FR 2446631 A1 19800814 FR 7901529 A 19790122 La pressente invention est relative à une nouvelle prothèse cardiaque totale. Comme on le sait, une cause importante de décès chez l'etre humain est représentée par l'attaque cardiaque coronarienne : l'occlusion des artères coronaires provoque l'ischémie du myocarde, puis, si le débit sanguin est insuffisant, l'infarctus (ou nécrose) du myocarde. L'infarctus peut alors provoquer un état de choc cardiogénique qui nécessite, pour tenter d'assu- rer la survie du patient, la mise en oeuvre de moyens d'assistance circulatoire d'urgence. Toutefois, ces dispositifs d'assistance circulatoire impliquent pour le patient une très grande dépendance, attendu qu'il s'agit de le relier en permanence à des pompes extra-corporelles, l'interruption de sa dépendance étant généralement de nature à entrainer le décès.Différentes solutions à ce grave problème ont été envisagées, au nombre desquelles il faut citer la transplantation cardiaque, l'implantation d'une prothèse cardiaque partielle constituée par un ventricule gauche auxiliaire et la prothèse cardiaque artificielle totale. On connait les problèmes que pose la transplantation cardiaque : rareté des donneurs, histocompatibilité, rejet des greffes et insuffisance des réponses apportées par l'immunologie à ce rejet. Ce sont ces problèmes, qui n'ont pas reçu à ce jour de solutions satisfaisantes, qui ont conduit les Chercheurs à envisager de substituer à un coeur incapable d'exercer sa fonction, un organe artificiel qui n'entraînerait pas les réactions de rejet immunologique liées aux greffes cardiaques.Les recherches se sont donc tout d'abord orientées vers une prothèse auxiliaire de ventricule gauche qui serait implantée en association avec le coeur du patient ; si une telle prothèse peut être considérée comme valable pour remédier à la défaillance du ventricule gauche qui est l'origine la plus fréquente des défaillances cardiaques, elle ne serait cependant pas en mesure de remédier aux troubles possibles des parties subsistantes du coeur malade du patient, puisque celles-ci demeureraient en place. La solution théoriquement idéale serait donc celle représentée par le remplacement du coeur défaillant par une prothèse cardiaque totale. Un certain nombre d'équipes de Chercheurs dans le Monde, aux ETATS-UNIS, en REPUBLIQUE FEDERALE D'ALLEMAGNE, au JAPON,en ITALIE, notamment, expérimentent actuellement des prothèses cardiaques sur des animaux. Ces prothèses cardiaques sont des prothèses doubles de type "pompe à membranes" : elles comportent un ventricule droit et un ventricule gauche activés chacun de façon indépendante par deux sources d'énergie séparées. Les prothèses cardiaques étudiées actuellement sont conçues pour se conformer au principe de STARLING selon lequel les variations du débit sanguin sollicitées par le réseau circulatoire du porteur de la prothèse sont obtenues par les variations du volume de sang admis dans chaque ventricule sous l'effet des variations de la pression de remplissage, tandis que la fréquence d'activation de la prothèse est maintenue constante.Les prothèses cardiaques proposées conformément à l'Art antérieur sont constituées par un ventricule droit et un ventricule gauche indépendants l'un de l'autre, pour faciliter la fabrication et l'implantation de la prothèse. L'indépendance des deux ventricules détermine l'existence entre eux d'un espace mort anatomique relativement important qui réduit le volume physiologiquement utilisable et constitue une prothèse dont l'encombrement est excessif. De plus, la réalisation de ces prothèses sous forme de deux ventricules juxtaposés indépendants a pour effet de nécessiter l'activation des deux ventricules indépendamment l'un de l'autre à partir de sources d'énergie indépendantes, ce qui requiert une régulation entre les débits pompés par chacune des deux prothèses indépendantes. D'autre part, la conception des prothèses cardiaques connues, qui fait dépendre les variations du débit, des variations du volume systolique dues aux variations de la pression de remplissage, nécessite un grand volume de réserve pour répondre aux variations des besoins de l1organis- me ; ainsi,une telle prothèse, réalisée avec des volumes ventriculaires correspondants aux exigences physiologiques, peut difficilement respecter, en même temps, les exigences d'encombrement déterminées par les dimensions de la cavité péricardique.En outre, en raison de leur volume et de leur encombrement relativement importants, ces doubles prothèses cardiaques font, dans une certaine mesure, obstacle à la circulation de retour. Dans la mesure où l'on réduit le volume et l'encombrement de telles prothèses, on obtient des performances insuffisantes et, par suite, un débit sanguin insuffisant lorsque les besoins de l'organisme augmentent (exercice musculaire par exemple). La présente invention s'est en conséquence donné pour but de pourvoir à une nouvelle prothèse cardiaque qui répond mieux aux nécessités de la pratique que les prothèses cardiaques proposées dans l'Art antérieur, notamment en ce qu'elle présente un encombrement plus faible que les prothèses proposées dans l'Art antérieur, tout en autorisant de grands débits, assurant ainsi de hautes performances ; en ce qu'elle utilise, de façon optimale, du fait de son encombrement relativement faible, le volume physiologiquement utilisable de la cavité péricardique et élimine pratiquement tout espace mort anatomique ; en ce qu'elle ne requiert qu'une seule source d'activation pour les ventricules droit et gauche ; en ce qu'elle présente une géomé- trie fonctionnelle qui se rapproche au maximum de la géométrie fonctionnelle du coeur naturel, favorisant ainsi l'écoulement du sang dans la prothèse et évitant sa coagulation ; en ce qu'elle favorise la circulation de retour ; en ce que sa conception repose non pas seulement sur les variations du débit par l'intermédiaire des variations du volume systolique, mais aussi sur des variations de débit déterminées par l'augmentation de la fréquence d'activation de la prothèse ; et en ce que sa conception tient compte non seulement de la Loi de STARLING selon laquelle le volume systolique est fonction de la pression de remplissage, mais aussi de la Loi de SARNOFF selon laquelle les variations de débit s'accompagnent de variations proportionnelles de la force utilisée, l'augmentation du débit sanguin dans la prothèse- ainsi déterminée contribuant à une éjection plus complète de sang du ventricule dans l'aorte (augmentation de puissance en fonction des besoins). La présente invention a pour objet une prothèse cardiaque totale caractérisée en ce qu'elle est essentiellement constituée par un ensemble monobloc biventriculaire qui comprend : - un boîtier étanche implantable dans la cavité péricardique, réalisé en un matériau compatible et non-toxique