FR 2849387 A1 20040702 FR 0216724 A 20021226 I L'invention concerne les "dispositifs médicaux implantables actifs" tels que définis par la directive 90/385/CEE du 20 juin 1990 du Conseil des communautés européennes, plus précisément les dispositifs stimulateurs cardiaques, défibrillateurs et/ou cardioverteurs permettant de délivrer au 5 coeur des impulsions électriques de faible énergie pour le traitement des troubles du rythme cardiaque. Tous ces dispositifs comportent des moyens de détection d'activité, c'està-dire de détection des dépolarisations spontanées du myocarde, ainsi que des moyens de stimulation de ce myocarde. Après la stimulation, il est important de pouvoir recueillir l"'onde évoquée", c'est-à-dire l'onde de dépolarisation induite par la stimulation de la cavité considérée, afin de déterminer si cette stimulation a été efficace ou non, par exemple pour ajuster l'amplitude et/ou la largeur de l'impulsion de stimulation. La difficulté tient au fait que l'onde évoquée est très précoce et qu'en sortie de l'amplificateur de détection elle se trouve mélangée, voire noyée, dans le transitoire électrique appelé "réponse de l'amplificateur" consécutif à la stimulation électrique. Cette réponse est toujours présente indépendamment de la présence d'une onde évoquée ou non, et ne dépend que 20 des caractéristiques électriques de l'amplificateur luimême, de l'énergie contenue dans l'impulsion de stimulation (amplitude et largeur) ainsi que des caractéristiques d'impédance de l'interface coeur/électrode, appelées "polarisation de la sonde". En particulier, pour écouler les charges à l'interface coeur/électrode après 25 la stimulation, on prévoit d'effectuer une décharge de l'énergie accumulée, car sinon les stimulations suivantes finiraient par ne plus être efficaces. Pendant cette phase de décharge, il est prévu une déconnexion ou "blanking" des circuits de détection, typiquement pendant une durée de l'ordre de 14 ms, la stimulation ayant elle-même une durée de l'ordre de 1 ms. De plus, au moment de la reconnexion de l'amplificateur aux bornes de l'électrode de détection à l'issue de la période de blanking, apparaît en sortie de l'amplificateur un rebond transitoire de tension, qui perdure quelques millisecondes jusqu'à se que l'amplificateur soit complètement désaturé. La recherche de l'onde évoquée est encore plus difficile dans le cas d'une stimulation atriale. En effet, l'onde évoquée présente alors une amplitude beaucoup plus faible que dans le cas du ventricule, et elle est en outre beaucoup plus précoce: ainsi, l'onde évoquée auriculaire (onde P) apparaît environ 10 ms après stimulation pour se terminer à environ 30 ms, 5 alors que l'onde évoquée ventriculaire (onde R) est observée environ 60 ms après la stimulation. On comprendra que, dans ces conditions, il soit très difficile de détecter la présence d'une onde P évoquée, par exemple dans le cas d'un test de capture atriale. L'un des buts de l'invention est de remédier à cette difficulté, en proposant une nouvelle technique de détection de l'onde P évoquée tenant compte du caractère à la fois très précoce et de faible amplitude de cette dernière. On notera cependant que l'invention n'est pas limitée au recueil de l'onde P évoquée, mais peut être appliquée aussi bien, compte tenu des avanta15 ges multiples qu'elle procure, au recueil des ondes R évoquées (ondes ventriculaires), par exemple dans le cas d'un test de capture ventriculaire. Comment on le verra, la technique de détection de l'onde évoquée selon l'invention est capable de s'affranchir de la polarisation de la sonde quel que soit le niveau d'énergie utile de l'impulsion de stimulation, en permet20 tant la détection d'une éventuelle onde P au cours d'une période, dite "période d'écoute", à la fois très précoce et prolongée, pouvant par exemple s'étendre typiquement de 6 ms à 40 ms après la stimulation dans le cas o la cavité stimulée est l'oreillette. Plus précisément, le dispositif de l'invention est d'un type comprenant, de 25 manière en elle-même connue, au moins un étage de stimulation d'une cavité cardiaque, au moins un étage de détection des potentiels spontanés apparaissant dans ladite cavité, et des moyens séquenceurs. L'étage de stimulation comporte des moyens de stimulation, pour appliquer une impulsion de stimulation à la cavité via une électrode intracardiaque d'une 30 sonde implantée