FR 2808212 A1 20011102 FR 0105741 A 20010427 PROCEDE ET SYSTEME DE DETERMINATION D'UN SEUIL DE BRUIT DANS UN SYSTEME DE CARDIOSTIMULATION La présente invention concerne généralement les systèmes de cardiostimulation, et en particulier, les systèmes de cardiostimulation pour détecter un bruit de faible amplitude et déterminer un seuil de bruit representatif dans un système de cardiostimulation. Les stimulateurs cardiaques implantables doivent traiter de façon précise des informations signal détecté de façon à déterminer lorsqu' signal cardiaque véritable a en fait été détecté. En outre, les stimulateurs cardiaques implantables doivent aussi identifier ou classifier le signal de façon precise. La séparation des signaux cardiaques des effets de polarisation et d'autres artéfacts de bruit a toujours été problème substantiel, et une grande partie des efforts a été investie dans l'amélioration des circuits d'entrée à cet effet. De plus, on sait 'il est important de pouvoir classifier un signal détecté, par exemple déterminer s'il s'agit d'une onde QRS, d'une P, d' onde R en champ lointain (FFRW), etc. De nombreuses techniques de l'art antérieur ont été développées pour la classification des signaux, mais une amélioration reste nécessaire. Par exemple, une technique de l'art antérieur établit une fenêtre de synchronisation variable et classifie les événements en termes de synchronisation du signal reçu au cours de la fenêtre. Cependant, des pulsations précoces, des signaux ectopiques, etc., peuvent tromper une telle technique, et le bruit peut toujours masquer le signal qui est détecté dans la fenêtre. D'autres techniques connues incluent l'analyse morphologique, des comparaisons dans le domaine temporel et fréquentiel, etc. Alors que bon nombre de- ces techniques fournissent d'assez bons résultats, elles peuvent nécessiter une complexité de circuit considérable et n'éliminent souvent pas la probabilité d'erreur due à la détection de bruit ou d'autres artéfacts. L'apparition du traitement des signaux numériques (DSP) a fourni un outil qui peut être très utile dans l'environnement d'un dispositif médical implantable, par exemple un stimulateur implantable. Dans la technologie DSP, le signal détecté entrant est converti en un signal numérique, par exemple un signal sur 8 bits à une fréquence d'échantillonnage prédéterminée. Des signaux numériques successifs peuvent être traités avec une haute fiabilité et d'une manière est essentiellement commandée de façon matérielle par les circuits DSP. Plus récemment, la technologie DSP a fait des progrès de façon à prévoir la possibilité d'une puce faible intensité qui peut être utilisée dans un stimulateur implantable pour assurer une capacité significative de traitement des signaux détectés. L'utilisation d'une puce DSP pour un stimulateur implantable permet de disposer d'une capacité améliorée de traitement des signaux détectés, de façon à permettre une classification plus précise signal détecté. Un tel traitement DSP, avec un processeur et algorithme de classification de signaux adapté, peut fournir un outil puissant pour détecter et classifier précisément les signaux intracardiaques. plus de cette capacité matérielle et logicielle combinée, il nécessaire de fournir un algorithme de décision optimal pour utiliser les paramètres de signal générés par le DSP de façon à classifier les signaux intracardiaques détectés de façon précise et fiable. L'invention présentée dans le brevet américain n 6 029 087, publié par Wohlgemuth, présente solution DSP pour détecter une classification d'événements détectés. Wohlgemuth présente un procédé qui inclut des étapes consistant à numériser un signal cardiaque à l'aide d'un CAN de faible puissance; filtrer de façon numérique et calculer une pente; déterminer une détection lorsque le signal filtré et la pente sont au dessus d'un seuil prédéterminé; trouver des points minimal et maximal locaux aussi bien dans signal filtré que dans le signal de pente pendant période de fenêtre qui suit la période de détection; et classifier un événement selon la synchronisation des points minimal et de maximal pendant cette fenêtre. L'invention présentée dans le brevet américain n 5 755 738, publié par Kim et al., présente des moyens d'ajustement de niveau de détection automatique pour une gestion de la fréquence cardiaque implantable. Chez Kim, un seuil de détection est fixé à une fraction d'une amplitude de crête moyenne de deux événements précédents. Un seuil d'événement est alors fixé à une fraction inférieure du seuil de détection. Si un événement supplémentaire dépasse les deux seuils, un événement cardiaque est alors différencié par rapport au bruit. Dans le brevet américain n 5 564 430, publié par Jacobson et al., un seuil de détection est fixé à une fraction prédéterminée d'un signal détecté mesuré. Si un signal supplémentaire est détecté pendant un "intervalle réfractaire de bruit", l'intervalle réfractaire est redémarré et le seuil de detection est incrémenté. Enfin, les brevets américains n 5 103 819 et 4 880 004 tous les deux publiés par Baker et al., présentent une invention qui décrit un ajustement de sensibilité automatique de détection automatique marathonienne. L'ajustement de la sensibilité utilise un dispositif à commande de gain automatique pour commander l'amplitude de signal entre un seuil minimal et maximal. Comme discuté ci-dessus, les brevets d'art antérieur les plus appropriés sont Tableau 1 - Brevets d'art antérieur N de brevet Date Inventeur (s) 6 087 22/02/2000 Wohlgemuth 5 755 738 26/05/1998 et al. 5 564 430 15/10/1996 Jacobson et al. 5 103 819 14/04/1992 Baker et al. 4 880 004 14/11/1989 Baker et al. Tous les brevets présentés dans le tableau 1 ci dessus sont ainsi intégrés ici pour information dans leurs versions intégrales respectives Comme les personnes normalement compétentes dans l'art l'apprécieront facilement après lecture du résumé de l'invention, de la description détaillée des modes de réalisation préférés et des revendications exposées ci dessous, un grand nombre des dispositifs et procédés présentés dans les brevets du tableau 1 peuvent être modifiés de façon avantageuse en utilisant les enseignements de la présente invention. I1 est donc le but de 1a présente invention de prévoir un procédé pour déterminer un seuil de bruit dans un système de cardiostimulation. Un tel système de la présente invention surmonte les problèmes, inconvénients et limitations l'art antérieur décrit ci-dessus, et prévoit des moyens plus efficaces et plus précis aussi bien pour la détection que pour la détermination d'un seuil de bruit. La présente invention a un certain nombre d'objectifs. C'est-à-dire, présente invention prévoit des solutions à un plusieurs problèmes existant dans l'art antérieur en ce qui concerne la détermination d'un seuil de bruit. Ces problèmes incluent, sans y être limités la réception d'un signal correspondant à un niveau de bruit de fond, la détermination si la valeur absolue du niveau reçu de bruit de fond est supérieure ' une version de bruit de fond enregistrée précédemment le réglage d'un seuil de bruit lorsqu'un nombre approprié de mesures satisfaisantes ont été réalisees En comparaison avec les techniques connues pour stimuler la contraction d'une oreillette et/ou d'un ventricule d'un c#ur de mammifère, divers modes de réalisation de la présente invention peuvent prévoir un où