FR 2808211 A1 20011102 FR 0105740 A 20010427 MÉTHODE ET SYSTEME POUR METTRE EN OEUVRE 'UN DISPOSITIF MÉDICAL IMPLANTABLE La présente invention concerne des stimulateurs cardiaques double chambre et des systèmes stimulateurs et, plus particulièrement, la mise en oeuvre d'un stimulateur cardiaque double chambre implantable ayant la possibilité de signaler l'apparition d'une condition prédéterminée. Les avantages d'une stimulation à double chambre, et plus particulièrement la stimulation dans différents modes qui sont sélectionnés en réponse à différentes conditions du patient, sont maintenant bien connus dans la technique. Les premiers systèmes de stimulation étaient uniquement ventriculaires, et etaient suffisants pour la gestion du patient ayant bloc cardiaque complet et des attaques de Stokes Adams. Néanmoins, les stimulateurs cardiaques ventriculaires à la demande ne sont pas équipés pour exploiter l'activité auriculaire, et ont donc une efficacité limitée. Par la suite, des stimulateurs cardiaques auriculo-ventriculaires synchrones. ont été introduits, ayant un conducteur pour détecter des signaux P de l'oreillette et un autre pour stimuler le ventricule après un intervalle P-R (AV) approprié. tel stimulateur cardiaque, par exemple VDI ou VDD, permet à l'oreillette de contrôler la fréquence de réponse du cceur, le ventricule étant stimulé au rythme auriculaire jusqu'à une limite de fréquence superieure prédéterminée. De tels stimulateurs cardiaques synchrones ont des moyens incorporés pour prendre en charge des rythmes auriculaires élevés, comprenant des techniques de "bloc" et "Luciani-Wenckebach". Une autre forme de stimulateur cardiaque A-V ou double chambre qui a été utilisée est le stimulateur cardiaque séquentiel (DVI), lequel stimule à la fois l'oreillette et le ventricule avec une période AV appropriée qui est synchronisée par le stimulateur cardiaque. Plusieurs stimulateurs commerciaux ont été introduits qui sont programmables à ces modes de stimulation et à d'autres modes connus. Chacun différents modes de fonctionnement est particulièrement adapté à certaines circonstances qui peuvent survenir chez un patient donné. Depuis que le stimulateur cardiaque DDD à double détection-double stimulation est devenu commercialement disponible, il a gagné en approbation pour la raison qu'il remédie à un grand nombre d'inconvénients d'autres modes de stimulateur cardiaque. Le stimulateur cardiaque DDD classique est décrit en détail dans brevet américain n 4.920.965, Funke et al. Voir aussi les brevets américains n 4.539.991 et 4.554.921, incorporés ici à titre de référence, qui décrivent d'autres formes de stimulateurs cardiaques de type DDD. Plus récemment, le stimulateur cardiaque DDDR a pris de l'importance. Dans ce type de stimulateur, un ou plusieurs capteurs sont prévus qui permettent au stimulateur d'être asservi au rythme, de telle sorte que l'intervalle de stimulation, ou l'intervalle d'échappement, soit modifié en fonction d'un ou plusieurs paramètres détectés indiquant le rythme, lieu d'être défini à une valeur programmée. Dans stimulateur cardiaque DDDR, les deux battements auriculaire et ventriculaire naturels peuvent survenir aussi longtemps qu'ils apparaissent avant l'intervalle d'échappement respectif asservi au rythme. Voir brevets américains n 4.467.807 et 4.951.667, qui sont représentatifs de stimulateurs cardiaques double chambre asservis au rythme. Des modèles de stimulateurs cardiaques multimodes ont été aussi décrits ayant des moyens pour changer de mode en réponse à des conditions changeantes du patient. La plupart des stimulateurs cardiaques double chambre sont programmables dans des modes distincts, ou commutent automatiquement d'un mode à un autre dans certaines conditions prescrites. Voir, par exemple, le brevet américain n 4.527.568 et le brevet américain 4.920.965. Cependant, en règle générale, il souhaitable de fonctionner autant que possible dans mode synchronisé, dans lequel une détection auriculaire (AS) est suivie d'une impulsion de stimulation ventriculaire (VP) qui est temporisée pour se produire à un intervalle, ou période, AV après AS. De même, si le stimulateur cardiaque fonctionne dans un mode où il délivre des impulsions de stimulation à la fois auriculaires et ventriculaires, il est souhaitable que VP suive l'impulsion auriculaire (AP) à un intervalle AV optimalisé. Dans la technique antérieure, on sait qu'il est souhaitable de fixer l'intervalle AV en fonction du rythme, par exemple, en fonction du rythme auriculaire détecté ou du rythme de stimulation. Voir demande de brevet américain n 830.656, stimulateur