FR 2766373 A1 19990129 FR 9709428 A 19970724 DISPOSITIF D'ASSISTANCE CARDIAQUE VENTRICULAIRE A CONTRE - PULSAT I ON Domaine technique La présente invention concerne un dispositif d'assistance cardiaque ventriculaire à contre-pulsation. Ce dispositif permet d'agir comme système de stockage et de génération d'énergie hydraulique pulsative. I1 est conçu pour être utilisé comme composant d'un appareil autonome d'assistance cardiaque fonctionnant en contre-pulsation. Etat de la technique antérieure Les dispositifs d'assistance cardiaque actuellement utilisés, tels que le système NOVACORD NP 100 de la société BAXTER et le HEARTMATEs IP de la société TCI utilisent une pompe cardiaque comprenant un actionneur et une chambre souple ou poche. La chambre souple se remplit ou se vide périodiquement de sang sous l'action de l'actionneur. Cet actionneur est soit un électro-aimant, soit un moteur électrique avec transformation, au moyen d'une came, du mouvement circulaire fourni par le moteur électrique en mouvement linéaire. L'action mécanique se fait sur la poche (en polyuréthanne) placée en dérivation sur le ventricule gauche du patient. Des valves, permettant une circulation unidirectionnelle du sang, sont placées à l'entrée et à la sortie de la poche. Ces dispositifs posent un certain nombre de problèmes. Leur fonctionnement, en parallèle avec le coeur natif, entraîne un fonctionnement non synergique de celui-ci avec pour conséquence, dans la plupart des cas, une dégradation des fonctions du coeur. Le dispositif d'assistance doit donc suppléer en totalité au ventricule gauche du patient ce qui, associé à un rendement moyen des actionneurs, implique une puissance électrique élevée (de l'ordre de 25 W). I1 en résulte que l'alimentation électrique nécessaire pour assurer une autonomie d'une journée doit être fournie par des batteries relativement volumineuses, non implantables dans le corps humain. Ces batteries sont extérieures au corps. Elles sont portées en bandoulière ou à la ceinture, la liaison électrique avec le dispositif implanté se faisant par un cable transcutané. Ces dispositifs causent aussi des micro ou macro-thromboembolismes qui sont dus notamment à la grande surface d'échange synthétique et à la conception hydraulique induisant des zones de turbulence ou de stase. Les actionneurs et les vannes induisent un bruit important, entraînant une gêne pour le patient et son entourage. La sécurité de ces dispositifs est sujette à caution. Une déchirure de la poche peut entraîner une hémorragie ou une embolie gazeuse. Une panne quelconque peut avoir des conséquences fatales en quelques secondes car le coeur natif ne travaille plus. La mise en place d'un tel dispositif nécessite une circulation extracorporelle totale ainsi qu'une incision de l'apex du coeur pour la pose d'une canule. Ces opérations sont toujours invalidantes pour le coeur natif. On connaît également des projets de dispositifs utilisant des muscles squelettiques tels que le latissimus dorsi en tant qu'actionneur. Le muscle peut être enroulé autour de l'aorte (aortomyoplastie) ou du coeur (cardiomyoplastie). I1 peut également actionner indirectement une poche à sang à l'aide d'une transformation mécanique ou hydraulique. Le muscle est dans ce cas actionné périodiquement à l'aide d'un appareil de type stimulateur de manière à exercer une action mécanique sur le système cardiovasculaire. Ces dispositifs présentent un certain nombre d'inconvénients. Leur mise en place nécessite une opération chirurgicale lourde et invalidante pour un patient déjà affaibli. La transformation physiologique du muscle pour le rendre apte à un fonctionnement cyclique rapide nécessite un apprentissage de plusieurs semaines, ce qui fait que le dispositif d'assistance cardiaque n' est pas opérationnel immédiatement après l'opération. Deux opérations sous anesthésie générale sont nécessaires pour mettre en place définitivement le système. A terme, des problèmes de fatigue du muscle peuvent apparaître. Enfin, l'efficacité du système du point de vue de la