plusieurs des avantages suivants : la réception d'un signal correspondant à un niveau de bruit de fond, la détermination si la valeur absolue du niveau reçu de bruit de fond est supérieure ' une version de bruit de fond enregistrée précédemment, et le réglage d'un seuil de bruit lorsqu'un nombre approprié de mesures satisfaisantes ont été réalisees. Certains des modes de réalisation de la présente invention incluent une ou plusieurs des caractéristiques suivantes un dispositif médical implantable incluant un processeur, un contrôleur relie de façon opérationnelle au processeur et au moins de mesure connecté de façon opérationnelle au contrôleur, où un seuil de bruit est déterminé par processeur comme une valeur maximale absolue d' pluralité de niveaux de bruit enregistrés reçus par le processeur dudit au moins un fil de mesure, chacun de pluralité de niveaux de bruit enregistrés étant dessous d'un pourcentage. En outre, conformément à la présente invention, un procédé est prévu pour déterminer un seuil de bruit représentatif dans un système de cardiostimulation à partir duquel des événements futurs sont mesurés. Une amplitude d'événement est déterminée. Des pluralités de niveaux de bruit sont enregistrées lorsque chacune la pluralité de niveaux de bruit est inférieure à pourcentage prédéterminé de l'amplitude d'événement. Le seuil de bruit est déterminé comme une valeur maximale absolue de la pluralité de niveaux de bruit enregistrés. Donc, l'algorithme de la présente invention permet au dispositif médical implantable de détecter et de determiner un seuil de bruit en mesurant le bruit de fond d'un c#ur de mammifère et de fixer la valeur absolue de ce seuil de bruit comme étant un seuil de bruit représentatif. De cette façon, il est possible de detecter de façon plus précise des événements détectés à l'intérieur du c#ur de mammifère sans être distrait par le bruit de fond réfléchi. Les objets, avantages et caractéristiques dessus, ainsi que d'autres, de la présente invention seront plus facilement compris d'après la description détaillée suivante de ses modes réalisation préférés, lorsqu'ils sont considérés conjonction avec les dessins, sur lesquels les mêmes numéros de référence indiquent des structures identiques sur plusieurs vues, et où la figure 1 est une vue schematique d'un dispositif médical implantable, fabriqué conformément à la présente invention; la figure 2 est une autre vue du dispositif médical implantable de la figure 1, fabriqué conformément à la présente invention; la figure 3 montre un schéma fonctionnel représentant les composants du dispositif médical implantable de la figure 1, fabriqué conformément à la présente invention; la figure 4 représente un autre mode de réalisation du dispositif médical implantable de la figure 1, fabriqué conformément à la présente invention; la figure 5 représente un schéma fonctionnel du mode de réalisation de 1a figure 4, fabriqué conformément à la présente invention; la figure 6 représente un organigramme d'un procédé pour déterminer un seuil de bruit représentatif, conformément à la présente invention; et la figure 7 représente une représentation graphique du procédé de la figure 6. La figure 1 est une vue schématique simplifiée d'un mode de réalisation du dispositif médical implantable ("IMD") 10 de la présente invention. L'IMD 10 montré sur la figure 1 est un stimulateur comprenant au moins l'un des fils de stimulation et de mesure 16 et 18 fixés sur le boîtier 14 fermé hermétiquement et implante à proximité d'un c#ur humain ou de mammifère 8. Les fils de stimulation et de mesure 16 et 18 détectent les signaux électriques associés à la dépolarisation et la repolarisation du c#ur 8, et fournissent en outre des impulsions de stimulation afin de provoquer la dépolarisation du tissu cardiaque à proximité de ses extrémités distales. Des électrodes unipolaires ou bipolaires peuvent être disposees sur les fils 16 et 18, comme il est bien connu dans l'art. Des exemples de l'IMD 10 incluent les stimulateurs cardiaques implantables présentés dans le brevet américain n 5 158 078 par Bennett et al., le brevet américain n 5 312 453 par Shelton et al., ou brevet américain n 5 144 949 par Olson, tous ainsi intégrés ici pour information, chacun dans sa version intégrale respective. La figure 2 montre le module de connecteur 12 et le boîtier 14 fermé hermétiquement de l'IMD situé dans ou près d'un c#ur humain ou de mammifère 8. Les fils 6 et 18 de stimulation auriculaire ou ventriculaire s'étendent depuis le module de collecteur de connecteurs 12 jusqu'à l'oreillette et au ventricule droit(e), respectivement, du c#ur 8. Les électrodes auriculaires 20 et 21 disposées à l'extrémité distale du fil de stimulation auriculaire 16 sont situées dans l'oreillette droite. Les électrodes ventriculaires 28 et 29 à l'extrémité distale du fil de stimulation ventriculaire 18 sont situées dans le ventricule droit. La figure 3 montre un schéma fonctionnel représentant les éléments constitutifs de l'IMD 10 conformément à un mode de réalisation de la présente invention, où l'IMD 10 .est un stimulateur ayant une architecture à base de microprocesseur. L' 10 est montré comme incluant un détecteur d'activité ou accéléromètre il, qui est * de préference un acceléromètre piézo-céramique collé sur circuit hybride situé à l'intérieur du boîtier 14. Le détecteur d'activité 11 prévoit typiquement (mais pas nécessairement) une sortie de détecteur varie en fonction d'un paramètre mesuré lié besoins métaboliques du patient. Dans un souci de simplification, l'IMD 10 sur la figure 3 est montré alors que seul le fil 18 y est connecté; des circuits et connexions similaires, non représentés explicitement sur la figure 3, s'appliquent au fil 16. L'IMD 10 sur la figure 3 est de façon particulièrement préférée programmable au moyen d'une unité de programmation externe (non représentée sur les figures). Un tel programmateur est le programmateur Medtronic/Vitatron Model 9790 disponible dans le commerce, qui est à base de processeur et fournit une série de signaux codés à 1`IMD 10, typiquement à travers une tête de programmation qui transmet et télemesure des signaux codés par radiofréquence (RF) à destination de l'IMD 10. Un tel système de télémesure est décrit dans le brevet américain n 5 312 453 par Wyborny et al., ainsi intégré ici pour information dans sa version intégrale. La méthodologie de programmation présentée dans le brevet 5 312 453 de Wyborny et al. est identifiée ici à titre d'exemple uniquement. L'une quelconque d'un certain nombre de méthodologies adéquates de programmation et de télémesure connues dans l'art peut être utilisée tant que les informations souhaitées sont transmises à destination et en provenance du stimulateur. Comme le montre la figure 3, le fil est couplé avec le n#ud 50 dans l'IMD 10 par le condensateur d'entrée 52. Le détecteur d'activité ou accéléromètre 11 est de façon particulièrement préférée fixé sur un circuit hybride situé dans le boîtier 14 hermétiquement fermé de l'IMD 10. Le signal de sortie fourni par le détecteur d'activité 11 est couplé avec le circuit d'entrée/sortie 54. Le circuit d'entrée/sortie 54 contient des circuits analogiques pour interfacer le c#ur 8, le détecteur d'activité 11, l'antenne 56 et les circuits pour appliquer des impulsions de stimulation au c#ur 8. La fréquence du cceur 8 est commandée par des algorithmes mis en ceuvre