vis-à-vis des tissus environnants, et présentant une géométrie spécifique qui reproduit au maximum la géométrie du coeur naturel ; - lequel boîtier contient un dispositif moteur essentiellement constitué par deux membranes dont l'une travaille à l'élongation et est séparée de la face interne correspondante du boîtier par un espace qui délimite le ventricule droit,et dont la seconde travaille à la déformation et est montée pour déterminer un intervalle, ou espace ventriculaire gauche, entre elle et la face interne correspondante du boîtier ; - des moyens d'isolement de la prothèse vis-à-vis du sang circulant dans les espaces ventriculaires de cette dernière, essentiellement montés respectivement en association avec la face externe de la membrane qui délimite le ventricule droit et en association avec la face externe de la membrane qui délimite le ventricule gauche ; - des valves montées dans les orifices valvulaires ménagés dans le boîtier, pour l'anastomose avec les vaisseaux du réseau circulatoire, lesquelles valves présentent un diamètre compatible d'une part avec les diamètres auriculo-ventriculaire de remplissage, aortique et pulmonaire d'éjection et, d'autre part,avec les pressionscinétiquesd'éjection du sang circulant, dans le coeur naturel, du ventricule gauche dans l'aorte et du ventricule droit dans la prothèse, pour éviter de façon maximale les phénomènes de pertes de charge et réduire à un minimum le gradient de pressiontransvalvulaire ; - des moyens d'activation du dispositif moteur précité associés à ce dernier et qui lui fournissent des pressions d'alimentation sensiblement équivalentes à leurs valeurs physiologiques ; - et des moyens de régulation du débit cardiaque en fonction d'une part de la pression de remplissage et, d'autre part, de la pression aortique. Selon un mode de réalisation avantageux de la prothèse cardiaque conforme à la présente invention, le dispositif moteur est constitué par deux membranes dont l'une au moins est en matériau élastomère approprié, et dont chacune est supportée par un dispositif de soutien en matériau rigide, qui coopère atec elle. Conformément à une disposition avantageuse de ce mode de réalisation, le dispositif en matériau rigide de soutien de la membrane qui travaille à l'élongation et qui délimite le ventricule droit, est appliqué sur la face interne de ladite membrane, dont il épouse étroitement la forme, et à l'égard de laquelle il joue le rôle de butée anti-retour. Conformément à une autre disposition avantageuse de ce mode de réalisation, ledit dispositif en matériau rigide de soutien de la membrane qui travaille à l'élongation, est percé d'une pluralité d'ouvertures qui assurent la communication de l'air avec la membrane travaillant à la déformation, qui délimite le ventricule gauche. Selon encore une autre disposition avantageuse de ce mode de réalisation, le dispositif en matériau rigide de soutien de la membrane qui travaille à la déformation, supporte ladite mem brane latéralement pour permettre sa déformation, dans les limites imposées par la présence dudit dispositif de soutien. Conformément à la présente invention, l'ensemble constitué par les deux membranes susdites et leurs dispositifs de soutien, forme un ensemble étanche lui-même logé dans ledit boîtier étanche, auquel ledit ensemble est solidarisé par l'intermédiaire de logements appropriés ménagés dans ledit boîtier pour recevoir les extrémités des deux membranes et les extrémités de leurs supports respectifs. Selon un mode de réalisation préféré de la prothèse cardiaque conforme à la présente invention, la distance entre les membranes qui délimitent le ventricule gauche et le ventricule droit et la face interne correspondante dudit boîtier, est croissante dans les trois dimensions spatiales, de la pointe vers la base de la prothèse, pour orienter les vecteurs de vitesse vers 11 orifice valvulaire de sortie correspondant et éviter toutes stases. Selon un autre mode de réalisation avantageux de la prothèse cardiaque conforme à la présente invention, chacune des valves montées dans les orifices valvulaires ménagés dans le boîtier, est constituée par un disque en matériau hémocompatible approprié, dont le diamètre est sensiblement identique à celui de l'orifice valvulaire dans lequel il est monté, lequel disque est inséré entre une barrette d'articulation et deux barrettes de butée qui le bloquent en position ouverte ou fermée, en coopéra titn avec ladite barrette d'articulation, créant, en position ouverte, une surface utile maximale et offrant une inertie minimale. Selon encore un autre mode de réalisation avantageux de la prothèse cardiaque conforme à la présente invention, ledit boîtier est équipé d'inserts pour l'anastomose au porteur de la prothèse, lesquels inserts sont montés dans les orifices valvulaires ménagés dans ledit boîtier et sont conçus pour recevoir respectivement l'extrémité de fixation de la barrette d'articulation et les extrémités de fixation des barrettes de butée, entre lesquelles est insérée la valve susdite. Conformément à l'invention, les moyens d'activation du disposotif moteur sont constitués par un moteur électrique à piles implantable, dont l'énergie fournit les pressions d'alimentation requises au dispositif moteur susdit. Selon une autre disposition de l'invention, les moyens d'activation du dispositif moteur sont constitués par un moteur électrique commandé par une source d'énergie nucléaire, qui fournissent les pressions d'alimentation requises au dispositif moteur susdit et sont tous deux implantables. Selon encore une autre disposition de l'invention, les moyens d'activation du dispositif moteur sont constitués par une source d'énergie pneumatique extra-corporelle reliée à la prothèse cardiaque par un tube transcutané de petit diamètre, réalisé en un matériau éliminant au maximum les risques d'infection transcutanee. Conformément à la présente invention, les moyens de régulation du débit cardiaque en fonction d'une part de la pression de remplissage et d'autre part de la pression aortique, sont associés aux moyens d'activation du dispositif moteur et comprennent un double asservissement qui a pour rôle d'adapter le débit sanguin dans la prothèse cardiaque aux variations des résistances pulmonaires et systémiques, d'une part en asservissant la pression d'activation et le pourcentage de systole dans le cycle, à une valeur de référence de la pression aortique moyenne et, d'autre part, en asservissant la durée du cycle d'activation à la pression dans l'oreillette gauche, entre des limites comprises entre 80 et 110 cycles/minute. Selon une disposition avantageuse de l'invention, lesdits moyens de régulation du débit cardiaque comprennent, dans le cas où ils sont associés à des moyens d'activation constitués par une source d'énergie pneumatique : un premier asservissement