FR 2808102 A1 20011026 FR 0105521 A 20010424 1 2808102 SYSTEME ET PROCEDE DE CLASSIFICATION D'EVENEMENTS AURICULAIRES DETECTES DANS UN SYSTEME DE CARDIOSTIMULATION La présente invention concerne des systèmes de cardiostimulation capables de reconnaître et de classifier des signaux cardiaques détectés. Plus spécifiquement, la présente invention concerne un système de classification de signaux pour reconnaître et classifier des signaux d'onde P et des signaux d'onde R en champ lointain sur la base d'une forme du signal par l'utilisation d'un histogramme de facteur de forme. Des stimulateurs cardiaques implantables ont été conçus qui émulent de près l'activité électrique du coeur. Dans ces stimulateurs, des moyens sont prévus pour détecter à la fois des signaux de dépolarisation auriculaires et ventriculaires et pour générer des signaux de stimulation à la fois pour l'oreillette et le ventricule. Le contenu énergétique du complexe QRS qui survient pendant la dépolarisation du ventricule dû à un signal d'onde R est nettement plus grand que celui du signal d'onde P, le pic de stimulation d'onde R ou de ventricule apparaissant souvent comme une contamination sur le fil de mesure auriculaire. La détection excessive du QRS sur le fil auriculaire du stimulateur est courante. Les stimulateurs cardiaques implantables doivent traiter de façon précise les informations du signal détecté afin de déterminer lorsqu'un signal cardiaque véritable a été réellement détecté, et ensuite identifier ou classifier le signal de façon précise. La séparation des signaux cardiaques des effets de polarisation et d'autres artefacts de bruit a toujours été un problème substantiel dans ce domaine, et une grande partie des efforts a été investie dans l'amélioration des circuits d'entrée à cet effet. De plus, il est souvent important de classifier un signal détecté ou acquis pour déterminer si le signal est, par exemple une onde P, une onde R en champ lointain (FFRW), ou une onde R de réponse évoquée. De nombreuses techniques de l'art antérieur ont été développées pour la classification des signaux, mais une amélioration reste nécessaire. Une technique de l'art antérieur consiste à établir une fenêtre de synchronisation variable, et à classifier les événements en termes de synchronisation d'un 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, tel qu'un stimulateur cardiaque implantable. Dans la technologie DSP, le signal détecté entrant est converti en un signal numérique, par exemple un signal sur 8 ensembles à une fréquence spécifiée. Des signaux numériques successifs peuvent être traités avec une haute fiabilité, d'une manière qui est essentiellement 3 2808102 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 cardiaque implantable pour assurer une capacité significative de traitement des signaux détectés. L'utilisation d'une puce DSP pour un stimulateur cardiaque implantable permet de disposer d'une capacité améliorée de traitement des signaux détectés, de façon à permettre une classification plus précise du signal. Un tel traitement DSP, avec un microprocesseur et un algorithme de classification de signaux adapté, représente un outil puissant pour détecter et classifier précisément les signaux intercardiaques. Les brevets présentés dans le tableau 1 sont des exemples de différents procédés et systèmes pour la classification et la différentiation des signaux détectés. N de brevet Inventeur Date de américain publication 4 799 486 DuFault 24/01/1989 549 647 Stoop et al. 27/08/1996 755 739 Sun et al. 26/05/1998 817 133 Houben 06/10/1998 6 029 087 Wohlgemuth 22/02/2000 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- 4 2808102 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. En plus des capacités matérielles et logicielles combinées discutées cidessus, il existe une demande de prévoir un algorithme de décision optimisé afin d'utiliser les paramètres des signaux générés par DSP de manière à classifier de façon précise et fiable les signaux intracardiaques détectés. Plus spécifiquement, il existe une demande pour un algorithme de décision optimisé qui peut classifier des signaux détectés comme des ondes P ou des ondes R en champ lointain sur la base d'une forme des signaux détectés. La présente invention surmonte les inconvénients de l'art antérieur en prévoyant un procédé et un système pour classifier les signaux détectés par une électrode d'un système de cardiostimulation implantable positionné dans une oreillette du coeur d'un patient. La présente invention a un certain nombre d'objectifs. C'est-à-dire, la présente invention prévoit des solutions à certains problèmes existant dans l'art antérieur, tels que: (a) l'incapacité de classifier des signaux détectés auriculaires sur la base d'une forme du signal détecté; (b) l'incapacité de générer un histogramme de facteur de forme représentatif des signaux d'onde P et des signaux d'onde R en champ lointain détectés; (c) l'incapacité de distinguer des signaux d'onde P des signaux d'onde R en champ lointain par l'utilisation d'un histogramme de facteur de forme; (d) l'incapacité de commander le fonctionnement d'un générateur d'impulsions sur la base d'un histogramme de facteur de forme; (e) l'incapacité de commander les paramètres d'un système de 2808102 cardiostimulation implantable par l'intermédiaire d'un support lisible par ordinateur; et (f) l'incapacité de rejeter des signaux d'événement auriculaire dû à une interférence ou à des conditions instables. Le système et le procédé de la présente invention prévoient certains avantages, parmi lesquels: (a) la capacité de classifier des signaux détectés auriculaires sur la base d'une forme du signal détecté (b) la capacité de générer un histogramme de facteur de forme représentatif des signaux d'onde P et des signaux d'onde R en champ lointain détectés; (c) la capacité de distinguer des signaux d'onde P des signaux d'onde R en champ lointain par l'utilisation d'un histogramme de facteur de forme; (d) la capacité de commander le fonctionnement d'un générateur d'impulsions sur la base d'un histogramme de facteur de forme; (e) la capacité de commander les paramètres d'un système de cardiostimulation implantable par l'intermédiaire d'un support lisible par ordinateur; et (f) la capacité de rejeter des signaux d'événement auriculaire dû à une interférence ou à des conditions instables. Un système et procédé de la présente invention présentent certaines caractéristiques, y compris un support lisible par ordinateur contenant des instructions pour commander un système informatique. Les instructions du support lisible par ordinateur invitent le système informatique à collecter des signaux d'événement auriculaire composés de signaux d'onde P et de signaux d'onde R en champ lointain. Un histogramme de facteur de forme intermédiaire est généré sur la base d'une forme de signaux d'événement auriculaire collectés. L'histogramme de facteur de forme intermédiaire inclut un histogramme de facteur de forme d'onde P intermédiaire et un histogramme de 6 2808102 facteur de forme d'onde R en champ lointain intermédiaire, chacun comportant des ensembles de signaux d'événement auriculaire. Un histogramme de facteur de forme généré précédemment est pondéré et combiné avec l'histogramme de facteur de forme intermédiaire pour créer un histogramme de facteur de forme représentatif. Des signaux d'événement auriculaire sont classifiés comme des signaux d'onde P ou des signaux d'onde R en champ lointain selon la forme sur la base de l'histogramme de facteur de forme représentatif. Une autre caractéristique de la présente invention est que les signaux d'événement auriculaire collectés sont rejetés si le stimulateur ne fonctionne pas dans des conditions normales. De plus, des ensembles d'événements auriculaires détectés à l'intérieur de l'histogramme de facteur de forme intermédiaire sont désaffectés si un niveau de désaffectation n'est pas atteint. En outre, l'histogramme de facteur de forme intermédiaire est analysé pour déterminer si une marge de sécurité minimale est présente entre l'histogramme de facteur de forme d'onde P et l'histogramme de facteur de forme d'onde R en champ lointain, de sorte que l'histogramme de facteur de forme inclut deux classifications pouvant être différenciées. Il est encore une autre caractéristique de la présente invention qu'un contrôleur commande le fonctionnement d'un générateur d'impulsions du système de cardiostimulation sur la base d'une forme de l'histogramme de facteur de forme représentatif. D'autres objets, avantages et caractéristiques de l'invention ressortiront en se référant aux dessins annexés, à la description détaillée et aux revendications. 