suffisamment le sang. Le rythme cardiaque est ainsi perturbé. Pour soigner cette pathologie, on peut envisager : - l'implantation d'un appareil cardiaque, telle une pompe cardiaque apte à propulser du sang depuis un ventricule vers l’aorte, - l’implantation d’un stimulateur cardiaque ou pacemaker, qui surveille en permanence l’activité cardiaque et génère des impulsions électriques au niveau du ventricule droit et du ventricule gauche (plusieurs sondes par ventricule sont possibles) afin de synchroniser dans le temps la contraction de l’ensemble des parois ventriculaires gauches encore viables (concept de resynchronisation cardiaque développée en 1994 par les docteurs Philippe Ritter et Serge Cazeau). Un pacemaker est un petit dispositif cardiaque implanté sous la peau et composé d'un stimulateur cardiaque et d'une ou plusieurs sondes de stimulation dont les extrémités sont reliées au cœur. Les sondes sont des fils électriques souples et isolés aptes à capter des signaux provenant du cœur et à transmettre des impulsions électriques vers le cœur. Les signaux captés correspondent à l’activité électrique naturelle du cœur. On connaît également des dispositifs de défibrillation automatique implantés qui peuvent délivrer des chocs salvateurs pour mettre fin à des arythmies dangereuses et prévenir une mort subite d’origine cardiaque. Or, le rythme naturel du cœur peut varier dans le temps en fonction notamment de l’âge ou toute autre considération. Lors de l’installation, un pacemaker est paramétré en fonction du rythme naturel du patient. Ainsi, lorsque le rythme naturel change au cours du temps, le pacemaker est capable de s’adapter à ses changements et de stimuler le cœur lorsque nécessaire. Cependant, les variations hémodynamiques engendrées par l’action du pacemaker ne peuvent, jusqu’à ce jour, n’être identifiées et suivies uniquement par convocation du patient dans le département de Cardiologie afin que le patient puisse bénéficier d’explorations non invasives (échocardiographie) voire invasives (ponction artérielle avec relevé de pressions intra-cardiaques, ce qui est plus rare). Dans l’art antérieur, pour résoudre un tel problème, le patient est incité à se rendre régulièrement à l’hôpital pour un suivi périodique. La présente invention a pour but une méthode de suivi non invasive. Un autre but de l’invention est une méthode de suivi automatique. Un autre but de l’invention est un système intégré d’assistance cardiaque. On atteint au moins l’un des objectifs avec un système d’assistance cardiaque comprenant : - une pompe cardiaque implantable, en intraventriculaire ou extra-ventriculaire, - une unité de traitement, et - au moins une sonde destinée à être placée sur une paroi externe du cœur ou dans une branche du sinus coronaire. Selon l’invention, l’unité de traitement comprend une fonction de gestion de la pompe cardiaque et une fonction de resynchronisation cardiaque, cette fonction de resynchronisation cardiaque comprenant une fonction de stimulation (infra-liminaire ou non) et/ou une fonction de défibrillation ; l’unité de traitement étant configurée pour : - réaliser des mesures d’impédance cardiographie entre ladite au moins une sonde et une partie métallique de la pompe cardiaque de façon à déterminer des paramètres hémodynamiques suivants : - un délai électro-mécanique cardiaque à partir des mesures d’impédance cardiographie, - une durée de remplissage de sang dans le cœur à partir des mesures d’impédance cardiographie, et - une durée d’éjection de sang depuis le cœur à partir des mesures d’impédance cardiographie. Ladite sonde peut être placée en regard du ventricule gauche soit par voie épicardique et/ou trans-myocardique, soit par voie du sinus coronaire dans une branche menant en regard du ventricule gauche, soit par voie endocavitaire avec sonde placée dans la région apicale ou en regard de la paroi septale du ventricule droit. Avec le système selon l’invention, on détermine des paramètres hémodynamiques tels que le délai électro-mécanique, la durée de remplissage et la durée d’éjection. Ces paramètres sont obtenus de manière automatique à partir de mesures d’impédance cardiographie ou cardio-impédance réalisées en utilisant la sonde comme première électrode et une partie métallique de la pompe cardiaque comme deuxième électrode. Ces paramètres permettent un suivi de l’activité cardiaque en réalisant les mesures et les calculs à chaque cycle cardiaque par exemple. La comparaison entre plusieurs mesures successives ou non permet d’identifier des modifications du rythme cardiaque. Ainsi, la solution selon l’invention évite l’utilisation d’une sonde supplémentaire comme cela peut être le cas dans l’art antérieur. En effet, dans l’art antérieur, le gold standard est de réaliser une échocardiographie afin de calculer