mortalité à long terme est controversée. I1 a également été proposé, en particulier dans le brevet US-A-5 290 227, de placer une pompe centrifuge en série sur l'aorte montante et fonctionnant en phase avec le coeur natif. Le fonctionnement de la pompe dans cette partie de l'aorte permet de bien alimenter le cerveau et le haut du corps dont les ramifications aboutissent à la crosse aortique. Cependant, la mise en place de la pompe centrifuge nécessite une circulation extra-corporelle totale, toujours invalidante. Les artères coronaires gauche et droite étant situées immédiatement en sortie du coeur après la valve aortique, et donc en amont de la turbine d'assistance, le fonctionnement en systole de la pompe centrifuge provoque une diminution de la pression coronaire et donc un déficit coronaire gauche et surtout droit. On connaît étalement des pompes centrifuges placées en dérivation sur le ventricule gauche. Ces dispositifs permettent potentiellement une meilleure fiabilité du fait de l'absence de diaphragme ou de sac en matériau polymère dont la tenue dans le temps, avec des sollicitations répétées, est toujours problématique. De plus, ils permettent également de s'affranchir du délicat problème constitué par la compensation en pression résultant des variations de volume des poches. Néanmoins, de sérieux problèmes subsistent concernant : la fiabilité des roulements ou des paliers, des problèmes de thrombus sur les paliers, des problèmes de bruit, la nécessité d'une circulation extra-corporelle pour la mise en place de ces dispositifs. En outre, une panne de la pompe peut entraîner un fonctionnement en circuit fermé du coeur car il n'y a pas de valve. De plus, il y a risque de coagulation dans la branche en dérivation. On connaît par ailleurs des dispositifs d'assistance cardiaque fonctionnant en contre-pulsation. Les pompes à ballonnet intra-aortique (IABP) sont utilisées cliniquement depuis les années 1960 en récupération de choc cardiaque. Le ballonnet est inséré dans l'aorte du patient, généralement par l'artère fémorale. Une console extérieure permet de gonfler et de dégonfler le ballonnet, avec de l'hélium, en synchronisme avec le coeur. Le ballonnet est gonflé en diastole et dégonflé en systole. Le dégonflage du balionnet diminue la post-charge du coeur qui, de ce fait, éjecte plus de sang. Le gonflage du ballonnet en diastole remonte la pression aortique et force le sang dans le circuit artériel. Néanmoins, les IABP ne sont pas adaptés à une assistance à long terme pour au moins deux raisons. D'une part, le ballonnet n'y résisterait pas d'un point de vue mécanique. D'autre part, le fonctionnement nécessite une console et un stockage de gaz externe peu compatible avec une vie normale. De plus, le passage percutané des tubulures pneumatiques constitue une source d'infection importante. On peut aussi utiliser l'aortomyoplastie pour exercer l'action de contre-pulsation, en enroulant un muscle squelettique (généralement le latissimus dorsi) autour de l'aorte. Ce procédé présente les inconvénients mentionnés plus haut quant à l'utilisation des muscles squelettiques. De plus, on peut craindre une lésion de la paroi aortique à cause des compressions répétées de l'aorte. L'article de A. KANTROWITZ et al. intitulé "A Mechanical Auxiliary Ventricle. Histologic Responses to Long-term, Intermittent Pumping in Calves", paru dans la revue Trans. Am. Soc. Artif. Intern. Organs, Vol. 41, pages M340-M345, 1995, décrit un projet expérimenté chez l'animal. Un ballon extra-aortique est mis en action selon le même principe que 1'IABP. Ce système présente toujours l'inconvénient de nécessiter une source d'énergie pneumatique portable, mais extérieure. D'autres projets, utilisant le principe de la contre-pulsation, ont été divulgués. Ils sont décrits dans les documents WO 93/05827, EP-A-O 216 042, WO 92/08500 et US-A-4 979 936. Dans US-A-4 938 766, R.K. JARVIK décrit des dispositifs implantés sur l'aorte et réalisant un stockage hydraulique passif avec transfert d'énergie hydraulique entre la phase systole