FR 2807948 A1 20011026 FR 0105522 A 20010424 SYSTEME ET MÉTHODE DE PONTAGE D'UNE BOBINE EMETTRICE- RECEPTRICE D'UN DISPOSITIF MÉDICAL IMPLANTABLE PENDANT DES PÉRIODES DE NON-COMMUNICATION La présente invention concerne généralement un système et un procédé utilisés conjointement avec un dispositif médical implantable. Plus spécifiquement, la présente invention concerne un système et un procédé de pontage d'une bobine émettrice-réceptrice d'un dispositif médical implantable pendant des périodes de non-communication, de manière à bloquer les signaux d'induction magnétique indésirables transmis par des sources externes en l'absence d'un programmateur situé à proximité du dispositif médical implantable. Les systèmes de dispositif médical implantable connus dans le métier sont constitués de plusieurs composants, comprenant un dispositif médical implantable, tel qu'un stimulateur ou un défibrillateur, des sondes de stimulation et/ou de détection, et un programmateur. Les sondes relient le dispositif médical implantable au coeur d'un patient. Un dispositif médical implantable, tel qu'un stimulateur ou un défibrillateur, enregistre couramment plusieurs types différents de données diagnostiques qui aident un clinicien ou un médecin (opérateur) à évaluer à la fois le fonctionnement du coeur du patient et le fonctionnement du dispositif médical implantable. Les données diagnostiques spécifiques enregistrées par le dispositif médical implantable comprennent différentes informations, dont un enregistrement d'événement en temps réel des événements de stimulation. Le programmateur du système de dispositif médical implantable est un dispositif à base de microprocesseur qui est une unité autonome couramment située dans un hôpital ou dans le cabinet d'un médecin. L'opérateur positionne le programmateur à proximité du dispositif médical implantable. Le programmateur est capable de communiquer avec le dispositif médical implantable et d'afficher des informations sur un écran d'affichage. Suivant le programmateur spécifique, le programmateur peut être capable de lire des informations depuis et de transmettre ,des informations au dispositif médical implantable. D'autres programmateurs sont seulement capables de surveiller ou de recevoir les. informations provenant d'un dispositif médical implantable, sans la possibilité de transmettre des informations au dispositif médical implantable. Le programmateur du système de dispositif médical implantable remplit plusieurs fonctions, comprenant l'évaluation des performances de sonde pendant l'implantation d'un stimulateur ou d'un défibrillateur, la réception des informations renvoyées par le dispositif médical implantable pour utilisation par l'opérateur et, suivant le programmateur spécifique, la programmation du dispositif médical implantable. Un analyseur, qui est parfois un sous-composant du programmateur et parfois un composant in(.ividuel, est également un dispositif à base de microprocesseur. L'analyseur aide les opérateurs à évaluer les performances électriques d'un système de sonde de stimulation utilisé conjointement avec un système de dispositif médical implantable. L'analyseur utilise le programmateur comme plate-forme de commande et d'affichage. Il existe de nombreux cas dans lesquels des données diagnostiques doivent être suivies pendant une procédure de réglage ou doivent être extraites du dispositif médical implantable et affichées sur l'écran d'affichage du programmateur. Par exemple, pendant une visite de suivi de routine du patient dans une clinique, il est souvent nécessaire d'extraire des informations relatives au dispositif médical implantable du patient. Deuxièmement, pendant une visite dans une clinique, un médecin peut souhaiter effectuer une série de tests sur le patient et visualiser différentes informations relatives au dispositif médical implantable et au patient. Troisièmement, pendant une procédure médicale sur le patient sans rapport avec le dispositif médical implantable, il peut être nécessaire de surveiller et/ou d'ajuster divers paramètres du dispositif médical implantable avant la procédure médicale pour assurer un fonctionnement adéquat du dispositif médical implantable pendant la procédure médicale indépendante. Les dispositifs médicaux implantables et les programmateurs communiquent l'un avec l'autre au moyen d'une bobine émettrice-réceptrice inductive située dans le dispositif médical implantable. De plus, le dispositif médical implantable comprend un système de détection de programmateur qui détecte la présence d'un programmateur à proximité du dispositif médical implantable. Par exemple, le système de détection de programmateur est dans un premier état lorsqu'un programmateur n'est pas à proximité du dispositif médical implantable. Cependant, lorsqu'un programmateur est situé à proximité du dispositif médical implantable, le système de détection de programmateur passe du premier état à un deuxième état. Si le système de détection de programmateur est dans un deuxième état, ce qui indique la présence d'un programmateur à proximité du dispositif médical implantable, un système de communication dans le dispositif médical implantable est autorisé à communiquer avec le programmateur par l'intermédiaire des bobines émettrices-réceptrices inductives comme décrit précédemment. Les brevets listés dans le tableau 1 sont des exemples des différents systèmes et procédés utilisant une bobine émettrice-réceptrice dans un dispositif médical implantable. Brevet U.S. Inventeur Date d'édition 0 4 340 038 Brian D. McKean 20/07/82 5 741 315 Chik Yam Lee et al. 21/04/98 5 796 254 Everett R. Andrus 18/08/98 5 944 023 Theodore A. Johnson et al. 31/08/99 5 951 594 Harry B.A. Kerver 14/09/99 6 009 878 Koen J. Weijand et al. 04/01/00 Tous les brevets listés dans le tableau 1 ci- dessus sont incorporés ici en référence dans leur intégralité respective. Comme il apparaîtra aisément à l'homme du métier à la lecture du résumé de l'invention, de la description détaillée des modes de réalisation et des revendications ci-après, un grand nombre des dispositifs et procédés décrits dans les brevets du tableau 1 peuvent être modifiés avantageusement en utilisant les enseignements de la présente invention. Un inconvénient des dispositifs médicaux implantables du métier antérieur concerne les champs magnétiques de courant alternatif (CA) externes émanant de diverses sources, telles que des systèmes antivol utilisés dans les entreprises, les magasins ou les bibliothèques pour empêcher que des marchandises soient retirées de l'entreprise sans paiement ou contrôle adéquat des marchandises. Ces systèmes antivol génèrent des champs magnétiques CA entre deux sources, telles que deux portes situées de part et d'autre d'une voie de sortie. Dans de nombreuses entreprises ou magasins de vente au détail, les articles à la vente comprennent un dispositif magnétique fixé à l'article. Le dispositif magnétique est retiré une fois que l'article a été acheté. Si le dispositif magnétique n'est pas retiré avant de sortir du magasin ou de l'entreprise, le champ magnétique CA entre les deux sources (portes) détecte la présence du dispositif magnétique. Dans la plupart des cas, une alarme audio et/ou visuelle est déclenchée, indiquant que l'article a été retiré de l'entreprise ou du magasin sans paiement correct ou que le dispositif magnétique n'a pas été correctement retiré au moment de l'achat. Un autre procédé de protection des marchandises est une étiquette qui est constituée d'une bobine inductive imprimée (L) en parallèle avec un condensateur (C). L'étiquette est détectée par les portes près de la sortie des magasins en raison de la fréquence spécifique du champ magnétique produit par les portes. L'étiquette peut être désactivée par un champ magnétique important produit par un appareil près de la station de paiement, qui détruit la connexion L,C parallèle. Le champ magnétique CA transmis entre les deux sources n'interagit pas avec le système de communication du dispositif médical implantable étant donné qu'il n'a pas la syntaxe appropriée. Cependant, ces champs magnétiques CA dynamiques produisent une charge indésirable ou un drain involontaire sur l'alimentation du dispositif médical implantable en raison de l'action du champ magnétique CA externe sur la bobine émettrice- réceptrice inductive du dispositif médical implantable. Suivant l'intensité du champ magnétique CA et la durée pendant laquelle le champ magnétique CA agit sur la bobine émettrice-réceptrice inductive du dispositif médical implantable, le dispositif médical implantable passe dans un état ou mode réinitialisé. Le dispositif médical implantable ne stimule plus le c#ur du patient ou ne détecte plus les paramètres du c#ur du patient. Cela peut provoquer chez le patient un arrêt cardiaque. Une fois que le champ magnétique CA externe n'agit plus sur le dispositif médical implantable, le dispositif médical implantable reprend un fonctionnement normal, tel que la stimulation et la détection. Par conséquent, il existe un besoin d'un système qui empêche les champs magnétiques CA indésirables transmis par des sources externes de perturber le circuit électrique, y compris l'alimentation, dans un dispositif médical implantable. Cependant, le système doit permettre les communications souhaitées entre le dispositif médical implantable et un programmateur lorsque le programmateur est situé à proximite au dispositif médical implantable. La présente invention résout l'inconvénient de l'art antérieur en proposant un procédé et un appareil pour communiquer avec un programmateur situé à proximité du dispositif médical implantable tout en empêchant les signaux magnétiques indésirables transmis par d'autres sources externes de perturber le circuit électrique dans le dispositif médical implantable. La présente invention comprend certains objets. A savoir, la présente invention propose des solutions à certains problèmes existant dans l'art antérieur tels que : (a) l'incapacité d'empêcher les champs magnétiques CA indésirables transmis par une source externe de perturber le circuit électrique dans un dispositif médical implantable ; (b) l'incapacité d'empêcher les champs magnétiques CA détectés par une bobine émettrice-réceptrice inductive d'un dispositif médical implantable de drainer l'alimentation du dispositif médical implantable ; (c) l'incapacité pour un