de façon logicielle, stockés dans le circuit micro-ordinateur 58. Le circuit micro-ordinateur 58 comprend de préférence un circuit 60 réalisé sur la carte et un circuit 62 réalisé en dehors de la carte. Le circuit 58 peut correspondre à un circuit micro-ordinateur présenté dans le brevet américain n 5 312 453 par Shelton et al., ainsi intégré ici pour information dans sa version intégrale. Le circuit 60 réalisé sur la carte inclut de préférence le processeur 64, le circuit d'horloge système 66 et la MEV 68 et la MEM 70 réalisées sur la carte. Le circuit 62 réalise en dehors de la carte comprend de préférence une unité MEV/MEM. Le circuit 60 réalisé sur la carte et le circuit 62 réalisé en dehors de la carte sont chacun couplés par le bus de communication de données 72 avec le circuit numérique contrôleur/ temporisateur 74. circuit micro-ordinateur 58 peut comprendré un dispositif de circuit intégré personnalisé complété par des composants MEV/MEM standard. Les composants électriques montrés sur la figure 3 sont alimentés par une alimentation par batterie implantable 76 conformément à la pratique courante dans 'art. Dans un souci de clarté, couplage de 'alimentation par batterie avec différents composants de l'IMD 10 n'est pas montrée sur les figures. L'antenne 56 est connectee au circuit entrée/sortie 54 pour permettre télémesure montante/descendante à travers l'unité télémesure 78 émission et de réception RF. A titre d'exemple, 'unité de télémesure ,78 peut correspondre à celle présentée dans le brevet américain n 063 publié Thompson et al., ainsi intégré ici pour information dans sa version intégrale, ou à celle présentée dans le brevet 5 312 453 référencé ci-dessus. I1 est genéralement préféré que le système particulier de programmation et de télémesure sélectionné permette 1 entrée et le stockage de paramètres de réponse en fréquence cardiaque. Les modes réalisation spécifiques de l'antenne 56, du circuit 'entrée/sortie et de l'unité de télémesure 78 présentés ici sont montrés à titre d'exemple uniquement ne sont pas prévus pour limiter le domaine la présente invention. Toujours en se référant à la figure 3, le circuit de VREF et Bias 82 génère de façon particulièrement préférée une référence de tension et courants de polarisation stables pour les circuits analogiques inclus dans le circuit d'entrée/sortie . L'unité 84 de convertisseur analogique/numérique (ADC) et de multiplexeur numérise des signaux tensions analogiques pour fournir des signaux intracardiaques de télémesure "en temps réel" et des fonctions de remplacement en fin de vie (EOL) de la batterie. Les commandes de fonctionnement pour commander la synchronisation de l'IMD 10 sont couplées par le bus de communication de données 72 avec le circuit numérique contrôleur/ temporisateur 74, les temporisateurs et compteurs numériques établissant 1 intervalle d'échappement global de l'IMD 10 ainsi que différentes fenêtres réfractaires, d'effacement et autres fenêtres de synchronisation pour commander le fonctionnement des composants périphériques disposés dans circuit d'entrée/sortie 54. Le circuit numérique contrôleur/ temporisateur 74 est de préférence couplé avec les circuits de détection, y compris l'amplificateur de détection 88, l'unité 90 de détection de pic et de mesure seuil et le comparateur/ détecteur de seuil 92. Le circuit 74 est en outre de préférence couplé avec l'amplificateur d'électrogramme (EGM) 94 pour recevoir des signaux amplifiés et traités, détectés par le fil 18. L'amplificateur de détection 88 amplifie signaux cardiaques électriques détectés et fournit signal amplifié aux circuits 90 de détection de pic et de mesure de seuil, qui à leur tour fournissent une indication des tensions détectées maximales et des tensions de seuil de l'amplificateur de détection mesurées sur le chemin de signal à fils multiples 67 vers le circuit numérique contrôleur/ temporisateur 74. Un signal amplifié de l'amplificateur de détection est alors fourni au comparateur/ détecteur de seuil 92. A titre d'exemple, l'amplificateur de détection 88 peut correspondre à celui présenté dans le brevet américain n 4 379 459 par Stein, ainsi intégré ici pour information dans sa version intégrale. Le signal d'électrogramme fourni par l'amplificateur d'EGM 94 est utilisé lorsque 1 IMD 10 est interrogé par un programmateur externe pour transmettre une représentation d'un électrogramme cardiaque analogique. Voir, par exemple le brevet américain n 4 556 063 par Thompson et al., ainsi intégré ici pour information dans sa version integrale. Le générateur d'impulsions de sortie 96 fournit des impulsions de stimulation au cceur 8 du patient à travers le condensateur de couplage 98 en réponse à un signal de déclenchement de stimulation fourni le circuit numérique contrôleur/ temporisateur 74 chaque fois que l'intervalle d'échappement est dépassé, qu'une commande de stimulation transmise de façon externe est reçue ou en réponse à d'autres commandes stockées, comme il est bien connu dans l'art de la stimulation. A titre d'exemple, l'amplificateur de sortie 96 peut correspondre généralement à un amplificateur de sortie présenté dans le brevet américain n 4 476 868 par Thompson, ainsi intégré ici pour information dans sa version intégrale. Les modes de réalisation spécifiques de l'amplificateur d'entrée 88, de l'amplificateur de sortie 96 et de l'amplificateur d'EGM 94 identifiés ici sont présentés à titre d'exemple uniquement, et ne sont pas prévus pour être limitatifs par rapport au domaine de la présente invention. Les modes de réalisation spécifiques de ces circuits peuvent ne être critiques pour la mise en pratique de certains modes de réalisation de la présente invention dans la mesure où ils prévoient des moyens pour générer une impulsion de stimulation et sont capables de fournir signaux indiquant les contractions naturelles ou stimulées du c#ur 8. Dans certains modes de réalisation préférés de la présente invention, l'IMD 10 peut fonctionner dans différents modes ne réagissant pas en fonction de la fréquence, y compris, sans y être limité, les modes DDD, DDI, VVI, V00 et VVT. Dans autres modes de réalisation préférés de la présente invention, l'IMD 10 peut fonctionner dans différents modes réagissant en fonction de la fréquence, y compris, sans y être limité, les modes DDDR, DDIR, VOOR et VVTR. Certains modes de réalisation de la présente invention peuvent fonctionner à la fois dans des modes ne réagissant pas en fonction de la fréquence et dans des modes réagissant en fonction de la fréquence. De plus, dans différents modes de réalisation de la présente invention, l'IMD 10 peut être configuré par programmation pour fonctionner de façon à modifier la fréquence à laquelle il délivre impulsions de stimulation au c#ur 8 uniquement réponse à la génération d'une ou de plusieurs sorties de détecteur sélectionnées. De nombreuses caractéristiques et fonctions de stimulateur, qui ne sont pas mentionnées explicitement ici, peuvent être intégrees dans l'IMD 10 tout. en restant dans le domaine de la présente invention. Le domaine de la présente invention n'est pas limité aux stimulateurs à un seul détecteur ou à deux détecteurs, et n'est pas non plus limité aux IMD comprenant uniquement des détecteurs d'activité ou de pression. Le domaine de la présente invention n'est pas non plus limité aux stimulateurs à une seule chambre, aux fils à une chambre