qui comporte un dispositif mécanique agissant sur un détendeur de pression qui fait varier la pression d'activation entre les valeurs limites de 230 à 330 g , sous l'action d'un signal émis par un comparateur, après comparaison d'un signal correspondant à la pression aortique effective du porteur de la prothèse, avec un signal correspondant à une pression de référence, de 100 mm de Hg. Si la pression effective diffère de la pression de référence, la pression exercée sur la membrane qui délimite le ventricule droit augmente ou diminue et le débit dans ledit ventricule droit varie de façon correspondante ; - et un deuxième asservissement qui utilise l'augmentation du débit dans le ventricule droit et 1 ' a u g m e n t a t i o n r é s u l t a n t e d e 1 a pression de remplissage du ventricule g a u c h e, qui est représentée par un signal de pression représentatif de la pression de remplissage du ventricule gauche, pour réguler la fréquence d'activation entre 750 et 530 millisecondes à l'aide d'un signal proportionnel émis à la suite de l'établissement par un microprocesseur, d'une relation proportionnelle entre la pression de remplissage du ventricule gauche et la période du cycle d'activation. La présente invention a également pour objet un procédé de régulation du débit sanguin dans une prothèse cardiaque, à l'aide d'un appareillage électronique associé à des moyens mécaniques, lequel procédé est caractérisé en ce qu'il comprend un premier asservissement qui augmente le débit sanguin en augmentant la pression d'activation exercée sur la membrane qui délimite le ventricule droit, et en augmentant, par voie de conséquence, le volume systolique droit, et un deuxième asservissement qui utilise l'augmentation du débit dans le ventricule droit, qui a pour conséquence d'augmenter la pression de remplissage dans le ventricule gauche, pour réguler la fréquence d'activation, les deux asservissements agissant en synergie, lorsque la pression aortique est insuffisante, le premier asservissement augmentant alors la pression d'activation, qui provoque l'augmentation du déplacement du volume dans le ventricule droit, qui détermine, à son tour, une augmentation du volume qui arrive dans le ventricule gauche, laquelle augmente la pression de remplissage dans le ventricule gauche, laquelle, captée par le deuxième asservissement, permet de réguler la fréquence et d'obtenir la reproduction de la Loi de SARNOFF selon laquelle l'augmentation de la fréquence d'activation est liée à une augmentation proportionnelle de force développée, et augmente le débit sanguin à la sortie de la prothèse vers l'aorte. Outre les dispositions qui précèdent, l'invention comprend encore d'autres dispositions qui ressortiront de la description qui va suivre. La présente invention vise plus particulièrement les prothèses cardiaques conformes aux dispositions qui précèdent, ainsi que les moyens mis en oeuvre pour leur fabrication et leur réalisation. L'invention sera mieux comprise à l'aide du complément de description qui va suivre, qui se réfère aux dessins annexés dans lesquels - la figure 1 est une vue en coupe longitudinale d'une prothèse cardiaque conforme a la présente invention - la figure 2 est une vue en coupe transversale de la prothèse de la figure 1 - la figure 3 est une vue en coupe longitudinale du dispositif moteur de la prothèse conforme à l'invention ;; - la figure 4 est une vue schématique en perspective du boîtier de la prothèse conforme à l'invention comportant quatre orifices valvulaires - la figure 5 est une vue de face d'une valve conforme a l'invention représentée en position ouverte - la figure 6 est une vue en coupe, à plus grande échelle, d'un insert destiné å être monté dans les orifices valvulaires du boîtier pour recevoir la valve représentée à la figure 5, et - les figures 7 et 8 représentent les schémas des asservissements qui réalisent la regulation du débit cardiaque dans la prothèse. Il doit être bien entendu, toutefois, que ces dessins et les parties descriptives correspondantes, sont donnés uniquement à titre d'illustration de l'objet de l'inveption, dont ils ne constituent en aucune manière une limitation. La prothèse cardiaque conforme à la présente invention est constituée par un ensemble monobloc biventriculaire qui comprend un boîtier réalisé en un matériau non toxique à l'égard des tissus environnants tel qu'un polyuréthane par exemple, lequel boîtier comprend une partie supérieure 1 et une partie inférieure 2 réunies l'une à l'autre de façon étanche, par des clips 3, par exemple, dans un plan perpendiculaire aux directionsde travail du dispositif moteur qui sera décrit plus loin.Ce boîtier 1, 2 renferme une membrane 4 en matériau élastomère, qui travaille à l'élongation, et qui présente une grande surface, de l'ordre de 150 à 165 cm2, et qui délimite le ventricule droit de la prothèse, avec la face interne de la partie droite de la paroi du boîtier 1, 2 ; la forme de la membrane 4 est telle que la cavité ventriculaire droite s'élargit régulièrement dans les trois dimensions de l'espace, de la pointe vers la base, lorsque la membrane 4 est mise en position opérationnelle. Cette membrane 4 en élastomère présente des caractéristiques dynamiques très spécifiques : le déplacement de volume varie de 80 à 170 ml lorsqu'elle est soumise à une variation de pression de 230 g à à 330 g pendant une durée de 240 millisecondes.Cette membrane 4 est supportée par un dispositif de soutien 5 constitué par une plaque en matériau rigide tel qu'acier inoxydable par exemple, qui épouse exactement la forme de la membrane 4 qui s'applique sur la face externe du dispositif de soutien 5. Celui-ci est fixé au boîtier 1, 2, conjointement avec la membrane 4, dans un logement 6, 7, 8, 9 du boîtier, prévu à cet effet, lequel s'étend sur toute la hauteur de la prothèse, de la pointe à la base de cette dernière. La plaque 5 est avantageusement percée de trous sur la totalité de sa surface pour assurer la communication de l'air distribué par une source d'énergie pneumatique reliée à la prothèse, avec la membrane qui délimite le ventricule gauche.Une deuxième membrane, 10, est également montée dans le boîtier 1, 2; cette membrane 10, qui délimite le ventricule gauche avec la face interne de la partie gauche du boîtier 1, 2, travaille à la déformation (et non pas à l'élongation comme la membrane 4) de part et d'autre d'un plan BB qui fait un angle de 150 par rapport au plan axial longitudinal Ak de la prothèse. La membrane 10 est fixée latéralement sur un support il en matériau rigide tel qu'acier inoxydable par exemple, et le support 11, avec la partie correspondante de la membrane 10, sont fixés dans les logements 6, 7, 8, 9 correspondants du boîtier 1, 2.Des orifices valvulaires 12, 13, 14, 15 sont ménagés dans le boîtier 1, 2, lequel est connecté, par