dispositif médical implantable de continuer de stimuler et de détecter le c#ur d'un patient sous l'effet d'un champ magnétique CA indésirable agissant sur une bobine émettrice-réceptrice inductive du dispositif médical implantable ; (d) l'incapacité de court-circuiter une bobine émettrice-réceptrice inductive à tout moment autre que lorsqu'un programmateur externe est détecté à proximité d'un dispositif médical implantable ; (e) l'incapacité de former un court-circuit en parallèle avec une bobine émettrice-réceptrice inductive lorsqu'un programmateur n'est pas détecté à proximité d'un dispositif médical implantable ; et (f) l'incapacité de former un circuit ouvert en parallèle avec une bobine émettrice- réceptrice inductive lorsqu'un programmateur est détecté à proximité d'un dispositif médical implantable. Le système et le procédé de la présente invention présentent certains avantages, comprenant : (a) la capacité d'empêcher les champs magnétiques CA transmis par une source externe de perturber le circuit électrique dans un dispositif médical implantable ; (b) la capacité d'empêcher les champs magnétiques CA indésirables détectés par une bobine émettrice- réceptrice inductive d'un dispositif médical implantable de drainer l'alimentation du dispositif médical implantable ; (c) la capacité pour un dispositif médical implantable de continuer de stimuler et de détecter le coeur d'un patient en bloquant les champs magnétiques CA indésirables agissant sur une bobine émettrice-réceptrice inductive du dispositif médical implantable ; (d) la capacité de court- circuiter une bobine émettrice- réceptrice inductive à tout moment autre que lorsqu'un programmateur est détecté à proximité d'un dispositif médical implantable ; (e) la capacité de former un court- circuit en parallèle avec une bobine émettrice- réceptrice inductive lorsqu'un programmateur n'est pas détecté à proximité d'un dispositif médical implantable ; et (f) la capacité de former un circuit ouvert en parallèle avec une bobine émettrice- réceptrice inductive lorsqu'un programmateur est détecté à proximité d'un dispositif médical implantable. Le système et le procédé la présente invention comprennent certaines caractéristiques, comprenant un dispositif de commutation connecté en parallèle avec une bobine émettrice-réceptrice inductive du dispositif médical implantable. Le dispositif de commutation est connecté à un détecteur de programmateur du dispositif médical implantable. Si le détecteur de programmateur détecte la présence d'un programmateur à .proximité du dispositif médical implantable, le dispositif de commutation est ouvert, de façon à créer un circuit ouvert (trajet de haute impédance) en parallèle avec la bobine émettrice-réceptrice inductive. Le dispositif médical implantable peut communiquer avec le programmateur par l'intermédiaire de la bobine émettrice-réceptrice inductive. Cependant, si le détecteur de programmateur ne détecte pas la présence d'un programmateur à proximité du dispositif médical implantable, le dispositif de commutation est fermé, de façon à créer un court-circuit (trajet de basse impédance) en parallèle avec la bobine émettrice- réceptrice inductive. Une autre caractéristique de la présente invention est que sauf si et jusqu'à ce que le détecteur de programmateur du dispositif médical implantable détecte la présence d'un programmateur à proximité du dispositif médical implantable, tout signal reçu par la bobine émettrice-réceptrice inductive provenant d'une source externe n'affecte pas les autres parties du dispositif médical implantable. Plus spécifiquement, la source d'alimentation du dispositif médical implantable n'est pas drainée sous l'effet d'un champ magnétique CA externe agissant sur la bobine émettrice-réceptrice inductive. Un dispositif médical implantable avec une source d'alimentation drainée ne stimule plus le coeur du patient ou ne détecte plus les paramètres du c#ur du patient. Cela peut provoquer chez le patient un arrêt cardiaque. Une autre caractéristique de la présente invention est l'activation d'un dispositif électrique électriquement couplé en parallèle avec la bobine émettrice-réceptrice inductive, de façon à créer un court-circuit en parallèle avec la bobine émettrice- réceptrice inductive en raison de à l'absence de détection d'un programmateur situé à proximité du dispositif médical implantable. Le dispositif électrique est désactivé pendant la détection de la présence d'un programmateur à proximité du dispositif médical implantable. Une autre caractéristique de la présente invention est un dispositif de commutation connecté en parallèle avec la bobine émettrice-réceptrice inductive qui empêche les champs magnétiques CA indésirables externes transmis par une source externe d'interagir avec un système de communication dans le dispositif médical implantable en l'absence d'un programmateur situé à proximité du dispositif médical implantable. Le dispositif de commutation permet aux champs magnétiques souhaités provenant d'un programmateur d'interagir avec le dispositif médical implantable lorsque le programmateur est situé à proximité du dispositif médical implantable, de façon à permettre la communication entre le dispositif médical implantable et le programmateur. D'autres objets, avantages et caractéristiques de l'invention apparaîtront plus clairement en référence aux dessins annexés, à la description détaillée et aux revendications. La figure 1 est une vue schématique simplifiée d'un mode de réalisation d'un dispositif médical implantable. La figure 2 est une illustration simplifiée d'un dispositif médical implantable dont les sondes sont positionnées dans les voies de passage d'un c#ur. La figure 3 est un bloc-diagramme représentant les composants constitutifs d'un dispositif médical implantable. La figure 4 est une vue schématique simplifiée d'un dispositif médical implantable dont les sondes sont positionnées dans les voies de passage d'un c#ur. La figure 5 est un bloc-diagramme partiel représentant un mode de réalisation d'un dispositif médical implantable. La figure 6 est une vue en perspective d'une unité de programmateur utilisée conjointement avec un dispositif médical implantable. La figure 7 est un bloc-diagramme simplifié représentant un dispositif médical implantable selon la présente invention. La figure 8 est un bloc-diagramme simplifié représentant un mode de réalisation d'un programmateur. La figure 9A est une vue schématique d'un mode de réalisation d'un dispositif médical implantable selon la présente invention. La figure 9B est une vue en coupe transversale du dispositif médical implantable représenté sur la figure 9A suivant la ligne 9B-9B. La figure 10 est un diagramme électrique représentant des parties d'un dispositif médical implantable selon la présente invention La figure 11 est un organigramme simplifié décrivant un procédé de la présente invention. La figure 12 est un organigramme détaillé décrivant un procédé de la présente invention. Dans la description détaillée ci-après des modes de réalisation préférés, il est fait référence aux dessins annexés qui font partie de celle-ci, et dans lesquels il est représenté à titre d'illustration des modes de réalisation spécifiques dans l'invention peut être mise en pratique. Il doit être entendu que d'autres modes de réalisation peuvent être utilisés et des modifications structurales ou logiques peuvent être réalisées sans s'écarter de la portée de la présente invention. La description détaillée suivante, par conséquent, ne doit pas être considérée dans un sens limitatif, et la portée de la présente invention est définie par les revendications annexées. La figure 1 est une vue schématique simplifiée d'un mode de réalisation de dispositif médical implantable ("DMI") 10 de la présente invention. Le DMI 10 représenté sur la figure 1 est un stimulateur comprenant au moins l'une parmi des sondes de stimulation et de détection 16 et 18 fixées à une enceinte hermétiquement scellée 14 et implantée près d'un c#ur humain ou de mammifère 8. Les sondes de stimulation et de détection 16 et 18 détectent des signaux électriques accompagnant la dépolarisation et la repolarisation du c#ur 8, et génèrent également des impulsions de stimulation pour provoquer la dépolarisation du tissu cardiaque au voisinage des extrémités distales de celles-ci. Les sondes 16 et 18 peuvent comprendre des électrodes unipolaires ou bipolaires disposées sur celles-ci, comme il est connu dans le métier. Des exemples de DMI 10 comprennent les stimulateurs cardiaques implantables décrits dans le brevet U.S. n 5 158 078 de Bennett et al., le brevet U.S. n 5 312 453 de Shelton et al. ou le brevet U.S. n 5 144 949 de Olson, tous incorporés ici en référence, chacun dans son intégralité respective. La figure 2 représente un module de connecteur 12 et une enceinte hermétiquement scellée 14 d'un DMI 10 situé dans et à proximité d'un c#ur humain ou de mammifère 8. Les sondes de stimulation auriculaire et ventriculaire 16 et 18 s'étendent du module de boîtier de connecteur 12 aux oreillette et ventricule droits, respectivement, du coeur 8. Les électrodes auriculaires 20 et 21 disposées à l'extrémité distale de la sonde de stimulation auriculaire 16 sont situées dans l'oreillette droite. Les électrodes ventriculaires 28 et 29 à l'extrémité distale de la sonde de stimulation ventriculaire 18 sont situées dans le ventricule droit. La figure 3 représente un bloc-diagramme représentant les composants constitutifs d'un DMI 10 selon un mode de réalisation de la présente invention, dans lequel le DMI 10 est un stimulateur possédant une architecture à base de microprocesseur. Le DMI 10 est représenté avec un détecteur d'activité ou accéléromètre 11, qui est de préférence un accéléromètre en piézocéramique fixé à un circuit hybride situé à l'intérieur de l'enceinte 14. Le détecteur d'activité 11 génère généralement (mais pas nécessairement) une sortie de détecteur qui varie en fonction d'un paramètre mesuré relatif aux besoins métaboliques d'un patient. Par souci de commodité, le DMI 10 sur la figure 3 est représenté avec la sonde 18 uniquement connectée à celui-ci ; les circuits et connexions similaires non explicitement représentés sur la figure 3 s'appliquent à la sonde 16. Le DMI 10 sur la figure 3 est plus préférablement programmable au moyen d'une unité de programmation externe (représentée sur la figure 6). Un tel programmateur est le programmateur Medtronic modèle 9790 disponible dans le commerce, qui est à base de microprocesseur et transmet une série de signaux codés au DMI 10, généralement par l'intermédiaire d'une tête de programmation qui transmet ou envoie par télémétrie des signaux de radiofréquence (RF) codés au DMI 10. Un tel système de télémétrie est décrit dans le brevet U.S. n 5 312 453 de Wyborny et al., incorporé ici en référence dans son intégralité. La méthodologie de programmation décrite dans le brevet 453 de Wyborny et al. est identifiée ici à titre d'illustration uniquement. N'importe laquelle parmi différentes méthodologies de programmation et de télémétrie connues dans le métier peut être employée tant que les informations souhaitées sont transmises vers et depuis le stimulateur. Comme décrit sur la figure 3, la sonde 18 est couplées depuis le n#ud 50 dans le DMI 10 par l'intermédiaire d'un condensateur d'entrée 52. Le détecteur d'activité ou accéléromètre 11 est plus préférablement fixé à un circuit hybride situé à l'intérieur de l'enceinte hermétiquement scellée 14 du DMI 10. Le signal d'entrée produit par .le détecteur d'activité 11 est couplé à un circuit d'entrée/sortie 54. Le circuit d'entrée/sortie 54 contient des circuits analogiques pour l'interfaçage avec le coeur 8, le détecteur d'activité 11, l'antenne 56 et les circuits pour l'application d'impulsions de stimulation au coeur 8. La fréquence du coeur 8 est contrôlée par des algorithmes mis en oeuvre par logiciel enregistrés dans un circuit microinformatique 58. Le circuit microinformatique 58 comprend de préférence un circuit sur carte 60 et un circuit hors carte 62. Le circuit 58 peut correspondre à un circuit microinformatique décrit dans le brevet U.S. n 5 312 453 de Shelton et al., incorporé ici en référence dans son intégralité. Le circuit sur carte 60 comprend de préférence un microprocesseur 64, un circuit d'horloge système 66 et une mémoire vive (MEV) 68 et une mémoire morte (MEM) 70 sur carte. Le circuit hors carte 62 comprend de préférence une unité de MEM/MEV. Le circuit sur carte 60 et le circuit hors carte 62 sont tous deux couplés par' un bus de communication de données 72 à un circuit de contrôle/synchronisation numérique 74. Le circuit microinformatique 58 peut comprendre un dispositif de circuit intégré personnalisé enrichi de composants MEM/MEV standard. Les composants électriques représentés sur la figure 3 sont alimentés par une source d'alimentation constituée par une batterie implantable 76 selon la pratique courante dans le métier. Par souci de clarté, le couplage de l'alimentation de la batterie aux différents composants du DMI 10 n'est pas représenté sur les figures. L'antenne 56 est connectée au circuit d'entrée/sortie 54 pour permettre là télémétrie montante/descendante par l'intermédiaire de l'unité de télémétrie émettrice et réceptrice 78. A titre d'exemple, l'unité de télémétrie 78 peut correspondre à celle décrite dans le brevet U.S. n 4 566 063 de Thompson et al., incorporé ici en référence dans son intégralité, ou à celle décrite dans le brevet 453 référence ci-dessus de Wyborny et al. I1 est généralement préféré que le schéma de programmation et de télémétrie particulier sélectionné permette l'entrée et l'enregistrement de paramètres de réponse en fréquence cardiaque. Les modes de réalisation spécifiques de l'antenne 56, du circuit d'entrée/sortie 54 et de l'unité de télémétrie 78 présentés ici sont représentés à titre d'illustration uniquement, et ne sont pas destinés à limiter la portée de la présente invention. Toujours en référence à la figure 3, le circuit de VREF et polarisation 82 génère plus préférablement une référence de tension et des courants de polarisation stables pour des circuits analogiques compris dans le circuit d'entrée/sortie 54. Un convertisseur analogique-numérique (ADC) et une unité de multiplexeur 84 numérise les signaux et tensions analogiques pour générer des signaux intracardiaques de télémétrie en "temps réel" et des fonctions de remplacement de fin de vie (EOL) de batterie. Les commandes opérationnelles pour contrôler la synchronisation du DMI 10 sont couplées par un bus de données 72 au circuit de contrôle/synchronisation numérique 74, où des synchroniseurs et compteurs numériques déterminent l'intervalle d'échappement global du DMI 10 ainsi que différentes fenêtres de synchronisation réfractaires, de blanking et autres pour contrôler le fonctionnement des composants périphériques disposés dans le circuit d'entrée/sortie 54. Le circuit de contrôle/synchronisation numérique 74 est de préférence couplé au circuit de détection, comprenant un amplificateur de détection 88, une unité de détection de pic et de mesure de seuil 90 et un comparateur/détecteur de seuil 92. Le circuit 74 est également de préférence couplé à un amplificateur d'électrogramme (EGM) 94 pour recevoir des signaux amplifiés et traités détectés par la sonde 18. L'amplificateur de détection 88 amplifie les signaux cardiaques détectés et transmet un signal amplifié au circuit de détection de pic et de mesure de seuil 90, qui à son tour transmet une indication des tensions détectées de pic et de tensions de seuil d'amplificateur de détection mesurées sur un trajet de signal conducteur multiple 67 au circuit de contrôle/synchronisation numérique 74. Un signal d'amplificateur de détection amplifié est ensuite transmis au comparateur/détecteur de seuil 92. A titre d'exemple, l'amplificateur de détection 88 peut correspondre à celui décrit dans le brevet U.S. n 4 379 459 de Stein, incorporé ici en référence dans son intégralité. Le signal d'électrogramme généré par l'amplificateur d'EGM 94 est utilisé lorsque le DMI 10 est interrogé par un programmateur externe pour transmettre une représentation d'un électrogramme analogique cardiaque. Voir, par exemple, le brevet U.S. n 4 556 063 de THompson et al., incorporé ici en référence dans son intégralité. Un générateur d'impulsion de sortie 96 transmet une impulsion de stimulation au c#ur du patient 8 par l'intermédiaire d'un condensateur de couplage 98 en réponse à un signal déclencheur de stimulation généré par le circuit de contrôle/ synchronisation numérique 74 chaque fois que l'intervalle d'échappement s'est écoulé, qu'une commande de stimulation transmise par voie externe est reçue ou en réponse à d'autres commandes enregistrées comme il est bien connu dans le métier de la stimulation. A titre d'exemple, l'amplificateur de sortie 96 peut correspondre généralement à un amplificateur de sortie décrit dans le brevet U.S. n 4 476 868 de Thompson, incorporé ici en référence dans son intégralité. Les modes de réalisation spécifiques d'amplificateur d'entrée 88, d'amplificateur de sortie 96 et d'amplificateur d'EGM 94 identifiés ici sont présentés à titre d'illustration uniquement, et ne sont pas destinés à être limitants en ce qui concerne la portée de la présente invention. Les modes de réalisation spécifiques de tels circuits peuvent ne pas être critiques pour mettre en pratique certains modes de réalisation de la présente invention dans la mesure où ils forment des moyens pour générer une impulsion de stimulation et sont capables de générer des signaux indicatifs de contractions naturelles ou stimulées du cceur 8. Dans certains modes de réalisation préférés de la présente invention, le DMI 10 peut fonctionner dans différents modes non asservis comprenant, mais non limités à, DDD, VVI, VOO et VVT. Dans d'autres modes de réalisation préférés de la présente invention, le DMI 10 peut fonctionner dans différents modes asservis comprenant, mais non limités à, DDDR, DDIR, VVIR, VOOR et VVTR. Certains modes de réalisation de la présente invention sont capables de fonctionner dans des modes non asservis et asservis. De plus, dans différents modes de réalisation de la présente invention, le DMI 10 peut être configuré de façon programmable pour fonctionner de sorte qu'il fasse varier la fréquence à laquelle il délivre des impulsions de stimulation au coeur 8 uniquement en réponse à une ou plusieurs sorties sélectionnées parmi celles générées. De nombreuses caractéristiques et fonctions de stimulateur non explicitement mentionnées ici peuvent être incorporées dans le DMI 10 tout en restant dans la portée de la présente invention. La présente invention n'est pas limitée en terme de portée à des stimulateurs simple capteur ou double capteur, et n'est pas limitée aux DMI comprenant uniquement des capteurs d'activité ou de pression. La présente invention n'est pas non plus limitée en terme de portée aux stimulateurs simple chambre, aux sondes simple chambre pour stimulateurs ou aux sondes simple capteur ou double capteur pour stimulateurs. Par conséquent, différents modes de réalisation de la présente invention peuvent être mis en pratique conjointement avec plus de deux sondes ou avec des stimulateurs à chambre multiple, par exemple. Au moins certains modes de réalisation de la présente invention peuvent être appliqués de la même façon dans le contexte de stimulateurs à chambre simple, double, triple ou quadruple ou d'autres types de DMI. Voir, par exemple, le brevet U.S. n 5 800 465 de Thompson et al., incorporé ici en référence dans son intégralité, comme le sont tous les brevets U.S. référencés ici. Le DMI 10 peut également être un stimulateur cardioverteur/défibrillateur ("PCD") correspondant à l'un quelconque parmi les nombreux PCD implantables disponibles dans le commerce. Différents modes de réalisation de la présente invention peuvent être mis en pratique conjointement avec des PCD tels que ceux décrits dans le brevet U.S. n 5 545 186 de Olson et al., le brevet U.S. n 5 354 316 de Keimel, 1e brevet U.S. n 5 314 430 de Bardy, le brevet U.S. n 5 131 388 de Pless et le brevet U.S. n 4 821 723 de Baker et al., tous incorporés ici en référence, chacun dans son intégralité respective. Les figures 4 et 5 représentent un mode de réalisation de DMI 10 et un ensemble de sondes correspondant de la présente invention, où le DMI ,10 est un PCD. Sur la figure 4, la sonde ventriculaire prend la forme des sondes décrites dans les brevets U.S. n 5 099 838 et n 5 314 430 de Bardy, et comprend un corps de sonde isolant allongé 1 portant trois conducteurs spiralés concentriques séparés l'un de l'autre par des gaines isolantes tubulaires. Adjacentes à l'extrémité