7 2808102 La figure 1 est une vue schématique simplifiée d'un mode de réalisation d'un dispositif médical implantable; la figure 2 est une illustration simplifiée d'un dispositif médical implantable avec des fils positionnes dans les galeries d'un coeur; la figure 3 est un schéma fonctionnel représentant les éléments constitutifs d'un dispositif médical implantable; la figure 4 est une vue schématique simplifiée d'un dispositif médical implantable avec des fils positionnes dans les galeries d'un coeur; la figure 5 est un schéma fonctionnel partiel représentant un mode de réalisation d'un dispositif médical implantable utilisé en conjonction avec la présente invention; la figure 6 est un schéma fonctionnel montrant les composants préliminaires d'un stimulateur cardiaque implantable conformément à la présente invention, représentant la position d'une puce DSP et d'un microprocesseur dans le système global de traitement des signaux détectés; la figure 7 est un schéma fonctionnel représentant la fonction principale et les composants structurels d'un canal DSP conformément à la présente invention; la figure 8 est un graphique représentant une partie d'un signal détecté par une électrode positionnée dans une oreillette d'un patient; la figure 9A est un organigramme représentant le processus de collecte de données pour des signaux d'onde P et des signaux d'onde R en champ lointain; la figure 9B est un organigramme représentant la génération d'histogrammes de facteur de forme d'onde P et d'onde R en champ lointain; 8 2808102 la figure 10 inclut deux graphiques représentant un niveau de désaffectation d'un histogramme de facteur de forme intermédiaire; la figure 11 est un tableau représentant le processus de pondération et de combinaison d'histogrammes de facteur de forme intermédiaires acquis récemment avec des histogrammes de facteur de forme générés précédemment; la figure 12 est un organigramme représentant diverses étapes de la collecte de données et de l'établissement des histogrammes de facteur de forme représentatifs; la figure 13 est un graphique représentant une marge de sécurité entre un histogramme de facteur de forme d'onde P représentatif et un histogramme de facteur de forme d'onde R en champ lointain représentatif; la figure 14 est un organigramme représentant un procédé consistant à classifier des événements auriculaires selon la forme de l'événement. Dans la description détaillée suivante des modes de réalisation préférés, nous nous référons aux dessins annexés qui font partie du présent document, et sur lesquels sont montrés à titre d'exemple des modes de réalisation spécifiques dans lesquels l'invention peut être mise en pratique. Il convient de comprendre que d'autres modes de réalisation peuvent être utilisés et des modifications structurelles ou logiques peuvent être apportées sans s'éloigner du domaine de la présente invention. La description détaillée suivante ne doit donc pas être prise dans un sens limitatif, et le domaine de la présente invention est défini dans les revendications annexées. 9 2808102 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 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 implanté à proximité d'un coeur 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 coeur 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 disposées 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 le 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 10 situé dans ou près d'un coeur humain ou de mammifère 8. Les fils 16 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 coeur 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. 2808102 La figure 3 montre un organigramme représentant les éléments constitutifs de l'IMD 10 conformément à un mode de réalisation de la présente invention, o l'IMD est un stimulateur ayant une architecture à base de microprocesseur. L'IMD 10 est montré comme incluant un détecteur d'activité ou accéléromètre 11, qui est de préférence un accéléromètre piézo-céramique collé sur un circuit hybride situé à l'intérieur du boîtier 14. Le détecteur d'activité 11 prévoit typiquement (mais pas nécessairement) une sortie de détecteur qui varie en fonction d'un paramètre mesuré lié aux 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 Model 9790 disponible dans le commerce, qui est à base de microprocesseur et fournit une série de signaux codés à l'IMD 10, typiquement à travers une tête de programmation qui transmet et télémesure 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 par 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 i 2808102 souhaitées sont transmises à destination et en provenance du stimulateur. Comme le montre la figure 3, le fil 18 est couplé avec le noeud 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 coeur 8, le détecteur d'activité 11, l'antenne 56 et les circuits pour appliquer des impulsions de stimulation au coeur 8. La fréquence du coeur 8 est commandée par des algorithmes mis en oeuvre de façon logicielle, stockés dans le circuit microprocesseur 58. Le circuit microprocesseur 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 microprocesseur 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 microprocesseur 64, le circuit d'horloge système 66 et la MEV 68 et la MEM 70 réalisées sur la carte. Le circuit 62 réalisé 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. Le circuit microprocesseur 58 peut comprendre un dispositif de circuit intégré personnalisé complété par des composants MEV/MEM standard. 12 2808102 Les composants électriques montrés sur la figure 3 sont alimentés par une alimentation par batterie implantable 76 conformément à la pratique courante dans l'art. Dans un souci de clarté, le couplage de l'alimentation par batterie avec les différents composants de l'IMD 10 n'est pas montrée sur les figures. L'antenne 56 est connectée au circuit d'entrée/sortie 54 pour permettre la télémesure montante/descendante à travers l'unité de télémesure 78 d'émission et de réception RF. A titre d'exemple, l'unité de télémesure 78 peut correspondre à celle présentée dans le brevet américain n 4 566 063 publié par Thompson et al., ainsi intégré ici pour information dans sa version intégrale, ou à celle présentée dans le brevet 5 312 453 par Wyborny et al. référencé ci- dessus. Il est généralement préféré que le système particulier de programmation et de télémesure sélectionné permette l'entrée et le stockage de paramètres de réponse en fréquence cardiaque. Les modes de réalisation spécifiques de l'antenne 56, du circuit d'entrée/sortie 54 et de l'unité de télémesure 78 présentés ici sont montrés à titre d'exemple uniquement et ne sont pas prévus pour limiter le domaine de 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 des courants de polarisation stables pour les circuits analogiques inclus dans le circuit d'entrée/sortie 54. L'unité de convertisseur analogique/numérique (ADC) et de multiplexeur numérise des signaux et 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 13 2808102 commandes de fonctionnement pour commander la synchronisation de l'IMD 10 sont couplées par le bus de données 72 avec le circuit numérique contrôleur/ temporisateur 74, les temporisateurs et compteurs numériques établissant l'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 le 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 de 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 les signaux cardiaques électriques détectés et fournit des circuits amplifiés de détection de signal/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 l'IMD 10 1 4 2808102 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 intégrale. Le générateur d'impulsions de sortie 96 fournit des impulsions de stimulation au coeur 8 du patient à travers le condensateur de couplage 98 en réponse à un signal de déclenchement de stimulation fourni par 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 pas être critiques pour la mise en pratique de certains modes de réalisation de la présente invention dans la mesure o ils prévoient des moyens pour générer une impulsion de stimulation et sont capables de fournir des signaux indiquant les contractions naturelles ou stimulées du coeur 8. Dans certains modes de réalisation préférés de la présente invention, l'IMD 10 peut fonctionner dans 2808102 différents modes ne réagissant pas en fonction de la fréquence, y compris, sans y être limité, les modes DDD, DDI, WI, VOO et VVT. Dans d'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, VVIR, VOOR et WVVTR. 