les délais électromécaniques et reprogrammer le stimulateur en conséquence, si nécessaire. L’exploration invasive artérielle de type Millar® introduite au sein du ventricule gauche reste peu utilisée aujourd’hui (trop invasive sauf exception).. La présente invention propose donc une solution non invasive utilisant des sondes implantées en permanence pour réaliser les mesures et déterminer des paramètres hémodynamiques. Deux modes d’utilisation de ces paramètres sont possibles : -les données sont récupérées par le dispositif et un clinicien les analyse et reprogramme si besoin les paramètres du dispositif selon les données relevées -soit un mode automatique embarqué dans le dispositif permettant de modifier automatiquement les paramètres du dispositif avec feedbacks (rétrocontrôles) positifs et négatifs sur les vitesses rotationnelles du dispositif et fonctions de monitoring par internet à l’aide d’un serveur disponible pour les médecins et ingénieurs afin que les modifications de programmation soient vérifiées par le médecin prenant en charge le patient. Ainsi, ces paramètres peuvent être stockés dans une mémoire de l’unité de traitement et/ou transférés de manière sans fil vers l’extérieur. A l’aide d’un programmateur, le médecin peut interroger l’appareil implanté et récupérer par la même occasion les informations d’impédance-graphie stockées dans un système d’assistance cardiaque selon l’invention. Ces informations peuvent aussi être télétransmises via internet sur un site web sur lequel le médecin peut se connecter et obtenir les informations recueilles dans l’appareil implanté chez le patient. Avec le système selon l’invention, on réalise des mesures d’impédance cardiographie en utilisant avantageusement une partie métallique d’une pompe cardiaque comme électrode de référence. De préférence, une pompe cardiaque selon l’invention est prévue pour être disposée totalement ou partiellement à l’intérieur d’un ventricule. La partie métallique est de préférence située à l’intérieur du ventricule du cœur. En fonctionnement, on tire ainsi profit de la présence de la pompe cardiaque en intraventriculaire pour obtenir des mesures de grandes précisions. L’extrémité de ladite au moins une sonde peut être sous la forme d’un anneau prévu pour être vissé ou suturé sur une paroi du cœur, notamment sur la paroi d’un ventricule dans lequel la pompe cardiaque est installée. Mais d’autres arrangements sont possibles, comme par exemple une sonde placée sur une paroi d’un premier ventricule et une pompe cardiaque placée à l’intérieur de l’autre ventricule. En fonctionnement, les mesures d’impédance prennent en compte efficacement la distance entre la paroi du ventricule et une référence disposée à l’intérieur du ventricule. Les mesures sont précises et sensibles aux mouvements de la paroi de par le positionnement spécifique des électrodes. Selon une caractéristique avantageuse de l’invention, le délai électro-mécanique cardiaque peut être la durée, dans un cycle cardiaque, entre un instant d’activation électrique mesurée au moyen de ladite au moins une sonde placée à l’extérieure de la paroi du cœur et un instant suivant pour lequel l’impédance cardiographie est la plus faible. L’instant où la valeur d’impédance cardiographie est la plus faible correspond à un instant du début d’ouverture de la valve aortique du cœur. L’instant où la valeur d’impédance cardiographie est la plus élevée correspond à un instant du début de fermeture de la valve aortique du cœur. Par « instant suivant » on entend ici la première ouverture suivant un instant d’activation électrique. L’instant d’activation électrique correspond au moment où le cœur en fonctionnement génère un signal électrique d’excitation qui va avoir pour conséquence l’ouverture de la valve aortique. Mais cette ouverture n’est pas immédiate. Il existe un décalage entre ce signal et l’ouverture mécanique de la valve aortique, c’est le délai électro-mécanique. Il s’agit d’un paramètre hémodynamique qui peut être suivi. Avantageusement, le signal d’excitation est mesuré au moyen de ladite au moins une sonde, et l’ouverture de la valve aortique est déterminée à partir de la courbe de l’impédance cardiographie. Selon une caractéristique complémentaire de l’invention, la durée de remplissage de sang dans le cœur peut être la durée, dans un cycle cardiaque, entre un instant pour lequel l’impédance cardiographie est la plus élevée et un instant suivant pour lequel l’impédance cardiographie est la plus faible. Cette durée de remplissage est obtenue à partir de deux instants déterminés sur la courbe d’impédance cardiographie, c’est à dire la mesure de l’impédance cartographie en fonction du temps. La durée de remplissage est un paramètre hémodynamique qui mérite également d’être suivi sur des cycles cardiaques