distale de la sonde 1 se trouvent une électrode annulaire 2, une électrode à vis extensible 3 montée de façon rétractable dans la tête d'électrode isolante 4 et une électrode spiralée allongée 5. Chacune des électrodes est couplée à l'un des conducteurs spiralés dans le corps de la sonde 1. Des électrodes 2 et 3 sont utilisées pour la stimulation cardiaque et pour détecter les dépolarisations ventriculaires. A l'extrémité proximale de la sonde se trouve un connecteur bifurqué 6 qui porte trois connecteurs électriques, chacun étant couplé à l'un des conducteurs spiralés. Une électrode de défibrillation 5 peut être fabriquée en platine, en alliage de platine ou d'autres matériaux connus pour être utilisables dans des électrodes de défibrillation implantables et peut être d'environ 5 cm de longueur. La sonde auriculaire/SVC représentée sur la figure 4 comprend un corps de sonde isolant allongé 7 portant trois conducteurs spiralés concentriques séparés l'un de l'autre par des gaines isolantes tubulaires correspondant à la structure de la sonde ventriculaire. Adjacentes à l'extrémité distale en forme de J de la sonde se trouvent une électrode annulaire 9 et une électrode à vis extensible 13 montées de façon rétractable dans une tête d'électrode isolante 15. Chacune des électrodes est couplée à l'un des conducteurs spiralés dans le corps de sonde 7. Les électrodes 13 et 9 sont utilisées pour la stimulation auriculaire et pour détecter les dépolarisations auriculaires. Une électrode spiralée allongée 19 est disposée à proximité de l'électrode 9 et couplée au troisième conducteur dans le corps de sonde 7. L'électrode 19 fait de préférence 10 cm de longueur ou plus et est configurée pour s'étendre de la SVC à la valve tricuspide. Dans un mode de réalisation de la présente invention, environ 5 cm de l'électrode d'oreillette droite/SVC sont situés dans l'oreillette droite, les 5 cm restants étant situés dans la SVC. A l'extrémité proximale de la sonde se trouve un connecteur bifurqué 17 portant trois connecteurs électriques, chacun étant couplé à l'un des conducteurs spiralés. La sonde de sinus coronaire représentée sur la figure 4 est basée sur la forme d'une sonde de sinus coronaire décrite dans le brevet 838 mentionné ci- dessus de Bardy, et comprend un corps de sonde isolant allongé 41 portant un conducteur spiralé couplé à une électrode de défibrillation spiralée allongée 21. L'électrode 21, représentée par un contour pointillé sur la figure 4, est située dans le sinus coronaire et la grande veine du c#ur. A l'extrémité proximale de la sonde se trouve une fiche de connecteur 23 portant un connecteur électrique couplé au conducteur spiralé. L'électrode de sinus coronaire/grande veine 41 peut faire environ 5 cm de longueur. Un PCD implantable 10 est représenté sur la figure 4 en association avec les sondes 1, 7 et 41, et les assemblages de connecteur de sonde 23, 17 et 6 insérés dans le bloc de connexion 12. Facultativement, l'isolation de 1a partie orientée vers l'extérieur du boîtier 14 du PCD 10 peut être formée avec un revêtement plastique tel que du parylène ou du caoutchouc silicone, tel qu'il est utilisé dans certains stimulateurs cardiaques unipolaires. La partie orientée vers l'extérieur, cependant, peut être laissée non isolée ou une autre séparation entre les parties isolée et non isolée peut être utilisée. La partie non isolée du boîtier 14 sert d'électrode de défibrillation sous-cutanée pour défibriller les oreillettes ou les ventricules. Des configurations de sonde autres que celles décrites sur la figure 4 peuvent être mises en pratique conjointement avec la présente invention, telles que celles décrites dans le brevet U.S. n 5 690 686 de Min et a1., incorporé ici en référence dans son intégralité. La figure 5 est un diagramme schématique fonctionnel d'un mode de réalisation de PCD implantable 10 de la présente invention. Ce diagramme doit être considéré comme un exemple du type de dispositif dans lequel différents modes de réalisation de la présente invention peuvent être réalisés, et non comme limitant, étant donné qu'il est estimé que l'invention peut être mise en pratique dans une large variété de mises en oeuvre de dispositif, comprenant des cardioverteurs et des défibrillateurs qui ne délivrent pas de thérapies de stimulation anti- tachycardie. Le DMI 10 est équipé d'un système d'électrode. Si la configuration d'électrode de la figure 4 est utilisée, la correspondance avec les électrodes décrites est la suivante. L'électrode 25 sur la figure 5 comprend la partie non isolée du boîtier du PCD 10. Les électrodes 25, 15, 21 et 5 sont couplées à un circuit de sortie haute tension 27, qui comprend des interrupteurs haute tension contrôlés par une logique de commande de CV/défibrillation 29 par l'intermédiaire d'un bus de commande 31. Des interrupteurs disposés dans le circuit 27 déterminent les électrodes qui sont utilisées et les électrodes qui sont couplées aux bornes positives et négatives de la batterie de condensateurs (qui comprend des condensateurs 33 et 35) pendant la génération d'impulsions de défibrillation. Les électrodes 2 et 3 sont situées sur ou dans le ventricule et sont couplées à l'amplificateur d'onde R 37, qui prend de préférence 1a forme d'un amplificateur à commande de gain automatique produisant un seuil de détection réglable en fonction de l'amplitude d'onde R mesurée. Un signal est généré sur la ligne de sortie R 39 dès que le signal détecté entre les électrodes 2 et 3 dépasse le seuil de détection courant. Les électrodes 9 et 13 sont situées sur ou dans l'oreillette et sont couplées à l'amplificateur d'onde P 43, qui prend également de préférence la forme d'un amplificateur à commande de gain automatique générant un seuil de détection réglable en fonction de l'amplitude d'onde P mesurée. Un signal est généré sur la ligne de sortie P 45 dès que le signal détecté entre les électrodes 9 et 13 dépasse le seuil de détection courant. Le fonctionnement général des amplificateurs d'onde R et d'onde P 37 et 43 peut correspondre à celui décrit dans le brevet U.S. n 5 117 824 de Keimel et al., du 2 juin 1992, intitulé "An apparatus for monitoring electrical physiologic signals", incorporé ici en référence dans son intégralité. Une matrice de commutation 47 est utilisée pour sélectionner lesquelles parmi les électrodes disponibles sont couplées à un amplificateur à large bande (0,5 à 200 Hz) 49 pour utilisation en analyse de signal numérique. La sélection des électrodes est contrôlée par le microprocesseur 51 par l'intermédiaire d'un bus de données/adresses 53, cette sélection pouvant être modifiée comme souhaité. Les signaux provenant des électrodes sélectionnées pour le couplage à l'amplificateur passe-bande 49 sont transmis au multiplexeur 55, et ensuite convertis en signaux numériques multi-bit par un convertisseur A/N 57, pour enregistrement dans la mémoire vive 59 sous le contrôle du circuit d'accès direct à la mémoire 61. Le microprocesseur 51 peut utiliser des techniques d'analyse de signal numérique pour caractériser les signaux numérisés enregistrés dans la mémoire vive 59 pour reconnaître et classifier la fréquence cardiaque du patient en utilisant l'une quelconque des méthodologies de traitement de signal connues dans le métier. Le reste du circuit est dédié aux fonctions thérapeutiques de stimulation cardiaque, cardioversion et défibrillation et, pour les besoins de la présente invention, peut correspondre aux circuits connus de l'homme du métier. L'exemple d'appareil suivant est décrit pour remplir les fonctions de stimulation, de cardioversion et de défibrillation. Le circuit de synchronisation/ contrôle du stimulateur 63 comprend de préférence des compteurs numériques programmables qui contrôlent les intervalles de temps de base associés aux modes DDD, VVI, DVI, AAI, DDI et autres de stimulation simple et double chambre bien connus dans le métier. Le circuit 63 contrôle également de préférence les intervalles associés à la stimulation anti-tachyarythmie dans l'oreillette et dans le ventricule, en utilisant l'une quelconque des thérapies de stimulation anti-tachyarythmie connues dans le métier. Les intervalles définis par le circuit de stimulation 63 comprennent les intervalles d'échappement de stimulation auriculaire et ventriculaire, les périodes réfractaires pendant lesquelles les ondes P et les ondes R détectées sont inefficaces pour redémarrer la temporisation des intervalles d'échappement et les durées d'impulsion des impulsions de stimulation. Les durées de ces intervalles sont déterminées par un microprocesseur 51, en réponse aux données enregistrées dans la mémoire 59 et sont communiquées au circuit de stimulation 63 par l'intermédiaire du bus d'adresses/données 53. Le circuit de stimulateur 63 détermine également l'amplitude des impulsions de stimulation cardiaque sous le contrôle du microprocesseur 51. Pendant la stimulation, des compteurs d'intervalle d'échappement dans le circuit de synchronisation/contrôle du stimulateur 63 sont réinitialisés lors de la détection d'ondes R et d'ondes P comme indiqué par un signal sur les lignes 39 et 45, et en fonction du mode de stimulation sélectionné, après le délai d'attente, déclenchent la génération d'impulsions de stimulation par les circuits de sortie de stimulateur 65 et 67, qui sont couplés aux électrodes 9, 13, 2 et 3. Les compteurs d'intervalle d'échappement sont également réinitialisés lors de la génération d'impulsions de stimulation et contrôlent de cette façon la synchronisation de base des fonctions de stimulation cardiaque, dont la stimulation anti- tachyarythmie. Les durées des intervalles définies par les synchroniseurs d'intervalle d'échappement sont déterminées par le microprocesseur 51 par l'intermédiaire du bus de données/adresses 53. La valeur actuelle du compteur dans les compteurs d'intervalle d'échappement lors de la réinitialisation par les ondes R et les ondes P détectées peut être utilisée pour mesurer les durées des intervalles R-R, des intervalles P-P et des intervalles R-P, lesdites mesures étant enregistrées en mémoire 59 et utilisée pour détecter la présence de tachyarythmies. Le microprocesseur 51 fonctionne plus préférablement comme un dispositif commandé par interruption, et est asservi aux interruptions provenant du circuit de synchronisation/contrôle du stimulateur 63 correspondant à