reliée à une borne du dispositif, et des moyens de décharge, aptes à court-circuiter pendant une période de décharge un circuit de sortie comprenant un condensateur de liaison de l'électrode de stimulation, l'impédance propre de la sonde et l'impédance de l'interface coeurélectrode du patient. L'étage de détection comporte un amplificateur, re35 cevant en entrée les signaux recueillis par la sonde, et des moyens de i 1 blanking, aptes à découpler temporairement de la sonde l'entrée de l'amplificateur. Les moyens séquenceurs sont aptes à, successivement, activer les moyens de décharge, après application de l'impulsion de stimulation, pendant la durée de la période de décharge, et activer les moyens de 5 blanking pendant au moins la durée de la stimulation et la période de décharge. Selon l'invention, les moyens séquenceurs sont des moyens aptes, en outre, à: activer une première fois les moyens de blanking pendant la durée de l'impulsion de stimulation; activer les moyens de décharge avec délai 10 après l'application de l'impulsion de stimulation; puis inhiber les moyens de blanking pendant une période d'écoute définie sur au moins une partie dudit délai, de manière à autoriser la détection par l'amplificateur, pendant cette période d'écoute, des potentiels spontanés post-stimulation dans la cavité ; puis activer une seconde fois les moyens de blanking après la 15 période d'écoute, pendant la durée de la période de décharge. Avantageusement, l'amplificateur est un amplificateur commutable entre un mode de détection normale et un mode de désaturation rapide, notamment un mode à fréquence de coupure basse et un mode à fréquence de coupure élevée, respectivement, et les moyens séquenceurs sont ap20 tes, en outre, à commuter l'amplificateur en mode de désaturation rapide pendant au moins la durée de la période d'écoute. De préférence, les moyens séquenceurs recommutent l'amplificateur en mode de détection normale après le début de la période de décharge, et de façon non concomitante à ce début. Très avantageusement, les moyens séquenceurs commandent les moyens de décharge pendant une durée telle que la période de décharge se termine avant la fin d'une période réfractaire post-stimulation d'analyse du signal délivré par l'amplificateur, à la fois pour ladite cavité o sont détectés lesdits potentiels spontanés post-stimulation et pour une (d') au30 tre(s) cavité(s) cardiaque(s), de manière à éviter les fausses détections dans cette (ces) dernière(s) cavité(s).. Cette période réfractaire peut notamment être une période réfractaire redéclenchable de durée variable en fonction du niveau de perturbation présent en sortie de l'amplificateur. Le dispositif peut comporter des moyens d'analyse du signal délivré par 35 l'amplificateur pendant la période d'écoute, aptes à détecter la présence d'une onde évoquée consécutive à la stimulation appliquée à la cavité, de manière à discriminer entre stimulations efficaces et stimulations non efficaces. Ces moyens d'analyse peuvent notamment comporter des moyens aptes à analyser les variations d'une dérivée d'ordre n, avec n 2 1, de pré5 férence n = 2, du signal délivré par l'amplificateur, en particulier en détectant le franchissement d'un seuil par un extremum de cette dérivée. On va maintenant décrire un exemple de mise en oeuvre de l'invention, en référence aux dessins annexés. La figure 1 est une vue schématique des circuits de stimulation et de détection mis en oeuvre dans le cadre du dispositif de l'invention. La figure 2 montre le potentiel présent sur l'électrode de stimulation, dans 15 le cadre d'un dispositif connu. La figure 3 est homologue de la figure 2, pour le dispositif de l'invention. La figure 4 est une série de chronogrammes illustrant la séquence des différentes opérations exécutées au sein du dispositif conformément aux enseignements de l'invention. Les figures 5A et 5B montrent la variation de potentiel en sortie de l'amplificateur de détection après numérisation du signal, respectivement pour une stimulation inefficace et pour une stimulation efficace,. La figure 6 montre un résultat clinique illustrant la manière dont il est possible de discriminer nettement entre stimulations efficaces et stimulations 25 inefficaces par analyse de la dérivée seconde du signal numérisé Sur la figure 1, la référence 10 désigne le circuit de l'invention, avec son 30 étage de stimulation