et la phase diastole. Les systèmes de stockage décrits sont soit mécaniques (à l'aide d'une structure ressort), soit magnétiques (à l'aide d'aimants permanents). Ces dispositifs n'ont apparemment pas été testés pratiquement. De toutes façons, le gain réel de débit cardiaque devrait être limité, les dispositifs n'apportant aucune énergie au système cardiaque. Exposé de l'invention Pour remédier aux inconvénients de l'art antérieur mentionnés ci-dessus, on propose, selon la présente invention, un dispositif d'assistance cardiaque utilisant les éléments suivants - une prothèse aortique réalisant l'action de contre-pulsation sur l'aorte. Cette prothèse se présente sous la forme d'un manchon aortique placé sur l'aorte descendante et dans lequel circule le sang. - un fluide intermédiaire extérieur au manchon, assurant la compression cyclique du manchon en phase diastolique et procurant l'effet de contrepulsation. - un actionneur électro-hydraulique transformant de l'énergie électrique stockée en une énergie hydraulique délivrée au fluide intermédiaire. - une chambre de compensation, encore appelée chambre de compliance, permettant d'accommoder la variation de volume de liquide intermédiaire. - un dispositif de stockage d'énergie électrique permettant l'autonomie énergétique complète du dispositif d'assistance cardiaque. - un système de transmission d'énergie et de données entre l'extérieur et l'intérieur du corps permettant la recharge des batteries et le télécontrôle du dispositif. L'invention a donc pour objet un dispositif d'assistance cardiaque ventriculaire à contre-pulsation, caractérisé en ce qu'il comprend les éléments implantés suivants - un manchon aortique placé sur l'aorte descendante et apte à réaliser une action de contre-pulsation sur le sang circulant dans l'aorte sous l'effet d'un fluide intermédiaire pénétrant dans le manchon, - un actionneur électro-hydraulique exerçant son action sur le fluide intermédiaire pour réaliser ladite action de contre-pulsation, - une chambre de compliance permettant d'accommoder la variation de volume du fluide intermédiaire au cours du fonctionnement de l'actionneur, - des moyens d'alimentation électrique pour alimenter l'actionneur électro-hydraulique. Selon une première variante de réalisation, le manchon aortique est inséré sur l'aorte descendante. Dans ce cas, le manchon aortique peut comprendre une membrane tubulaire en matériau souple, se substituant à un tronçon de l'aorte, la membrane étant enfermée à l'intérieur d'une coque rigide scellée sur l'aorte de manière à définir une chambre annulaire autour de la membrane, le fluide intermédiaire pénétrant dans la chambre annulaire par un orifice prévu dans la coque. Selon une deuxième variante de réalisation, le manchon aortique est rapporté sur l'aorte descendante. Dans ce cas, le manchon aortique peut comprendre un élément en matériau souple enserrant l'aorte et constituant un volume fermé avec un orifice pour l'introduction du fluide intermédiaire, le manchon comprenant également une coque rigide pour contenir ledit élément en matériau souple. L'actionneur peut être une pompe centrifuge. I1 peut aussi utiliser un ferrofluide comme élément moteur. Les moyens d'alimentation électrique peuvent comprendre une ou plusieurs batteries rechargeables. De préférence, le dispositif comprend en outre des moyens implantés permettant la réception d'un signal électromagnétique de recharge de ladite batterie. Il peut aussi comprendre en outre des moyens implantés permettant une transmission de données par induction ou par rayonnement infrarouge avec un appareil externe. La chambre de compliance peut comporter des moyens permettant d'introduire, alors que la chambre de compliance est déjà implantée, du gaz pour la charger ou la décharger. L'invention a aussi pour objet un manchon aortique pour dispositif d'assistance cardiaque ventriculaire à contre-pulsation, caractérisé en ce qu'il comprend une membrane tubulaire an matériau souple, destinée à se substituer à un tronçon d'aorte, et une coque rigide scellée