l'occurrence d'ondes P et d'ondes R détectées et correspondant à la génération d'impulsions de stimulation cardiaque. Ces interruptions sont transmises par l'intermédiaire du bus de données/adresses 53. Tous les calculs mathématiques nécessaires devant être effectués par le microprocesseur et toute mise à jour des valeurs ou intervalles contrôlés par le circuit de synchronisation/contrôle du stimulateur sont effectués pendant de telles interruptions. La détection des tachyarythmies auriculaires ou ventriculaires, telle qu'elle est utilisée dans la présente invention, peut correspondre à des algorithmes de détection de tachyarythmie connus dans le métier. Par exemple, la présence d'une tachyarythmie auriculaire ou ventriculaire peut être confirmée par la détection d'une série soutenue de courts intervalles R- R ou P-P d'une fréquence moyenne indiquant une tachyarythmie ou une série ininterrompue de courts intervalles R-R ou P-P. La soudaineté d'apparition des hautes fréquences détectées, la stabilité des hautes fréquences, et différents autres facteurs connus dans le métier peuvent également être mesurés à ce moment. Des méthodologies de détection de tachyarythmie ventriculaire appropriées comprenant la mesure de tels facteurs sont décrites dans le brevet U.S. n 4 726 380 de Vollmann, le brevet U.S. n 4 880 005 de Pless et al. et le brevet U.S. n 4 830 006 de Haluska et al., tous incorporés en référence ici, chacun dans son intégralité respective. Un ensemble supplémentaire de méthodologies de reconnaissance de tachycardie est décrit dans l'article "Onset and stability for ventricular tachyarrhythmia detection in an implantable pacer-cardioverter-defibrillator" de olson et al., publié dans Computers in Cardiology, oct. 7-10, 1986, IEEE Computer Society Press, pages 167-170, également incorporé en référence ici dans son intégralité. Des méthodologies de détection de fibrillation auriculaire sont décrites dans la demande de PCT publiée n US92/02829, publication n W092/18198, de Adams et al., et dans l'article "Automatic tachycardia recognition", de Arzbaecher et al., publié dans PACE, mai-juin, 1984, pages 541-547, tous deux étant incorporés en référence ici dans leur intégralité. Dans le cas où une tachyarythmie auriculaire ou ventriculaire est détectée et un régime de stimulation anti-tachyarythmie est souhaité, des intervalles de synchronisation appropriés pour contrôler la génération de thérapies de stimulation anti-tachyarythmie sont chargés depuis le microprocesseur 51 dans le circuit de contrôle et de synchronisation numérique 63, pour contrôler le fonctionnement des compteurs d'intervalle d'échappement dans celui-ci et de définir des périodes réfractaires durant lesquelles la détection des ondes R et des ondes P est inefficace pour redémarrer les compteurs d'intervalle d'échappement. En variante, des circuits pour contrôler la synchronisation et la génération d'impulsions de stimulation anti-tachycardie comme décrit dans le brevet U.S. n 4 577 633 de Berkovtis et al. du 25 mars 1986, le brevet U.S. n 4 880 005 de P1ess et al. du 14 novembre 1989, le brevet U.S. n 4 726 380, de Vollmann et al. du 23 février 1988 et le brevet U.S. n 4 587 970 de Holley et al. du 13 mai 1986, tous étant incorporés en référence ici dans leur intégralité, peuvent également être utilisés. Dans le cas où la génération d'une impulsion de cardioversion ou de défibrillation est requise, le microprocesseur 51 peut utiliser un compteur d'intervalle d'échappement pour contrôler la synchronisation de telles impulsions de cardioversion et de défibrillation, ainsi que des périodes réfractaires associées. En réponse à la détection de fibrillation ou tachyarythmie auriculaire ou ventriculaire nécessitant une impulsion de cardioversion, le microprocesseur 51 active le circuit de contrôle de cardioversion/défibrillation 29, qui démarre la charge des condensateurs haute tension 33 et 35 par l'intermédiaire d'un circuit de charge 69, sous le contrôle d'une ligne de commande de charge haute tension 71. La tension sur les condensateurs haute tension est surveillée par l'intermédiaire de la ligne VCAP 73, qui traverse le multiplexeur 55 et en réponse à l'obtention d'une valeur définie par le microprocesseur 51, conduit à la génération d'un signal logique sur la ligne Cap Full (CF) 77 pour terminer la charge. Ensuite, la synchronisation de la transmission de l'impulsion de défibrillation ou de cardioversion est contrôlée par le circuit de synchronisation/contrôle du stimulateur 63. Après la génération de la thérapie de fibrillation ou de tachycardie, le microprocesseur 51 ramène le dispositif à un mode de stimulation cardiaque et attend l'interruption successive suivante due à la stimulation ou à l'occurrence d'une dépolarisation auriculaire ou ventriculaire détectée. Plusieurs modes de réalisation de systèmes appropriés pour la génération et la synchronisation d'impulsions de cardioversion et de défibrillation ventriculaire et pour contrôler les fonctions de synchronisation associées à celles-ci sont décrits dans le brevet U.S. n 5 188 105 de Keimel, le brevet U.S. n 5 269 298 de Adams et al. et le brevet U.S. n 4 316 472 de Mirowski et al., incorporés ici en référence, chacun dans son intégralité respective. Tout circuit de commande d'impulsions de cardioversion ou de défibrillation connu est estimé utilisable conjointement avec différents modes de réalisation de la présente invention, cependant. Par exemple, des circuits contrôlant la synchronisation et la génération d'impulsions de cardioversion ou de défibrillation tels que ceux décrits dans le brevet U.S. n 4 384 585 de Zipes, le brevet U.S. n 4 949 719 de Pless et al., ou le brevet U.S. n 4 375 817 de Engle et a1., tous incorporés ici en référence dans leur intégralité, peuvent également être utilisés. Toujours en référence à la figure 5, la génération d'impulsions de cardioversion ou de défibrillation est réalisée par un circuit de sortie 27 sous le contrôle de circuits de commande 29 par l'intermédiaire d'un bus de commande 31. Le circuit de sortie 27 détermine si une impulsion monophasique ou biphasique est délivrée, la polarité des électrodes et les électrodes impliquées dans la génération de l'impulsion. Le circuit de sortie 27 comprend également des interrupteurs haute tension qui contrôlent si les électrodes sont couplées ensemble pendant la génération de l'impulsion. Dans l'alternative, les électrodes destinées à être couplées ensemble pendant l'impulsion peuvent simplement être couplées de façon permanente les unes aux autres, soit à l'extérieur, soit à l'intérieur du boîtier du dispositif, et la polarité peut, de façon similaire, être prédéfinie, comme dans les défibrillateurs implantables courants. Un exemple de circuit de sortie pour la transmission de régimes d'impulsions biphasiques à des systèmes à électrodes multiples peut être trouvé dans le brevet mentionné ci-dessus de Mehra et dans le brevet U.S. n 4 727 877, incorporé ici en référence dans son intégralité. Un exemple de circuit qui peut être utilisé pour contrôler la transmission d'impulsions monophasiques est décrit dans le brevet U.S. n 5 163 427 de Keimel, également incorporé ici en référence dans son intégralité. Un circuit de commande de sortie similaire à celui décrit dans le brevet U.S. n 4 953 551, de Mehra et al. ou le brevet U.S. n 4 800 883 de Winstrom, tous deux incorporés ici en référence dans leur intégralité, peut également être utilisé conjointement avec différents modes de réalisation de la présente invention pour délivrer des impulsions biphasiques. En variante, le DMI 10 peut être un stimulateur nerveux ou un stimulateur musculaire tel que ceux décrits dans le brevet U.S. n 5 199 428 de Obel et al., le brevet U.S. n 5 207 218 de Carpentier et al. ou le brevet U.S. n 5 330 507 de Schwartz, ou un dispositif de surveillance implantable tel que celui décrit dans le brevet U.S. n 5 331 966 de Bennet et al., tous étant incorporés ici en référence, chacun dans son intégralité respective. La présente invention est considérée comme pouvant trouver de nombreuses applications pour n'importe quelle forme de dispositif électrique implantable pour utilisation conjointement avec des sondes électriques. La figure 6 est une vue en perspective du programmateur 100, qui représente un mode de réalisation d'un programmateur qui peut être utilisé conjointement avec la présente invention. I1 apparaîtra à l'homme du métier que d'autres programmateurs connus dans le métier peuvent se substituer au programmateur 100 sans s'écarter de la présente invention. Le programmateur 100 comprend différentes caractéristiques, telles qu'un boîtier extérieur 102, une poignée de transport 104, un écran d'affichage articulé 106, un stylet 108 et un analyseur 110. L'écran d'affichage 106 est disposé sur la surface supérieure du boîtier 102. L'écran d'affichage 106 se replie dans une position fermée lorsque le programmateur 100 n'est pas utilisé, de façon à réduire la taille du programmateur 100 et protéger la surface d'affichage de l'écran d'affichage 106 pendant le transport et le stockage. L'écran d'affichage 106 est fonctionnellement couplé aux circuits informatiques disposés dans le boîtier 102 et est adapté pour produire l'affichage visuel des graphiques et/ou données numériques et alphanumériques sous le contrôle des circuits informatiques. L'écran d'affichage 106 comprend une fonctionnalité de sensibilité tactile, de sorte qu'un utilisateur peut interagir avec l'ordinateur interne en touchant la zone d'affichage de l'écran d'affichage 106 avec le stylet 108. I1 est considéré que l'homme du métier informatique est normalement familier avec la technologie d'affichage à sensibilité tactile, et les détails de la mise en ceuvre d'un tel écran ne sont pas décrits plus avant ici. L'écran d'affichage 106 est le moyen d'entrée principal pour le programmateur 100 et par conséquent, possède de préférence une résolution suffisante pour supporter des opérations telles que la reconnaissance de sélection, de gestes, d'annotation et de caractères. L'analyseur 110, qui peut être une unité séparée capable de connexion au programmateur 100 par l'intermédiaire de câbles de connexion, constitue un moyen pour un opérateur d'exécuter une série de tests diagnostiques pendant une procédure d'implantation d'un DMI, tel que le DMI 10 précédemment décrit. Par