cardiaque double chambre avec extension AV et commande PMT déposée le 4 février 1992 et attribuée au même demandeur que la présente demande; et Baker, n brevet américain 4.856.524. Ainsi, à des rythmes auriculaires plus lents (correspondant à un intervalle A-A plus grand), l'intervalle AV est de préférence plus grand; et à des rythmes auriculaires plus rapides (correspondant à un intervalle A-A plus petit), 1 intervalle AV est de préférence plus petit. En outre, dans la technique antérieure, on sait que les paramètres de stimulation tels que 1 intervalle AV peuvent être programmés extérieurement. La technique antérieure montre aussi une tentative pour ajuster l'intervalle AV dans un stimulateur cardiaque en fonction une variable detectée. Voir le brevet américain n .303.075, dans lequel la période AV est modifiée selon une mesure detectée du débit systolique. Cette decouverte parle cependant d'un stimulateur cardiaque à fréquence fixe, ne suggère pas comment la période AV peut être optimalisée pour un stimulateur cardiaque s'adaptant au rythme. Le brevet américain n 4.686. décrit une technique pour déterminer le débit systolique et pour contrôler la fréquence de stimulation en fonction du debit systolique, mais ne fait aucun suggestion sur la manière d'ajuster la période AV dans un stimulateur cardiaque s'adaptant au rythme. Il reste donc un besoin pour un système de stimulation qui puisse faire le reglage automatique dynamique de la période AV, c'est- à-dire un système DDDR où la période AV est ajustable dans la plage de vitesse de stimulation. Enfin, dans le brevet américain n 5.330.511, publié par Boute, on décrit un système double chambre et une méthode de mise en oeuvre contenant un test automatique pour déterminer un intervalle AV optimal à une fréquence de test prédéterminée. En cours exécution, le test, qui est réalisé la nuit, implique le stimulateur cardiaque implanté soit mis en fonctionnement asynchrone à une fréquence de test (par exemple, LRL), et dans lequel l'intervalle AV est séquencé dans une plage allant d'un minimum prédéterminé à un maximum prédéterminé. L'intervalle QT correspondant à chaque intervalle AV respectif est déterminé et stocké. Les données QT sont alors analysées pour déterminer l'intervalle QT maximum Pour terminer, l'intervalle AV optimal est déterminé auquel correspond l'intervalle QT maximum. Comme décrit ci-dessus, les brevets de technique antérieur les plus pertinents sont Tableau 1. Brevets de technique antérieure N de brevet Date Inventeur(s) 4.303.075 01/12/81 Heilman et 4.467.807 26/0S/87 Sanno 4.527.568 09/07/85 Rickards 4.539.991 10/09/85 Boute et a1. 4.554.921 26/11/85 Boute et a1 4.686.987 l8/08/87 Salo et a1. 4.956.S24 11/09/90 Baker 4.920.965 01/05/90 Funke et a1. 4.951.667 28/08/90 Markowitz et a1. 5.330.511 19/07/94 Boute Tous les brevets énumérés dans le tableau 1 sont incorporés ici à titre de référence et dans leur intégralité respective. Comme le constatera aisément l'homme du métier ayant une expérience normale à la lecture du résumé de l'invention, de la description détaillée des réalisations préférées et des revendications données ci-après, un grand nombre des dispositifs et des méthodes décrits dans les brevets du tableau 1 peuvent être avantageusement modifiés en utilisant les enseignements de la présente invention. La présente invention a donc pour but de proposer une méthode pour mettre en oeuvre un dispositif médical implantable. Un tel système de la présente invention surmonte les problèmes, inconvénients et limites la technique antérieure décrite ci-dessus, et fournit un moyen plus efficace et plus précis pour exploiter un dispositif médical implantable. La présente invention a certains objectifs. C'est-à-dire que différentes réalisations la présente invention fournissent des solutions à ou plusieurs problèmes existants dans la technique antérieure respectant le fonctionnement d'un dispositif médical implantable. Ces problèmes comprennent, sans limitation : la comparaison d'une pluralité de signaux de mesure AV avec un intervalle QT déterminé, et le stockage d'une pluralité de différences entre chaque pluralité de signaux de mesure AV et l'intervalle si un des signaux de mesure AV est inférieur à l'intervalle QT. Par comparaison à des techniques connues pour mettre en oeuvre un dispositif médical implantable, différentes réalisations de la présente invention peuvent fournir un ou plusieurs des avantages suivants la comparaison d'une pluralité de signaux de mesure AV avec un intervalle QT déterminé, et le stockage d'une pluralité de différences entre chaque pluralité de