une connexion désignée d'une façon générale par la référence 16 a la figure 1, à une source d'énergie pneumatique (non représentée), par l'intermédiaire d'un tube transcutané (également non représenté) de petit diamètre (10-12 mm par exemple) recouveru de tissu réhabitable et comportant à son extrémité un disque en pyrolyte de carbone placé sous la peau, qui empêche le cisaillement axial du tube sur la peau et évite les infections. Le montage des membranes 4 et 10 dans le boîtier 1, 2, est tel que l'espace ventriculaire droit 17, qui sépare la membrane 4 de la face interne de la paroi droite du boîtier 1, 2, est croissant dans les trois dimensions de l'espace, de la pointe vers la base de la prothese. De même, l'espace 18 qui sépare la membrane 10 de la face interne de la paroi gauche du boîtier 1,2, est également croissant dans les trois dimensions de 11 espace, de la pointe vers la base de la prothèse. Une telle disposition a pour effet de favoriser des écoulements laminaires, sans turbu lences, et d'éliminer les zones de vitesses nulles dans les espaces ventriculaires 17 et 18, tout en orientant dans les espaces ventriculaires 17 et 18, les vecteurs de vitesse du sang vers la sortie, c'est-a-dire vers l'aorte et l'artère pulmonaire, respectivement.Une mince poche 19, 20, en matériau hémocompatible, tel que polyuréthane polysegmenté, par exemple, isole le dispositif moteur constitué par les membranes 4 et 10 et le bot- tier, du sang circulant dans dans les ventricules 17, 18 de la prothèse. conforme a l'invention. Les volumes des ventricules droit 17 et gauche 18 sont sensiblement égaux et sont respectivement de l'ordre de 250 cm3. Des inserts, désignés d'une façon générale par la référence 21, -sont montés dans le bottier 1, 2, et plus spécifique- ment dans les orifices valvulaires 12,13, 14, 15, qui sont respectivement les orifices aortique, mitral, pulmonaire et tri- cuspide, un peu au-dessous du plan de l'embouchure desdits orifices. Ces inserts 21, dont l'un a été représenté a échelle très agrandie a la figure 7, approximativement a l'échelle 10, sont des pièces qui réalisent la jonction entre la prothèse cardiaque et le porteur de la prothèse, et qui permettent la mise en place des valves 22 conformes a l'invention dans les orifices valvulaires, d'une manière qui réduit considérablement les pertes de charge. L'insert 21 représenté a la figure 6 comporte un corps 23, en acier inoxydable par exemple. Un logement 24 de 1 'insert reçoit à force une section correspondante 25 du bord de l'orifice valvu laire qui reçoit l'insert, cette section s'adaptant dans ledit logement 24.Le corps 23 de l'insert comporte en outre ln filetage latéral 26 qui reçoit une pièce de jonction 27 qui porte un disque en "Teflon" 28 pour l'anastomose au porteur de la prothèse. Le corps 23 comporte en outre un alésage 29 et deux alésages 30. L'alésage 29 est destiné a recevoir l'une des extrémités de la barrette d'articulation 31 d'une valve désignée d'une façon générale par la référence 22 ,tandis que les alésages 30 sont destinés à recevoir une des extrémités de chacune des barrettes de butée 32 de ladite valve; le disque 33 de la valve,qui constitue la valve proprement dite, est inséré entre les extrémités libres des barrettes 31 et 32;il est réalisé de préférence en matière plastique the)eoplastique hEmccom}atible appropriée; son diamètre est sensiblement identique à celui des orifices valvulaires auxquels il est associé et est également sensiblement identique à celui des vaisseaux auxquels la prothèse doit être anastomosée. En raison du montage des extrémités des barrettes de la valve 22 dans les inserts 21, et de l'élimination de l'anneau de support métallique dont sont pourvues les valves connues dans l'Art antérieur, les causes de restriction du débit (pertes de charge) sont éliminées dans une grande mesure, de même que, dans une mesure importante, les causes de thrombogénèse. En service, les déplacements de volume dans le ventricule droit sont obtenus en sollicitant, sous l'action de l'air (ou de l'hélium) comprimé provenant du distributeur pneumatique, plus ou moins l'élongation de la membrane 4 élastique convexe, qui figure le septum interventriculaire du coeur naturel ; en raison de la grande surface de la membrane 4, l'amplitude utile est faible et les contraintes mécaniques imposées à l'élastomère qui constitue la membrane 4 sont négligeables, attendu que l'élastomère qui constitue la membrane 4, qui travaille en étirement périodique, ne subit qu'une élongation de l'ordre de 10 à 15 % en raison de la surface importante de la membrane, en sorte que la fatigue à laquelle il est soumis est pratiquement nulle.Les déplacements de volume dans le ventricule gauche sont obtenus par déformation de la membrane non élastique 10, de part et d'autre du plan BB de la prothèse. Une prothèse cardiaque doit pomper tout le sang qui lui parvient du réseau circulatoire sans que les pressions moyennes d'alimentation des ventricules s'écartent de leurs valeurs physiologiques qui sont de -2 à +7 mm de Hg pour le ventricule droit et de +5 à +15 mm de Hg pour le ventricule gauche. Comme le débit de sang qui parvient au coeur est inversement proportionnel à la valeur des résistances du territoire systémique, le débit pompé par le coeur dans ce territoire doit être également inversement proportionnel à ces résistances pour que la pression artérielle soit maintenue à sa valeur physiologique. Pour ce faire, chez un sujet jeune de 80 kg, la sensibilité du ventricule gauche à la pression de remplissage doit être de l'ordre de 1 litre par mm de Hg et par minute, ce qui correspond à des variations de débit de l'ordre de 6 à 19 litres par minute. Pour reproduire avec une prothèse cardiaque ces performances qui sont celles du coeur naturel lorsque l'organisme passe des conditions de repos (consommation d'oxygène 400 cm /minute) à celles d'un exercice musculaire d'intensité maxima (consommation d'oxygène 1300 cm3/minute), trois types d'adaptation sont possibles. Une adaptation de débit basée sur les seules variations du volume systolique sous l'effet des variations de la pression de remplissage ; une adaptation de débit basée sur des variations de fréquence ; une adaptation de débit comportant comme le coeur naturel, ces deux mécanismes mis en jeu de façon synergique. Une autorégulation de débit basée uniquement sur les variations du volume systolique telle qu'elle est réalisée actuellement par la plupart des prothèses connues est insuffisante pour la raison suivante : la fréquence utilisable en pratique de fa çon prolongée est de 90 à 110 cycles par minute ; l'autorégulation de débit implique donc un grand volume de réserve diastolique qui n'est pas compatible avec les contraintes anatomiques. De plus, les valves d'admission jusqu'ici utilisées ne dépassent pas 30 