exemple, une forme d'onde continue ou une forme d'onde complexe unique peut être analysée par l'analyseur 110 et affichée sur l'écran d'affichage 106 depuis différentes sondes implantées, telles qu'une sonde positionnée dans une oreillette ou un ventricule de c#ur 8 (représenté sur les figures 1, 2 et 4). La figure 7 est un bloc-diagramme simplifié représentant le DMI 10 selon la présente invention. I1 apparaîtra à l'homme du métier que le DMI 10 comprend différents composants et éléments non représentés sur la figure 7. En particulier, de nombreux éléments décrits en référence aux figures 3 et 5 ne sont pas représentés sur la figure 7 par souci de clarté. Le DMI 10 représenté sur la figure 7 comprend un détecteur de présence de programmateur 120, un microprocesseur 122, un sous-système de communication 124 comprenant un émetteur-récepteur 126, une source d'alimentation 128, un interrupteur 130, et une bobine émettrice-réceptrice inductive 132. La sonde de détection 18 détecte les signaux électriques accompagnant la dépolarisation et la repolarisation du c#ur 8 (représenté sur les figures 1, 2 et 4). La sonde de stimulation 16 génère des impulsions de stimulation, qui provoquent la dépolarisation du tissu cardiaque au voisinage des extrémités distales de la sonde de stimulation 16. Bien que les sondes de stimulation et de détection 16 et 18 soient représentées chacune comme une sonde simple, il est entendu que les sondes de stimulation et de détection 16 et 18 puissent comprendre des électrodes unipolaires ou bipolaires disposées sur celles-ci, comme il est bien connu dans le métier. Le détecteur de présence de programmateur 120 détecte la présence d'un programmateur, tel qu'un programmateur 100 représenté sur la figure 6, à proximité du DMI 10. Dans un mode de réalisation préféré, le détecteur de présence de programmateur 120 comprend un capteur de Hall, un interrupteur à lame souple ou un émetteur-récepteur d'interrogation. Le capteur de Hall, l'interrupteur à lame souple ou l'émetteur-récepteur d'interrogation du détecteur de présence de programmateur 120 est capable de détecter un champ magnétique à courant continu (CC) émanant d'un aimant ou d'un programmateur à proximité du DMI 10. Comme il est connu de l'homme du métier et décrit plus avant en référence à la figure 8, les programmateurs comprennent une source d'alimentation qui comprend un aimant. Cet aimant émet des champs magnétiques CC qui peuvent être détectés par le détecteur de présence de programmateur 120. Le sous-système de communication 124 communique avec un programmateur situé à proximité du DMI 10 par l'intermédiaire d'une bobine émettrice-réceptrice inductive 132. Le sous-système de communication 124 peut présenter différentes conceptions sans s'écarter de la présente invention. Par exemple, le sous-système de communication peut comprendre des composants matériels qui produisent des informations sous la forme de flots binaires vers et depuis un programmateur. Dans l'alternative, le sous-système de communication 124 peut comprendre un programme logiciel qui peut composer et interpréter les bits d'information transmis et reçus. L'émetteur-récepteur 126 est le sous-composant du sous-système de communication 124 qui transmet les informations sous la forme de flots binaires à un programmateur par l'intermédiaire d'une bobine émettrice-réceptrice inductive 132 et reçoit des signaux de données ou des flots binaires d'informations depuis un programmateur par l'intermédiaire de la bobine émettrice-réceptrice inductive 132. Dans un mode de réalisation préféré, la bobine émettrice-réceptrice inductive 132 facilite la transmission de signaux inductifs et/ou de signaux couplés de façon magnétique entre le DMI 10 et un programmateur. Bien qu'elle ne soit pas représentée par souci de clarté, la source d'alimentation 128 est électriquement couplée au détecteur de présence de programmateur 120, au microprocesseur 122 et au sous-système de communication 124. La source d'alimentation 128 fournit l'énergie nécessaire pour alimenter les composants du DMI 10. Le microprocesseur 122 est représenté électriquement couplé au détecteur de présence de programmateur 120 et au sous-système de communication 124. Cependant, dans un mode de réalisation préféré, le microprocesseur 122 n'est pas électriquement couplé au détecteur de présence de programmateur 120. Le microprocesseur peut incorporer un circuit microinformatique 58 représenté et décrit en référence à la figure 3 et/ou au microprocesseur 51 représenté et décrit en référence à la figure 5. L'interrupteur 130 représente un dispositif électrique positionné en parallèle avec la bobine émettrice- réceptrice inductive 132. L'interrupteur 130 est capable de former un circuit ouvert ou un court- circuit en parallèle avec la bobine émettrice- réceptrice inductive 132. Plus spécifiquement, si le détecteur de présence de programmateur 120 détecte la présence d'un programmateur à proximité d'un DMI 10, l'interrupteur 130 est ouvert, de façon à former un trajet de circuit ouvert, à haute impédance, en parallèle avec la bobine émettrice-réceptrice inductive 132. Dans cette configuration, les informations sous la forme de flots binaires transmises depuis une bobine inductive du programmateur peuvent être reçues par la bobine émettrice-réceptrice inductive 132 et retransmises au sous-système de communication 124 par l'intermédiaire de l'émetteur- récepteur 126. Réciproquement, si le détecteur de présence de programmateur ne détecte pas la présence d'un programmateur à proximité du DMI 10, l'interrupteur 130 est fermé, de façon à former un court-circuit de faible impédance en parallèle avec la bobine émettrice-réceptrice inductive 132. Dans cette configuration, les signaux parasites indésirables, tels que des champs magnétiques de courant alternatif (CA) émanant d'une source magnétique externe, n'interagissent avec aucun composant du DMI 10. Les DMI du métier antérieur ne comprennent pas d'interrupteur 130. Par conséquent, les signaux parasites indésirables affectent différents composants des DMI du métier antérieur. En particulier, la source d'alimentation 128 du DMI 10 peut être drainée sous l'effet des champs magnétiques CA indésirables affectant la bobine émettrice-réceptrice 132. Une source d'alimentation drainée va empêcher le DMI 10 de stimuler correctement le c#ur 8 ou de détecter les signaux provenant du c#ur 8. Comme décrit précédemment le détecteur de présence de programmateur 120 détecte la présence d'un programmateur à proximité du DMI 10. Par exemple, le détecteur de présence de programmateur 120 est dans un premier état lorsqu'un programmateur n'est pas à proximité du DMI 10. Si le détecteur de présence de programmateur 120 est dans le premier état, la bobine émettrice-réceptrice inductive 132 est isolée du reste du DMI 10 par un court-circuit parallèle formé par l'interrupteur 130. Par conséquent, tous les signaux externes reçus par la bobine émettrice-réceptrice inductive 132 ne sont pas transmis à et n'affectent pas les autres composants du DMI 10. Cependant, lorsqu'un programmateur est situé à proximité du DMI 10, le détecteur de présence de programmateur 120 passe du premier état à un deuxième état. Si le détecteur de présence de programmateur 120 est dans le deuxième état, indiquant la présence d'un programmateur à proximité du DMI 10, le sous-système de communication 124 est autorisé à communiquer avec le programmateur par l'intermédiaire de la bobine émettrice-réceptrice inductive 132, étant donné que l'interrupteur 130 forme un circuit ouvert en parallèle avec la bobine émettrice-réceptrice inductive 132. Les DMI de l'art antérieur ne comprennent pas d'interrupteur 130 connecté en parallèle avec la bobine émettrice-réceptrice inductive 132. Les champs magnétiques CA externes émanant de différentes sources, telles que les systèmes antivol utilisés dans les entreprises, les magasins ou les bibliothèques, ont généralement un impact négatif sur les DMI du métier antérieur. Les systèmes antivol produisent des champs magnétiques CA dynamiques entre deux sources, telles que deux portes situées de part et d'autre d'une voie de sortie. Dans de nombreuses entreprises ou magasins de vente au détail, les articles à la vente comprennent un dispositif magnétique fixé à l'article. Le dispositif magnétique est retiré une fois que l'article a été acheté. Si le dispositif magnétique n'est pas retiré avant de sortir du magasin ou de l'entreprise, le champ magnétique CA entre les deux sources (portes) détecte la présence du dispositif magnétique. Dans la plupart des cas, une alarme audio et/ou visuelle est déclenchée. Un autre procédé de protection des marchandises est une étiquette constituée d'une bobine inductive imprimée (L) en parallèle avec un condensateur (C). L'étiquette est détectée par les portes près de la sortie des magasins en raison de la fréquence spécifique du champ magnétique produit par les portes. L'étiquette peut être désactivée par un champ magnétique important produit par un appareil près de la station de paiement, qui détruit la connexion L,C parallèle. Les champs magnétiques transmis entre les deux sources n'interagissent pas avec le sous-système de communication 124 du DMI 10 lorsqu'un patient est situé entre les deux sources étant donné que ces champs ne possèdent pas la syntaxe correcte. Cependant, ces champs magnétiques dynamiques produisent un drain sur la source d'alimentation 128 sous l'effet du champ magnétique CA externe agissant sur la bobine émettrice- réceptrice inductive 132. Suivant l'intensité des champs magnétiques CA et la durée pendant laquelle les champs magnétiques CA agissent sur la bobine émettrice- réceptrice inductive 132 (le temps durant lequel le patient est situé dans le champ magnétique entre les deux sources), les DMI du métier antérieur passent dans l'état ou mode réinitialisé. Les DMI du métier antérieur ne stimulent plus le c#ur 8 et ne détectent plus les paramètres du c#ur 8. Cela peut provoquer chez le patient un arrêt cardiaque. Une fois que les champs magnétiques CA externes n'agissent plus sur les DMI du métier antérieur, les DMI du métier antérieur reprennent un fonctionnement normal, tel que la stimulation et la détection. Avec la présente invention, les champs magnétiques CA externes n'affectent plus la source d'alimentation 128, ou tout autre sous-composant du DMI 