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 des impulsions de stimulation au coeur 8 uniquement en 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 intégrées 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 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, différents modes de réalisation de la présente invention peuvent être mis en oeuvre en conjonction avec un ou deux fils ou avec des stimulateurs à plusieurs chambres, par exemple. Au moins certains modes de 1 6 2808102 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 référencés 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 no 5 314 430 par Bardy, le brevet américain no 5 131 388 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, o l'IMD 10 est un PCD. Sur la figure 4, le fil ventriculaire prend la forme des fils présentés dans les brevets américains n0 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 des 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 17 u2808102 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 pourla 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 fil auriculaire/SVC montré sur la figure 4 inclut un 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 proximité de l'extrémité distale en forme de J du fil se trouvent une électrode annulaire 9 et une 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 1 8 2808102 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 couplé avec l'un des conducteurs enroulés. Le fil de sinus coronaire montré sur la figure 4 adopte la forme d'un fil de sinus coronaire présenté dans le brevet '838 mentionné ci-dessus et publié par Bardy, 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 discontinue sur la figure 4, se trouve dans le sinus coronaire et la grande veine du coeur. 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 utilisée. 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 présente 19 2808102 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 différents 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 oeuvre de dispositifs, y compris des cardioverteurs et défibrillateurs qui n'assurent pas de traitements de stimulation antitachycardie. L'IMD 10 est prévu avec un système d'électrodes. Si la configuration d'électrodes de la figure 4 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 au 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 2808102 fournissant un seuil de détection réglable en fonction de l'amplitude d'onde R mesurée. Un signal est généré sur 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 l'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 de l'amplitude d'onde P mesurée. Un signal est généré sur 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 n 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 sélectionner celles des électrodes disponibles qui sont couplées avec l'amplificateur à large bande (0,5 - Hz) 49 pour être utilisées lors de l'analyse des signaux numériques. La sélection des électrodes est commandée par le microprocesseur 51 par l'intermédiaire du bus de 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 le 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 2 1 2808102 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 la fréquence cardiaque du patient en utilisant l'une quelconque des nombreuses méthodologies de traitement de signal connues dans l'art. Le reste des circuits est consacré à la fourniture des traitements de cardiostimulation, de cardioversion et de défibrillation, et pour les besoins de la présente invention, ils peuvent correspondre aux 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 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 le ventricule, en utilisant tout traitement de stimulation antitachyarythmie connu dans l'art. Les intervalles définis par les circuits de stimulateur 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 microprocesseur 51, 22 2808102 en réponse aux données stockées dans la mémoire 59 et sont communiquées aux circuits de stimulateur 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 microprocesseur 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 R 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 les circuits de sortie de stimulation 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 microprocesseur 51 par l'intermédiaire du bus de données/adresses 53. 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 et 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 23 2808102 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 microprocesseur 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 aux algorithmes de détection de tachyarythmie 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 et al., tous intégrés ici pour information, chacun dans sa version intégrale respective. Un ensemble supplémentaire de méthodologies de reconnaissance de la tachycardie est présenté dans l'article "Onset and Stability for 24 2808102 Ventricular Tachyarrhythmia Detection in an Implantable PacerCardioverter-Defibrillator" par Olson et al., publié dans Computers in Cardiology, 7-10 octobre 1986, IEEE Computer Society Press, pages 167-170, également intégré ici pour information dans sa version intégrale. Des méthodologies de détection de fibrillation auriculaire sont présentées dans Published PCT Application, n de série US92/02829, n de publication WO92/18198, par Adams et al., et 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 o une tachyarythmie ventriculaire serait détectée et un régime de stimulation antitachyarythmie est souhaité, les intervalles de synchronisation appropriés pour commander la génération des traitements de stimulation antitachyarythmie sont chargés depuis le microprocesseur 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 définir 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 et la génération des impulsions de stimulation antitachycardie tels que décrits dans le brevet américain n 4 577 633, publié par Berkovits et al., le 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., le 23 février 1988 et le brevet américain n 4 587 970, 2808102 publié par Holley et al., le 13 mai 1986, qui sont tous intégrés ici pour information dans leurs versions intégrales. Au cas o la génération d'une impulsion de cardioversion ou de défibrillation serait nécessaire, le microprocesseur 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 d'une fibrillation ou d'une tachyarythmie auriculaire ou ventriculaire nécessitant une impulsion de cardioversion, le microprocesseur 51 active les circuits de commande de cardioversion/ défibrillation 29, qui initialisent la charge des condensateurs haute tension 33 et 35 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 de la ligne VCAP 73, qui passe par le multiplexeur 55, et en réponse au fait qu'une valeur prédéterminée, fixée par le microprocesseur 51, est atteinte, un signal logique est généré 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 microprocesseur 51 ramène le dispositif au mode de cardiostimulation q et attend l'interruption consécutive suivante provoquée par la stimulation ou l'apparition d'une dépolarisation auriculaire ou ventriculaire détectée. 26 2808102 Plusieurs modes de réalisation de systèmes appropriés pour délivrer et synchroniser des impulsions de cardioversion et de défibrillation ventriculaires et pour commander les fonctions de synchronisation qui y sont liées sont présentés dans le brevet américain n 188 105 par Keimel, le brevet américain n 5 269 298 par Adams et al. et le brevet américain n 4 316 472 par Mirowski et al., ainsi intégrés ici pour information, chacun dans sa version intégrale respective. Cependant, tous les circuits connus de commande d'impulsions de cardioversion ou de défibrillation 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 n 4 384 585 par Zipes, le brevet américain n 4 949 719 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 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 27 2808102 l'autre de 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 ici 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 5 163 427 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 intégrés 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 un stimulateur nerveux implantable ou un stimulateur musculaire, tel que celui présenté dans le brevet américain n 199 428 par Obel et al., le brevet américain n 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 28 2808102 forme de dispositif électrique implantable à utiliser en conjonction avec des fils électriques. La figure 6 est un schéma fonctionnel montrant les principaux composants de l'IMD 10 conformément à la présente invention, en représentant la position du processeur de signaux numériques (DSP) 100 et du microprocesseur 102 dans le système global de traitement des signaux détectés. L'IMD 10, montré sur la figure 6, représente un stimulateur implantable du type avec lequel la présente invention peut être mise en pratique. Il convient de noter que la figure 6 est représentée comme un tel stimulateur et ne limite pas l'architecture réelle du stimulateur. Il est présenté dans le but d'évoquer le flux des données, et en particulier, la position du DSP 100 et du microprocesseur 102 à des fins de détection, d'analyse et de classification des signaux intracardiaques