et son étage de détection. L'étage de stimulation comporte un condensateur réservoir 12 chargé à une tension prédéterminée par un circuit de charge 14. L'énergie accumulée dans le condensateur 12 est délivrée pendant une durée prédéterminée (durée de l'impulsion de stimulation) par fermeture d'un interrupteur 35 16 assurant le transfert de cette énergie, via un condensateur de liaison 18, vers une borne de sortie CATH du stimulateur, borne reliée par exemple à l'électrode distale d'une sonde de stimulation auriculaire ou ventriculaire. Cette sonde et l'interface électrode/myocarde présentent ensemble une impédance schématisée en 20, constituant l'impédance de charge du 5 dispositif (comprenant la résistance série de la sonde et du tissu cardiaque et la capacité de l'interface, dite "capacité de Helmholtz"). Le condensateur 18 a pour rôle de protéger le patient contre un éventuel courant continu en cas de défaillance des circuits de stimulation, par exemple du commutateur 16. L'impulsion de stimulation présente typiquement une amplitude comprise entre 1,5 et 7,5 V avec une largeur d'impulsion comprise entre 0,12 ms et 0,98 ms (l'énergie de stimulation est proportionnelle à la largeur et au carré de l'amplitude de l'impulsion). Après application d'une impulsion de stimulation, il est nécessaire de neu15 traliser les charges accumulées dans le condensateur 18 et l'impédance 20. Cette neutralisation est opérée par fermeture d'un interrupteur 24 réalisant électriquement la mise en série du condensateur de liaison 18 du dispositif et de l'impédance 20. Cette opération de décharge, souvent désignée "OCD" (Output Capacitor Discharge) doit être opérée à bref délai 20 après la stimulation afin d'annuler le potentiel moyen dans l'interface myocarde/électrode car sinon, les stimulations suivantes seraient rapidement rendue inefficaces. Une résistance 26, typiquement de 200 kO, permet d'achever la décharge du condensateur 18 après réouverture du commutateur 24. Elle permet é25 gaiement de définir l'impédance d'entrée globale de l'appareil pour la détection des signaux cardiaques. En ce qui concerne l'étage de détection 28, celui-ci comporte un amplificateur-filtre 30 relié à la borne CATH via un condensateur de liaison 32 et un interrupteur commandé 34. Le signal V ampli en sortie de l'amplificateur 30 30 est échantillonné et numérisé par un convertisseur analogique/numérique 36 délivrant en sortie un signal numérisé Vnum apte à être analysé par le microcontrôleur 38 du dispositif. Le rôle de l'interrupteur 34 est d'assurer un "blanking" analogique, c'est-àdire une déconnexion de l'entrée de l'amplificateur 30 pendant la durée de 35 la stimulation et de l'OCD, afin d'éviter une saturation trop importante. Les potentiels lors de la simulation peuvent en effet atteindre plusieurs volts, ceux au début de l'OCD étant de l'ordre de la centaine de millivolts. Comme illustré figure 2, qui illustre la manière classique d'opérer le blanking, la période de blanking débute légèrement avant l'impulsion de stimu5 lation 40 pour se terminer légèrement après la fin de l'OCD 42. Pour une durée d'OCD typique de 13 ms, la durée du blanking est de l'ordre 14 ms afin que la période de blanking puisse complètement encadrer la stimulation et l'OCD suivant immédiatement cette stimulation. Après la période d'OCD 42, le potentiel en entrée de l'amplificateur est à 10 peu près stabilisé, mais en sortie l'amplificateur présente une réponse transitoire à la reconnexion post-blanking, excluant la détection d'une onde évoquée précoce. Dans le cas d'une onde évoquée précoce, tout particulièrement d'une onde P (atriale) susceptible d'arriver aussi tôt que 10 ms après la stimula15 tion, et avec de surcroît une faible amplitude et une courte durée (typiquement de 10 à 15 ms), l'onde évoquée peut être masquée par le blanking opéré pendant la période de blanking ou pendant la période d'instabilité post-blanking décrite ci-dessus, s'étendant sur une quinzaine à une vingtaine de millisecondes après l'impulsion de stimulation. En effet, 20 un transitoire important apparaît à la reconnexion post-blanking en sortie de l'amplificateur qui rend très difficile la détection d'une onde évoquée atriale de faible amplitude, très précoce et très rapide. Enfin, l'OCD peut être analysé comme un signal de pente relativement faible par rapport à l'impulsion de stimulation et