sur l'aorte et renfermant ladite membrane de manière à définir une chambre annulaire autour de la membrane, un orifice étant prévu dans la coque pour faire pénétrer un fluide dans ladite chambre annulaire. La membrane peut être pourvue de renforts flexibles. L'invention a encore pour objet un manchon aortique pour dispositif d'assistance cardiaque ventriculaire à contre-pulsation, caractérisé en ce qu'il comprend un élément en matériau souple destiné à enserrer une aorte et constituant un volume fermé avec un orifice d'introduction de fluide, le manchon comprenant également une coque rigide pour contenir ledit élément en matériau souple. Selon une première variante, l'élément en matériau souple est susceptible d'être enroulé autour de l'aorte à la façon d'un serpentin. Selon une deuxième variante, l'élément en matériau souple est susceptible d'être enroulé autour de l'aorte à la façon d'un fourreau. Avantageusement, la coque rigide comprend une articulation et un moyen de fermeture permettant de la disposer autour de l'élément en matériau souple pour le contenir. Brève description des dessins L'invention sera mieux comprise et d'autres avantages et particularités apparaitront à la lecture de la description qui va suivre, donnée à titre d'exemple non limitatif, accompagnée des dessins annexés parmi lesquels - la figure 1 représente un dispositif d'assistance cardiaque ventriculaire à contre-pulsation selon la présente invention et représenté en position sur un patient, - la figure 2 représente un manchon aortique selon la présente invention, inséré sur l'aorte descendante du patient, - la figure 3 représente un manchon aortique selon la présente invention, rapporté sur l'aorte descendante du patient, - la figure 4 est une vue en coupe selon l'axe IV-IV de la figure 3, - la figure 5 représente un autre manchon aortique selon la présente invention, rapporté sur l'aorte descendante du patient. Description détaillée de modes de réalisation de l'invention Le dispositif d'assistance cardiaque représenté à la figure 1 comprend un manchon aortique 1 placé sur l'aorte descendante 10 du patient, un actionneur électro-hydraulique 2, une chambre de compliance 3 et un circuit électrique 4 comprenant une ou plusieurs batteries d'alimentation. L'actionneur électro-hydraulique 2 est en communication de fluide avec le manchon aortique 1 grâce au conduit souple 5. Il est également en communication de fluide avec la chambre de compliance 3 grâce au conduit souple 6. Le circuit électrique 4 alimente l'actionneur électro-hydraulique 2 grâce au cordon électrique 7. Tous ces éléments sont bien sûr réalisés dans des matériaux biocompatibles. Le manchon aortique 1 est décrit plus en détail à la figure 2 qui est une vue partiellement En coupe afin de montrer l'intérieur du manchon. Comme le montre la figure 2, ce manchon aortique se substitue à un tronçon de l'aorte. I1 comprend une membrane 11 située entre deux extrémités tubulaires 12 et 13 destinées à être greffées sur des parties correspondantes de l'aorte. La membrane 11 est en matériau souple. Le manchon aortique 1 comprend aussi une coque rigide 14, de forme générale cylindrique, scellée de manière étanche sur les extrémités tubulaires 12 et 13. Entre la coque rigide 14 et l'ensemble constitué par la membrane 11 et les extrémités tubulaires 12 et 13 existe donc un espace annulaire allongé 15. Le conduit souple 5 (voir la figure 1) aboutit dans cet espace annulaire 15. Le manchon aortique réalise l'action de contre-pulsation sur le sang sous l'effet du fluide intermédiaire introduit dans l'espace annulaire 15 grâce au conduit souple 5. Sur la figure 2, la membrane 11 a été représentée en traits pleins pendant la phase systolique, c'est-à-dire pendant que le fluide intermédiaire reflue vers l'actionneur. La membrane est figurée en traits mixtes pendant la phase diastolique, c'est-à-dire pendant que le fluide intermédiaire afflue vers l'espace annulaire 15. Ce type de manchon (manchon prothétique) doit présenter une compliance plus faible que celle de l'aorte