signaux de mesure AV et l'intervalle QT si des signaux de mesure AV est inférieur à l'intervalle QT. Certaines des réalisations de la présente invention comprennent une ou plusieurs des fonctions suivantes un dispositif médical implantable comprenant un processeur, un emplacement de mémoire connecté fonctionnellement à un processeur, un controleur connecté fonctionnellement au processeur et au moins un conducteur de détection connecte fonctionnellement au contrôleur, dans lesquelles différence entre un signal d'une pluralité de signaux de mesure auriculo-ventriculaires (AV) et un intervalle QT stockée dans l'emplacement de mémoire pour chaque signal de la pluralité de signaux de mesure reçus par le processeur par l'intermédiaire d'au moins un conducteur de détection qui est plus court que l'intervalle QT. En outre, selon la présente invention, une méthode pour mettre en oeuvre un dispositif médical implantable est proposée. Une pluralité de signaux de mesure auriculo-ventriculaires (AV) sont reçus. intervalle QT est déterminé. L'intervalle QT est fonction des signaux de mesure AV. Chaque signal de la pluralité de signaux de mesure AV est comparé à l'intervalle QT. Finalement, si un signal de la pluralité de signaux de mesure AV est inférieur à l'intervalle QT, une différence entre le signal de la pluralité de signaux de mesure AV et l'intervalle est stockée. Par conséquent, l'algorithme de la présente invention permet un fonctionnement du dispositif médical implantable dans lequel le dispositif compare deux jeux de valeurs d'intervalles, et stocke un des valeurs pour utilisation ultérieure. De cette manière, il est possible de planifier avec plus précision de futurs problèmes cardiaques possibles. Les objectifs précédents et d'autres objectifs avantages et caractéristiques de la présente invention seront mieux compris à la lecture de la description détaillée de ses réalisations préférées qui suit, liaison avec les dessins dans lesquels des repères numériques identiques indiquent des structures identiques dans l'ensemble des figures, dans lesquelles la figure 1 est un schéma de principe d'un dispositif médical implantable, construit selon la présente invention; la figure 2 est une autre vue du dispositif médical implantable de la figure 1, construit selon la présente invention; la figure 3 montre un schéma fonctionnel représentant les composants du dispositif médical implantable de la figure 1, construit selon la présente invention; la figure 4 représente une autre réalisation du dispositif médical implantable de la figure 1, construit selon la présente invention; la figure 5 représente un schéma fonctionnel de la réalisation de la figure 4, faite selon la présente invention; la figure 6 est une courbe représentant la variation de l'intervalle QT par rapport à la période AV pour un patient stimulé à la fois dans l'oreillette et le ventricule à une fréquence de stimulation fixe; la figure 7 est une représentation de courbes montrant la relation entre l'intervalle AV et rythme cardiaque; et la figure 8 est un organigramme représentant une méthode pour mettre en oeuvre un dispositif médical implantable. La figure 1 est un schéma de principe simplifié d'une réalisation du dispositif médical implantable ("IMD") 10 de la présente invention. L'IMD 10 illustré sur la figure 1 est un stimulateur comprenant moins un des conducteurs de stimulation et de détection 16 et 18 fixés à l'enceinte hermétiquement scellée 14 et implantée à proximité du c#ur humain ou du mammifère 8. Les conducteurs de stimulation et de détection et 18 détectent des signaux électriques correspondant à la dépolarisation et à la repolarisation du c#ur 8, et fournissent en outre des impulsions de stimulation pour provoquer la dépolarisation du tissu cardiaque à proximité de ses extrémités distales. Les conducteurs 16 et 18 peuvent avoir des électrodes unipolaires ou bipolaires placées dessus, comme on le sait bien dans la technique. Des exemples d'IMD 10 comprennent des stimulateurs cardiaques implantables décrits dans le brevet américain n 5.158.078 par Bennet et ., le brevet américain n 5.312.453 par Shelton et al., ou le brevet américain n 5.144.949 par Olson, tous incorporés ici à titre de référence, chacun dans leur intégralité respective. La figure 2 montre le module de raccordement 12 et l'enceinte hermétiquement scellée 14 de l' 10 placés dans ou à proximité du c#ur humain de mammifère 8. Les conducteurs de stimulation auriculaire et ventriculaire 16 et 18 s'étendent respectivement du module de raccordement 12 à l'oreillette et au ventricule droits du c#ur 8. Les électrodes auriculaires 