d'amplitude très voisine de 25 celle des complexes endocavitaire: dans cette hypothèse, si la décharge de l'interface n'est pas tout à fait terminée à la fin de l'OCD - ce qui est généralement le cas - la variation lente résiduelle présente sur le cathéter sera amplifiée de façon importante et créera un potentiel significatif au moment de la reconnexion post-blanking, empêchant de détecter facile30 ment la présence d'un potentiel cardiaque évoqué superposé. L'idée de base de la présente invention consiste à ne pas effectuer l'OCD immédiatement après la stimulation, mais à décaler cette phase de décharge après la période d'apparition de l'onde évoquée. Cette manière de procéder est illustrée notamment figure 3, o l'on peut 35 voir que la période d'écoute 44 est dorénavant située avant la période d'OCD 42 au lieu de se situer après celle-ci. Dans le cas de la recherche d'une onde P, le décalage de l'OCD est typiquement de 40 ms environ après la stimulation de l'oreillette. Dans le cas de la recherche d'une onde R, le décalage de l'OCD après 5 stimulation est plus important (typiquement 60 ms environ après la stimulation du ventricule), puisque l'onde R est moins précoce que l'onde P. Dans tous les cas, le décalage de l'OCD doit être tel que l'OCD ait lieu pendant la période réfractaire absolue post-ventriculaire ou postauriculaire (PRAPA ou PRAPV), afin de ne pas provoquer de fausse détection 10 de complexes spontanés. Cette dernière contrainte est toutefois aisée à respecter, puisque les valeurs typiques des périodes réfractaires poststimulation sont de l'ordre de 150 ms. De plus, pour éviter une saturation trop importante de l'amplificateur au moment de la stimulation, un blanking très court ou "microblanking" est ef15 fectué, débutant quelques dizaines de microsecondes avant le début de l'impulsion de stimulation et se terminant quelques dizaines de microsecondes après la fin de cette impulsion. Ce microblanking permet également de protéger le cas échéant l'entrée analogique de l'amplificateur de détection contre toute surcharge en provenance de l'impulsion de stimula20 tion. De façon préférentielle, le microblanking de protection est réalisé par un composant externe à la puce intégrée du dispositif, ou par un circuit intégré haute tension, distincte, dont l'intensité d'intégration peut être moindre. Par ailleurs, l'amplificateur 30 utilisé pour la détection est avantageusement un amplificateur commutable en un mode rapide de désaturation, dit "FRM" (Fast Recovery Mode), préalablement à l'impulsion de stimulation, ce mode étant maintenu pendant la recherche de l'onde évoquée. Cette commutation en un mode rapide de désaturation permet à l'amplifi30 cateur de récupérer plus vite après le microblanking effectué lors de la stimulation, typiquement dans un temps inférieur à 8 ms. Une telle caractéristique permet d'utiliser un seul et même amplificateur de détection pour trois fonctionnalités différentes de la prothèse cardiaque: - la transmission de l'ECG endocavitaire, qui doit passer les fréquences basses (à partir de 1 Hz environ); - la détection des signaux cardiaques spontanés inhibant le stimulateur en période d'écoute (à partir de 25 Hz environ); - la détection des ondes évoquées, très tôt après les impulsions de stimulation (à partir de 50 Hz environ). Le mode FRM peut être obtenu de diverses façons, par exemple en augmentant le courant de polarisation de l'amplificateur, en réinitialisant certains réseaux internes pour annuler l'énergie emmagasinée dans les com10 posants capacitifs et/ou, de façon préférentielle et comme illustré ici, en augmentant la fréquence de coupure à une valeur très élevée, par exemple 50 Hz. Les chronogrammes de la figure 4 illustrent le séquencement de ces différentes fonctions, en montrant, de haut en bas: - la tension Voeth recueillie sur la borne CATH du dispositif, montrant successivement l'impulsion de stimulation 40, la période d'écoute 44 des ondes évoquées et la période d'OCD 42; - la commande du microblanking par l'impulsion 46 encadrant le pic de stimulation 40; la commutation de la fréquence de coupure de l'amplificateur (4 Hz en mode normal, 50 Hz en mode FRM), le créneau 48 correspondant à la durée pendant laquelle l'amplificateur est commuté en mode FRM); - la tension Vamps1 recueillie en sortie de l'amplificateur de détection après le transitoire 50 inévitable pendant