10. Au lieu de cela, l'interrupteur 130, lorsqu'il est dans un état fermé, forme un court-circuit en parallèle avec la bobine émettrice-réceptrice inductive 132. Par conséquent, les champs magnétiques CA externes reçus par la bobine émettrice- réceptrice inductive 132 sont isolés sur la bobine émettrice- réceptrice inductive 132 et n'affectent aucun sous- composant du DMI 10, y compris la source d'alimentation 128. La figure 8 est un bloc-diagramme simplifié représentant un mode de réalisation de programmateur 100 correspondant à la présente invention. Le programmateur 100 comprend un sous- système d'affichage 140, un sous-système d'entrée de données 142, un microprocesseur 144, un aimant de source d'alimentation 46, un sous-système de communication 148 comprenant un émetteur-récepteur 150, une bobine émettrice-réceptrice inductive 152 et un stylet 108. Par souci de clarté, le couplage électrique entre les différents sous-systèmes et la source d'alimentation, qui comprend un aimant de source d'alimentation 146, n'est pas représenté. De façon similaire, le couplage électrique entre le microprocesseur 144 et les différents sous-systèmes n'est pas représenté par souci de clarté. Cependant, il apparaîtra à l'homme du métier que chacun des sous- systèmes représentés sur la figure 8 est électriquement couplé aux sous-composants extérieurs. Cependant, ces couplages ont également été mis en évidence par souci de clarté. Le sous-système d'affichage 140 correspond à l'écran d'affichage 106, représenté sur la figure 6, tandis que le sous-système d'entrée de données 142 correspond à la fois à un clavier de programmateur 100 et aux attributs tactiles de l'écran d'affichage 106. Le stylet 108 assure la liaison entre un opérateur du programmateur 100 et le sous-système d'affichage 140 et le sous-système d'entrée de données 142. L'aimant de source d'alimentation 146 est une partie de la source d'alimentation du programmateur 100. Comme il apparaîtra à l'homme du métier, l'aimant de source d'alimentation 146 émet un champ magnétique CC. C'est ce champ magnétique CC que le détecteur de présence de programmateur 120 du DMI 10, représenté sur la figure 7, tente de détecter et de reconnaître. Le sous-système de communication 148 interagit avec le sous-système de communication 124 du DMI 10 par l'intermédiaire des émetteurs-récepteurs 126 et 150, et des bobines émettrices-réceptrices inductives 132 et 152. Lorsque le programmateur 100 est situé à proximité du DMI 10, le programmateur 100 communique avec le DMI 10 par l'intermédiaire des sous-systèmes de communication 124 et 148. Dans un mode de réalisation préféré, la communication est une communication unilatérale. Par exemple, le programmateur 100 peut recevoir et surveiller les informations provenant du DMI 10. Dans un autre mode de réalisation préféré, il peut y avoir une communication bilatérale entre le DMI 10 et le programmateur 100. Plus spécifiquement, le sous-système de communication 124 du DMI 10 peut être capable d'envoyer, alors que le sous-système de communication 148 du programmateur 100 peut être capable de recevoir, des informations ou données relatives au paramètres du DMI 10 et relatives aux paramètres du c#ur 8. De plus, le sous-système de communication 148 du programmateur 10 peut être capable d'envoyer, et le sous-système de communication 124 du DMI 10 peut être capable de recevoir, des informations programmables capables de programmer ou de modifier les caractéristiques du DMI 10. Compte tenu des différents signaux reçus du DMI 10, il peut être nécessaire de modifier les paramètres du DMI 10 pour optimiser la stimulation et la détection du c#ur 8. La figure 9A est une vue schématique d'un mode de réalisation de DMI sans boîtier extérieur 10 conjointement avec la présente invention. La figure 9B est une vue en coupe transversale du DMI 10 représenté sur la figure 9A suivant la ligne 9B-9B. Les figures 9A et 9B représentent un mode de réalisation de l'interconnexion de la bobine émettrice-réceptrice inductive 132 en parallèle avec un interrupteur 130 avec d'autres sous-composants du DMI 10. Le DMI 10 comprend une tête extérieure 160, un circuit hybride 162, une batterie 164, un cadre mécanique 166, et des tampons adhésifs 168A-168F. Comme décrit sur les figures 9A et 9B, la bobine émettrice-réceptrice inductive 132 est positionnée dans la structure du cadre mécanique 166, entourant le circuit hybride 162 et la batterie 164. Dans un mode de réalisation préféré, la bobine émettrice-réceptrice inductive 132 est une voilure enveloppée dans le cadre mécanique 166 et fixée par un adhésif, tel que de la colle. La bobine émettrice- réceptrice inductive 132 est en connexion électrique avec le circuit hybride 162 par l'intermédiaire des tampons adhésifs 168A et 168B. De façon similaire, le circuit hybride 162 est en connexion électrique avec la batterie 164 par l'intermédiaire des tampons adhésifs 168C à 168F. Le circuit hybride 162 comprend tous les composants internes du DMI 10 précédemment décrits en référence aux figures 3, 5 et 7 autres que la source d'alimentation, qui est représentée par la batterie 164. Dans un mode de réalisation préféré, le circuit hybride 162 est une carte à circuit imprimé reliant plusieurs composants dont le détecteur de présence de programmateur 120, le microprocesseur 122, le sous-système de communication 124, l'émetteur- récepteur 126 et l'interrupteur 130. Dans le mode de réalisation représenté sur les figures 9A et 9B, l'interrupteur 130, représenté sur la figure 7, est interconnecté entre les tampons adhésifs 168A et 168B directement dans le circuit hybride 162 de sorte que l'interrupteur 130 forme un court-circuit ou un circuit ouvert en parallèle avec la bobine émettrice-réceptrice inductive 132. Par conséquent, l'interrupteur 130 isole la bobine émettrice-réceptrice inductive 132 ou forme un trajet électrique entre 1a bobine émettrice- réceptrice inductive 132 et les circuits du composant hybride 162. La figure 10 est un schéma électrique représentant des parties du DMI 10 selon la présente invention. Le DMI 10 comprend un microprocesseur 122, un interrupteur 130, une bobine émettrice-réceptrice inductive 132, un interrupteur 170, et une interface 172. L'interrupteur 170 représente une partie du détecteur de présence de programmateur 120 représenté sur la figure 7. Dans des conditions normales, le détecteur de présence de programmateur 120 tente de détecter la présence d'un programmateur 100 à proximité du DMI 10/ Le détecteur de présence de programmateur tente de détecter la présence d'un champ magnétique CC intense émanant de l'aimant de source d'alimentation 146 du programmateur 100. Dans le mode de réalisation représenté sur la figure 10, l'interrupteur 170 reste ouvert jusqu'à la détection du programmateur 100. Une fois qu'un champ magnétique CC de programmateur 100 agit sur l'interrupteur 170, l'interrupteur 170 se ferme automatiquement sous l'effet du champ magnétique CC. L'interrupteur 170 étant ouvert, un signal est transmis au microprocesseur 122 par l'intermédiaire de l'interface 172 indiquant l'état de l'interrupteur 170. Le microprocesseur 122 commande ensuite à l'interface 172 par l'intermédiaire d'un deuxième signal de maintenir l'interrupteur 130 dans une position fermée. L'interrupteur 130 étant dans une position fermée, un court-circuit est formé en parallèle avec la bobine émettrice-réceptrice inductive 132. Par conséquent, tous les champs magnétiques CA indésirables émanant de différentes sources externes, telles que celles précédemment décrites, n'affectent pas les autres sous-systèmes ou composants du DMI 10, en particulier la source d'alimentation 128. Cependant, une fois que le détecteur de présence de programmateur 120 détecte la présence d'un programmateur 100 à proximité du DMI 10, l'interrupteur 170 est fermé. Une fermeture d'interrupteur 170 génère un signal transmis au microprocesseur 122 par l'intermédiaire de l'interface 172 indiquant l'état de l'interrupteur 170. Le microprocesseur 122 commande ensuite à l'interface 172 de transmettre un deuxième signal pour ouvrir l'interrupteur 130. Par conséquent, l'interrupteur 130 forme un circuit ouvert en parallèle avec la bobine émettrice-réceptrice inductive 132. A ce stade, les signaux de communication peuvent être transmis entre le sous-système de communication 124 du DMI 10 et le sous-système de communication 148 du programmateur 100. Dans un mode de réalisation préféré, l'interrupteur 170 représente un capteur de Hall ou un interrupteur à lame souple. Dans un autre mode de réalisation préféré, l'interrupteur 130 représente un dispositif d'oxyde de métal semiconducteur, un transistor à jonctions bipolaires, un transistor à effet de champ à jonctions (JFET), un thyristor, un triac ou un interrupteur à lame souple. La figure 11 représente un organigramme simplifié 200 décrivant un procédé de la présente invention. A l'étape 202, le dispositif pour court- circuiter la bobine émettrice-réceptrice inductive 132 est activé. Plus spécifiquement, un signal est envoyé à l'interrupteur 130 qui ferme l'interrupteur 130, de façon à former un court-circuit en parallèle avec la bobine émettrice-réceptrice inductive 132. Dans un mode de réalisation préféré, l'étape d'activation du dispositif pour court-circuiter la bobine émettrice- réceptrice inductive 132 comprend l'application d'un premier courant au dispositif depuis le microprocesseur 122 de sorte que le dispositif agit comme un court-circuit. A l'étape de décision 204, il est déterminé si le programmateur 100 est situé à proximité du DMI 10. Le détecteur de présence de programmateur 120 détecte la présence d'un champ magnétique CC qui indique la présence d'un programmateur 100 à proximité du DMI 10. Si le programmateur 100 n'est pas détecté à proximité du DMI 10, le dispositif qui court-circuite la bobine émettrice-réceptrice inductive 132 continue d'être activé (étape 202). Si le programmateur 100 est détecté à proximité du DMI 10, le dispositif qui court-circuite la bobine émettrice- réceptrice inductive est désactivé (étape 206). Plus spécifiquement, un deuxième signal est envoyé à l'interrupteur 130 en parallèle avec la bobine émettrice-réceptrice inductive 132 de sorte que l'interrupteur 130 soit ouvert, de façon à créer un circuit ouvert, au lieu d'un circuit fermé. L'interrupteur 130 agissant comme un circuit