naturelle de manière à diminuer la post-charge du coeur et à augmenter son éjection, donc son débit. Par contre, la compliance ne doit pas non plus être nulle. Elle peut être typiquement de l'ordre de 1 à 3.10 Pa.m'. La compliance peut être réalisée à la source, c'est-à-dire au niveau du manchon prothétique, en donnant une certaine élasticité à celui-ci. Ceci peut être réalisé par exemple à l'aide de renforts métalliques surmoulés dans la paroi de la membrane 11 et formant ressort, tels que les renforts 16. La compliance peut aussi être reportée plus loin dans la chaîne d'actionnement, après le fluide intermédiaire, et intégrée au niveau de l'actionneur électro-hydraulique. Un autre exemple de manchon aortique est décrit à la figure 3 dans une vue en perspective. Contrairement au manchon aortique décrit précédemment, ce manchon est rapporté sur la partie descendante de l'aorte 9 et non pas inséré dans l'aorte. Le manchon 20, représenté à la figure 3, comprend un élément 21 en matériau souple prenant ici la forme d'un fourreau lorsqu'il est enroulé autour de l'aorte 10. Cet élément souple constitue un volume fermé dans lequel aboutit le conduit souple 5. Une coque rigide 22 enserre l'élément 21 pour que cet élément puisse agir directement sur l'aorte en fonction de la pression qu'exerce le fluide intermédiaire. Comme le montre la figure 4, la coque rigide 22 possède une articulation 23 et un fermoir 24 facilitant sa mise en place. Un autre exemple de manchon aortique rapporté est représenté en vue partiellement en coupe sur la figure 5. Dans cet exemple, l'élément 31 en matériau souple prend la forme d'un serpentin lorsqu'il est enroulé autour de l'aorte 10. Cet élément souple constitue un volume fermé dans lequel aboutit le conduit souple 5. Une coque rigide 32, analogue à la coque 22 des figures 3 et 4, enserre l'élément 31 de manière que l'action du fluide intermédiaire s'exerce directement sur l'aorte. Les manchons aortiques inséré et rapporté ne présentent pas les mêmes propriétés et leur utilisation se fera en fonction des conditions d'implantation. Par rapport à un manchon inséré, un manchon rapporté permet d'obtenir une hémo-compatibilité excellente puisqu'il n'y a pas de matériau synthétique en contact avec le sang. Son implantation est simplifiée puisqu'il est possible de l'installer, et éventuellement de le retirer sans léser l'aorte et les artères intercostales. De plus, aucune interruption du flux sanguin n'est nécessaire durant l'intervention. Par contre, on ne fait que remonter la pression diastolique sans pour autant augmenter la compliance artérielle globale, ce qui est moins favorable au niveau synergique pour le coeur et limite l'augmentation du débit sanguin. Enfin, il y a, à la longue, un risque de léser par compression la paroi aortique. Le fluide intermédiaire assure la compression vers l'intérieur du manchon aortique et donc du circuit artériel. Le volume du circuit artériel est diminué en phase diastolique, et augmenté en phase systolique, assurant ainsi l'augmentation du débit sanguin par effet physiologique sur le coeur. Ce fluide intermédiaire est préférentiellement du sérum physiologique, ou un substitut du sang, tel que le DEXTR , de manière à ne pas créer de problème en cas de fuite de ce fluide à l'intérieur du corps ou dans le circuit artériel. L'actionneur électro-hydraulique 2 permet de réaliser l'apport d'énergie hydraulique au manchon aortique grâce au fluide intermédiaire. L'actionneur peut avantageusement utiliser des ferrofluides comme élément moteur. Cet actionneur peut aussi être constitué par une pompe centrifuge. La chambre de compliance 3 (ou chambre de compensation), représentée sur la figure 1, permet de compenser les variations de volume du fluide intermédiaire. Elle est remplie d'un gaz tel que de l'air, de l'argon, de l'azote, du SF. Les variations de volume du fluide intermédiaire dans l'actionneur entraînent , suivant le type d'actionneur électro-hydraulique, des variations du volume de gaz présent dans l'actionneur. La chambre de