les 8 premières millisecon25 des, la plage d'écoute 52 comprise entre 8 et 40 ms est ensuite libre de tout post-potentiel de stimulation et permet de détecter sans ambiguté la présence d'un complexe évoqué. L'amplificateur est laissé en mode FRM pendant toute la période 44 d'écoute du complexe évoqué ; les signaux évoqués sont alors transmis en 30 sortie de l'amplificateur de détection car ils sont très rapides, et ils seront traités au sein du microcontrôleur 38 par un algorithme spécifique. Dans ce mode FRM, un ECG sinusal serait transmis très déformé, et une fibrillation atriale serait très atténuée et donc difficile à détecter. Pour cette raison, l'amplificateur de détection est recommuté dans son 35 mode normal d'écoute pour la détection des ondes spontanées et l'enregistrement de l'ECG, dès que la période de recherche du complexe évoqué est terminée. C'est à ce moment que l'OCD peut être commandée. De façon préférentielle, le dispositif quitte le mode FRM de l'amplificateur 5 juste après le début de l'OCD (et non concurremment à ce début), afin de ne pas enchaîner deux types de perturbations. En effet, le retour du mode FRM au mode normal va engendrer une perturbation importante de la sortie de l'amplificateur, et il est important d'être toujours dans une période réfractaire du dispositif. De préférence, on utilise un système à période 10 réfractaire redéclenchable dont la durée est automatiquement ajustée en fonction de la perturbation présente en sortie de l'amplificateur de détection, comme cela est par exemple décrit dans le EP-A-0 962 235 (ELA Médical). Cela étant, dans de nombreux cas une durée de période réfractaire de 150 ms reste suffisante pour des sondes à polarisation moyenne 15 à faible. De façon avantageuse, on utilise pour la recherche de l'onde évoquée la technique particulière que l'on va maintenant décrire. Comme on peut le voir sur la trace du bas du chronogramme de la figure 4, le potentiel Vampi en sortie de l'amplificateur de détection durant la 20 période de recherche 52 de l'onde évoquée comprend un transitoire rapide 50, récupéré en environ 10 ms, suivi d'un niveau de potentiel intermédiaire 54 quasi-statique. Ce niveau de potentiel intermédiaire 54 est toutefois différent du niveau de potentiel de base 56 au repos. La valeur absolue du potentiel intermé25 diaire 54 varie en fonction de la nature de la sonde et de sa polarisation, de sorte que la détection de l'onde évoquée ne peut pas se faire simplement en détectant le franchissement d'un seuil par le signal Vampli en sortie de l'amplificateur. Le système doit donc être étalonné en évaluant régulièrement le niveau 30 du potentiel intermédiaire 54 au cours de la vie du patient. Une variante avantageuse à cet étalonnage consiste à analyser les échantillons de signal après numérisation pour en déduire un paramètre, par exemple et de préférence, comme illustré sur les figures 5A et 5B, une dérivée seconde évaluée entre deux instants t1 et t2 programmables, in35 dus dans la période 52 de recherche des complexes spontanés. Une dé- rivée seconde est aisée à calculer à partir d'échantillons numérisés, de sorte que cette technique peut être mise en oeuvre de façon simple par un algorithme approprié au sein du microcontrôleur 38. Comme on peut le voir en comparant les figure 5A et 5B, l'onde évoquée 5 apparaîtra très nettement à l'examen du signal numérisé dans la zone centrale. Cette onde, si elle est présente, apparaît de manière très distincte en 58. La figure 6 illustre un résultat clinique avec alternance de stimulations inefficaces et efficaces. Les stimulations efficaces (4 stimulations consé10 cutives) donnent des valeurs d'extrema (de minima en l'occurrence) de la dérivée seconde très importants, alors que les simulations non efficaces donnent de faibles valeurs de ces extrema. Le critère de détection de l'onde évoquée, c'est-à-dire de l'efficacité de la stimulation, se traduit alors simplement par le franchissement d'une valeur de seuil Vseuil de la dérivée 15 seconde. Les cas o la dérivée seconde franchit le seuil correspondent indubitablement au cas o l'onde P évoquée est présente (figure 5B) ; en revanche, lorsque la stimulation est inefficace (figure 5A) la dérivée seconde reste très en dessous du seuil fixé. - l REVENDICATIONS 1. Un dispositif médical implantable actif, notamment un stimulateur cardiaque, défibrillateur, cardioverteur