détectés. Par conséquent, la figure 6 est considérée comme étant exemplaire plutôt que limitative par rapport à la présente invention. Alors que la présente invention est présentée comme étant réalisée dans un stimulateur, elle convient également à l'intégration dans un cardioverteur, un stimulateurcardioverteur combiné, un stimulateur-cardioverteur-défibrillateur, ou tout autre dispositif médical implantable. En outre, alors que la discussion de la figure 6 suppose un système de stimulation à une chambre, il est entendu que l'invention peut s'appliquer à des systèmes à deux chambres et à plusieurs chambres. Par exemple, dans un mode de réalisation préféré à deux chambres, le DSP 100 dispose de trois canaux, pour le traitement respectif des signaux d'onde P, R, T. Les principaux éléments de l'IMD 10 représentés sur la figure 1 incluent le DSP 100, le microprocesseur 2 9 2808102 102, la mémoire morte 104, la mémoire vive 106, le contrôleur numérique 108, l'amplificateur de sortie 110 et l'unité de télémesure/programmation 112. La mémoire morte 104 stocke la programmation de base pour l'IMD 10, y compris le principal jeu d'instructions qui définit les calculs effectués pour piloter les différents intervalles de synchronisation effectués par l'IMD 10. La mémoire vive 106 sert à stocker les valeurs des paramètres de commande variables, tels que les fréquences de stimulation programmées, la largeur d'impulsion, et les amplitudes d'impulsion, qui sont programmées dans l'IMD 10 par un médecin. La lecture à partir de la mémoire vive 106 et de la mémoire morte 104 est commandée par la ligne RD 114. L'écriture dans la mémoire vive 106 est commandée par la ligne WR 116. En réponse à un signal sur la ligne RD 114, le contenu de la mémoire vive 106 ou de la mémoire morte 104 désigné par les informations alors présentes sur le bus d'adresses 118 est placé sur le bus de données 120. De façon similaire, en réponse à un signal sur la ligne WR 116, les informations sur le bus de données 120 sont écrites dans la mémoire vive 106 à l'adresse spécifiée par les informations sur le bus d'adresses 118. Le contrôleur numérique 108 effectue toutes les fonctions de synchronisation et de commande de base de l'IMD 10. Le contrôleur numérique 108 inclut un générateur d'impulsions et au moins un compteur de synchronisation programmable initialisé selon des contractions stimulées ou détectées, pour impartir des intervalles par la suite. Ce compteur de synchronisation est utilisé pour définir l'intervalle d'échappement pour synchroniser la génération des impulsions de stimulation, ainsi que pour synchroniser la durée respective des parties d'impulsion de charge 2808102 et de recharge des impulsions triphasiques. Le contrôleur numérique 108 déclenche des impulsions de sortie à générer et délivrer par l'amplificateur de sortie 110, et génère des interruptions sur le bus de commande 122 pour réveiller de façon cyclique le microprocesseur 102 de son état d'attente pour lui permettre d'effectuer les fonctions requises. Une fonction particulière du microprocesseur 102 consiste à modifier ou changer les caractéristiques de traitement de signal du DSP 100, ce qui est réalisé par l'intermédiaire du bus de données 120. Pour un stimulateur à une seule chambre, l'amplificateur de sortie 110 est couplé avec les électrodes 124 et 126 qui sont utilisées toutes les deux pour délivrer des impulsions de stimulation et pour qu'il détecte des signaux cardiaques. L'électrode 124 se trouve typiquement à l'extrémité de pointe distale d'un fil endocardiaque 127, et pour la stimulation ventriculaire, elle est de préférence placée au sommet du ventricule droit. Inversement, pour la stimulation auriculaire, l'électrode 50 est placée dans l'oreillette du patient. L'électrode 126 est de préférence une électrode annulaire comme utilisée avec un fil bipolaire. L'électrode 128 représente le logement du stimulateur, qui peut être utilisé comme électrode neutre pour des opérations de stimulation et/ou détection unipolaires sélectionnées. Pour un système de stimulation à deux chambres ou à plusieurs chambres, des électrodes supplémentaires peuvent être utilisées. Par exemple, les électrodes 130 et 132 portées par le fil 134 peuvent être utilisées pour la stimulation et la détection dans l'oreillette, tandis que les électrodes 124 et 126 sont utilisées dans le ventricule. L'amplificateur de sortie 110 est commandé 3 1 2808102 par le contrôleur numérique 108 à travers le bus 136 pour déterminer l'amplitude et la largeur d'impulsion de l'impulsion à délivrer et pour déterminer quelle paire d'électrodes doit être utilisée pour délivrer l'impulsion. Des signaux cardiaques sont détectés au niveau d'une paire ou de paires d'électrodes souhaitée(s), dans lesquelles la détection bipolaire et/ou unipolaire peut être utilisée. Pour une détection "polaire combinée", un fil unipolaire dans l'oreillette et un fil unipolaire dans le ventricule sont utilisés, de sorte que les signaux sont détectés par les électrodes et 132. Des signaux de détection sont entrés dans le DSP 100 qui comprend un certain nombre de canaux de traitement de signal correspondant à des signaux intéressants. Par exemple, dans un stimulateur à deux chambres qui intègre un traitement des ondes P pour la commande de fréquence, la détection de capture ou d'autres raisons, il y a trois canaux pour le traitement de signal respectif des ondes P. R et T. Les données résultant du DSP 100 sont transmises par l'intermédiaire du bus 138 à travers le contrôleur numérique 108 et le bus de commande 122 au microprocesseur 102, pour les opérations de classification de signaux, ainsi que tout autre calcul nécessaire. La commande externe de l'IMD 10 est réalisée par l'intermédiaire de l'unité de télémesure/programmation 112, qui permet la communication entre l'IMD 10 et un programmateur externe (non représenté). La communication radio est typiquement utilisée par l'intermédiaire de l'antenne 140. Des systèmes de télémesure/programmation appropriés sont bien connus dans l'art, et la présente invention est réalisable 32 2808102 avec tout type de circuits de télémesure/programmation conventionnels. Les informations entrant dans l'IMD 10 du programmateur sont amenées au contrôleur numérique 108 par l'intermédiaire du bus 142. De façon similaire, les informations provenant de l'IMD 10 sont fournies au bloc de télémesure 112 par l'intermédiaire du bus 142 pour être transmises au programmateur externe. Les algorithmes de classification, importants dans le cadre de la présente invention, pour le traitement de leurs paramètres générés par chaque canal DSP peuvent être reprogrammés de n'importe quelle manière connue. De plus, l'IMD 10 peut inclure un ou plusieurs composants de programme logiciel capables de s'exécuter sur divers éléments de l'IMD 10. Ces composants de programme logiciel sont capables de modifier de nombreux paramètres variables de l'IMD 10 et capable de classifier des signaux de détection sur la base de divers paramètres. La figure 7 est un schéma fonctionnel représentant les principaux composants fonctionnels et structureis du DSP 100 conformément à la présente invention. Le DSP est fabriqué avec une surface de puce d'environ mm2 et consomme environ 0,7 - 1,5 pA par canal. La figure 7 montre le signal 150 auriculaire (A) ou ventriculaire (V) introduit dans un canal DSP. Il est entendu qu'autant de canaux similaires que souhaité sont prévus pour le traitement de signal des signaux distincts respectifs. Le signal 150, encore sous forme analogique, passe d'abord par l'amplificateur 152, qui a une caractéristique de filtre dans la plaged'environ 0,7 - 500 Hz. Le signal analogique amplifié passe dans le convertisseur analogique/numérique (A/N) 154, pour générer un signal numérique. Dans un mode de réalisation, la conversion A/N est réalisée de façon 33 2808102 adéquate par un modulateur delta sigma suivi d'un décimateur pour fournir typiquement des octets de 8 bits à des intervalles de 1,6 ms. Le signal numérique du convertisseur A/N 154 passe au filtre numérique 156 qui est de façon adéquate un filtre de dérivation numérique ayant une caractéristique pour éliminer à la fois des composantes de signal basse fréquence et le décalage du convertisseur A/N 154. Le filtre numérique 156 supprime également les artéfacts haute fréquence. Le filtre numérique de sortie 156 est connecté au bloc de détection 158. Le bloc de détection 158 obtient la vitesse de balayage, ou la pente du signal. Le signal et la vitesse de balayage d'un signal sont comparés à des tensions de seuil plus et moins prédéterminées pour dériver un signal de "détection". La sortie du bloc de détection 158 est entrée dans l'analyseur de forme 160. L'analyseur de forme 160 représente un ou plusieurs programmes logiciels ou algorithmes, discutés plus