FR 2807327 A1 20011012 FR 0004510 A 20000407 L'invention concerne les "dispositifs médicaux implantables actifs" tels que définis par la directive 90/385/CEE du 20 juin 1990 du Conseil des communautés européennes, plus précisément les dispositifs stimulateurs cardiaques, défibrillateurs et/ou cardioverteurs permettant de délivrer au coeur des impulsions électriques de faible énergie pour le traitement des troubles du rythme cardiaque. L'invention s'applique tout particulièrement à la mesure de l'impédance intracardiaque, par exemple l'impédance interventriculaire (entre ventri- cule droit et ventricule gauche) dans un dispositif de type multisite, qui est un paramètre utile pour piloter notamment la resynchronisation des ven- tricules ou bien l'impédance transvalvulaire (entre oreillette et ventricule d'un même côté du coeur) ou encore l'impédance transseptale oblique (entre oreillette droite et ventricule gauche). Ces données sont corrélées au débit cardiaque et permettent d'obtenir notamment une indication de la fraction d'éjection, qui est le paramètre hémodynamique de référence pour l'optimisation de la stimulation sur les différents sites d'un dispositif multisite. Cette application n'est cependant pas limitative, et l'invention s'applique à la mesure d'autres grandeurs intracardiaques, par exemple à l'analyse d'un électrocardiogramme intracardiaque, ou applications analogues. Jusqu'à présent, le paramètre à déterminer est échantillonné à partir d'un signal recueilli par l'implant, typiquement avec un pas d'échantillonnage de 16 ms, cet échantillonnage étant répété à chaque cycle. L'un des buts de l'invention est de proposer un procédé d'échantillonnage perfectionné permettant de déterminer le paramètre recherché en dimi- nuant le nombre d'échantillons recueillis, et par voie de conséquence la consommation de l'implant, sans pour autant altérer la qualité du résultat obtenu (lui-même lié à la fréquence d'échantillonnage, qui doit être suffi- samment élevée). L'invention propose à cet effet de déterminer le paramètre cardiaque con- sidéré en exécutant de manière répétée au cours d'une pluralité de cycles cardiaques successifs les étapes consistant à détecter l'instant de surve- nue d'un événement ventriculaire, et opérer ensuite un échantillonnage dudit signal au cours du cycle cardiaque avec un pas d'échantillonnage constant et un décalage temporel prédéterminé entre l'événement ventri- culaire détecté et le premier échantillon, ce décalage temporel étant un décalage progressif variable d'un cycle au suivant. De préférence, la durée maximale du décalage temporel variable est tou- jours inférieure à la durée d'un cycle courant, et croit d'un incrément cons- tant d'un cycle au suivant. Une fois opérés les échantillonnages sur un nombre donné de cycles suc- cessifs, les échantillons recueillis peuvent être lissés pour donner une grandeur représentative dudit paramètre cardiaque. 0 On va maintenant décrire un exemple de mise en oeuvre de l'invention, en référence à la figure unique annexée qui est un schéma montrant la distri- bution relative des instants d'échantillonnage au cours de cycles cardia- ques successifs. L'une des considérations à l'origine de l'invention est le fait que les para- mètres que l'on souhaite mesurer, comme l'impédance intracardiaque, évoluent comme le débit sanguin, et donc de façon relativement lente à l'échelle de la durée d'un cycle cardiaque si l'état du patient est relative- ment constant et en l'absence de troubles du rythme fréquents. Il est donc possible d'étaler la mesure sur plusieurs cycles cardiaques successifs sans pour autant altérer notablement la qualité de restitution des varia- tions de cette grandeur. En réduisant le nombre d'échantillons pris sur chaque cycle, on réduira dans les mêmes proportions la consommation des circuits de l'implant opérant le recueil et le traitement (conversion analogique/numérique, mémorisation, lissage, etc.) du paramètre considéré. Ainsi, au lieu d'effectuer une mesure sur un cycle cardiaque à chaque cy- cle, il est par exemple possible d'étaler la mesure sur huit cycles en pre- nant huit fois moins d'échantillons à chaque cycle, et diviser ainsi la con- sommation également par huit. Mais pour pouvoir combiner entre elles les mesures recueillies au cours de cycles différents, il est nécessaire de disposer d'une référence tempo- relle précise, sur laquelle seront synchronisées les prises d'échantillons. On choisit à cet effet comme référence temporelle l'instant de survenue d'un événement ventriculaire, c'est-à-dire que l'on prend comme origine des temps l'instant de détection d'une dépolarisation, ou l'instant de sti- mulation, d'un ventricule, généralement le ventricule droit. Au cours du premier cycle, un échantillonnage est opéré avec un pas d'échantillonnage constant, par exemple 64 ms, et le premier échantillon est pris avec un décalage temporel At1 donné par rapport à l'instant de survenue de l'événement, par exemple un décalage de 8 ms. L'échan- tillonnage est poursuivi pendant une