pour stimulateurs ou aux fils à un détecteur ou à deux détecteurs pour stimulateurs. Ainsi, 'fférents modes de réalisation de la présente invention peuvent être mis en #uvre en conjonction avec plus de deux fils ou avec des stimulateurs à plusieurs chambres par exemple. Au moins certains modes de réalisation de la présente invention peuvent s'appliquer tout aussi bien dans les contextes de stimulateurs à une, deux, trois ou quatre chambres ou à d'autres types d'IMD. Voir par exemple le brevet américain n 5 800 465 par Thompson et al , ainsi intégré ici pour information dans sa version intégrale, comme le sont tous les brevets américains reférencés ici. L'IMD 10 peut aussi être un stimulateur cardioverteur-défibrillateur ("PCD") correspondant à l'un des nombreux PCD implantables disponibles dans le commerce Différents modes de réalisation de la présente invention peuvent être mis en pratique en conjonction avec des PCD tels que ceux présentés dans le brevet américain n 5 545 186 par Olson et al., le brevet américain n 5 354 316 par Keimel, le brevet américain n 5 314 430 par Bardy, le brevet américain n 5 388 par Pless et le brevet américain n 4 821 723 par Baker et al., tous ainsi intégrés ici pour information, chacun dans sa version intégrale respective. Les figures 4 et 5 représentent un mode de réalisation de l'IMD 10 et un ensemble de fils correspondant de la présente invention, où l'IMD 10 est un PCD. Sur la figure 4, le fil ventriculaire prend la forme des fils présentés dans les brevets américains n 5 099 388 et 5 314 430 par Bardy, et inclut un corps de fil isolant allongé 1 portant trois conducteurs enroulés concentriques, séparés les uns autres par des gaines isolantes tubulaires. A proximité de l'extrémité distale du fil 1, se trouvent une électrode annulaire 2, une électrode hélicoïdale extensible 3, installée de façon escamotable à l'intérieur de la tête d'électrode isolante 4 et une électrode en spirale allongée 5. Chacune des électrodes est couplée avec l'un des conducteurs enroulés à l'intérieur du corps de fil 1. Les électrodes 2 et 3 sont utilisées pour la cardiostimulation et pour détecter les dépolarisations ventriculaires. A l'extrémité proximale du fil se trouve le connecteur fendu 6 qui porte trois connecteurs électriques, chacun couplé avec l'un des conducteurs enroulés. L'électrode de défibrillation 5 peut être fabriquée en platine, en alliage de platine ou en d'autres matières connues comme étant utilisables dans les électrodes de défibrillation implantables et peut avoir une longueur d'environ 5 cm. Le auriculaire/SVC montré sur la figure 4 inclut corps de fil isolant allongé 7 portant trois conducteurs enroulés concentriques, séparés les uns des autres par des gaines isolantes tubulaires correspondant à la structure du fil ventriculaire. A proximite de l'extrémité distale en forme J du fil se trouvent une électrode annulaire 9 et électrode hélicoïdale extensible 13, installée de façon escamotable à l'intérieur d'une tête d'électrode isolante 15. Chacune des électrodes est couplée avec l'un des conducteurs enroulés à l'intérieur du corps de fil 7. Les électrodes 13 et 9 sont utilisées pour la stimulation auriculaire et pour détecter les dépolarisations auriculaires. Une électrode en spirale allongée 19 est prévue de façon proximale par rapport à l'électrode 9 et couplée avec le troisième conducteur à l'intérieur du corps de fil 7. L'électrode 19 a de préférence une longueur de 10 cm ou plus et est configurée pour s'étendre depuis le SVC jusqu'à la valve tricuspide. Dans un mode de réalisation de la présente invention, environ 5 cm de l'électrode d'oreillette droite/SCV se trouvent dans l'oreillette droite, les 5 cm restants se trouvant dans le SVC. A l'extrémité proximale du fil se trouve le connecteur fendu 17 portant trois connecteurs électriques, chacun couple avec l'un des conducteurs enroules. Le fil de sinus coronaire montré la figure 4 adopte la forme d'un fil de sinus coronaire présenté dans le brevet '838 mentionné ci-dessus et inclut un corps de fil isolant allongé 41 portant un conducteur enroulé couplé avec une électrode 21 de défibrillation enroulée allongée. L'électrode 21, représentée par un contour discontinu sur la figure 4, se trouve dans le sinus coronaire et la grande veine du c#ur. A l'extrémité proximale du fil se trouve la fiche de connecteur 23 portant un connecteur électrique couplé avec le conducteur enroulé. L'électrode 41 de sinus coronaire/ grande veine peut avoir une longueur d'environ 5 cm. Le PCD implantable 10 est montré sur la figure 4 en combinaison avec les fils 1, 7 et 41, et les ensembles de connecteurs de fil 23, 17 et 6 étant insérés dans le bloc de connecteurs 12. En option, l'isolation de la partie orientée vers l'extérieur du logement 14 du PCD 10 peut être prévue en utilisant un revêtement plastique, tel que le parylène ou le caoutchouc silicone, qui.. sont utilisés dans certains stimulateurs cardiaques unipolaires. Cependant, la partie orientée vers l'extérieur peut rester sans isolation ou une autre séparation quelconque entre les parties isolées et non isolées peut être utilisee. La partie non isolée du logement 14 sert d'électrode de défibrillation sous-cutanée pour défibriller soit les oreillettes soit les ventricules. Des configurations de fils autres que celles montrées sur la figure 4 peuvent être mises en pratique en conjonction avec la presente invention, telles que celles montrées dans le brevet américain n 5 690 686 par Min et al., ainsi intégré ici pour information dans sa version intégrale. La figure 5 est un schéma fonctionnel d'un mode de réalisation du PCD implantable 10 de la présente invention. Ce schéma doit être considéré comme un exemple du type de dispositif dans lequel differents modes de réalisation de la présente invention peuvent être réalisés, et non pas comme une limitation, puisque nous pensons que l'invention peut être mise en pratique dans une large gamme de mises en #uvre de dispositifs, y compris des cardioverteurs et défibrillateurs qui n'assurent pas de traitements de stimulation antitachycardie. Le PCD 10 est prévu avec un système d'électrodes. Si la configuration d'électrodes de la figure est utilisée, la correspondance avec les électrodes représentées est la suivante. L'électrode 25 sur la figure 5 inclut la partie non isolée du logement du PCD 10. Les électrodes 25, 15, 21 et 5 sont couplées avec le circuit de sortie haute tension 27, qui inclut des commutateurs haute tension commandés par le circuit logique de commande CV/défibrillation 29 par l'intermédiaire du bus de commande 31. Les commutateurs disposés à l'intérieur du circuit 27 déterminent quelles électrodes sont utilisées et quelles électrodes sont couplées avec les bornes positives et négatives du banc de condensateurs (qui inclut les condensateurs 33 et 35) pendant la sortie des impulsions de défibrillation. Les électrodes 2 et 3 se trouvent sur ou dans le ventricule et sont couplées avec l'amplificateur d'onde R 37, qui prend de préférence la forme d'un amplificateur à commande automatique de gain fournissant un seuil de détection réglable en fonction l'amplitude d'onde R mesurée. Un signal est genéré la ligne R-out 39 chaque fois que le signal détecté entre les électrodes 2 et 3 dépasse le présent seuil de détection. Les électrodes 9 et 13 se trouvent sur ou dans 1 oreillette et sont couplées avec l'amplificateur