20 et 21 placées à l'extrémité distale du conducteur de stimulation auriculaire 16 sont situées dans l'oreillette droite. Les électrodes ventriculaires 28 et 29 à l'extrémité distale du conducteur de stimulation ventriculaire 18 sont situées dans le ventricule droit. La figure 3 montre un schéma fonctionnel représentant les composants de l'IMD 10 selon une réalisation de la présente invention, où l'IMD 10 est un stimulateur ayant une architecture à processeur. L'IMD 10 est illustré comme comprenant un capteur d'activité ou accéléromètre 11, qui est de préférence un accéléromètre piézo-électrique collé à un circuit hybride placé à l'intérieur de l'enceinte 14. Le capteur d'activité 11 fournit typiquement (quoique nécessairement) une sortie de capteur qui varie fonction d'un paramètre mesuré concernant les besoins métaboliques du patient. Pour des raisons pratiques l'IMD 10 sur la figure 3 est représenté connecté uniquement avec le conducteur 18. Des circuits et connexions non explicitement représentés sur la figure 3 s'appliquent au conducteur 16. L'IMD 10 sur la figure 3 est plus préférablement programmable au moyen d'une unité de programmation externe (non représentée sur les figures). Un tel programmateur est le programmateur Medtronic, modèle 9790, disponible dans le commerce, qui est piloté par processeur et fournit une série de signaux codés à l'IMD 10, typiquement par l'intermédiaire d'une tête de programmation qui transmet ou télémesure des signaux à fréquence radio (RF) codés à l'IMD 10. Un tel système de télémesure est décrit dans le brevet américain 5.312.453 par Wyborny et a1., incorporé ici à titre référence dans son intégralité. La méthodologie de programmation décrite dans le brevet n 5.312.453 par Wyborny et a1. est identifiée ici uniquement à titre de référence. N'importe laquelle parmi plusieurs méthodologies de programmation et de télémesure appropriées connues dans la technique peut être employée aussi longtemps que l'information voulue est transmise de et vers le stimulateur. Comme le montre la figure 3, le conducteur 18 est couplé au n#ud 50 dans l'IMD 10 par l'intermédiaire condensateur d'entrée 52. Le capteur d'activité accéléromètre 11 est plus préférablement relié à un circuit hybride situé à l'intérieur de l'enceinte hermétiquement scellée 14 de l'IMD 10. Le signal de sortie délivré par le capteur d'activité 11 est couplé au circuit d'entrée/sortie 54. Le circuit d'entrée/sortie 54 contient des circuits analogiques pour assurer la liaison avec le c#ur 8, 1e capteur d'activité 11, l'antenne 56 et les circuits pour l'application des impulsions de stimulation au c#ur 8. La fréquence du c#ur 8 est contrôlée par des algorithmes exécutés par logiciel stockés dans le circuit à micro-ordinateur 58. Le circuit à micro-ordinateur 58 comprend de préférence le circuit interne 60 et le circuit externe 62. Le circuit 58 peut correspondre à un circuit à micro-ordinateur décrit dans le brevet américain n 5.312.453 par Shelton et a1., incorporé ici à titre référence dans son intégralité. Le, circuit interne 60 comprend de préférence le processeur 64, le circuit d'horloge du système 66 et la RAM interne 68, et la 70. Le circuit externe 62 comprend de préférence unité RAM/ROM. Le circuit interne 60 et le circuit externe 62 sont chacun couplés par le bus de communication de données 72 au circuit contrôleur/horloge numérique 74. Le circuit à micro- ordinateur 58 peut comprendre un dispositif à circuit intégré personnalisé comprenant des composants RAM/ROM standard. Les composants électroniques représentés la figure 3 sont alimentés par une source d'alimentation à pile implantable appropriée 76 selon la pratique courante dans la technique. Pour des raisons de clarté, le couplage de l'alimentation à pile aux differents composants de l'IMD 10 n'est pas représenté les figures. L'antenne 56 est connectée au circuit d'entrée/sortie 54 pour permettre la télémesure montante/descendante par l'intermédiaire de l'unité émetteur et récepteur RF de télémesure 78. Â titre d'exemple, l'unité de télémesure 78 peut correspondre à celle décrite dans le brevet américain n 4.566. , publié par Thompson et a1. et qui est incorporé ' à titre de référence dans son intégralité, ou à celle décrite dans le brevet n 5.312.453 cité ci-dessus On préfère généralement que le système particulier de programmation et de télémesure sélectionné permette l'entrée et le stockage de paramètres de réponse du rythme cardiaque. Les réalisations spécifiques de l'antenne 56, du circuit d'entrée/sortie 54 et de l'unité de télémesure 78 présentées ici sont illustrées uniquement à