mm de diamètre interne pour des raisons d'encombrement également. Le temps nécessaire à l'éjection du volume de sang contenu dans le ventricule étant de 35 à 40 %, le temps laissé libre pour le remplissage dans le cycle n'est que de l'ordre de 340 à 400 millisecondes. Or le volume maximum de sang qui peut passer pendant ce temps de l'oreillette dans le ventricule lorsque la pression moyenne de remplissage est à son plus haut niveau acceptable (15 mm de Hg) n'est dans ces conditions que de 110 à 130 mi (filling impédance). Les facteurs limitant le débit lorsqu'on fonctionne à fréquence fixe sont donc d'une part les contraintes anatomiques qui limitent le volume de réserve disponible, et, d'autre part, les pertes de charges au niveau de la valve d'admission qui limitent l'utilisation de ce volume. En pratique, pour un encombrement global effectif supérieur à 800 cm3,les prothèses connues dans l'Art antérieur effectuent sous une pression de remplissage de 15 mm de Hg,un débit inférieur à 13 litres/minute. D'autres investigateurs ont tenté de réaliser une régulation de débit par l'intermédiaire de variations de fréquence appropriées. Ces prothèses fonctionnent à volume systolique constant, un dispositif électronique arrêtant la phase de remplissage dès que les ventricules sont pleins, sous l'effet d'un signal de contact. Ces prothèses étant faites de deux parties indépendantes, droite et gauche, les phénomènes d'encombrement limitent le volume systolique maximum à 130 ml. Il est apparu que 1 t association, conformément à l'invention, d'une prothèse monobloc présentant un faible encombrement (700 cm3), de grands volumes de réserve (190 ml), de grandes valves d'admission (35 mm de diamètre interne) avec un dispositif de régulation portant à la fois sur les variations du volume systolique (STARLING), sur la fréquence et sur la puissance d'éjection (SARNOFF) permet de couvrir des variations de débit plus étendues en respectant les pressions de remplissage physiologiques indiquées ci-dessus et par voie de conséquence assure une meilleure régulation de la pression artérielle. Conformément à l'invention, un tel dispositif commande la durée de la phase de remplissage en fonction de la pression de remplissage du ventricule gauche et la pression d'activation en fonction des résistances du territoire systémique du sujet. Conformément à l'invention, ce dispositif de régulation comprend deux asservissements, à savoir Un premier asservissement (cf. figure 7) établit une relation entre d'une part la pression d'activation utilisée sur le distributeur de pression pneumatique et le pourcentage du temps de mise en pression, et, d'autre part, une valeur de référence de la pression aortique moyenne. La pression aortique moyenne prise comme référence est celle du patient avant l'implantation de la prothèse, soit 90 à 120 mm de Hg. La pression aortique moyenne effective est repérée grâce à l'analyse morphologique de la courbe de montée en pression de l'air captée dans le tube d'activation, le plus près possible de la prothèse.Cette courbe permet de déterminer (1) l'ouverture de la valve de sortie du ventricule gauche et la pression correspondante, qui est la pression diastolique du sujet ; (2) à partir du décrochage correspondant à l'ouverture de ladite valve, la courbe de pression s'infléchit et correspond à l'éjection de tout le contenu du ventricule gauche dans l'aorte; le sommet de cette phase correspond à la pression "systolique" du sujet ; (3) la courbe se redresse ensuite pour atteindre la valeur de pression utilisée sur le distributeur de pression pneumatique. Lorsque le temps de mise en pression est supérieur à 240 millisecondes, lorsque. la pression aortique moyenne du sujet ne dépasse pas 120 mm de Hg et lorsque la pression d'activation est supérieure à 230 g, cette phase de la courbe est toujours apparente. Comme la membrane d'activation 10 du ventricule gauche n'est pas élastique, la pente de la courbe à partir du deuxième décrochage ne dépend que de la résistance de la membrane 4 du ventricule droit à l'élongation, puisque la pression d'activation est commune aux ventricules droit et gauche. L'analyse morphologique de la courbe de pression d'activation permet de déterminer la pression diastolique et la pression systolique du sujet. De ce signal, on tire la pression aortique moyenne : ce signal pilote : - la pression d'activation entre des valeurs limites de 230 à 330 g ; - le pourcentage du temps de systole dans le cycle d'activation entre les valeurs limites de 33 % à 43 %.Si la pression aortique moyenne mesurée est supérieure ou inférieure à la valeur choisie comme référence, la pression d'activation doit augmenter ou diminuer en sens inverse d'une valeur de 10 g ; le pourcentage du temps de systole dans le cycle doit augmenter ou diminuer en sens inverse, également de 1 %. Une variation de la pression aortique moyenne au-dessus ou au-dessous de la valeur de référence entrain donc une variation en sens inverse de la pression d'activation et du pourcentage du temps de systole dans le cycle dans les limites indiquées ci-dessus. Ceci a pour effet d'augmenter ou de diminuer le volume déplacé par le ventricule droit et donc le débit d'alimentation du ventricule gauche. Ce premier asservissement effectue donc trois opérations (1) extraction du signal pilote sur la courbe de montée en pression de l'air,de préférence à 25 cm de la prothèse ; (2) traitement de ce signal pour moduler le pourcentage du temps de mise en pression dans le cycle dans les valeurs limites de 33 à 43 %; le prélèvement du signal pilote est effectué toutes les vingt secondes ; (3) mise en action d'un dispositif mécanique agissant sur un détendeur de pression associé au distributeur de pression pneumatique, pour régler la pression dans la capacitance 48-dudit distributeur entre 230 et 330 g en fonction de la pression aortique moyenne mesurée chez le sujet. Cette opération a pour but de maintenir la durée de la systole à une valeur constante (240 millisecondes + 10 %) nécessaire à l'éjection de tout le volume contenu dans les ventricules. Conformément au schéma représenté à la figure 7, le premier asservissement comporte un capteur de pression 36 placé à 25 cm de la prothèse, sur le tuyau d'activation 16, un disposi tif électronique 37 de traitement du signal émis par le capteur 36, par l'étude morphologique de la courbe de montée en pres sion de l'air, un comparateur 38 qui capte le signal correspon dant à la pression aortique moyenne du porteur de la prothèse et le carre au signal oerresponddnt à la pression aortique de référence(100 mm d'Hg +lOmm)et émet un signal de réglage de la pression d'activa tion : si la pression aortique effective moyenne comparée par le dispositif 38 est supérieure à la pression aortique de référence, le signal émis en 40 provoque, dans la