en détail ci-dessous, qui déterminent ou "apprennent" la forme d'un signal particulier, tel qu'un signal d'onde P ou d'un signal d'onde R en champ lointain, sur la base de la forme du signal particulier. Un histogramme de facteur de forme de signaux générés précédents contribue à ce processus d'apprentissage. L'analyseur de forme 160 classifie aussi des signaux nouvellement détectés sur la base de l'histogramme de facteur de forme des signaux précédents. Par exemple, l'analyseur de forme 160 peut classifier des signaux détectés par une électrode positionnée dans l'oreillette, soit comme un signal d'onde P, soit comme un signal d'onde R en champ lointain. L'homme du métier comprendra qu'alors que l'analyseur de forme 160 est montré comme faisant partie du DSP 100, l'analyseur de forme 160, qui 34 2808102 représente un support lisible par ordinateur ou un algorithme, peut être situé dans divers composants de l'IMD 10, tel que le microprocesseur 102. Le registre de programme 162 fournit une entrée à l'amplificateur 152, au convertisseur A/N 154, au filtre numérique 156, au bloc de détection 158 et à l'analyseur de forme 160. Le convertisseur A/N 154, le filtre numérique 156, le block de détection 158, et l'analyseur de forme 160 sont connectés à travers l'interface d'entrée/sortie (E/S) 164 au bus de données 166. Le bus de données 166 peut se connecter soit au bus de données 138 (montré sur la figure 6) soit aux registres de programme 162. Les registres de programme 162 ont différentes utilités, telles que la programmation de la sensibilité de l'amplificateur et la programmation des niveaux de seuil du bloc de détection, ainsi que d'autres utilités comprises par ceux compétents dans le domaine des dispositifs médicaux implantables. L'IMD 10 doit traiter de façon précise les informations de signal détecté provenant du coeur d'un patient pour déterminer si un signal cardiaque général a réellement été détecté, et ensuite identifier, ou classifier, le signal de façon précise. Plus spécifiquement, il est important pour 1'IMD 10 de classifier un signal détecté provenant d'une électrode positionnée dans l'oreillette d'un patient pour déterminer si le signal détecté est soit un signal d'onde P soit un signal d'onde R en champ lointain. De nombreuses techniques de l'art antérieur ont été développées pour la classification des signaux, mais une amélioration reste nécessaire. La présente invention utilise un histogramme de facteur de forme représentatif pour classifier des signaux détectés, 2808102 détectés à l'intérieur de l'oreillette d'un patient, soit comme un signal d'onde P, soit comme un signal d'onde R en champ lointain, sur la base de la forme du signal. La détection des ondes R en champ lointain survient lorsqu'une électrode positionnée dans l'oreillette du coeur d'un patient détecte le signal électrique résultant de l'activation du ventricule. Pour détecter l'activation de l'oreillette gauche par l'intermédiaire d'un fil de sinus coronaire, ce problème est exagéré puisque le fil est beaucoup plus proche du ventricule qui de plus a davantage de tissu musculaire. Dans certains stimulateurs de l'art antérieur, un compris entre la détection excessive des ondes R en champ lointain et la détection insuffisante des ondes P est accepté. Cependant, la détection excessive des ondes R en champ lointain peut aboutir à une commutation de mode erronée du stimulateur, qui à son tour peut évoquer des symptômes chez le patient, tels que des palpitations, de la fatigue ou le syndrome du stimulateur. Pour résoudre le problème de la détection excessive des ondes R en champ lointain, d'autres techniques d'art antérieur ont recours à la programmation qui utilise une sensibilité inférieure et des périodes réfractaires auriculaires post- ventriculaires plus longues (PVARP). Cependant, ce type de programmation d'un stimulateur peut induire des symptômes similaires à la détection excessive des ondes R en champ lointain dû à une détection insuffisante des ondes P. Plus particulièrement, des fréquences physiologiques élevées peuvent être masquées et des épisodes AF de faible amplitude risquent de ne pas être détectées. 36 2808102 La présente invention prévoit un procédé de détection avancé sur la base de l'analyse de forme des événements auriculaires. Les avantages du présent procédé incluent le rejet des ondes R en champ lointain détectées à travers l'analyse de forme, ce qui permet à la fois une haute sensibilité auriculaire et des PVARP courtes ou nulles. Ainsi, la suppression fiable de la détection des ondes R en champ lointain sans rejet d'événements auriculaires réels permet une interprétation de rythme précise. La figure 8 est un graphique représentant une partie d'un signal détecté, détecté par une électrode positionnée dans l'oreillette d'un patient. Le signal 194 inclut une partie de signal d'onde P 196 et une section d'onde R en champ lointain 198. Le but de la figure 8 est de représenter la forme différente des deux parties de signal et de représenter l'emplacement différent des deux parties de signal. Le processus et le procédé de la présente invention montrés sur les figures 9-13 représentent la partie d'apprentissage de la présente invention, tandis que l'organigramme montré sur la figure 14 représente le processus de classification de la présente invention. La figure 9A est un organigramme représentant un processus de collecte de données nécessaire pour générer des histogrammes de facteur de forme intermédiaires pour les ondes P et les ondes R en champ lointain détectées. Dans un mode de réalisation préféré, l'organigramme 200 peut être exécuté par l'utilisation d'un algorithme et d'un système d'ordinateurs ou de serveurs, tel que le microprocesseur 102 ou le bloc d'analyse de forme 160 du DSP 100. 37 2808102 En général, l'organigramme 200 représente un procédé de collecte de données concernant les ondes P et les ondes R en champ lointain pendant un intervalle de temps spécifié. Dans un mode de réalisation préféré, l'intervalle de temps se situe dans la plage d'environ -10 jours, et de façon plus préférée 7 jours. Puisque la classification est basée sur l'apprentissage au cours d'une période de temps représentative, toutes les situations du patient sont couvertes. Ainsi, la classification sera correcte en toutes circonstances et empêchera de façon fiable la détection des ondes R en champ lointain. Dans un autre mode de réalisation préféré, un "apprentissage rapide" peut être utilisé au cours duquel l'intervalle du temps de mise à jour est modifié de manière à ce qu'il soit inférieur à 5 jours. Dans certaines circonstances, l'intervalle de temps de mise à jour peut être de 30 minutes seulement. Au cours de ces 30 minutes, un médecin peut confronter un patient avec divers exercices et/ou situations de façon à essayer d'identifier différentes conditions détectées. L'intervalle de temps de mise à jour inclut plusieurs intervalles de temps d'échantillonnage. Dans un mode de réalisation préféré, les intervalles de temps d'échantillonnage ont une longueur dans la plage d'environ 1-15 minutes, de préférence 5-10 minutes. Une fois l'intervalle de temps d'échantillonnage terminé, les données collectées sont transférées à un dispositif de mémoire, qui crée un histogramme de facteur de forme. Dans un mode de réalisation préféré, l'histogramme de facteur de forme est généré par l'utilisation d'un logiciel informatique sous la forme d'un algorithme. 38 2808102 A l'étape de décision 202 de l'organigramme 200 montré sur la figure 9, il est déterminé si la synchronisation du système indique le début d'un intervalle d'échantillonnage. Les autres étapes de l'organigramme 200 ne continuent pas tant que le début d'un intervalle d'échantillonnage n'a été indiqué. Une fois le début d'un intervalle d'échantillonnage indiqué, un compteur d'analyse est fixé à 0, comme le montre l'étape 204. A l'étape de décision 206, il est déterminé si un événement auriculaire est détecté dans une période de temps prédéterminée. Dans un mode de réalisation préféré, la période de temps prédéterminée se situe dans la plage de moins de 2 minutes, de préférence 1 minute. Si aucun événement auriculaire, tel que la détection d'un signal, n'est détecté pendant la période de temps prédéterminée, l'IMD 10 ne fonctionne pas dans des conditions normales puisque des événements auriculaires devraient être détectés régulièrement. Ainsi, l'algorithme revient à l'étape de décision 202. Si un événement auriculaire est détecté pendant la période de temps prédéterminée, il est ensuite déterminé si l'IMD 10 fonctionne sous des conditions bien connues de rythme sinusoïdal du patient. Les données sont rejetées si une tachycardie ou interférence quelconque se présente, comme le montrent les étapes de décision 208 et 210. De même, les données sont rejetées si