successifs ou non. De préférence, l’instant suivant pour lequel l’impédance cardiographie est la plus faible, est déterminé comme étant l’instant du prochain changement de signe de la dérivée d’une courbe d’impédance cardiographie. Ainsi, le délai électro-mécanique ou la durée de remplissage font intervenir deux instants, un premier instant et un deuxième instant, le deuxième instant étant l’instant où la dérivée de la courbe d’impédance cardiographie change de signe pour la première fois depuis le premier instant. Selon une caractéristique avantageuse de l’invention, la durée d’éjection de sang depuis le cœur peut être la durée, dans un cycle cardiaque, entre un instant pour lequel l’impédance cardiographie est la plus faible et un instant suivant pour lequel l’impédance cardiographie est la plus élevée. Par « instant suivant » on entend ici la prochaine fermeture de la valve aortique. Cette durée d’éjection est obtenue à partir de deux instants déterminés sur la courbe d’impédance cardiographie. La durée d’éjection est un paramètre hémodynamique qui mérite également d’être suivi sur des cycles cardiaques successifs ou non. Selon l’invention, l’unité de traitement peut en outre être configurée pour déterminer un volume et/ou une variation de remplissage de sang dans le cœur à partir des mesures d’impédance cardiographie. Le volume de remplissage correspond à la diastole, phase au cours de laquelle le ventricule gauche se remplit en deux étapes : une première étape de remplissage d’un flux sanguin passif et une deuxième étape de remplissage d’un flux sanguin actif induit par une contraction auriculaire (de l’oreillette droite pour le ventricule droit, et respectivement oreillette gauche pour le ventricule gauche). Selon l’invention, les paramètres hémodynamiques peuvent comprendre une variation de volume du ventricule droit et/ou du ventricule gauche au cours du temps. Selon une caractéristique avantageuse de l’invention, l’unité de traitement peut en outre être configurée pour déterminer un volume d’éjection et/ou une variation de volume de sang depuis le cœur à partir des mesures d’impédance cardiographie. Le volume d’éjection correspond à la systole, phase au cours de laquelle le ventricule gauche se vide, le complexe QRS générant une éjection du sang. Le volume de remplissage et le volume d’éjection sont également des paramètres hémodynamiques qui peuvent être suivi et comparés à des mesures successives ou non. De préférence, le volume de remplissage de sang dans le cœur ou le volume d’éjection de sang depuis le cœur est déterminé à partir d’une aire calculée sous ou au-dessus de la courbe d’impédance cardiographie respectivement pendant la durée de remplissage de sang dans le cœur ou la durée d’éjection de sang depuis le cœur. Ce calcul d’aire peut être un calcul d’intégrale temps vitesse (ITV) de la courbe d’impédance cardiographie sur la durée définie. Cette valeur est directement liée au volume d’éjection systolique. Cette valeur permet également d’en déduire un débit cardiaque. Avantageusement, ladite au moins une sonde peut être une sonde unipolaire, bipolaire, tripolaire ou quadripolaire. En fonction de la sonde utilisée, de nombreuses configurations de mesures sont possibles. Selon un mode de réalisation avantageux, ladite au moins une sonde peut être une sonde unique : - apte à être utilisée comme électrode pour des mesures d’impédance cardiographie, - apte à transmettre des impulsions électriques vers le cœur en réponse à une commande de la fonction de stimulation (infra-liminaire ou non), et - comprenant une bobine pour générer des chocs électriques en réponse à une commande de la fonction de défibrillation. Avec une elle configuration, on utilise l’unique sonde pour réaliser les trois fonctions. Ladite au moins une sonde peut comprendre au moins deux sondes ; une première sonde apte à être utilisée comme électrode pour des mesures d’impédance cardiographie, et une seconde sonde : - apte à transmettre des impulsions électriques vers le cœur en réponse à une commande de la fonction de stimulation, ou - comprenant une bobine pour générer des chocs électriques en réponse à une commande de la fonction de défibrillation. La première sonde peut notamment jouer deux rôles : mesures d’impédance cardiographie et stimulation, ou mesures d’impédance cardiographie et défibrillation. Ladite au moins une sonde peut également comprendre trois sondes distinctes, chacune destinée à l’une des fonctions suivantes : - apte à être utilisée comme électrode pour des mesures d’impédance cardiographie, - apte à transmettre des impulsions électriques vers le cœur en réponse à une commande de la fonction de stimulation, et - comprenant une bobine pour générer des chocs électriques en réponse à une commande de la fonction de défibrillation. Lorsqu’on