d'onde P 43, qui prend de préférence également la forme d'un amplificateur à commande automatique de gain fournissant un seuil de détection réglable en fonction l'amplitude d'onde P mesurée. Un signal est genéré la ligne P-out 45 chaque fois que le signal détecté entre les électrodes 9 et 13 dépasse le présent seuil de détection. Le fonctionnement général des amplificateurs d'onde R et d'onde P 37 et 43 peut correspondre à celui présenté dans le brevet américain 5 117 824 par Keimel et al., publié le 2 juin 1992, intitulé "Apparatus for Monitoring Electrical Physiologic Signals", ainsi intégré ici pour information dans sa version intégrale. La matrice de commutation 47 est utilisée pour selectionner celles des électrodes disponibles qui sont couplées avec l'amplificateur à large bande (0,5 200 Hz) 49 pour être utilisées lors de l'analyse des signaux numériques. La sélection des électrodes est commandée par le processeur 51 par l'intermédiaire du bus données/adresses 53, ces sélections pouvant être modifiées comme souhaité. Les signaux des électrodes sélectionnées pour le couplage avec l'amplificateur passe-bande 49 sont fournis au multiplexeur 55, et ensuite convertis en signaux numériques multibinaires par convertisseur A/N 57, pour être stockés dans la mémoire vive 59 sous le contrôle du circuit d'accès direct à la mémoire 61. Le microprocesseur 51 peut utiliser des techniques d'analyse de signaux numériques pour caractériser les signaux numérisés stockés dans la mémoire vive 59 pour reconnaître et classifier fréquence cardiaque du patient en utilisant l' quelconque des nombreuses méthodologies de traitement de signal connues dans l'art. reste des circuits est consacré à la fourniture des traitements de cardiostimulation, de cardioversion et de défibrillation, et pour les besoins de présente invention, ils peuvent correspondre circuits connus de l'homme du métier. L'appareil exemplaire suivant est présenté pour remplir les fonctions de stimulation, de cardioversion et de défibrillation. Les circuits 63 de synchronisation/ commande de stimulateur incluent de préférence des compteurs numériques programmables qui commandent les intervalles de temps de base associés aux modes DDD, VVI, DVI, VDD, AAI, DDI et à d'autres modes de stimulation à une ou deux chambres, bien connus dans l'art. Les circuits 63 commandent aussi de préférence les intervalles d'échappement associés à la stimulation antitachyarythmie aussi bien dans l'oreillette. que dans ventricule, en utilisant tout traitement de stimulation antitachyarythmie connu dans l' Les intervalles définis par les circuits de stimulation 63 incluent des intervalles d'échappement pour la stimulation auriculaire et ventriculaire, des périodes réfractaires pendant lesquelles les ondes P et les ondes R détectées sont sans effet pour faire redémarrer la synchronisation des intervalles d'échappement et les largeurs d'impulsion des impulsions de stimulation. Les durées de ces intervalles sont déterminées par le processeur 51, en réponse aux données stockées dans la mémoire 59 et sont communiquées aux circuits de stimulation 63 par l'intermédiaire du bus d'adresses/données 53. Les circuits de stimulateur 63 déterminent aussi l'amplitude des impulsions de cardiostimulation sous le contrôle du processeur 51. Pendant la stimulation, les compteurs d'intervalles d'échappement à l'intérieur des circuits 63 de synchronisation/commande de stimulateur sont réinitialisés suite à la détection d'ondes et d'ondes P comme indiqué par un signal sur les lignes 39 et 45, et conformément au mode de stimulation sélectionné lorsqu'un déclencheur de dépassement de temps des impulsions de stimulation est généré par circuits de sortie de stimulateur 65 et 67, qui sont couplés avec les électrodes 9, 13, 2 et 3. Les compteurs d'intervalles d'échappement sont également réinitialisés lorsque des impulsions de stimulation sont générées et commandent ainsi la synchronisation de base des fonctions de cardiostimulation, y compris la stimulation antitachyarythmie. Les durées des intervalles définis par les compteurs d'intervalles d'échappement sont déterminées par le processeur 51 par l'intermédiaire du bus de données/adresses La valeur du comptage présent dans les compteurs d'intervalles d'échappement lorsqu'ils sont réinitialisés par les ondes R et ondes P détectées peut être utilisée pour mesurer les durées des intervalles R-R, des intervalles P-P, des intervalles P-R des intervalles R-P, ces mesures étant stockées dans la mémoire 59 et utilisées pour détecter la présence de tachyarythmies. Le microprocesseur 51 fonctionne de façon particulièrement préférée comme un dispositif piloté par interruption, et répond aux interruptions provenant des circuits 63 de synchronisation/ commande de stimulateur en fonction de l'apparition des ondes P et ondes R détectées et en fonction de la génération d'impulsions de cardiostimulation. Ces interruptions sont fournies par l'intermédiaire du bus de données/adresses 53. Tout calcul mathématique nécessaire à effectuer par le processeur 51 et toute mise à jour des valeurs ou intervalles commandés par les circuits 63 de synchronisation/ commande de stimulateur ont lieu suite à de telles interruptions. La détection de tachyarythmies auriculaires ou ventriculaires, telle qu'utilisée dans la présente invention, peut correspondre à l'un quelconque des algorithmes de détection de tachyarythmie actuellement connus dans l'art. Par exemple, la présence d'une tachyarythmie auriculaire ou ventriculaire peut être confirmée en détectant une série prolongée de courts intervalles R-R ou P-P d'une fréquence moyenne indiquant une tachyarythmie ou une série discontinue de courts intervalles R-R ou P-P. La soudaineté du début des fréquences élevées détectées, la stabilité des fréquences élevées, et un certain nombre d'autres facteurs connus dans l'art peuvent également être mesurés à ce moment-là. Des méthodologies appropriées pour la détection de la tachyarythmie ventriculaire, qui mesurent de tels facteurs, sont décrites dans le brevet américain n 4 726 380 publié par Vollmann, le brevet américain n 4 880 005 publié par Pless et al, et le brevet américain n 4 830 006 publié par Haluska al., tous intégrés ici pour information, chacun dans version intégrale respective. Un ensemble supplémentaire de méthodologies de reconnaissance la tachycardie est présenté dans l'article "Onset and Stability for Ventricular Tachyarrhythmia Detection in Implantable Pacer-Cardioverter-Defibrillator" par Olson et al., publié dans Computers in Cardiology, 10 octobre 1986, IEEE Computer Society Press, pages également intégré ici pour information dans version intégrale. Des méthodologies de détection de fibrillation auriculaire sont présentées dans Published PCT Application, n de série US92/02829, de publication W092/18198, par Adams et al., dans l'article "Automatic Tachycardia Recognition", par Arzbaecher et al., publié dans PACE, mai-juin 1984, pages 541-547, tous les deux intégrés ici pour information dans leurs versions intégrales. Au cas où une tachyarythmie auriculaire ou ventriculaire serait détectée et un régime de stimulation antitachyarythmie serait souhaité, les intervalles de synchronisation appropriés pour commander la génération des traitements de stimulation antitachyarythmie sont chargés depuis le processeur 51 dans les circuits 63 de synchronisation et de