titre d'exemple, et ne sont pas destinées à limiter le domaine d'application de la présente invention. En faisant encore référence à la figure 3, le circuit VREP et de polarisation 82 génère plus préférablement une tension de référence et des courants de polarisation stables pour les circuits analogiques incorporés dans le circuit d'entrée/sortie 54. L'unité convertisseur analogique-numérique (ADC) et multiplexeur 84 numérise les signaux et les tensions analogiques pour délivrer des signaux intracardiaques de télémesure en "temps réel" et des fonctions de remplacement de fin de vie (EOL) de pile. commandes de fonctionnement pour contrôler la synchronisation de l'IMD 10 sont couplées par le bus de communication de données 72 au circuit contrôleur/horloge numérique 74, où des horloges et des compteurs numériques définissent l'intervalle d'échappement général de l' 10 ainsi que diverses fenêtres réfractaires, de blocage et autres fenêtres de rythme pour contrôler le fonctionnement des composants périphériques placés dans le circuit d'entrée/sortie 54. Le contrôleur/horloge numérique 74 est de préférence couplé aux circuits de détection, y compris l'amplificateur de détection 88, l'unité de détection de tensions de crête et de mesure de tensions de seuil 90 et le comparateur/ détecteur à seuil 92. Le circuit 74 est en outre de préférence couplé à l'amplificateur d'électrocardiogramme (EGM) 94 pour recevoir des signaux amplifiés et traités détectés par le conducteur 18. L'amplificateur de détection 88 amplifie les signaux cardiaque électriques détectés et délivre un signal amplifié à l'unité de détection de tensions de crête et de mesure de tensions de seuil 90 qui, à son tour, délivre une indication de tensions de crête détectées et de tensions de seuil d'amplificateur de détection mesurées sur le trajet de signaux à conducteurs multiples 67 au contrôleur/horloge numérique 74. Un signal d'amplificateur de détection amplifié est alors délivré au comparateur/ détecteur à seuil 92. À titre d'exemple, l'amplificateur de détection 88 peut correspondre à celui décrit dans le brevet américain n 4.379.459 par Stein, incorporé ici à titre de référence dans son intégralité. signal électrographique délivré par l'amplificateur EGM 94 est utilisé lorsque l'IMD 10 est interrogé par une programmateur externe pour transmettre une représentation d'un électrocardiogramme analogique. Voir, par exemple, le brevet américain 4.556. par Thompson et a1., incorporé ici à titre référence dans son intégralité. Le générateur d'impulsions de sortie 96 délivre des stimuli de rythme au c#ur 8 du patient par l'intermédiaire du condensateur de couplage 98 en réponse à un signal de déclenchement de stimulation fournit par le circuit contrôleur/horloge numérique 74 chaque fois que l'intervalle d'échappement est écoulé, qu'une commande de stimulation transmise extérieurement est reçue ou en réponse à d'autres commandes stockées comme on le connaît bien dans la technique de stimulation. Â titre d'exemple, l'amplificateur de sortie 96 peut correspondre généralement à un amplificateur de sortie décrit dans le brevet américain n 4.476.868 Thompson, incorporé ici à titre de référence dans intégralité. Les réalisations spécifiques de l'amplificateur d'entrée 88, de l'amplificateur de sortie 96 et l'amplificateur EGM 94 identifiés ici, sont présentées uniquement à titre d'exemple, et ne sont pas destinées à limiter le domaine d'application de la présente invention. Les réalisations spécifiques de tels circuits peuvent ne pas être critiques pour mettre pratique des réalisations de la présente invention aussi longtemps qu'elles apportent des moyens pour générer une impulsion de stimulation et qu'elles sont capables de délivrer des signaux révélant contractions naturelles ou stimulées du c#ur 8. Dans des réalisations préférées de la présente invention, l'IMD 10 peut fonctionner dans différents modes non asservis au rythme, comprenant, mais sans y être limité, les modes DDD, DDI, VVI, V00 et VVT Dans d'autres réalisations préférées de la présente invention, l'IMD 10 peut fonctionner dans differents modes asservis au rythme, comprenant, mais sans être limité, les modes DDDR, DDIR, VVIR, VOOR et VVTR. Des réalisations de la présente invention sont capables de fonctionner à la fois dans le mode non asservi au rythme et le mode asservi au rythme. En outre, dans différentes réalisations de la- présente invention, l'IMD 10 peut être configuré par programmation pour fonctionner de telle sorte qu'il varie le rythme auquel il délivre des impulsions de stimulation au c#ur 8 uniquement en réponse à la