utilise plusieurs sondes, au moins deux sondes peuvent être destinées à être disposées sur deux ventricules différents. On peut également prévoir l’utilisation d’une sonde auriculaire destinée à être reliée à une oreillette du cœur. Cette sonde aura pour fonction faire remonter vers l’unité de traitement le rythme cardiaque détecté du cœur. Selon une caractéristique avantageuse de l’invention, l’unité de traitement peut en outre être configurée pour déterminer au moins le délai électro-mécanique cardiaque, la durée de remplissage de sang dans le cœur et la durée d’éjection de sang depuis le cœur, de façon périodique et pour émettre un signal d’alerte lorsqu’un seuil de durée prédéterminé est dépassé. Avantageusement, l’unité de traitement peut en outre être configurée pour déterminer des paramètres hémodynamiques au cours d’un cycle cardiaque N et d’en déduire un mode de fonctionnement de la pompe cardiaque au cours d’un cycle cardiaque N+1. On peut envisager de calculer les instants d’ouverture et de fermeture de la valve aortique au cours d’un cycle N-1, et de déterminer un instant d’activation électrique en temps réel au cours d’un cycle N, puis d’en déduire les paramètres hémodynamiques du cycle N en reprenant les instants d’ouverture et de fermeture de la valve aortique du cycle N-1. Le mode de fonctionnement peut par exemple être la gestion de la durée et/ou de la vitesse de rotation d’une turbine de la pompe cardiaque. En complément notamment de tout ce qui précède, l’unité de traitement peut être configurée pour réaliser plusieurs mesures de cardio-impédance pour plusieurs positions différentes des sondes, en particulier différentes positions de la sonde disposée à l’extérieur du ventricule (droit ou gauche). On peut utiliser une sonde comprenant plusieurs points de fixation représentant différentes positions, les différentes mesures s’effectuant avec une sonde préinstallée une fois pour toute. En fonction des courbes et valeurs de cardio-impédance obtenues au cours d’un cycle cardiaque en l’absence d’arythmie, une position optimale peut être retenue. Une telle réalisation permet de correctement positionner une sonde de façon à ce que la stimulation cardiaque soit la plus efficace possible au niveau hémodynamique (obtenir les meilleures pressions de remplissage et d’éjection ventriculaire). Et pour une sonde dotée de plusieurs points de fixation adressables, un point de fixation peut être retenu comme position de la sonde après analyse des mesures cardio-impédance. Description des figures et modes de réalisation . D’autres avantages et particularités de l’invention apparaîtront à la lecture de la description détaillée de mises en œuvre et de modes de réalisation nullement limitatifs, et des dessins annexés suivants : FIG. 1 La FIG. 1 est une vue schématique d’un système selon l’invention comprenant une pompe cardiaque avec des fonctions de resynchronisation cardiaque avec une sonde unique , FIG. 2 La FIG. 2 est une vue schématique d’un système selon l’invention comprenant une pompe cardiaque avec des fonctions de resynchronisation cardiaque avec plusieurs sondes , FIG. 3 La FIG. 3 est un graphique en courbes illustrant un électrogramme ventriculaire et une courbe de l’inverse d’impédance cardiographie pour la détermination du délai électro-mécanique , FIG. 4 La FIG. 4 est un graphique en courbes illustrant un électrogramme ventriculaire et une courbe de l’inverse d’impédance cardiographie pour la détermination de la durée d’éjection, et FIG. 5 La FIG. 5 est un graphique en courbes illustrant un électrogramme ventriculaire et une courbe de l’inverse d’impédance cardiographie pour la détermination de la durée de remplissage . Les modes de réalisation qui seront décrits dans la suite ne sont nullement limitatifs; on pourra notamment mettre en œuvre des variantes de l’invention ne comprenant qu’une sélection de caractéristiques décrites par la suite isolées des autres caractéristiques décrites, si cette sélection de caractéristiques est suffisante pour conférer un avantage technique ou pour différencier l’invention par rapport à l’état de la technique antérieur. Cette sélection comprend au moins une caractéristique de préférence fonctionnelle sans détails structurels, ou avec seulement une partie des détails structurels si cette partie uniquement est suffisante pour conférer un avantage technique ou pour différencier l’invention par rapport à l’état de la technique antérieur. Sur les figures, les éléments communs à plusieurs figures conservent la même référence. Sur la FIG. 1 , on distingue globalement un système 1 selon l’invention, qui lorsqu’il est en fonctionnement est prévu pour être associé à un cœur 6. Le système 1 comprend une unité de traitement 2 relié à une pompe cardiaque 3 via une liaison filaire 4 