compliance permet d'accommoder ces variations de volume dans le corps humain, sans communication physique avec l'extérieur. I1 peut être prévu un accès à l'intérieur de la chambre de compliance grâce à un tube souple 8, par exemple en polymère de silicone, reliant l'intérieur de la chambre de compliance à une chambre 9, par exemple en polyoxyméthylène, pourvue d'un septum par exemple en silicone. On peut alors charger ou recharger en gaz, par voie transcutanée, la chambre de compliance. Le dispositif d'assistance cardiaque ventriculaire selon l'invention est complètement autonome grâce à une ou plusieurs batteries rechargeables implantées dans le corps. La ou les batteries sont logées dans le circuit électrique 4. Une autonomie de 24 heures minimum peut être assurée grâce, d'une part au principe même du dispositif en contre-pulsation qui fonctionne en synergie avec le coeur, et nécessite peu d'énergie, d'autre part grâce à un bon rendement de l'actionneur couplé à des batteries performantes. Typiquement, une énergie électrique de l'ordre de 2 W est nécessaire au fonctionnement du dispositif. Compte tenu des rendements, une autonomie de 24 heures nécessite des batteries au Cd-Ni d'un poids d'environ 1,2 kg (énergie massique 40 Wh/kg) ou des batteries lithium-ion d'un poids d'environ 0,8 kg (énergie massique 60 Wh/kg), ce qui est compatible avec une implantation complète. Le dispositif peut aussi être pourvu d'un système de télé-alimentation et de télécontrôle. Ce système assure la recharge des batteries implantées préférentiellement durant les périodes de repos du patient, ainsi que la transmission de données et le télécontrôle du dispositif. Les techniques de transmission de données par induction ou par infrarouge sont bien connues et ont été expérimentées avec succès chez l'animal. Un tel système est représenté sur la figure 1. I1 comprend un organe 40 situé juste sous la peau du patient et assurant deux rôles vis-à-vis d'un appareil externe 41. L'organe 40, relié au circuit électrique 4 par le cordon électrique 42, peut être récepteur d'une onde électromagnétique permettant de charger par induction les batteries logées dans le circuit électrique 4. il peut être émetteur de données fournies sous forme de signaux électriques par un dispositif logé dans le circuit électrique 4 et transmettant des informations sur l'état du dispositif d'assistance cardiaque et sur l'état du patient. La présente invention procure les avantages suivants. L'utilisation d'un fluide intermédiaire permet de découpler le manchon aortique de l'actionneur, donc de mieux répartir les volumes implantés, et de ne pas trop solliciter mécaniquement l'aorte. Elle procure une grande fiabilité du fait qu'il n'y a pas de pièces mécaniques mobiles, donc pas de risque d'usure, de grippages, etc. L'implantation ne nécessite pas de circulation extra-corporelle totale, ni d'incision dans l'apex, opérations toujours invalidantes pour le coeur natif. Le dispositif est intrinsèquement sûr, une panne du dispositif n'entraînant aucun risque de coagulation du sang et de thrombo-embolisme, ni aucune diminution du débit sanguin assurée par le coeur naturel. Une éventuelle déchirure du manchon aortique par fatigue n'entraînerait pas de conséquences fâcheuses, car le fluide extérieur au manchon est hémocompatible et assure une double barrière d'étanchéité. De plus, la compensation de pression se faisant en interne, les risques de complications infectieuses dues au passage d'un tuyau percutané sont supprimées. La conception du dispositif en contre-pulsation permet un fonctionnement en synergie avec le coeur, ce qui n'est pas le cas de la plupart des dispositifs d'assistance actuels qui fonctionnent en dérivation complète du ventricule. On peut espérer plus de cas de récupération des fonctions du coeur natif, parce que le coeur travaille dans de meilleures conditions, et que le dispositif favorise la perfusion coronaire. Dans ces conditions, le dispositif est conçu pour pouvoir être enlevé aisément. Les bruits de fonctionnement sont plus faibles