génération d'une ou de plusieurs sorties de détection sélectionnées. De nombreuses caractéristiques et fonctions de stimulateur non mentionnées explicitement ici peuvent être incorporées dans l'IMD 10, tout en restant dans le domaine d'application de la présente invention. Le domaine de la présente invention n' pas limité aux stimulateurs à capteur unique ou' capteur double, et n'est en outre par limité aux IMD comprenant uniquement des capteurs d'activité ou de pression. Le domaine de la présente invention n'est pas limite non plus aux stimulateurs à chambre unique, aux conducteurs de chambre unique pour stimulateurs ou aux conducteurs de capteur unique ou capteur double pour stimulateurs. Ainsi, différentes réalisations de la présente invention peuvent être mises en pratique conjointement avec plus de deux conducteurs ou avec des stimulateurs à plusieurs chambres, par exemple. Au moins des réalisations de la présente invention peuvent être appliquées tout aussi bien dans les contextes stimulateurs à chambre unique, double, triple quadruple ou d'autres type d'IMD. Voir, par exemple, le brevet américain n 5.800.465 par Thompson et incorporé ici à titre de référence dans intégralité, comme le sort tous les brevets américains cités dans le texte. L'IMD 10 peut être aussi un stimulateur convertisseur à courant continu-défibrillateur ("PCD") correspondant à un quelconque des nombreux implantables disponibles dans le commerce. Différentes réalisation de la présente invention peuvent être mises en pratique conjointement avec des PCD tels ceux décrits dans le brevet américain n 5.545.186 par Olson et a1., le brevet américain n 5.354.316 par Keimel, brevet américain n 5.314.430 par Bardy, le brevet américain n 5.131.388 par Pless et le brevet américain n 4.821.723 par Baker et a1., tous étant incorporés ici à titre de référence, chacun dans leur intégralité respective. Les figures 4 et 5 représentent une réalisation de l'IMD 10 et un jeu de conducteurs correspondant de la présente invention, où 1'IMD 10 est un PCD. Sur la figure 4, le conducteur ventriculaire a la forme de conducteurs décrits dans les brevets "838 et "430 de Bardy, et comprend un corps de conducteur isolant allongé 1 portant trois conducteurs concentriques bobinés séparés entre eux par des gaines tubulaires isolantes. À proximité de l'extrémité distale du conducteur 1 sont placées une électrode annulaire 2, une électrode hélicoïdale extensible 3 montée de manière rétractable à l'intérieur de la tête d'électrode isolante 4 et une électrode bobinée allongée 5. Chacune des électrodes est couplée à un des conducteurs bobinés à l'intérieur du corps de conducteur 1. Les électrodes 2 et 3 sont employées pour la stimulation cardiaque et pour detecter des dépolarisations ventriculaires. Â l'extrémité proximale du conducteur se trouve un connecteur bifurqué 6 qui supporte trois connecteurs électriques, chacun couplé à un des conducteurs bobinés. L'électrode de défibrillation 5 peut être fabriquée en platine, en alliage de platine ou en d'autres matériaux connus pour être utilisés dans des électrodes de défibrillation implantables et peut avoir une longueur de 5 cm environ. Le conducteur auriculaire/SVC représenté sur la figure 4 comprend un corps de conducteur isolant allongé 7 portant trois conducteurs concentriques bobinés séparés entre eux par des gaines tubulaires isolantes correspondant à la structure conducteur ventriculaire. Â proximité de l'extrémité distale en forme de J du conducteur sont placées une électrode annulaire 9 et une électrode hélicoïdale extensible 13 montée-de manière rétractable à l'intérieur de la tête d'électrode isolante 15. Chacune des électrodes est couplée à un des conducteurs bobinés à l'intérieur du corps de conducteur 7. Les électrodes 13 et 9 sont employées pour la stimulation auriculaire et pour détecter des dépolarisations auriculaires. Une électrode bobinée allongée 19 est prévue à proximité de l'électrode 9 et couplée au troisième conducteur à l'intérieur du corps de conducteur 7. L'électrode 19 a de préférence une longueur de 10 cm ou plus et est configurée pour s'étirer du SVC vers la valvule Le conducteur pour le sinus coronaire représenté sur la figure 4 prend la forme d'un conducteur pour sinus coronaire décrit dans le brevet n "838 susmentionné, et comprend un corps de conducteur isolant allongé 41 portant un conducteur bobiné couplé à une électrode de défibrillation bobinée allongée 21. L'électrode 21, représentée par un tracé en tirets sur la figure 4, est placée à l'intérieur du sinus coronaire et la grande veine du c#ur. l'extrémité proximale du