et à une sonde unique 5 fixée sur une paroi externe du ventricule gauche du cœur 6. L’unité de traitement 2 comprend des moyens matériels et logiciels pour mettre en œuvre une fonction de gestion de la pompe cardiaque, une fonction de stimulation et une fonction de défibrillation. Elle peut être alimentée par batterie et/ou alimentation sans contact au moyen d’un module externe par flux magnétique. L’unité de traitement 2 peut comprendre : - un générateur de courant pour générer des impulsions électriques à appliquer au cœur via la sonde unique 5 ou pour générer du courant ou tension nécessaire à la mesure d’impédance cardiographie, - une alimentation électrique, - un microprocesseur ou microcontrôleur qui assure la commande de la pompe cardiaque, le contrôle du rythme cardiaque et les différentes opérations à réaliser selon l’invention, et - un émetteur-récepteur-transmetteur pour notamment communiquer avec l’extérieur. La pompe cardiaque 6 peut être telle que celle décrite dans le document US10,744,244. D’autres types de pompe cardiaque peuvent être utilisées, telles que les pompes drainant le sang en dérivation depuis l’apex du ventricule gauche ou droit vers l’aorte (ascendante ou descendante), qu’elles soient internalisées, externalisées, à turbine axiale/centrifuge, à membranes vibratiles/mobiles, volumétriques ou non. Cette pompe comprend un moteur 3a disposé à l’extérieur du cœur. Toutefois, ce moteur peut être entièrement ou partiellement intégré dans le cœur, par exemple dans le ventricule 9. Ce moteur 3a est destiné à entraîner un arbre de transmission 3b portant des pales 3c. L’ensemble arbre de transmission 3b et pales 3c a pour fonction de propulser le sang contenu dans le ventricule 9 vers l’aorte. Pour ce faire, la pompe cardiaque 3 comprend un caisson métallique 3d autour de l’ensemble arbre de transmission 3b et pales 3c, ce caisson étant doté d’une entrée 3e et d’une sortie 3f. En fonctionnement, le sang contenu dans le ventricule 9 pénètre par l’entrée 3e, traverse le caisson puis ressort par la sortie 3f. Idéalement, le moteur 3a fonctionne en mode pulsé, c’est-à-dire des temps de fonctionnement à vitesse élevée et des temps de fonctionnement à vitesse faible. L’invention a aussi pour objet de commander le moteur 3a pour que le mode pulsé corresponde au rythme cardiaque et tienne compte des caractéristiques physiologiques du cœur. Le régime moteur est piloté par l’unité de traitement 2. Selon l’invention, l’unité de traitement 2 utilise le caisson métallique 3d de la pompe cardiaque 3 comme électrode référence ou masse pour les mesures d’impédance cardiographie. La fonction stimulation de l’unité de traitement 2 a pour fonction d’aider le cœur à maintenir un rythme cardiaque convenable en émettant de minuscules impulsions électriques via une ou plusieurs sondes lorsque la fréquence cardiaque est défaillante. Les arythmies sont des rythmes cardiaques irréguliers et peuvent avoir diverses causes, telles que l’âge, la génétique, des médicaments ou autres. Le stimulateur cardiaque a pour rôle de corriger ces arythmies. Cependant, il arrive que le rythme cardiaque natif dérive et rende inefficace le fonctionnement du stimulateur cardiaque qui a été paramétré en fonction de ce rythme cardiaque natif. Pour permettre au praticien d’identifier des dérives du rythme cardiaque qui rendraient le stimulateur inefficace, la présente invention propose un outil de suivi automatique. Ce suivi est rendu possible par la mesure continue de paramètres hémodynamique en utilisant la mesure d’impédance cardiographie. La fonction défibrillation de l’unité de traitement 2 a pour fonction l’émission de chocs électriques pour remettre en marche un cœur défaillant. Cette fonction peut être automatisée en mettant en place un suivi de l’état hémodynamique du cœur. Les paramètres hémodynamiques permettant d’assurer ces suivis sont notamment le délai électro-mécanique, la durée de remplissage et la durée d’éjection. Les volumes de remplissage et le volume d’éjection peuvent également être déterminés. Ces paramètres sont calculés in situ, de manière automatique et non invasive. Avec un suivi de ces paramètres, il est possible de définir des seuils de durée ou de volume ou toutes combinaisons de durées et/ou volumes permettant de déclencher des signaux d’alerte et/ou d’optimiser le fonctionnement de la pompe cardiaque. La sonde 5 est placée sur une paroi externe du ventricule gauche 9 du cœur 6. Elle comporte par exemple une anode 5a et une cathode 5b utiles pour transmettre des impulsions électriques de stimulation sur la paroi du ventricule et pour générer un courant électrique de mesure cardio-impédance. L’impédance cardiographie permet de mesurer des variations de volume du sang dans les cavités cardiaques et d’afficher le résultat sous