commande de stimulateur, pour y commander le fonctionnement des compteurs d'intervalles d'échappement et pour definir des périodes réfractaires pendant lesquelles la détection d'ondes R et d'ondes P est sans effet pour redémarrer les compteurs d'intervalles d'échappement. En variante, on peut également utiliser les circuits pour commander la synchronisation la géneration des impulsions de stimulation antitachycardie tels que décrits dans le brevet américain n 4 577 633, publié par Berkovits et al., le 25 mars 1986, le brevet américain n 4 880 005, publié par Pless et al., le 14 novembre 1989, le brevet américain n 4 726 380, publié par Vollmann et al., 1e 23 février 1988 et le brevet américain n 4 587 970, publié par Holley et al., le 13 mai 1986, qui sont tous intégrés ici pour information dans leurs versions integrales. Au cas où la génération d'une impulsion de cardioversion ou de défibrillation serait nécessaire, le processeur 51 peut utiliser un compteur d'intervalles d'échappement pour commander la synchronisation de ces impulsions de cardioversion et de défibrillation, ainsi que les périodes réfractaires associées. En réponse à la détection de la fibrillation ou tachyarythmie auriculaire ou ventriculaire nécessitant une impulsion de cardioversion, le processeur 51 active les circuits de commande de cardioversion/ défibrillation 29, qui initialisent la charge des condensateurs haute tension 33 et par l'intermédiaire du circuit de charge 69, sous le contrôle de la ligne de commande de charge haute tension 71. La tension au niveau des condensateurs haute tension est surveillée par l'intermédiaire la ligne VCAP 73, qui passe par le multiplexeur 55, et en réponse au fait qu'une valeur prédéterminée, fixée par le processeur 51, est atteinte, un signal logique est genéré sur la ligne Condensateur Plein (CF) 77 pour terminer la charge. Ensuite, la synchronisation de la sortie de l'impulsion de défibrillation ou de cardioversion est commandée par les circuits 63 de synchronisation/ commande de stimulateur. Après administration du traitement de fibrillation ou de tachycardie, le processeur 51 ramène le dispositif à un mode de cardiostimulation et attend l'interruption consécutive suivante provoquée par la stimulation ou 1 apparition d'une dépolarisation auriculaire ventriculaire détectée. Plusieurs modes de réalisation de systèmes appropriés pour délivrer et synchroniser des impulsions cardioversion et de défibrillation ventriculaires pour commander les fonctions de synchronisation qui sont liées sont présentés dans le brevet américain n 5 188 105 par Keimel, le brevet américain n 5 269 298 par Adams et al. et le brevet américain n 4 316 472 Mirowski et al., tous ainsi intégrés ici pour information, chacun dans sa version intégrale respective. Cependant, tous les circuits connus de commande d'impulsions de cardioversion ou de defibrillation sont réputés utilisables en conjonction avec les divers modes de réalisation de la présente invention. Par exemple, on peut également utiliser des circuits commandant la synchronisation et la génération d'impulsions de cardioversion et de défibrillation, tels que ceux présentés dans le brevet américain 4 384 585 par Zipes, le brevet américain n 4 949 par Pless et al., ou le brevet américain n 4 375 817 par Engle et al., tous ainsi intégrés ici pour information dans leurs versions intégrales. Toujours en se référant à la figure 5, la sortie d'impulsions de cardioversion ou de défibrillation est effectuée par le circuit de sortie 27 sous le contrôle des circuits de commande 29 par l'intermédiaire du bus de commande 31. Le circuit de sortie 27 détermine si une impulsion monophasique ou biphasique est délivrée, la polarité des électrodes et les électrodes impliquées dans la sortie de l'impulsion. Le circuit de sortie 27 inclut aussi des commutateurs haute tension qui commandent si les électrodes sont couplees ensemble pendant la sortie de l'impulsion. En variante, les électrodes prévues pour être couplées ensemble pendant l'impulsion peuvent simplement être couplées l'une avec l'autre de façon permanente, soit à l'extérieur soit à l'intérieur du logement du dispositif, de façon similaire, la polarité peut être préréglée, comme dans les défibrillateurs implantables actuels On peut trouver un exemple de circuits de sortie pour délivrer des régimes d'impulsions biphasiques à systèmes avec plusieurs électrodes dans le brevet américain n 4 953 551, publié par Mehra, et dans le brevet americain n 4 727 877, tous les deux ainsi intégrés pour information dans leurs versions intégrales. Un exemple des circuits qui peuvent être utilisés pour commander la sortie d'impulsions monophasiques est presenté dans le brevet américain n 5 163 427 par Keimel, également ainsi intégré ici pour information dans sa version intégrale. Des circuits de commande de sortie similaires à ceux présentés dans le brevet americain n 4 953 551 ou le brevet américain n 4 800 883 par Winstrom, tous les deux ainsi intégrés ici dans leurs versions intégrales, peuvent également etre utilisés en conjonction avec divers modes de réalisation de la présente invention pour délivrer des impulsions biphasiques. En variante, l'IMD 10 peut être un stimulateur nerveux implantable ou un stimulateur musculaire, tel celui présenté dans le brevet américain n 5 199 428 par Obel et al., le brevet américain n 207 218 par Carpentier et al., ou le brevet américain 5 330 507 par Schwartz, ou un dispositif de surveillance implantable, tel que celui présenté dans le brevet américain n 5 331 966 publié par Bennet et al., qui sont ainsi tous intégrés ici pour information, chacun dans sa version intégrale respective. estime que la présente invention s'applique largement à toute forme de dispositif électrique implantable à utiliser conjonction avec des fils électriques. Le circuit de sortie 27 inclut aussi des commutateurs haute tension qui commandent si les electrodes sont couplées ensemble pendant la sortie de l'impulsion. En variante, les électrodes prévues pour être couplées ensemble pendant l'impulsion peuvent simplement être couplées l'une avec l'autre façon permanente, soit à l'extérieur soit à l'intérieur du logement du dispositif, et de façon similaire, la polarité peut être préréglée, comme dans les défibrillateurs implantables actuels. On peut trouver un exemple de circuits de sortie pour délivrer des régimes d'impulsions biphasiques à des systèmes avec plusieurs électrodes dans le brevet mentionné ci-dessus, publié par Mehra, et dans le brevet américain n 4 727 877, ainsi intégré ' ' pour information dans sa version intégrale. Un exemple des circuits qui peuvent être utilisés pour commander la sortie d'impulsions monophasiques est présenté dans le brevet américain n 163 427 par Keimel, également intégré ici pour information dans sa version intégrale. Des circuits de commande de sortie similaires à ceux présentés dans le brevet américain n 4 953 551 par Mehra et al. ou le brevet américain n 4 800 883 par Winstrom, tous les deux integrés ici dans leurs versions intégrales, peuvent également être utilisés en conjonction avec divers modes de réalisation de la présente invention pour délivrer des impulsions biphasiques. En variante, l'IMD 10 peut être stimulateur nerveux implantable ou un stimulateur musculaire, tel que celui présenté dans le brevet américain n 5 199 428 par Obel et al., le brevet américain n 5 207 