ou dispositif multisite, comprenant: - au moins un étage de stimulation d'une cavité cardiaque, comportant: * des moyens de stimulation (12-18), pour appliquer une impulsion de stimulation à ladite cavité via une électrode intracardiaque d'une sonde implantée reliée à une borne du dispositif, et * des moyens de décharge (24, 26), aptes à court-circuiter pendant 10 une période de décharge (42, OCD) un circuit de sortie comprenant un condensateur (18) de liaison de l'électrode de stimulation, l'impédance propre de la sonde et l'impédance de l'interface coeurélectrode (20) du patient; - au moins un étage de détection des potentiels spontanés apparais15 sant dans ladite cavité, comportant: * un amplificateur (30), recevant en entrée les signaux recueillis par la sonde, et * des moyens de blanking (34), aptes à découpler temporairement de la sonde l'entrée de l'amplificateur; et - des moyens séquenceurs, aptes à, successivement: * activer les moyens de décharge, après application de l'impulsion de stimulation (40), pendant la durée de la période de décharge, et * activer les moyens de blanking pendant au moins la durée de la stimulation et la période de décharge, dispositif caractérisé en ce que les moyens séquenceurs sont des moyens aptes, en outre, à: * activer une première fois (MICRO-BLANKING) les moyens de blanking pendant la durée de l'impulsion de stimulation (40), * activer les moyens de décharge avec délai après l'application de 30 l'impulsion de stimulation, * puis inhiber les moyens de blanking pendant une période d'écoute (44) définie sur au moins une partie dudit délai, de manière à autoriser la détection par l'amplificateur, pendant cette période d'écoute, des potentiels spontanés post-stimulation dans la cavité, * puis activer une seconde fois (BLANKING) les moyens de blanking après la période d'écoute, pendant la durée de la période de décharge (42, OCD). 2. Le dispositif de la revendication 1, dans lequel: - l'amplificateur (30) est un amplificateur commutable entre un mode de détection normale et un mode de désaturation rapide, et - les moyens séquenceurs sont aptes, en outre, à commuter l'amplificateur en mode de désaturation rapide pen10 dant au moins la durée de la période d'écoute. 3. Le dispositif de la revendication 2, dans lequel le mode de détection normale est un mode à fréquence de coupure basse et le mode de désaturation rapide est un mode à fréquence de coupure élevée. 15 4. Le dispositif de la revendication 2, dans lequel les moyens séquenceurs sont aptes à recommuter l'amplificateur en mode de détection normale après le début de la période de décharge, de façon non concomitante à ce début. 5. Le dispositif de la revendication 1, dans lequel les moyens séquenceurs commandent les moyens de décharge pendant une durée telle que la période de décharge se termine avant la fin d'une période réfractaire poststimulation d'analyse du signal délivré par l'amplificateur. 25 6. Le dispositif de la revendication 5, dans lequel ladite durée est telle que la période de décharge se termine avant la fin d'une période réfractaire post-stimulation d'analyse du signal délivré par l'amplificateur, à la fois pour ladite cavité o sont détectés lesdits potentiels spontanés post-sti30 mulation et pour une (d') autre(s) cavité(s) cardiaque(s), de manière à éviter les fausses détections dans cette (ces) dernière(s) cavité(s). 7. Le dispositif de la revendication 5, dans lequel la période réfractaire est une période réfractaire redéclenchable de durée variable en fonction du 35 niveau de perturbation présent en sortie de l'amplificateur. 8. Le dispositif de la revendication 1, comportant des moyens d'analyse du signal délivré par l'amplificateur pendant la période d'écoute, aptes à détecter la présence d'une onde évoquée consécutive à la stimulation ap5 pliquée à la cavité, de manière à discriminer entre stimulations efficaces et stimulations non efficaces. 9. Le dispositif de la revendication 8, dans lequel les moyens d'analyse comportent des moyens aptes à analyser les variations d'une dérivée 10 d'ordre n, avec n 2 1, de préférence n = 2, du signal délivré par l'amplificateur. 10. Le dispositif de la revendication 9, dans lequel les moyens d'analyse comportent en outre des moyens aptes à détecter le franchissement d'un 15 seuil (Vseuij) par un extremum de ladite dérivée du signal délivré par l'amplificateur.