capacitance 48, une dimi nution de la pression d'activation de 10 g (temps de systole - 1 %) ; si la pression aortique effective moyenne comparée par le dispositif 38 est inferieure à la pression aortique de réfé rence, le signal émis en 41 provoque, dans la capacitance 48, une augmentation de la pression d'activation de 10 g (temps de systole : + i %). Un deuxième asservissement (cf. figure 8) établit une re lation entre la période du cycle d'activation et la pression de remplissage du ventricule gauche. La pression de remplissage du ventricule gauche est tirée du signal de pression capté dans une capacitance 48 extra-corporelle, en communication avec l'espace intermembranaire 35 de la prothèse, par un tube 49 co-axial au tube 16 d'activation (dia mètre interne 3 mm ; diamètre externe 4 mm ; longueur 30 cm). Pour réduire les phénomènes de pertes de charge, cette capaci tance 48 peut contenir de lthelium. L e s i g n a 1 repré sentatif de la pression de remplissage du ventricule gauche pi lote la période du cycle d'activation dans les valeurs limites comprises entre 750 et 550 millisecondes. A une pression moyenne de remplissage du ventricule gau che de 7 mm- de Hg correspond une fréquence de 95 cycles par mi nute (630 millisecondes). Une augmentation de la pression moyenne de remplissage du ventricule gauche au-dessus de 7 mm de Hg deter- mine une diminution de la durée du cycle de 30 millisecondes, jusqu'à une valeur limite de 550 millisecondes et une diminution de la pression moyenne de remplissage du ventricule gauche au dessous de 7 mm de Hg détermine une augmentation de la durée du cycle de 30 millisecondes jusqu'à une valeur limite de 750 milli secondes. Le prélèvement du signal dans la capacitance est effec tué avec un délai de 10 secondes sur le prélèvement du signal du premier asservissement. Ce deuxième asservissement a pour rôle de convertir le signal de pression obtenu en signal de temps. Conformément au schéma représenté à la figure 8, le cap teur de pression 42 placé dans la capacitance 48 capte un signal représentatif de la pression de remplissage du ventricule gau che, qui doit être égale a 7 mm de Hg, la durée du cycle étant alors de 650 millisecondes. Un comparateur 44 compare le signal représentatif de la pression effective de remplissage du ventricule gauche à un signal représentatif de la pression de référence susdite:si le signal émis par le comparateur 44 constate une égalité (47) aucun signal de réglage de la durée du cycle n'est émis ; si la pression de remplissage est supérieure a la pression de remplissage de réfé rence, un signal est émis en 46 pour augmenter la durée du cycle de 30 millisecondes ; dans le cas contraire, un signal émis en 45 provoque la diminution de la durée du cycle de 30 millisecon des, les valeurs limites de la durée du cycle étant de 550 milli secondes-750 millisecondes. Les deux asservissements conformes à l'invention agissent en synergie et sont réalises à l'aide d'un microprocesseur, pour permettre à la prothèse cardiaque conforme à l'invention de répondre par des variations de débit appropriées, aux varia tions physiologiques des résistances du circuit vasculaire, dans le but de ramener constamment la pression aortique moyenne à sa valeur de référence et de maintenir la pression de remplissage ventriculaire gauche dans les limites physiologiques (7 mm de Hg + 7). La combinaison de moyens qui caractérise l'invention et qui comprend : - un boîtier monobloc étanche dont la forme et l'encombrement spatial reproduisent sensiblement ceux du coeur naturel ; - un dispositif moteur étanche, inclus dans ledit boi- tier et comprenant. une membrane convexe de grande surface, tra vaillant à l'élongation, dont la sollicitation permet d'obtenir les déplacements de volume requis dans le ventricule droit dé limité par cette membrane et la paroi correspondante du boîtier, selon des modalités spécifiques : une augmentation de la pression d'activation de 230 g à 330 g entraîne une variation du volume déplacé de 80 à 170 ml,,et une membrane travaillant à la défor mation de part et d'autre d'un plan de symétrie, dont les défor mations provoquent les déplacements de volume requis dans le ventricule gauche délimité par cette seconde membrane et la partie correspondante du boîtier ; - l'activation de ce dispo sitif moteur par une source d'activation unique ; - la disposi tion dans les orifices valvulaires ménagés dans le boîtier et dont le diamètre est suffisamment grand pour ne pas constituer une gêne pour la circulation, de valves dont la section de pas sage est suffisamment grande pour diminuer le plus possible les pertes de charges transvalvulaires ; une telle combinaison de moyens permet de conférer à la prothèse cardiaque conforme à la présente invention des dimensions optimales eu égard à son encombrement, à l'absence de gêne concernant la circulation de retour et à la réduction des espaces morts anatomiques et fonctionnels à un minimum, tout en lui permettant de fonctionner à des débits sanguins sensiblement supérieurs à ceux que permettent d'assurer les prothèses cardiaques connues dans l'Art antérieur. C'est ainsi que le volume global de la prothèse conforme à la présente invention ne dépasse pas 700 cm3, tandis qu'elle est capable d'assurer des débits maximums pouvant atteindre 18,5 à 19 litres/ minute à une fréquence de 110 cycles/minute, partir d'une pres sion moyenne de l'oreillette gauche de 15 mm de Hg.L'encombrement des prothèses connues dans l'Art antérieur est compris entre 700 et 850 cm3 et les debits maximums qu'elles sont capables de pomper sont de l'ordre de 12 à 14 litres, 14 litres étant un maximum, à une fréquence de 110 cycles/minute et à une pression moyenne de 15 mn de Hg L'encombrement et les performances de la prothèse cardiaque conforme à l'invention répondent donc par faitement, comme on l'a montré plus haut, aux contraintes anatomiques et physiologiques dont le respect est une condition sine qua non du succès de l'implantation d'une prothèse cardiaque. En raison de sa structure monobloc biventriculaire, la prothèse cardiaque conforme à -l'invention s'implante comme une greffe cardiaque. Viennent s'ajouter aux caractéristiques avantageuses pré citées, les dispositions prises pour minimiser les risques de thrombogénèse, par la suppression des pièces métalliques en con tact avec le sang et par le choix des matériaux utilisés pour la réalisation des poches qui isolent la circulation sanguine dans les espaces ventriculaires 17 et 18 à l'égard du disposi tif moteur et du boîtier.Vient enfin s'ajouter aux caractéris tiques précitées, la disposition de moyens de régulation qui, conformément à l'invention, permettent la régulation des débits sanguins dans la prothèse cardiaque non seulement en fonction des pressions de remplissage, qui sont des pressions d'entrée, d'amont,mais