218 par Carpentier et al., ou le brevet américain n 5 330 507 par Schwartz, ou un dispositif de surveillance implantable, tel que celui présenté dans le brevet américain n 5 331 966 publié par Bennet et al., qui sont ainsi tous intégrés ici pour information, chacun dans sa version intégrale respective. On estime que la présente invention s'applique largement à toute forme de dispositif électrique implantable à utiliser en conjonction avec des fils électriques. Une autre caractéristique de l'IMD 10 consiste à déterminer un seuil de bruit. Un seuil de bruit est un niveau correspondant à la valeur absolue de l'amplitude supérieure entre une amplitude de bruit de fond maximale ou minimale. Ces amplitudes sont de préférence détectées par les fils de mesure 7 implantés dans le c#ur de mammifère 8, comme décrit ci-dessus, et transmises au processeur 64. Dès qu'un seuil de bruit a été déterminé la valeur du seuil de bruit représentera la limite inférieure pour la détection d'événements ultérieure l'IMD 10. La période de temps à partir de laquelle le seuil de bruit est déterminé est de préférence programmée pour survenir périodiquement. Par exemple, le seuil de bruit peut être déterminé pendant une période où le patient dort ou une autre période où le niveau bruit bioélectrique est à un niveau faible. Le seuil de bruit représente une valeur qui peut être ajustée selon des niveaux de bruit de fond variables. Cependant, si le niveau de bruit de fond peut être maintenu de façon cohérente à une valeur minimale, valeur fixe peut être affectée au seuil de bruit. Les figures 6 et 7 représentent un procédé pour déterminer seuil de bruit pour l'oreillette ou le ventricule dans un système de cardiostimulation à partir duquel des événements auriculaires ou ventriculaires futurs peuvent être mesurés, conformément ' la présente invention. Dans le bloc 100 de la figure 6, le processeur 64 de l'IMD 10 détermine une amplitude d'événement normal. De préférence l'amplitude d'événement normal correspond à l'amplitude positive et negative d'un événement surveillé, tel que par exemple pulsation du c#ur de mammifère 8. Voir la représentation graphique sur la figure 7. A une période de temps prédéterminée après l'apparition de l'événement (montré comme t sur la figure 7), le processeur 64 initialise une fenêtre d'analyse de traitement de signaux numériques (DSP) à partir de laquelle le bruit de fond doit être mesuré. La fenêtre d'analyse existe pendant une période de temps prédéterminée. Pendant cette période de temps, les signaux envoyés par le fil de mesure 7 sont analysés. Après expiration de la période de temps prédéterminée, la fenêtre d'analyse se referme. Il est préférable que pour intégrer la contribution de bruit attendue du convertisseur CC/CC, le début de la fenêtre d'analyse soit aussi proche que possible de la séquence de stimulation de l'IMD 10. En outre, les périodes de temps correspondant ' la longueur de la fenêtre d'analyse, y compris le début de la fenêtre d'analyse et la fin de la fenêtre d'analyse sont préréglées par l'IMD 10. De plus, ces périodes de temps sont réglables. Par exemple, il est propose de commencer la collecte des données de bruit 200 ms après l'achèvement du cycle cardiaque pour éviter que des FFRW soient mesurées comme un bruit dans l'oreillette. Au contraire, s'il n'est pas possible de différencier les FFRW des ondes P par d'autres moyens, il peut s'avérer avantageux d'intégrer les FFRW dans la fenêtre d'analyse. Dans le bloc 200, le processeur 64 détermine un pourcentage de l'amplitude d'événement. De préférence, ce pourcentage correspond à une fraction de l'amplitude d'événement, et peut de préférence représenter, par exemple 10-15% de l'amplitude d'événement. Tout pourcentage prédéterminé peut être déterminé. Voir par exemple la référence A sur la figure 7. Le but la détermination du pourcentage est tel que le processeur 64 peut ignorer tout bruit détecté au-dessus du pourcentage lorsqu'il essaie de déterminer le seuil de bruit. De plus, le pourcentage d'amplitude d'événement fournit un point de départ pour la détermination du seuil de bruit. C'est-à-dire, suite au pourcentage d'amplitude d'événement, le processeur 64 peut déterminer le seuil de bruit comme étant au-dessous du pourcentage d'amplitude, abaissant ainsi le niveau à partir duquel le processeur 64 mesure des événements futurs. Egalement dans le bloc 200, le processeur 64 initialise un premier compteur, n, et un deuxième compteur, s. Le but des deux compteurs est d'assurer que le processeur 64 enregistre un nombre approprié de mesures de niveau de bruit (compteur n), ainsi qu'un nombre approprié de mesures de niveau de bruit admissibles (ou satisfaisantes) (compteur s). Après l'incrémentation du premier compteur, qui indique l'initialisation une mesure de niveau de bruit (bloc 300), le processeur 64, dans le bloc 400, détermine si le premier compteur, n, est supérieur ou inférieur au nombre de mesures nécessaires, m. De préférence, le nombre de mesures devant être prises est prédéterminé par l'IMD 10, peut être réglable. Par exemple, l'IMD 10 devra peut-être examiner un total de 50 mesures avant de déterminer le seuil de bruit. Si le premier compteur est inférieur au nombre nécessaire de mesures, dans le bloc 500, le processeur 64 attend jusqu'à ce qu'il reçoive un signal du fil de mesure 7. De préférence, signal détecté par le fil de mesure correspond à détection R ou T. Comme détaillé ci-dessus, une détection R ou T correspond à un événement qui peut être, par exemple, une pulsation cardiaque. Après réception signal du fil de mesure 7, dans le bloc 600, le processeur 64 attend pendant un nombre prédéterminé de millisecondes. Voir par exemple la référence t sur la figure 7. Le nombre prédéterminé de millisecondes, t, peut etre déterminé selon les procédés décrits ci-dessus, et correspond au temps entre l'apparition de l'événement et l'ouverture préférée de la fenêtre d'analyse. Après expiration de ce temps, le processeur 64 ouvre alors une fenêtre d'analyse de marche/arrêt du DSP (bloc 700). Cette fenêtre est montrée sous forme graphique sur la figure 7. De plus, dans le bloc 700, processeur 60 mesure alors les valeurs d'amplitude maximale et minimale du bruit de fond, telles que reçues du fil de mesure 7. Les valeurs d'amplitude maximale et minimale du bruit de fond correspondent de préférence à l'amplitude positive maximale et à amplitude négative maximale, respectivement. Comme ' sera montré ci-dessous, les calculs concernant nombres sont exprimés en valeurs absolues, supprimant ainsi les signes positifs/négatifs des amplitudes. Dans exemple montré sur la figure 7, l'amplitude absolue correspond à l'amplitude négative maximale. variante, l'amplitude absolue peut correspondre à amplitude positive maximale. Dans le bloc 800, le processeur 64 détermine si amplitude absolue d'un niveau de bruit mesuré est supérieure au pourcentage d'amplitude d'événement. Ceci doit assurer que le niveau de bruit mesuré est inférieur au pourcentage d'amplitude d'événement, A, et egalement déterminer si le niveau de bruit mesuré est enregistré. Si l'amplitude absolue du niveau de bruit mesuré est en effet supérieure au pourcentage d'amplitude d'événement, alors le processeur 64 ignore le niveau de bruit mesuré, et revient au bloc 300 pour analyser le niveau de bruit suivant reçu du fil de mesure 7. Si l'amplitude absolue du niveau