l'IMD 10 se trouve dans un état asynchrone AV, comme le montre l'étape de décision 212. Si aucune caractéristique n'est identifiée qui indique des conditions anormales, l'événement détecté est ajouté à un histogramme de facteur de forme intermédiaire correspondant, comme le montre l'étape 214. Le compteur d'analyse discuté à l'étape 204 est 39 2808102 alors augmenté d'un nombre entier, tel que de 0 à 1, ou de 1 à 2, comme le montre l'étape 216. Si le compteur d'analyse est égal à 0, l'événement détecté à l'étape 214 est ajouté à un histogramme de facteur de forme d'onde P intermédiaire d'un histogramme de facteur de forme intermédiaire global. Inversement, si le compteur d'analyse décrit à l'étape 204 est égal à 1, l'événement détecté est ajouté à un histogramme de facteur de forme d'onde R en champ lointain intermédiaire d'un histogramme de facteur de forme intermédiaire global. * A l'étape de décision 218, il est déterminé si le compteur d'analyse est inférieur à une valeur maximale. Dans un mode de réalisation préféré, la valeur maximale est égale à 2. Si le compteur d'analyse est inférieur à la valeur maximale, l'étape de décision 206 est répétée de façon à détecter un autre événement. Inversement, si le compteur d'analyse est égal à la valeur maximale, il est déterminé si l'intervalle de temps d'échantillonnage est inférieur à un intervalle de temps d'échantillonnage maximal, comme le montre l'étape de décision 220. Comme discuté précédemment, dans un mode de réalisation préféré, l'intervalle de temps d'échantillonnage se situe dans la plage d'environ 1-15 minutes. Si l'intervalle de temps d'échantillonnage est inférieur à l'intervalle de temps d'échantillonnage maximal, l'étape 204 est répétée à laquelle le compteur d'analyse est fixé à 0. Cependant, si l'intervalle de temps d'échantillonnage n'est pas inférieur à l'intervalle de temps d'échantillonnage maximal, il est déterminé si un intervalle de temps de mise à jour est inférieur à l'intervalle de temps de mise à jour maximal, comme le montre l'étape de décision 222. Comme discuté précédemment, dans un mode 2808102 de réalisation préféré, l'intervalle de temps de mise à jour est dans la plage de 5-10 jours. Si l'intervalle de temps de mise à jour est inférieur à l'intervalle de temps de mise à jour maximal, l'étape de décision 202 est répétée. Cependant, si l'intervalle de temps de mise à jour n'est pas inférieur à l'intervalle de temps de mise à jour maximal, la collecte de données comme décrite dans l'organigramme 200 est terminée comme le montre l'étape 224. Puisque la classification est basée sur l'apprentissage pendant une période de temps représentative, telle que 5-10 jours, toutes les situations du patient sont couvertes. Donc, la classification des signaux de détection décrite ultérieurement sera correcte en toutes circonstances et empêchera de façon fiable la détection des ondes R en champ lointain. Cependant, dans un mode de réalisation préféré, un "apprentissage rapide" peut être utilisé au cours duquel l'intervalle de mise à jour est modifié de manière à ce qu'il soit inférieur à 5 jours. Dans certaines circonstances, l'intervalle de temps de mise à jour peut être de 30 minutes seulement. Pendant ces minutes, un médecin peut confronter un patient à divers exercices et/ou situations de façon à essayer d'identifier différentes conditions détectées. La figure 9B est un organigramme représentant la génération des histogrammes de facteur de forme des onde P et des ondes R en champ lointain. A l'étape 232 de l'organigramme 230, un signal auriculaire est détecté. A l'étape de décision 234, le dernier événement ventriculaire doit être identifié. Les signaux d'ondes R en champ lointain sont des signaux qui sont générés dans un ventricule d'un patient qui sont détectés dans l'oreillette du patient. Donc, la 4 1 2808102 détection d'un signal d'onde R en champ lointain dans l'oreillette d'un patient peut seulement survenir immédiatement après un événement ventriculaire, tel qu'une stimulation ventriculaire ou une détection ventriculaire. Ainsi, aux étapes de décision 236 et 238, il est déterminé si le signal auriculaire détecté tombe dans une fenêtre de synchronisation d'onde R en champ lointain d'une stimulation ventriculaire ou dans une fenêtre de synchronisation d'onde R en champ lointain d'une détection ventriculaire, respectivement. Si le signal auriculaire détecté ne tombe ni dans une fenêtre de synchronisation d'onde R en champ lointain d'une stimulation ventriculaire ni dans une fenêtre de synchronisation d'onde R de détection ventriculaire, le facteur de forme associé au signal auriculaire détecté est ajouté à un histogramme de facteur de forme d'onde P intermédiaire, comme le montre l'étape 240. Cependant, si le signal auriculaire détecté tombe dans une fenêtre de synchronisation d'onde R en champ lointain d'une stimulation ventriculaire, le facteur de forme associé au signal auriculaire détecté est ajouté à un histogramme de facteur de forme d'onde R en champ lointain intermédiaire, comme le montre l'étape 242. De façon similaire, si le signal auriculaire détecté tombe dans une fenêtre de synchronisation d'onde R en champ lointain d'une détection ventriculaire, le facteur de forme associé au signal détecté est ajouté à l'histogramme de facteur de forme d'onde R en champ lointain intermédiaire, comme le montre l'étape 244. La figure 10 inclut deux graphiques représentant un histogramme de facteur de forme intermédiaire brut et un histogramme de facteur de forme intermédiaire modifié. Les graphiques 250A et 250B représentent le processus d'inspection entrepris sur l'histogramme de 42 2808102 facteur de forme d'onde P intermédiaire 252 et l'histogramme de facteur de forme d'onde R en champ lointain intermédiaire 254. Le processus d'inspection est nécessaire pour éliminer ou désaffecter les ensembles de données 256 qui ont le plus de chance de contenir des informations incorrectes. Un niveau de désaffectation est prédéterminé de sorte qu'il élimine un total de moins d'environ 10% des données, de préférence 5%, en éliminant en particulier les ensembles situés à la périphérie de l'histogramme de facteur de forme spécifique. L'histogramme de facteur de forme d'onde P intermédiaire 252 et l'histogramme de facteur de forme d'onde R en champ lointain intermédiaire 254 sont montrés sur le graphique 250B, tous les ensembles de données 256 ne correspondant pas au niveau de désaffectation ayant été supprimés. Donc, l'histogramme de facteur de forme d'onde P intermédiaire et l'histogramme de facteur de forme d'onde R en champ lointain intermédiaire 254 montrés sur le graphique 250B représentent une forme précise des ondes P et des ondes R en champ lointain détectées, respectivement. L'histogramme de facteur de forme d'onde P intermédiaire 252 et l'histogramme de facteur de forme d'onde R en champ lointain intermédiaire 252 montrés sur le graphique 250B sont maintenant prêts à être combinés avec les histogrammes de facteur de forme collectés précédemment de façon à mettre à jour l'histogramme de facteur de forme global correspondant aux ondes P et aux ondes R en champ lointain détectées. Cependant, il est souhaité que les données ou histogrammes de facteur de forme collecté(e)s le plus récemment reçoivent plus de poids que les données ou histogrammes de facteur de forme collecté(e)s avant. 43 2808102 Donc, le tableau 260, montré sur la figure 11, représente la combinaison des informations d'histogramme de facteur de forme intermédiaire avec des informations d'histogramme de facteur de forme détectées précédemment qui incluent une composante de pondération. Comme le montre le côté gauche du tableau 260, le présent histogramme de facteur de forme intermédiaire d'onde P (montré et discuté en se référant au graphique 250B de la figure 10) est ajouté à un histogramme de facteur de forme généré précédemment incluant des données d'onde P précédentes. Cependant, l'histogramme de facteur de forme d'onde P généré est d'abord pondéré. Dans un mode de réalisation préféré, l'histogramme de facteur de forme d'onde P généré précédemment est multiplié par un facteur dans la plage d'environ 0,25 - 0,90, de préférence 0,50, et ensuite ajouté à l'histogramme de facteur de forme d'onde P intermédiaire. Ainsi, un histogramme de facteur de forme d'onde P représentatif est généré qui accentue plus les histogrammes de facteur de forme d'onde P intermédiaires récents, plutôt que les histogrammes de facteur de forme d'onde P plus anciens. Comme le montre le côté droit du tableau 260, les mêmes calculs et analyses sont effectués pour les histogrammes de facteur de forme d'onde R en champ lointain pour produire un histogramme de facteur de forme d'onde R en champ lointain représentatif. La figure 12 est un organigramme représentant différentes étapes de