durée donnée, par exemple pendant une durée de 320 ms suivant l'événement ventriculaire. En d'autres termes, pour le premier cycle, l'échantillonnage est opéré à 8, 72, 136, 200 et 264 ms après l'événement ventriculaire. Ces cinq points d'échantillonnage sont illustrés sur la figure 1 par des lo- sanges, l'origine des temps étant l'événement ventriculaire E. On notera que le pas d'échantillonnage choisi, ici de 64 ms, est très supé- rieur au pas d'échantillonnage des dispositifs de l'art antérieur, typique- ment de 8 ou 16 ms, entraînant de ce fait une réduction corrélative de la consommation de l'implant. Au deuxième cycle, on effectue un échantillonnage avec le même pas de 64 ms que précédemment, mais avec un décalage temporel At2 = 16 ms par rapport à l'événement ventriculaire E, au lieu de At1 = 8 ms. Les é- chantillons sont donc recueillis à 16, 80, 144, 208 et 272 ms après l'évé- nement E, comme illustré par les carrés sur la figure 1. On procède de la même façon aux cycles suivants, en gardant le même pas d'échantillonnage mais en augmentant progressivement le décalage temporel At3, At4... At8, avec un incrément constant de 8 ms (c'est-à-dire queAt = 8 ms,At2= 16ms... At8 = 64ms). Au bout du huitième cycle cardiaque, si l'on a choisi de manière appro- priée l'incrément Ati-At., du décalage temporel Ati, on aura balayé la ma- jeure partie de la zone du cycle cardiaque à étudier avec un "effet strobo- scopique", en ne prélevant qu'un nombre réduit d'échantillons à chaque cycle. Au bout de huit cycles on dispose ainsi de quarante échantillons, qui per- mettront de déterminer la valeur et l'évolution du paramètre considéré. Le paramètre pourra ainsi être évalué au bout de huit cycles, puis au bout de seize cycles, etc.; il pourra être également réévalué plus fréquem- ment, par exemple à chaque cycle avec lissage sur les huit derniers cy- cles, ou tout autre technique analogue. L'incrément Ati-At.,1 entre deux décalages temporels successifs (qui est dans l'exemple décrit de 8 ms) est choisi suffisamment faible pour permet- tre de bien voir les détails de la variation du signal à l'intérieur du cycle cardiaque (théorie de Shannon appliquée à l'échantillonnage d'un signal), et pour éviter un chevauchement des mesures effectuées au cours des cycles successifs, c'est-à-dire par exemple éviter que le premier échan- tillon recueilli au huitième cycle (à E+64 ms) ne soit postérieur au deuxiè- me échantillon recueilli au cours du premier cycle (à E+72 ms). L'incrément Ati-Ati.1 sera cependant choisi suffisamment grand pour cou- vrir toute la zone à échantillonner: dans l'exemple illustré, il n'existe ainsi qu'un faible intervalle entre le premier échantillon du huitième cycle (à E+64 ms) et le deuxième échantillon du premier cycle (à E+72 ms). Ceci permet de couvrir de façon complète et homogène la zone [E; E+320 ms], c'est-à-dire les 320 premières millisecondes d'un cycle cardiaque (la du- rée totale d'un cycle cardiaque étant de l'ordre de 860 ms à 70 cpm). Cet incrément Ati-Ati.1 n'est pas nécessairement fixe; il peut être adapté dynamiquement en fonction des besoins ou de certaines conditions, par exemple diminué en cas d'augmentation de la fréquence cardiaque, et inversement. L'incrément Ati-Ati.1 ainsi que le décalage initial At1 peuvent également être choisis de manière à concentrer l'analyse du paramètre considéré sur une "fenêtre" de mesure particulière à l'intérieur du cycle cardiaque, ce qui ne pose pas de difficulté particulière puisqu'au cours des cycles suc- cessifs l'échantillonnage reste toujours synchronisé sur l'événement ven- triculaire E. REVENDICATIONS 1. Un procédé de détermination d'un paramètre cardiaque, notamment d'une impédance intracardiaque ou d'un électrocardiogramme intracar- diaque, à partir d'un signal recueilli par un dispositif médical implantable actif tel qu'un stimulateur cardiaque, défibrillateur, cardioverteur et/ou dis- positif multisite, caractérisé en ce qu'il consiste à exécuter de manière répétée au cours d'une pluralité de cycles cardiaques successifs (CYCLE 1. .. CYCLE 8) les étapes consistant à: - détecter l'instant (E) de survenue d'un événement ventriculaire, et - opérer ensuite un échantillonnage dudit signal au cours du cycle car- diaque avec un pas d'échantillonnage constant et un décalage tempo- rel prédéterminé (AT,... AT8) entre l'événement ventriculaire détecté et le premier échantillon, ce décalage temporel étant un décalage pro- gressif variable d'un cycle au suivant. 2. Le procédé de la revendication 1, dans lequel la durée maximale du décalage temporel variable (Ate) est toujours inférieure à la durée d'un cy- cle courant. 3. Le procédé de la revendication 1, dans lequel la durée du décalage temporel variable (Ate) croît d'un incrément constant (At1-At.1l) d'un cycle au suivant. 4. Le procédé de la revendication 1, dans lequel, une fois opérés les é- chantillonnages sur un nombre donné de cycles successifs, les échan- tillons recueillis sont lissés pour donner une grandeur représentative dudit paramètre cardiaque.