ouvert, la communication entre le DMI 10 et le programmateur 100 est autorisée par l'intermédiaire de la bobine émettrice-réceptrice inductive 132. A l'étape de décision 208, il est déterminé si la communication entre le DMI 10 et le programmateur 100 est terminée. Spécifiquement, le détecteur de présence de programmateur 120 détermine si le programmateur 100 est encore à proximité du DMI 10. Si le programmateur 100 est encore à proximité du DMI 10, il est supposé que la communication entre le DMI 10 et le programmateur 100 n'est pas terminée. Réciproquement, si le programmateur 100 n'est plus à proximité du DMI 10, l'interrupteur 130 est activé pour créer un court-circuit en parallèle avec la bobine émettrice- réceptrice inductive 132 (étape 202). La figure 12 représente un organigramme détaillé 220 décrivant un procédé de la présente invention. A l'étape 222, la présence d'un champ magnétique CC indiquant que le programmateur 100 est situé à proximité du DMI 10 est vérifiée. A l'étape de décision 224, il est déterminé si un champ magnétique est détecté par le détecteur de présence de programmateur 120. Si un champ magnétique CC n'est pas détecté, l'interrupteur 170 associé au détecteur de présence de programmateur 120 est automatiquement ouvert et reste dans une position ouverte (étape 226). A l'étape de décision 228, l'interrupteur 170 étant ouvert, il est déterminé si l'interrupteur 130 électriquement couplé en parallèle avec la bobine émettrice-réceptrice inductive 132 forme sensiblement un court-circuit. Si l'interrupteur 130 forme un court- circuit, l'étape 222 est répétée. Si l'interrupteur 130 ne forme pas un court-circuit, un signal est envoyé à l'interrupteur 130 par l'intermédiaire de l'interface 172 pour former un court-circuit en parallèle avec la bobine émettrice-réceptrice inductive 132 (étape 230). A ce stade, le programmateur 100 n'est pas situé à proximité du DMI 10. Par conséquent, le court-circuit de l'interrupteur 130 empêche tout champ magnétique CA indésirable transmis par des sources externes agissant sur la bobine émettrice-réceptrice inductive 132 d'affecter d'autres composants ou dispositifs du DMI 10. Spécifiquement, la source d'alimentation 120 n'est pas drainée sous l'effet des champs magnétiques agissant sur la bobine émettrice-réceptrice inductive 132. A l'étape 232, une fois qu'un champ magnétique CC est détecté, l'interrupteur 170 est fermé et reste dans une position fermée sous l'effet du champ magnétique CC du programmateur 100. A l'étape de décision 234, il est déterminé si l'interrupteur 130 en parallèle avec la bobine émettrice-réceptrice inductive 132 forme un circuit ouvert. A l'étape 236, si l'interrupteur 130 ne forme pas un circuit ouvert, un signal est envoyé à l'interrupteur 130 depuis le microprocesseur 122 par l'intermédiaire de l'interface 172 pour former un circuit ouvert. A l'étape 238, une fois qu'un circuit ouvert est formé par l'interrupteur 130, la communication entre le DMI 10 et le programmateur 100 peut commencer. Dans un mode de réalisation préféré, le trajet pour la communication entre le DMI 10 et le programmateur 100 reste ouvert par l'intermédiaire de la bobine émettrice-réceptrice inductive 132 tant que le détecteur de présence de programmateur 120 du DMI 10 détecte la présence d'un programmateur 100 à proximité du DMI 10. Dans un autre mode de réalisation préféré, le fonctionnement du détecteur de présence de programmateur 120 comme défini par l'interrupteur 170 peut être supplanté par un protocole logiciel qui indique que le programmateur 100 est présent tant que le DMI 10 reçoit une communication, telle qu'une liaison descendante, dans un intervalle de temps prédéfini. Les modes de réalisation spécifiques précédents sont représentatifs de la mise en pratique de l'invention. I1 est entendu, par conséquent, que d'autres expédients connus de l'homme du métier ou décrits ici peuvent être utilisés sans s'écarter de l'invention ou de la portée des revendications annexées. Par exemple, la présente invention n'est pas limitée à un seul élément de commutation pour l'interrupteur 130 ou l'interrupteur 170. Au lieu de cela, des éléments individuels ou toute association d'éléments peuvent être utilisés à la place des interrupteurs 130 et 170. La présente invention n'est également pas limitée aux stimulateurs ou défibrillateurs cardiaques, mais peut avoir d'autres applications avec d'autres dispositifs médicaux implantables qui comprennent un programmateur correspondant. La présente invention comprend également dans sa portée des procédés de fabrication et d'utilisation du dispositif médical implantable décrit ici. Dans les revendications, des clauses de moyens- plus-fonction sont destinées à couvrir la structure décrite ici comme remplissant la fonction indiquée et non seulement des équivalents structuraux, mais également des structures équivalentes. Ainsi, bien qu'un clou et une vis puissent être de structure équivalente en ce qu'un clou emploie une surface cylindrique pour fixer des pièces en bois l'une à l'autre, alors qu'une vis emploie une surface hélicoïdale dans l'environnement de fixation de pièces en bois, un clou et une vis sont des structures équivalentes. Toutes les publications imprimées, demandes de brevet et brevets référencés ci-dessus sont incorporés ici en référence, chacun dans son intégralité respective. REVENDICATIONS 1. Procédé pour empêcher les champs magnétiques de courant alternatif (CA) indésirables transmis par une source externe de perturber les circuits électriques dans un dispositif médical implantable (10), tout en permettant les communications souhaitées entre le dispositif implantable (10) et un programmateur (100), le procédé comprenant l'activation d'un dispositif électrique dans le dispositif médical implantable électriquement couplé en parallèle avec une bobine émettrice-réceptrice inductive (132), de façon à former un court-circuit en parallèle avec la bobine émettrice-réceptrice inductive (132) pendant la non-détection du programmateur (100) à proximité du dispositif médical implantable ; la désactivation du dispositif électrique pendant la détection de la présence du programmateur (100) à proximité du dispositif médical implantable (10), de façon à former un circuit ouvert en parallèle avec la bobine émettrice-réceptrice inductive (132) ; et la communication entre le dispositif médical implantable (10) et le programmateur (100) situé à proximité. 2. Procédé selon la revendication 1, dans lequel l'activation du dispositif électrique comprend également la fermeture d'un interrupteur électriquement couplé en parallèle avec la bobine émettrice-réceptrice inductive (132), de façon à court-circuiter la bobine émettrice-réceptrice inductive (132). 3. Procédé selon la revendication 1, dans lequel l'activation du dispositif électrique comprend également l'application d'un courant à un dispositif semiconducteur d'oxyde de métal de sorte qu'un trajet de basse impédance soit créé en parallèle avec la bobine émettrice-réceptrice inductive (132). 4. Procédé selon la revendication 1, dans lequel l'activation du dispositif électrique comprend également l'application d'un courant à un transistor à jonctions bipolaires de sorte qu'un trajet de basse impédance soit formé en parallèle avec la bobine émettrice-réceptrice inductive (132). 5. Procédé selon la revendication 1, dans lequel l'activation du dispositif électrique comprend également l'application d'un courant à un transistor à effet de champ à jonctions de sorte qu'un trajet de basse impédance soit formé en parallèle avec la bobine émettrice-réceptrice inductive (132). 6. Procédé selon la revendication 1, dans lequel l'activation du dispositif électrique comprend également l'application d'un courant à un thyristor de sorte qu'un trajet de basse impédance soit formé en parallèle avec la bobine émettrice-réceptrice inductive (132). 7. Procédé selon la revendication 1, dans lequel l'activation du dispositif électrique comprend également l'application d'un courant à un triac de sorte qu'un trajet de basse impédance soit formé en parallèle avec la bobine émettrice-réceptrice inductive (132). 8. Procédé selon la revendication 1, dans lequel l'activation du dispositif électrique comprend également l'application d'un courant à un interrupteur à lame souple de sorte qu'un trajet de basse impédance soit formé en parallèle avec la bobine émettrice- réceptrice inductive (132). 9. Procédé selon la revendication 1, dans lequel l'activation du dispositif électrique comprend également la génération d'un signal électrique depuis un détecteur de programmateur (120) du dispositif médical implantable (10) vers le dispositif électrique indiquant l'absence du programmateur (100) à proximité du dispositif médical implantable (10). 10. Procédé selon la revendication 1, dans lequel la désactivation du dispositif électrique comprend également la génération d'un signal électrique depuis un détecteur de programmateur (120) du dispositif médical implantable (10) au dispositif électrique indiquant la présence du programmateur (100) à proximité du dispositif médical implantable (10). 11. Procédé selon la revendication 1, dans lequel la désactivation du dispositif électrique comprend également la désactivation du dispositif électrique pendant la détection de la présence d'un champ magnétique de courant continu émanant du programmateur (100). 12. Procédé selon la revendication 1, dans lequel la communication entre le dispositif médical implantable (10) et le programmateur (100) comprend également la transmission d'informations enregistrées dans le dispositif médical implantable (10) au programmateur (100) par l'intermédiaire de la bobine émettrice- réceptrice inductive (132). 13. Procédé selon la revendication 1, dans lequel la communication entre le dispositif médical implantable (10) et le programmateur (100) comprend également la transmission d'informations au dispositif médical implantable (10) depuis le programmateur (100) par l'intermédiaire de la bobine émettrice-réceptrice inductive (132). 14. Procédé selon la revendication 1, comprenant également l'équipement du dispositif médical implantable (10) avec au moins une sonde électrique médicale implantable, la sonde étant adaptée pour le positionnement dans le c#ur d'un patient, le dispositif médical étant capable de communiquer avec la sonde implantable.