la collecte de données et de la constitution des histogrammes de facteur de forme. L'homme du métier comprendra que l'organigramme montré sur la figure 12 peut être exécuté de différentes manières connues, telle que par l'utilisation d'un système d'ordinateurs ou de serveurs ou de systèmes en 44 2808102 conjonction avec un programme logiciel ou un algorithme. A l'étape 270 de l'organigramme 269, un compteur d'ensembles est fixé à 0. Le nombre de points de données des ensembles entre zéro et le compteur d'ensembles est calculé, comme le montre l'étape 272. A l'étape de décision 274, il est déterminé si le nombre de points de données est supérieur à un nombre de pourcentage minimal de tous les points de données. Plus spécifiquement, le nombre de points de données dans un ensemble particulier est comparé à un niveau de désaffectation. Si le nombre de points de données dans un ensemble particulier ne dépasse pas le niveau de désaffectation, l'ensemble particulier de points de données est désaffecté, comme le montre l'étape 276 de la figure 12. Une fois que les ensembles de données qui n'atteignent pas le niveau de désaffectation ont été désaffectés, il reste l'histogramme de facteur de forme intermédiaire montré sur la figure 10 en 250B. Cependant, si le nombre de points de données n'est pas supérieur à un pourcentage minimal de tous les points de données, le compteur d'ensembles est augmenté de un (étape 275) et l'étape 272 est répétée. A l'étape 277, le processus de désaffectation discuté ci-dessus est répété à la périphérie des histogrammes de facteur de forme d'onde P et d'onde R en champ lointain intermédiaires. A l'étape 278, les histogrammes de facteur de forme générés précédemment pour un signal d'onde P et un signal d'onde R en champ lointain qui représente des données collectées précédemment sont pondérés par un facteur de pondération. Comme discuté précédemment, dans un mode de réalisation préféré, le facteur de pondération se situe dans la plage d'environ 0,25 - 0,90, de 2808102 préférence 0,50. A l'étape 280, l'histogramme de facteur de forme généré précédemment et pondéré est ajouté à l'histogramme de facteur de forme intermédiaire actuel pour créer un histogramme de facteur de forme représentatif pour le signal particulier en question, tel qu'un signal d'onde P ou un signal d'onde R en champ lointain. La figure 13 montre le graphique 300 qui représente la marge de sécurité 306 entre l'histogramme de facteur de forme d'onde P représentatif 302 et l'histogramme de facteur de forme d'onde R en champ lointain représentatif 304. Si l'histogramme de facteur de forme d'onde R représentatif 304 ne contient aucune donnée ou contient un nombre très faible de points de données, la différentiation de la détection des ondes R en champ lointain n'est pas nécessaire pour ce patient. Autrement dit, si l'histogramme de facteur de forme d'onde R en champ lointain 304 contient un nombre minimal d'ensembles de points de données, les ondes R en champ lointain détectées peuvent être ignorées puisqu'elles n'affectent pas matériellement la détection des ondes P et n'ont pas d'effet négatif sur la programmation de l'IMD 10. Dans un mode de réalisation préféré, la différentiation de la détection des ondes R en champ lointain n'est pas nécessaire pour un patient chez qui moins de 300 points de données sont inclus dans l'histogramme de facteur de forme d'onde R en champ lointain 304, de préférence moins de 100 points de données. Chez un patient moyen, environ 1600 points de données peuvent être collectés au cours d'une période de 7 jours. Il est entendu que le nombre de points de données ou d'ensembles nécessaires peut être modifié pour coïncider avec les intervalles de temps de mise à 46 2808102 jour globale variables sans s'éloigner de la présente invention. Si une différentiation est nécessaire, la classification selon la forme est préférée par rapport à la classification selon le temps puisque la classification selon la forme ne nécessite pas l'effacement d'une électrode. La classification selon le temps nécessite l'effacement d'une électrode pour collecter les informations. Autrement dit, en utilisant la classification selon la forme, il n'est pas nécessaire d'interrompre le signal destiné à une ou plusieurs électrodes de l'IMD 10 pour que les points de données concernant une deuxième électrode recevant un signal de l'IMD 10 soient calculés. Divers documents de référence présentent différents procédés pour classifier des signaux d'onde P et des signaux d'ondes R en champ lointain selon le temps, tels que le brevet américain n 5 549 647 par Stoop et al., intitulé "Pacemaker with Improved Far Field R-Wave Sensing and Suppression". Une condition pour l'utilisation de la classification selon la forme pour classifier des signaux d'onde P et des signaux d'ondes R en champ lointain est qu'une marge de sécurité, telle que la marge de sécurité 306 montrée sur la figure 13 soit présente entre l'histogramme de facteur de forme d'onde P représentatif 302 et l'histogramme de facteur de forme d'onde R en champ lointain représentatif 304. Il est compréhensible qu'il doit y avoir une certaine séparation entre l'histogramme de facteur de forme d'onde P représentatif 302 et l'histogramme de facteur de forme d'onde R en champ lointain représentatif 304, pour que chaque histogramme de facteur de forme ait une forme ou un contour spécifique. Une superposition des 47 2808102 histogrammes de facteur de forme indique que la classification selon la forme n'est pas applicable. Dans un mode de réalisation préféré, la marge de sécurité 306 doit être supérieure à une largeur d'ensemble, et de préférence supérieure à deux largeurs d'ensemble. De façon similaire, dans un mode de réalisation préféré, la taille d'espace nécessaire pour l'espace 308 est typiquement supérieure à deux largeurs d'ensemble, et de préférence supérieure à quatre largeurs d'ensemble. La figure 14 est un organigramme représentant un procédé pour classifier un événement auriculaire selon la forme de l'événement. Le procédé commence par détecter un signal ou événement auriculaire, comme le montre l'étape 321. A l'étape de décision 322, il est déterminé si la classification d'un signal de détection est nécessaire. En fonction des emplacements de fil et de la force des signaux, certains IMD ne détectent pas les ondes R en champ lointain. Dans ces circonstances, la classification des signaux de détection n'est pas nécessaire, et chaque signal est, par défaut, classifié comme une onde P, comme le montre l'étape 324. Cependant, si la classification d'un signal de détection est nécessaire, il est déterminé si la classification peut être déterminée par l'utilisation d'un histogramme de facteur de forme, comme le montre l'étape de décision 326. Un signal de détection ne peut pas être classifié selon la forme si l'histogramme de facteur de forme représentatif, tel que le montre la figure 13, n'inclut pas l'espace 308 ou la marge de sécurité 306, ce qui indique qu'il existe une superposition ou presque une superposition entre l'histogramme de facteur de forme d'onde P représentatif 302 et l'histogramme de facteur de forme 48 2808102 d'onde R en champ lointain représentatif 304. Dans ces circonstances, le signal auriculaire détecté doit être classifié selon le temps, comme le montre l'étape 328. Il existe divers procédés pour classifier les signaux auriculaires selon le temps, dont l'un est présenté dans le brevet américain n 5 549 647 par Stoop et al., intitulé "Pacemaker with Improved Far Field R-Wave Sensing and Suppression". Si le signal auriculaire détecté peut être classifié selon la forme, l'étape de décision 330 impose que le dernier événement ventriculaire doit être identifié. Les signaux d'onde R en champ lointain sont des signaux qui sont générés dans un ventricule d'un patient qui sont détectés dans l'oreillette du patient. Donc, la détection d'un signal d'onde R en champ lointain dans l'oreillette d'un patient peut seulement survenir immédiatement après unévénement ventriculaire, tel qu'une stimulation ventriculaire ou une détection ventriculaire. Ainsi, aux étapes de décision 332 et 334, il est déterminé si le signal auriculaire détecté tombe dans une fenêtre d'onde R en champ lointain d'une stimulation ventriculaire ou dans une fenêtre d'onde R en champ lointain d'une détection ventriculaire, respectivement. Si le signal auriculaire détecté ne tombe ni dans une fenêtre d'onde R en champ lointain d'une stimulation ventriculaire ni dans une fenêtre d'onde R en champ lointain d'une détection ventriculaire, le signal auriculaire détecté est classifié comme une onde P, comme le montre l'étape 336. Plus spécifiquement, si le signal auriculaire détecté ne tombe pas dans une trame temporelle spécifique après un événement ventriculaire, tel qu'une stimulation