conducteur se trouve fiche de connexion 23 portant un connecteur électrique couplé au conducteur bobiné. L'électrode pour sinus coronaire/grande veine 41 peut avoir une longueur d'environ 5 cm. Un PCD implantable 10 est représenté sur la figure 4 en combinaison avec les conducteurs 1, 7 et 41, et les ensembles de connexion de conducteurs 23, 17 et 6 introduits dans le bloc de connexion 12. En option, l'isolation de la partie face à 'extérieur du boîtier du PCD 10 peut être réalisée ' l'aide d'un revêtement plastique tel que du parylène ou du caoutchouc de silicone, comme on l'emploie dans certains stimulateurs cardiaques unipolaires. La partie face à 'extérieur peut être, cependant, laissée non isolée une autre séparation entre des parties isolées et non isolées peut être employée. La partie tricuspide. Dans une réalisation de 1a présente invention, environ 5 cm de l'électrode d'oreillette droite/SVC sont placés dans l'oreillette droite avec les 5 cm restants placés dans le SVC. l'extrémité proximale du conducteur se trouve connecteur bifurqué 17 qui supporte trois connecteurs électriques, chacun couplé à un des conducteurs bobinés non isolée du boîtier 14 sert d'electrode de défibrillation subcutanée pour défibriller soit les oreillettes, soit les ventricules. Des configurations de conducteurs autres que celles représentées sur la figure 4 peuvent être réalisées conjointement avec la présente invention, telles que celles illustrées dans le brevet américain n 5.690.686 par Min et a1., incorporé ici à titre de référence dans son intégralité. La figure 5 est un schéma fonctionnel d'une réalisation du PCD implantable 10 de la présente invention. Ce schéma doit être pris comme exemple du type du dispositif dans lequel différentes réalisations de la présente invention peuvent être réalisées et non comme une limitation, car on pense que l'invention peut être mise en pratique dans un grand nombre d'applications du dispositif, y compris des convertisseurs à courant continu et des défibrillateurs qui n'effectuent pas de thérapies de stimulation antitachycardiaque. Le PCD 10 est équipé d'un système a électrodes. Si la configuration à électrodes de 1a figure 4 est employée, la correspondance avec les électrodes représentées est la suivante. L'électrode 25 sur la figure 5 comprend la partie non isolée du boîtier du PCD 10. Les électrodes 25, 25, 21 et 5 sont couplées au circuit de sortie à haute tension 27, qui comprend des commutateurs à haute tension commandés par la logique de commande CV/défib par l'intermédiaire du bus de commande 31. Les commutateurs placés à l'intérieur du circuit 27 déterminent quelles sont les électrodes employées et quelles sont les électrodes couplées aux bornes positives et négatives de la batterie de condensateurs (comprenant les condensateurs 33 et 35) pendant la délivrance des 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 la forme d'un amplificateur de commande automatique de gain délivrant un seuil de détection ajustable en fonction de l'amplitude de l'onde R mesurée. Un signal est généré sur la ligne de sortie R 39 lorsque le signal détecté entre les électrodes 2 et 3 excède le seuil de détection actuel. Les électrodes 9 et 13 sont situés sur ou dans l'oreillette et sont couplées à l'amplificateur d'onde P 43, qui prend aussi de préférence la forme d'un amplificateur de commande automatique de gain délivrant un seuil de détection ajustable en fonction de l'amplitude de l'onde P mesurée. Un signal est généré sur la ligne de sortie P 45 lorsque le signal détecté entre les électrodes 9 et 13 excède le seuil de détection actuel. Le fonctionnement général des amplificateurs d'onde R et d'onde P 37 et 43 peut correspondre à celui décrit dans le brevet américain n 5.117.824, par Keimel et al., publié le 1 j ' 1992, intitulé "Appareil pour contrôler des signaux physiologiques électriques", incorporé ici à titre de référence dans son intégralité. La matrice de commutation 47 est utilisée pour sélectionner quelles sont les électrodes disponibles couplées à l'amplificateur à large bande (0,5 à 200 Hz) 49 pour une utilisation dans l'analyse des signaux numériques. La sélection des électrodes est contrôlée par le processeur 51 par l'intermédiaire du bus de données/adresses 53, lesquelles sélections peuvent être modifiées suivant besoin. Les signaux des électrodes sélectionnées pour un couplage à 1 amplificateur accordé 49 sont appliqués au multiplexeur 55, et sont ensuite convertis en signaux numériques multibits par le convertisseur N-A 57, pour stockage dans 1a RAM 59 sous le contrôle du circuit d'accès direct à la mémoire 61. Le