aussi en fonction des pressions aortiques et pulmonaires, qui sont des pressions de sortie, d'aval, permettant ainsi l'adaptation des débits sanguins dans la prothèse aux variations des résistances pulmonaires et systémiques ; la pression d'activation et la durée de la systole sont asservies à une valeur de référence de la pression aortique moyenne et la durée du cycle d'activation est asservie à la pression de l'oreillette -gauche, dans les valeurs limites de 80 à 110 cycles/minute.Ces deux asservissements agissant en synergie, permettent à la prothèse de répondre aux variations des résistances pulmonaires et systémiques par des variations de puissance ("contractilité"), qui préviennent l'augmentation de la pression veineuse centrale et reproduisent en celà le mode d'adaptation de débit du type homéométrique décrit par SARNOFF. Les essais d'implantation de prothèses cardiaques en sont actuellement au stade expérimental et sont effectués exclusivement sur des animaux, et plus particulièrement sur des veaux, en raison du fait que la cavité péricardique de ces derniers, de même que les conditions fonctionnelles circulatoires, présentent sensiblement les mêmes contraintes anatomiques et fonctionnelles que celles qui prévalent chez l'être humain. A ce stade expérimental, l'implantation de prothèses cardiaques totalesprésente un intérêt primordial pour l'étude du système cardiocirculatoire, pour l'étude physiopathologique de l'insuffisance cardiaque, de l'hypertension artérielle, des maladies cardiaques acquises ou congénitales, etc... D'autre part, les travaux en cours actuellement dans le monde tendent tous d'une part à créer des prothèses cardiaques totales fiables, aptes à suppléer efficacement un coeur naturel, ne provoquant ni infection de la cavité péricardique et des tissus, ni formation interne de thrombose, et d'autre part, à mettre au point des dispositifs d'acti vatio soit implantables, soit s'ils sont extracorporels, portables, de façon à réduire au minimum la dépendance du porteur de la prothèse, le but visé étant de pouvoir, à l'aide de l"'outil" fiable et utilisable mis au point, entreprendre des expérimentations cliniques sur l'être humain avec pour objectif initial des implantations provisoires, dans l'attente d'un don neur d,e greffe, et pour objectif à plus longue échéance, l'implantation plus ou moins définitive de prothèses cardiaques dont l'efficacité, la fiabilité, l'innocuité et la longévité auront été vérifiées. Ainsi que cela ressort de ce qui précède, l'invention ne se limite nullement à ceux de ses modes de mise en oeuvre, de réalisation et d'application qui viennent d'être décrits de fa çon plus explicite ; elle en embrasse au contraire toutes les variantes qui peuvent venir à l'esprit du technicien en la ma tière, sans s'écarter du cadre, ni de la portée, de la présente invention. REVENDICATIONS l - Prothèse cardiaque totale essentiellement constituée d'un ensemble monobloc biventriculaire fait d'un bot- tier étanche implantable dans la cavité péricardique et réalisé en un matériau compatible et non toxique vis-à-vis des tissus environnants, le sang circulant dans les ventricules étant isolé de la prothèse, caractérisée en ce que le boitier contient- un dispositif moteur constitué par deux membranes dont l'une travaille à l'élongation et délimite avec la face interne correspondante du bottier un espace qui constitue le ventricule droit, et dont la seconde travaille à la déformation et est montée pour déterminer un intervalle, ou espace ventriculaire gauche, entre elle et la face interne correspondante du bottier ;;-des moyens d'isolement de la prothèse vis-à-vis du sang circulant dans les espaces ventriculaires de cette dernière, essentiellement montés respectivement en association avec la face externe de la membrane qui délimite le ventricule droit et en association avec la face externe de la membrane qui délimite le ventricule gauche ;;-des valves montées dans les orifices valvulaires ménagés dans le bottier pour l'anastomose avec les vaisseaux du réseau circulatoire, lesquelles valves présentent un diamètre compatible d'une part notamment avec les diamètres auriculo-ventriculaire de remplissage, aortique et pulmonaire d'évection et, d'autre part, avec les pressions cinétiques physiologiques du sang circulant dans la prothèse, du ventricule gauche dans l'aorte, et du ventricule droit dans la pulmonaire, pour éviter de façon maximale les phénomènes de pertes de charge, et réduire à un minimum de gradient de pression transvalvulaire ;;-des moyens d'activation du dispositif moteur précité associés à ce dernier et qui lui fournissent des pressions d'alimentation sensiblement équivalentes aux valeurs physiologiques des pressions ventriculaires,-et des moyens de régulation du débit cardiaque en fonction d'une part de la pression de remplissage du ventricule gauche et,d'autre part,de la pression aortique. 2 - Prothèse cardiaque selon la Revendication 1, caractérisée en ce que le dispositif moteur est constitué par deux mEmbranes dont l'une au moins est en matériau elastanère approprié et dont chacune est supportée par un dispositif de soutien en matériau rigide, qui coopère avec elle. 30- Prothèse cardiaque selon la Revendication 1 ou la Revendication 2, caractérisée en ce que la membrane e n m atériau élastom8re,.qui travaille à l'élongation, présente une for 2 me convexe et une grande surface, de l'ordre de 150 a 165 cm2 environ. 40-'Prothèse cardiaque selon les Revendications 1 et 2, caractérisée en ce que le dispositif en matériau rigide de soutien de la membrane qui travaille a 11 élongation et qui délimite le ventricule droit, est appliqué sur la face interne de ladite membrane, dont il épouse étroitement la forme, et a l'égard de laquelle il joue le roule de butée anti-retour. 50 Prothèse cardiaque selon la Revendication 4, carac térisée en ce que ledit dispositif en matériau rigide de soutien de la membrane qui travaille a l'élongation, est percé d'une pluralité d'ouvertures qui assurent la communication de l'air avec la membrane travaillant a la déformation, qui délimite le ventricule gauche. 5 - Prothèse cardiaque selon les Revendications 1 et 2, caractérisée en ce que le dispositif en matériau rigide de soutien de la membrane qui travaille la déformation, supporte ladite membrane latéralement pour permettre sa déformation, dans les limites imposées par la présence dudit dispositif de soutien. 70- Prothèse cardiaque selon l'une quelconque des Revendications 1 a 6, caractérisée en ce que l'ensemble constitué par les deux membranes susdites et leurs dispositif s de soutien, forme un ensemble étanche lui-meme logé dans ledit bottier étanche, auquel ledit ensemble est solidarisé par l'intermédiaire de logements appropriés ménagés dans ledit bottier pour recevoir les extrémités des deux membranes et les extrémités de leurs supports respectifs. 