forme d’une courbe en fonction du temps et du cycle cardiaque (diastole et systole). Les variations de volume du sang entraînent des variations de la bio-impédance thoracique et/ou myocardique. L’impédance cardiographie peut permettre la surveillance et la mesure de variations du volume d'éjection systolique ainsi que du volume de remplissage diastolique du ventricule (droit ou gauche) du patient. Pour ce faire, on utilise la sonde 5 comme dipôle émetteur et le caisson 3d comme un dipôle récepteur. Le corps du patient est alors cartographié électriquement en injectant un courant d’amplitude fixe infraliminaire et d’une durée de 5 à 30µs par exemple. La durée de l’impulsion est variable et obéit à la loi de Lapicque, connue de l’homme du métier. Le courant peut aussi être injecté par séries d’impulsions (de 1 à n) de mêmes caractéristiques citées ci-dessus de façon consécutive. Le dipôle récepteur permet de mesurer la tension aux bornes de la cage thoracique. La tension aux bornes du dipôle récepteur permet de calculer l’impédance entre les deux dipôles. On distingue également une bobine 5c reliée à la sonde 5 et plaquée sur la paroi externe du ventricule. Cette bobine permet de transmettre un choc électrique provenant de l’unité de traitement lorsqu’une action de défibrillation est enclenchée. Sur la FIG. 2 , on retrouve la pompe cardiaque 3 telle que sur la FIG. 1 . L’unité de traitement 2 comprend les mêmes fonctions que sur la FIG. 1 , à savoir gestion de la pompe, stimulation et défibrillation. La sonde 5 sur la FIG. 2 comprend également une anode 5a et une cathode 5b, mais pas de bobine de défibrillation. Cette sonde 5 est utilisée pour la stimulation et pour la mesure d’impédance cardiographie en considérant le caisson de la pompe cardiaque comme référence. Pour la défibrillation, on utilise une nouvelle sonde 10 équipée d’une anode 10a et d’une cathode 10b ainsi que d’une bobine de défibrillation 10c plaquée sur la paroi externe du ventricule droit 8 du cœur 6. On prévoit également une nouvelle sonde 11 équipée d’une anode 11a et d’une cathode 11b. La sonde 11 est une sonde auriculaire disposée sur la paroi de l’oreillette droite 7. Cette sonde a pour fonction d’écouter le rythme cardiaque produit par le myocarde. La sonde auriculaire 11 peut être utilisée avec le mode de réalisation de la FIG. 1 . Sans cette sonde sur le mode de la FIG. 1 , la fonction d’écoute du rythme cardiaque peut également être réalisée par la sonde 5. Globalement, lorsqu’une action de défibrillation est enclenchée, un choc peut être délivré entre : -la pompe cardiaque 3 et une électrode de stimulation, -la pompe cardiaque 3 et un terminal d’insuffisance cardiaque de type pacemaker en position abdominale, -la pompe cardiaque 3 et une électrode de la sonde placée sur le ventricule droit, - la pompe cardiaque 3 et une bobine placée sur une sonde. Les systèmes des figures 1 et 2 permettent donc des mesures d’impédance cardiographie en utilisant les sondes 5, 10, 11. Sur la FIG. 3 , on distingue une courbe 12 représentant un signal capté par la sonde unique 5 de la FIG. 1 ou par la sonde auriculaire 11 sur la FIG. 2 . Ce signal est un électrogramme ventriculaire représentant le rythme cardiaque. On distingue également la courbe de l’inverse d’impédance cardiographie 13 obtenue à partir des variations d’impédances entre la sonde 5 et la pompe cardiaque 3. L’unité de traitement 2 est configurée pour détecter l’activation électrique 14 illustrée sur la courbe 12, ainsi que l’ouverture 15 de la valve aortique correspondant au début de l’éjection du sang et illustrée sur la courbe 13. L’ouverture 15 peut être détectée comme étant l’instant où la dérivée de la courbe 13 change de signe, du positif vers le négatif, pour la première fois après l’instant 14. La courbe 13 est une simple représentation de l’inverse de l'impédance cardiographie, elle a l’avantage intuitivement de faire correspondre les montées de courbe à des augmentations de volume. Les calculs sont directement réalisés à partir des valeurs d’impédance cardiographie mesurées. La durée entre les deux instants 14 et 15 constitue le délai électro-mécanique 16. La mesure de la durée d’éjection est illustrée sur la FIG. 4 . On distingue de nouveau la courbe d’impédance cardiographie 13 avec une identification de l’ouverture 15 de la valve aortique. Cette ouverture 15 correspond au début de passage de sang via la valve aortique. La fin de cette phase d’éjection correspond au moment où le cœur cesse de se contracter. Cet instant de fin d’éjection est clairement identifiable sur la courbe de l’inverse de l’impédance cardiographie 13. Il s’agit de l’instant correspondant au nadir, c’est-à-dire, le point le plus bas de la courbe de l’inverse de l’impédance cardiographie suivant l’ouverture de la valve aortique