de bruit mesuré est inférieure ou égale au pourcentage d'amplitude d'événement (ce qui signifie que l'amplitude absolue mesurée sera considérée dans la détermination du niveau de bruit), dans le bloc 900, le processeur 64 compare alors l'amplitude absolue à une valeur maximale sauvegardée précédemment, et réinitialise la valeur maximale à la plus grande des deux valeurs comparées. Le de cette étape est de conserver un enregistrement actif en continu de la valeur maximale. Ainsi uniquement si l'amplitude absolue est supérieure à la valeur maximale sauvegardée précédemment, l'amplitude absolue remplacera-t-elle la valeur maximale sauvegardée précédemment. Après réinitialisation (ou maintien) de la valeur maximale, le processeur 64, dans le bloc 1000, incrémente le deuxième compteur, s, ce qui indique qu'une mesure satisfaisante a été effectuée. Si le bloc 400 indique que le nombre de mesures de niveau de bruit est supérieur ou égal au nombre nécessaire de mesures de niveau de bruit, le processeur 64 détermine alors si le premier compteur (indiquant le nombre de mesures satisfaisantes) est supérieur ' un nombre prédéterminé de mesures valables nécessaires, d (bloc 1100). Le nombre prédéterminé de mesures valables nécessaires est de préférence préréglé par l'IMD et peut être ajusté. Si le premier compteur est inférieur ou égal à un nombre prédéterminé de mesures valables, l'IMD 10 revient au bloc 300, et continue à effectuer des mesures jusqu'à ce qu'il ait atteint le nombre nécessaire de mesures valables. Si le premier compteur est supérieur à un nombre prédéterminé de mesures valables, le processeur 64 réinitialise le seuil de bruit à la valeur maximale, comme obtenue dans le bloc 900 ci-dessus (bloc 12 Il convient de noter que le seuil de bruit peut de plus inclure un facteur de sécurité, correspondant à un niveau prédéterminé au-dessus du seuil de bruit fixe dans le bloc 1200. Le facteur de sécurité agit comme tampon entre le seuil de bruit et un événement enregistré futur, ce qui assure que le bruit de fond futur ne pourra pas être classifié de façon erronée comme un événement. Les modes de réalisation spécifiques précédents sont des exemples de la pratique de l'invention. I1 convient donc de comprendre que d'autres moyens connus de l'homme du métier ou présentés ici, peuvent être utilisés sans s'éloigner de l'invention ou du domaine des revendications annexées. Par exemple, la présente invention n'est pas limitée à la détermination d'un seuil de bruit représentatif dans un système cardiostimulation. La présente invention n'est pas plus limitée à des algorithmes de détermination en tant que tels, mais peut en outre s'appliquer comme un moyen pour mesurer d'autres indications d'un système cardiaque. La présente invention inclut en outre dans son domaine des procédés de fabrication et d'utilisation du procédé et système pour détermination d'un seuil de bruit représentatif dans système de cardiostimulation décrit ci-dessus. Dans les revendications, les revendications indiquant des moyens et des fonctions sont prévues pour couvrir les structures décrites ici dans la mesure ou elles remplissent la fonction décrite et non seulement une équivalence structurelle mais aussi des structures équivalentes. Ainsi, bien qu'un clou et une vis puissent ne pas constituer une équivalence structurelle en ce qu'un clou utilise une surface cylindrique pour fixer ensemble des pièces en bois, tandis qu'une vis utilise surface hélicoïdale, dans l'environnement de fixation de pièces en bois, un clou et une vis sont des structures équivalentes. Toutes les publications imprimées, les demandes de brevet les brevets référencés ci-dessus sont intégrés ' ' pour information, chacun dans sa version intégrale respective. REVENDICATIONS 1. Procède de détermination d'un seuil de bruit représentatif dans un système de cardiostimulation à partir duquel des événements futurs sont mesurés, comprenant les etapes consistant à déterminer une amplitude d'événement; enregistrer une pluralité de niveaux de bruit lorsque chacun la pluralité de niveaux de bruit est inférieur à un pourcentage prédéterminé de l'amplitude d'événement; et déterminer seuil de bruit comme une valeur maximale absolue la pluralité de niveaux de bruit enregistrés. 2. Procède selon la revendication 1, comprenant en outre la détermination du seuil de bruit en fonction de la valeur maximale absolue de la pluralité de niveaux de bruit enregistrés et d'un facteur de sécurité. 3. Procède selon la revendication 1, comprenant en outre le fait commencer l'enregistrement de la pluralité de niveaux de bruit à un premier instant prédéterminé après 1 apparition d'un événement. 4. Procède selon la revendication 3, comprenant en outre le fait terminer l'enregistrement de la pluralité de niveaux de bruit à un deuxième instant prédéterminé après 1 apparition de l'événement. 5. Procède selon la revendication 1, comprenant en outre la détermination périodique du seuil de bruit. 6. Procède selon la revendication 1, dans lequel le pourcentage se situe entre 10 et 50 pour-cent. 7. Procédé selon la revendication 4, dans lequel l'événement est une pulsation d'un c#ur de mammifère. 8. Procédé selon la revendication 1, dans lequel le niveau de bruit absolu comprend la plus grande valeur absolue de chacun de la pluralité de niveaux de bruit. 9. Procédé selon la revendication dans lequel le facteur de sécurité est une valeur prédéterminée au dessus du seuil de bruit. 10. Dispositif médical implantable (10), comprenant . un processeur (64); un contrôleur (74) relié de façon opérationnelle au processeur; et au moins un fil de mesure (7) relié de façon opérationnelle au contrôleur; dans lequel un seuil de bruit est déterminé par processeur comme une valeur maximale absolue d'une pluralité de niveaux de bruit enregistrés reçus par le processeur dudit au moins un fil de mesure, chacun la pluralité de niveaux de bruit enregistrés étant dessous d'un pourcentage d'une amplitude d'événement. 11. Dispositif médical implantable (10) selon la revendication 10, dans lequel le seuil de bruit comprend en outre la somme du niveau maximal absolu et d'un facteur de sécurité. 12. Dispositif médical implantable (10) selon la revendication 10, dans lequel le processeur commence en outre à enregistrer la pluralité de niveaux de bruit à un premier instant prédéterminé après l'apparition d'un événement. 13. Dispositif médical implantable (10) selon la revendication 12, dans lequel le processeur termine en outre l'enregistrement de la pluralité de niveaux de bruit à un deuxième instant prédétermine après l'apparition de l'événement. 14. Dispositif médical implantable (10) selon la revendication 10, dans lequel le processeur détermine en outre le seuil de bruit de façon périodique. 15. Dispositif médical implantable (10) selon la revendication 10, dans lequel le pourcentage situe entre 10 et 50 pour-cent. 16. Dispositif médical implantable (10) selon la revendication 13, dans lequel l'événement est une pulsation d'un c#ur de mammifère. 17. Dispositif médical implantable (10) selon la revendication 10, dans lequel le niveau de bruit absolu comprend la plus grande valeur absolue de chacun d'une pluralité de niveaux de bruit. 18. Dispositif médical implantable (10) selon la revendication 11, dans lequel le facteur de sécurité est une valeur prédéterminée correspondant à un niveau au-dessus du seuil de bruit.