80- Prothèse cardiaque selon l'une quelconque des Revendications 1 a 7, caractérisée en ce que la distance entre les membranes qui délimitent avec les faces internes correspondantes du bottier, respectivement le ventricule gauche et le ventricule droit, est croissante dans les trois dimensions spatiales, de la pointe vers la base de la prothèse, pour orienter les vecteurs de vitesse vers l'orifice valvulaire de sortie correspondant et evi- ter toutes stases. 9e- Prothèse selon l'une quelconque des Revendications 1 a 8, caractérisée en ce que le volume de l'espace ventriculaire gauche et le volume de l'espace ventriculaire droit sont sensi blement égaux. 10a- Prothèse cardiaque selon l'une quelconque des Revendications 1 a 9, caractérisée en ce que chacune des valves mon tées dans les orifices valvulaires managés dans le bottier, est constituée par un disque en matériau hémocompatible approprié, dont le diamètre est sensiblement identique & celui de l'orifi- ce valvulaire dans lequel il est monté, lequel disque est insé- ré entre une barrette d'articulation et deux barrettes de butée qui le bloquent en position ouverte ou fermée, en coopération avec ladite barrette d'articulation, créant en position ouverte une surface utile maximale et offrant une inertie minimale. l Prothèse cardiaque selon l'une quelconque des Reven dicationi 1 & 10, caractérisée en ce que ledit bottier est équi- pé d'inserts pour l'anastomose au porteur de la prothèse, lesquels inserts sont montés dans les orifices valvulaires ménagés dans ledit bottier et sont conçus pour recevoir respectivement l'extrémité de fixation de la barrette d'rticulation et les extrémités de fixation des barrettes de butée, entre lesquelles est insérée la valve susdite. 12- Prothèse cardiaque selon l'une quelconque des Revendications 1 & 11, caractérisée en ce que les moyens d'activation du dispositif moteur sont constitués par un moteur électrique a piles implantable, dont l'énergie fournit les pressions d'alimentalion requises au dispositif moteur susdit. 13 - Prothèse cardiaque selon l'une quelconque des Revendications 1 & 11, caractérisée en ce que les moyens d'activation du dispositif moteur sont constitués par un moteur électrique commande par une source d'énergie nucléaire, qui fournissent les pressions d'alimentation requises au dispositif moteur susdit et sont tous deux implantables. 14-- Prothèse cardiaque selon l'une quelconque des Revendications 1 a 11, caractérisée en ce que les moyens d'activation du dispositif moteur sont constitués par une source d'énergie pneur matique extra-corporelle reliée & la prothèse cardiaque par un tube transcutané de petit diamètre, réalisé en un matériau élimi nant au maximum les risques d'infection transcutanée. 1S*- Prothèse cardiaque selon la Revendication 14, carac térisée en ce que ledit tube transcutané est recouvert de tissu réhabitable et équipé au contact des tissus, de disques en pyrolyte de carbone qui empêchent le cisaillement du tube sur la peau dans le sens axial et évitent les infections. 160 Prothèse cardiaque selon l'une quelconque des Revendictions 1 a 15, caractérisée en ce que les moyens de régulation du débit cardiaque en fonction d'une part de la pression de remplissage du ventricule gauche et d'autre part, de la pression aortique,sont associés aux moyens d'activation du dispositif moteur et comprennent un double asservissement qui a pour rible d'adapter le débit sanguin dans la prothèse cardiaque aux variations des résistances pulmonaires et systémiques, d'une part en asservissant la pression d'activation et le pourcentage de sy8- tole dans le cycle a une valeur de référence de la pression aortique moyenne et d'autre part, en asservissant la durée du cycle d'activation a la pression dans l'oreillette gauche, entre des limites comprises entre 80 et 110 cycles/minute. 17 - Prothèse cardiaque selon la Revendication 16r ca- ractérisée en ce que lesdits moyens de régulation du débit cardiaque comprennent, dans le cas oQ ils sont associés a des moyens d'activation constitués par une source d'énergie pneumatique, un premier asservissement qui comporte un détendeur de pression qui fait varier la pression d'activation entre 230 et 330 g, sous l'action d'un signal émis par un comparateur, après comparaison d'un signal correspondant a la pression effective du porteur de la prothèse avec un signal correspondant a une pression de reférence, par exemple 100 mm de Rg, si la pression effective diffère de la pression de référence, pour augmenter ou diminuer la pression d'activation exercée sur la membrane qui constitue le ventricule droit et augmenter ou diminuer le débit dans ledit ventricule droit, de façon correspondante ; - et un deuxième asservissement qui utilise les variations de débit dans le ventricule droit et l'augmentation résultante de la pression de remplissage du ventricule gauche qui est représentée par un signal de pression représentatif de la pression de remplissage du ventricule gauche, émis par une capacitance associée & l'activateur pneumatique, pour réguler la fréquence d'activation entre 750 et 530 millisecondes a l'aide d'un signal proportionnel émis a la suite de l'établissement par un microprocesseur, associé & la capacitance susdite, d'une relation proportionnelle entre la pression de remplissage du ventricule gauche et la période du cycle d'activation. 180 ProcddF de régulation du débit sanguin dans une prothèse cardiaque selon l'une quelconque des Revendications 1 à 17, & l'aide d'un appareillage électronique associe & des moyens mécaniques, lequel procédé est caractérisé en ce qu'il comprend un premier asservissement qui augmente le débit sanguin en augmentant la pression d'activation exercée sur la membrane qui délimite le ventricule droit, et en augmentant, par voie de conséquence, le volume systolique droit, et un deuxième asservissement qui utilise l'augmentation du débit dans le ventricule droit, qui a pour conséquence d'augmenter la pression de remplissage dans le ventricule gauche, pour réguler la fréquence d'activation, les deux asservissements agissant en synergie, lorsque la pression aortique est insuffisante, le premier asservissement augmentant alors la pression d'activation, qui provoque l'augmentation du déplacement de volume dans le ventricule droit, qui détermine, d son tour, une augmentation du volume qui arrive dans le ventricule gauche, laquelle augmente la pression de remplissage dans le ventricule gauche, laquelle, captée par le deuxième asservissement, permet de réguler la fréquence et d'obtenir la reproduction de la Loi de SARXOFF selon laquelle l'augmentation de la fréquence d'activation est liée à une augmentation proportionnelle de la pression d'activation, et augmente le débit sanguin à la sortie de la prothèse vers l'aorte.