ventriculaire ou une détection 49 2808102 ventriculaire, l'événement auriculaire détecté est classifié comme une onde P. Si le signal auriculaire détecté tombe dans une fenêtre d'onde R en champ lointain d'une stimulation ventriculaire ou une fenêtre d'onde R en champ lointain d'une détection ventriculaire, il est déterminé si le facteur de forme du signal auriculaire détecté tombe dans un histogramme de facteur de forme d'onde R en champ lointain représentatif, comme le montre l'étape de décision 338. La constitution de l'histogramme de facteur de forme d'onde R en champ lointain représentatif a été discutée plus en détail précédemment. Si le facteur de forme du signal auriculaire détecté tombe dans les limites d'un histogramme de facteur de forme d'onde R en champ lointain représentatif, le signal auriculaire détecté est identifié comme une onde R en champ lointain, comme le montre l'étape 340. Inversement, si le facteur de forme du signal auriculaire détecté ne tombe pas dans une limite d'histogramme de facteur de forme d'onde R en champ lointain représentatif, mais tombe plutôt dans un histogramme de facteur de forme d'onde P représentatif, le signal auriculaire détecté est classifié comme une onde P, comme le montre l'étape 342. En résumé, la présente invention prévoit un système et procédé pour déterminer ou apprendre les caractéristiques des ondes P ou des ondes R en champ lointain par l'intermédiaire d'histogrammes de facteur de forme et pour classifier les signaux de détection soit comme ondes P soit comme ondes R en champ lointain, sur la base des caractéristiques apprises ou déterminées de ces ondes. Donc, la commande ou la programmation correcte du fonctionnement d'un 2808102 générateur de largeur d'impulsion ou d'un microprocesseur de l'IMD 10 peut être obtenue. Les modes de réalisation spécifiques précédents sont des exemples de la mise en pratique de l'invention. Il est donc entendu que d'autres moyens connus par l'homme du métier, ou présentés ici, peuvent être utilisés sans l'éloigner de l'invention ou du domaine des revendications annexées. Par exemple, la présente invention n'est pas limitée aux stimulateurs cardiaques en tant que tels, mais peut également s'appliquer à tout dispositif médical implantable. La présente invention inclut en outre dans son domaine la fabrication et l'utilisation d'un système de cardiostimulation qui inclut des moyens pour classifier des signaux auriculaires détectés soit comme des signaux d'onde P soit comme des signaux d'onde R en champ lointain, décrits ici ci-dessus, et des moyens pour commander les sous-ensembles de l'IMD 10 pour assurer une stimulation et détection correctes. Dans les revendications, les revendications indiquant des moyens et des fonctions sont prévues pour couvrir les structures décrites ici dans la mesure o 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 une surface hélicoïdale, [dans] un environnement de fixation de pièces en bois, un clou et une vis sont des structures équivalentes. Toutes les publications imprimées, les demandes de brevet et les brevets référencés ci-dessus sont 51 2808102 intégrés ici pour information, chacun dans sa version intégrale respective. 52 2808102 REVENDICATIONS 1. Procédé de classification de signaux détectés par une électrode d'un système de cardiostimulation implantable (10) positionné dans l'oreillette du coeur (8) d'un patient, le système de cardiostimulation comportant un générateur d'impulsions (96) pour générer des impulsions de stimulation et un contrôleur (74) pour commander le fonctionnement d'un stimulateur, le procédé comprenant les étapes consistant à: générer un histogramme de facteur de forme intermédiaire qui inclut des points de données collectés sous la forme d'un signal d'événement auriculaire composé de signaux d'onde P et de signaux d'onde R en champ lointain; ajouter l'histogramme de facteur de forme intermédiaire à un histogramme de facteur de forme généré précédemment, l'histogramme de facteur de forme généré précédemment incluant des points de données collectées précédemment, pour créer un histogramme de facteur de forme représentatif; et classifier des signaux détectés comme des signaux d'onde P ou des signaux d'onde R en champ lointain, sur la base de l'histogramme de facteur de forme représentatif. 2. Procédé selon la revendication 1, dans lequel la génération d'un histogramme de facteur de forme intermédiaire comprend en outre les étapes consistant à: collecter des signaux d'événement auriculaire composés de signaux d'onde P et de signaux d'onde R en champ lointain; 53 2808102 rejeter des signaux d'événement auriculaire si le stimulateur ne fonctionne pas dans des conditions normales; et générer un histogramme de facteur de forme intermédiaire sur la base d'une forme de signaux d'événement auriculaire collectés, l'histogramme de facteur de forme intermédiaire incluant un histogramme de facteur de forme d'onde P intermédiaire et un histogramme de facteur de forme d'onde R en champ lointain intermédiaire, chacun ayant des ensembles de signaux d'événement auriculaire. 3. Procédé selon la revendication 2, dans lequel la collecte des signaux d'événement auriculaire comprend en outre l'étape consistant à: collecter des signaux d'événement auriculaire composés de signaux d'onde P et de signaux d'onde R en champ lointain pendant un intervalle de temps compris entre 5-10 jours. 4. Procédé selon la revendication 13, dans lequel la collecte des signaux d'événement auriculaire comprend en outre l'étape consistant à: collecter des signaux d'événement auriculaire composés de signaux d'onde P et de signaux d'onde R en champ lointain pendant un intervalle de temps d'environ 30 minutes. 5. Procédé selon la revendication 2, dans lequel le rejet des signaux d'événement auriculaire comprend en outre l'étape consistant à: rejeter des signaux d'événement auriculaire si une condition de tachycardie est détectée par le stimulateur. 6. Procédé selon la revendication 2, dans lequel le rejet des signaux d'événement auriculaire comprend en outre l'étape consistant à: 54 2808102 rejeter des signaux d'événement auriculaire si une interférence existe dans le stimulateur. 7. Procédé selon la revendication 2, dans lequel le rejet des signaux d'événement auriculaire comprend en outre l'étape consistant à: rejeter des signaux d'événement auriculaire si le stimulateur se trouve dans un état asynchrone AV. 8. Procédé selon la revendication 1, dans lequel l'ajout de l'histogramme de facteur de forme intermédiaire à un histogramme de facteur de forme généré précédemment comprend en outre les étapes consistant à: désaffecter les ensembles de signaux d'événement auriculaire à l'intérieur de l'histogramme de facteur de forme intermédiaire qui ne correspondent pas à un niveau de désaffectation; pondérer un histogramme de facteur de forme généré précédemment incluant un histogramme de facteur de forme d'onde P généré précédemment et un histogramme de facteur de forme d'onde R en champ lointain généré précédemment; et combiner l'histogramme de facteur de forme généré précédemment et pondéré avec l'histogramme de facteur de forme intermédiaire pour créer un histogramme de facteur de forme représentatif. 9. Procédé selon la revendication 8, dans lequel la désaffectation des ensembles de signaux d'événement auriculaire comprend en outre l'étape consistant à: désaffecter des ensembles de signaux d'événement auriculaire à l'intérieur de l'histogramme de facteur de forme interne qui ne correspondent pas à un niveau de désaffectation de sorte qu'environ 0-10% des signaux d'événement auriculaire collectés sont désaffectés. 2808102 10. Procédé selon la revendication 8, dans lequel la pondération d'un histogramme de facteur de forme généré précédemment comprend en outre l'étape consistant à: multiplier un histogramme de facteur de forme généré précédemment par un facteur compris entre 0,25 - 0,90. 11. Procédé selon la revendication 8, dans lequel la pondération d'un histogramme de facteur de forme généré précédemment comprend en outre l'étape consistant à: multiplier un histogramme de facteur de forme généré précédemment par un facteur de 0,50. 12. Procédé selon la revendication 1, dans lequel la classification des signaux détectés comprend en outre l'étape consistant à: déterminer si une marge de sécurité minimale se situe entre un histogramme de facteur de forme d'onde P représentatif et un histogramme de facteur de forme d'onde R en champ lointain représentatif à l'intérieur de l'histogramme de facteur de forme représentatif. 13. Procédé selon la revendication 1, comprenant en outre l'étape consistant à: commander le générateur de largeur d'impulsion sur la base de l'histogramme de facteur de forme représentatif de sorte que le stimulateur stimule et détecte correctement le coeur (8) du patient.