et pour un cycle cardiaque donné. Ce point correspond à la valeur d’impédance cardiographie maximale dans le cycle cardiaque. Sur la FIG. 4 , il s’agit du repère 17. Ce repère peut également être détecté comme un changement de signe de la dérivée de la courbe 13. La fermeture de la valve aortique ou l’ouverture de la valve mitrale correspond à l’instant où la valeur d’impédance cardiographie est la plus élevée (acmé, c’est-à-dire le point le plus haut de la courbe d’impédance cardiographie mais le point le plus base, nadir, de la courbe 13 de l’inverse de l’impédance cardiographie). L’ouverture de la valve aortique ou la fermeture de la valve mitrale correspond à l’instant où la valeur d’impédance cardiographie est la plus basse (nadir, c’est-à-dire le point le plus bas de la courbe d’impédance cardiographie mais le point le plus haut, acmé, de la courbe 13 de l’inverse de l’impédance cardiographie). La durée entre les deux instants 15 et 17 constitue la durée d’éjection 18. On peut également estimer le volume de sang éjecté durant cette phase d’éjection en calculant l’aire contenue sous la courbe 13 entre les points 15 et 17. Ce volume éjecté peut permettre de déterminer le débit cardiaque si l’on a accès au diamètre de la valve aortique. La mesure de la durée de remplissage est illustrée sur la FIG. 5 . On distingue de nouveau la courbe d’impédance cardiographie 13 avec une identification de l’ouverture 15 de la valve aortique. Cette ouverture 15 correspond au début de passage de sang via la valve aortique et à la fin de remplissage du ventricule. Le début de remplissage correspond au moment où le cœur cesse de se contracter. Cet instant de début de remplissage est clairement identifiable sur la courbe d’impédance cardiographie 13. Il s’agit de l’instant correspondant au nadir, c’est-à-dire, le point le plus bas de la courbe d’impédance cardiographie précédent l’ouverture de la valve aortique et pour un cycle cardiaque donné. Sur la FIG. 5 , il s’agit du repère 19. Ce repère peut également être détecté comme un changement de signe de la dérivée de la courbe 13. La durée entre les deux instants 19 et 15 constitue la durée de remplissage 20. On peut également estimer le volume de remplissage durant cette phase de remplissage en calculant l’aire contenue sous la courbe 13 entre les points 19 et 15. Pour ce faire, on peut réaliser le calcul dit d’intégrale temps-vitesse. Les mesures périodiques de cardio-impédance peuvent fournir un suivi hémodynamique quantitatif. Les variations de volume peuvent être suivies dans le temps. On peut envisager des signaux d’alerte liés à des valeurs seuils fournies par les mesures cardio-Impédance lorsque le ventricule gauche présente un déchargement excessif et/ou un volume dilaté excessif. Ces seuils peuvent permettre aux médecins d’analyser, de diagnostiquer puis de modifier éventuellement un traitement médical, y compris le dosage des médicaments. La surveillance des mesures de cardio-impédance peut permettre aux médecins d’analyser et de diagnostiquer précocement une altération de la fonction du ventricule gauche avant l'apparition de symptômes. Les mesures de cardio-impédance peuvent permettre une surveillance chronique de l'état hémodynamique des patients. Ces paramètres hémodynamiques sont avantageusement calculés lors d’un cycle cardiaque N, puis utilisés pour modifier la commande de la pompe. Bien entendu, l’invention n’est pas limitée aux exemples qui viennent d’être décrits. De nombreuses modifications peuvent être apportées à ces exemples sans sortir du cadre de la présente invention telle que décrite. 1. Système d’assistance cardiaque comprenant : - une pompe cardiaque (3) implantable en intraventriculaire ou extraventriculaire, - une unité de traitement (2), - au moins une sonde (5) destinée à être placée sur une paroi externe du cœur (6) ou dans une branche du sinus coronaire, caractérisé en ce que l’unité de traitement (2) comprend une fonction de gestion de la pompe cardiaque (3) et une fonction de resynchronisation cardiaque, cette fonction de resynchronisation cardiaque comprenant une fonction de stimulation et/ou une fonction de défibrillation ; l’unité de traitement (2) étant configurée pour : - réaliser des mesures d’impédance cardiographie entre ladite au moins une sonde (5) et une partie métallique de la pompe cardiaque (3d) de façon à déterminer des paramètres hémodynamiques suivants : - un délai électro-mécanique cardiaque à partir des mesures d’impédance cardiographie, - une durée de remplissage de sang dans le cœur à partir des mesures d’impédance cardiographie, et - une durée d’éjection de sang depuis le cœur à partir des mesures d’impédance cardiographie. 2. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce que le délai électro-mécanique cardiaque (16) est la durée, dans un cycle cardiaque, entre un instant d’activation électrique mesurée au moyen de ladite au moins une sonde placée à l’extérieure de la paroi du cœur et un instant suivant pour lequel l’impédance cardiographie est la plus faible. 3. Dispositif selon la revendication 1 ou 2, caractérisé en ce que la durée de remplissage (20) de sang dans le cœur est la durée, dans un cycle cardiaque, entre un instant pour lequel l’impédance cardiographie est la plus élevée et un instant suivant pour lequel l’impédance cardiographie est la plus faible. 4. Dispositif selon la revendication 2 ou 3, caractérisé en ce que l’ instant (15) suivant pour lequel l’impédance cardiographie est la plus faible, est déterminé comme étant l’instant du prochain changement de signe de la dérivée d’une courbe d’impédance cardiographie. 5. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que la durée d’éjection (18) de sang depuis le cœur est la durée, dans un cycle cardiaque, entre un instant pour lequel l’impédance cardiographie est la plus faible et un instant suivant pour lequel l’impédance cardiographie est la plus élevée . 6. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que l’unité de traitement (2) est en outre configurée pour déterminer un volume et/ou une variation de remplissage de sang dans le cœur à partir des mesures d’impédance cardiographie. 7. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que les paramètres hémodynamiques comprennent une variation de volume du ventricule droit et/ou du ventricule gauche au cours du temps. 8. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que l’unité de traitement (2) est en outre configurée pour déterminer un volume et/ou une variation de volume d’éjection de sang depuis le cœur à partir des mesures d’impédance cardiographie. 9. Dispositif selon la revendication 7 ou 8, caractérisé en ce que le volume de remplissage de sang dans le cœur ou le volume d’éjection de sang depuis le cœur est déterminé à partir d’une aire calculée sous ou au-dessus de la courbe d’impédance cardiographie respectivement pendant la durée de remplissage (20) de sang dans le cœur ou la durée d’éjection (18) de sang depuis le cœur. 10. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que ladite au moins une sonde (5) est une sonde unipolaire, bipolaire, tripolaire ou quadripolaire. 11. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que ladite au moins une sonde (5) est une sonde unique : - apte à être utilisée comme électrode pour des mesures d’impédance cardiographie, - apte à transmettre des impulsions électriques vers le cœur en réponse à une commande de la fonction de stimulation, et - comprenant une bobine pour générer des chocs électriques en réponse à une commande de la fonction de défibrillation. 12. Dispositif selon l’une quelconque des revendications 1 à 10, caractérisé en ce que ladite au moins une sonde (5) comprend au moins deux sondes (5, 10) ; une première sonde apte à être utilisée comme électrode pour des mesures d’impédance cardiographie, et une seconde sonde : - apte à transmettre des impulsions électriques vers le cœur en réponse à une commande de la fonction de stimulation, ou - comprenant une bobine pour générer des chocs électriques en réponse à une commande de la fonction de défibrillation. 13. Dispositif selon l’une quelconque des revendications 1 à 10, caractérisé en ce que ladite au moins une sonde (5) comprend trois sondes distinctes, chacune destinée à l’une des fonctions suivantes : - apte à être utilisée comme électrode pour des mesures d’impédance cardiographie, - apte à transmettre des impulsions électriques vers le cœur en réponse à une commande de la fonction de stimulation, et - comprenant une bobine pour générer des chocs électriques en réponse à une commande de la fonction de défibrillation. 14. Dispositif selon la revendication 12 ou 13, caractérisé en ce qu’au moins deux sondes (5, 10) sont destinées à être disposées sur deux ventricules différents. 15. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce qu’il comprend en outre une sonde auriculaire (11) destinée à être reliée à une oreillette du cœur. 16. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que l’unité de traitement (2) est en outre configurée pour déterminer au moins le délai électro-mécanique cardiaque (16), la durée de remplissage (20) de sang dans le cœur et la durée d’éjection (18) de sang depuis le cœur, de façon périodique et pour émettre un signal d’alerte lorsqu’un seuil de durée prédéterminé est dépassé. 17. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que l’unité de traitement (2) est en outre configurée pour déterminer des paramètres hémodynamiques au cours d’un cycle cardiaque N et d’en déduire un mode de fonctionnement de la pompe cardiaque au cours d’un cycle cardiaque N+1.