que pour les dispositifs actuels, amenant une qualité de vie meilleure pour le patient et son entourage. Le patient bénéficie d'une meilleure qualité de vie du fait d'une implantation complète du dispositif d'assistance cardiaque, en particulier il n'a plus besoin de sacoches ou de ceinture externe pour y loger les batteries d'alimentation. REVENDICATIONS 1. Dispositif d'assistance cardiaque ventriculaire à contre-pulsation, caractérisé en ce qu'il comprend les éléments implantés suivants - un manchon aortique (1,20,30) placé sur l'aorte descendante (10) et apte à réaliser une action de contre-pulsation sur le sang circulant dans l'aorte sous l'effet d'un fluide intermédiaire pénétrant dans le manchon, - un actionneur électro-hydraulique (2) exerçant son action sur le fluide intermédiaire pour réaliser ladite action de contre-pulsation, - une chambre de compliance (3) permettant d'accommoder la variation de volume du fluide intermédiaire au cours du fonctionnement de l'actionneur (2), - des moyens d'alimentation électrique pour alimenter l'actionneur électro-hydraulique (2). 2. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce que le manchon aortique (1) est inséré sur l'aorte descendante (10). 3. Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en ce que le manchon aortique (1) comprend une membrane tubulaire (11) en matériau souple, se substituant à un tronçon de l'aorte, la membrane étant enfermée à l'intérieur d'une coque rigide (14) scellée sur l'aorte de manière à définir une chambre annulaire (15) autour de la membrane (11), le fluide intermédiaire pénétrant dans la chambre annulaire par un orifice prévu dans la coque (14). 4. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce que le manchon aortique (20,30) est rapporté sur l'aorte descendante (10). 5. Dispositif selon la revendication 4, caractérisé en ce que le manchon aortique (20,30) comprend un élément en matériau souple (21,31) enserrant l'aorte et constituant un volume fermé avec un orifice pour l'introduction du fluide intermédiaire, le manchon comprenant également une coque rigide (22,32) pour contenir ledit élément en matériau souple. 6. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 5, caractérisé en ce que l'actionneur (2) est une pompe centrifuge. 7. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 5, caractérisé en ce que l'actionneur (2) utilise un ferrofluide comme élément moteur. 8. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 7, caractérisé en ce que les moyens d'alimentation électrique comprennent au moins une batterie rechargeable. 9. Dispositif selon la revendication 8, caractérisé en ce qutil comprend en outre des moyens implantés (40) permettant la réception d'un signal électromagnétique de recharge de ladite batterie. 10. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 9, caractérisé en ce qu'il comprend en outre des moyens implantés (40) permettant une transmission de données par induction ou par rayonnement infrarouge avec un appareil externe (41). 11. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 10, caractérisé en ce que la chambre de compliance comporte des moyens (8,9) permettant d'introduire, alors que la chambre de compliance est déjà implantée, du gaz pour la charger ou la recharger. 12. Dispositif selon la revendication 3, caractérisé en ce que ladite membrane (11) est pourvue de renforts flexibles (16). 13. Dispositif selon la revendication 5, caractérisé en ce que l'élément en matériau souple (31) du manchon aortique est susceptible d'être enroulé autour de l'aorte (10) à la façon d'un serpentin. 14. Dispositif selon la revendication 5, caractérisé en ce que l'élément en matériau souple (21) du manchon aortique est susceptible d'être enroulé autour de l'aorte (10) à la façon d'un fourreau. 15. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 5, 13 et 14, caractérisé en ce que la coque rigide (22,32) comprend une articulation (23) et un moyen de fermeture (24) permettant de la disposer autour de l'élément en matériau souple (21,31) pour le contenir.