microprocesseur 51 peut utiliser techniques d'analyse de signaux numériques pour caractériser les signaux numérisés stockés dans la RAM 59 pour reconnaître et classer le rythme cardiaque du patient employant une quelconque des nombreuses méthodologies de traitement des signaux connues dans la technique. Le reste des circuits est dédié à la fourniture de thérapies de stimulation cardiaque, de cardioversion et de défibrillation, et, pour les besoins de la présente invention, peut correspondre aux circuits connus par l'homme du métier. L'exemple d'appareil suivant est décrit pour accomplir des fonctions de stimulation, de cardioversion et de défibrillation. Les circuits de synchronisation/contrôle de stimulateur 63 comprennent de préférence des compteurs numériques programmables contrôlant les intervalles de temps de base associés aux modes DDD, VVI, DVI, VDD, AAI, DDI et autres modes de stimulation simple et double chambre bien connus dans la technique. Les circuits 63 contrôlent de préférence les intervalles d'échappement associés à la stimulation antitachyarythmique à la fois dans l'oreillette et le ventricule, en employant n'importe quelles thérapies de stimulation antitachyarythmique connues dans la technique. Les intervalles définis par les circuits de stimulation 63 comprennent les intervalles d'échappement de stimulation auriculaire et ventriculaire, les périodes réfractaires pendant lesquelles des ondes P et ondes R détectées sont sans effet pour redémarrer la synchronisation des intervalles d'échappement des largeurs d'impulsion des impulsions de stimulation. Les durées de ces intervalles sont déterminées par le processeur 51, en réponse aux données stockées dans la mémoire 59 et sont transmises aux circuits de stimulation 63 par l'intermédiaire du bus adresses/données 53. Les circuits de stimulateur 63 déterminent aussi l'amplitude des impulsions de stimulation cardiaque sous le contrôle du processeur 51. Pendant la stimulation, les compteurs d'intervalles d'échappement dans les circuits de synchronisation/contrôle de stimulateur 63 sont remis à zéro lors de 1a détection ondes R et d'ondes P comme indiqué par des signaux les lignes 39 et 45, et selon le mode sélectionné de stimulation sur la génération de déclenchement de temporisation 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'intervalles d'échappement sont aussi réinitialisés sur la génération d'impulsions de stimulation et contrôlent donc la synchronisation base des fonctions de stimulation cardiaque, compris la stimulation antitachyarythmique. Les durées des intervalles définis par les horloges d'intervalles d'échappement sont déterminées par le processeur 51 par l'intermédiaire du bus de données/adresses 53. La valeur du comptage actuel dans les compteurs d'intervalles d'échappement lorsque réinitialisés par des ondes R et des ondes P détectées peut être utilisée pour mesurer les durées des intervalles R-R, des intervalles P-P, des intervalles P-R et des intervalles R-P, lesquelles mesures sont stockées dans mémoire 59 et utilisées pour détecter la présence tachyarythmies. Le microprocesseur 51 fonctionne plus préférablement comme un dispositif déclenché par interruption, et est asservi aux interruptions des circuits de synchronisation/ contrôle de stimulateur 63 correspondant à la présence d'ondes P et ondes R détectées et correspondant la génération d'impulsions de stimulation cardiaque Ces interruptions sont délivrées par l'intermédiaire du bus de données/adresses 53. 'importe quels calculs mathématiques nécessaires à exécuter par le processeur 51 et n'importe quelle mise à jour des valeurs ou intervalles contrôlés par les circuits de synchronisation/contrôle stimulateur 63 ont lieu à la suite de telles interruptions. La détection de tachyarythmies auriculaires ou ventriculaires, comme employée dans la présente invention, peut correspondre à un quelconque des différents algorithmes détection de tachyarythmies actuellement connus dans la technique. Par exemple, la présence d'une tachyarythmie auriculaire ou ventriculaire peut être confirmée en détectant une série prolongée de courts intervalles R-R ou P-P d'un rythme moyen indiquant une tachyarythmie ou une série ininterrompue de courts intervalles R-R ou P-P. La soudaineté de la naissance des rythmes rapides détectés, la stabilité des rythmes rapides, et un certain nombre d'autres facteurs connus dans la technique peuvent être aussi mesurés à ce moment. Des méthodologies appropriées de détection de tachyarythmies ventriculaires mesurant de tels facteurs sont décrits dans le brevet américain n 4.726.380 publié par Vollmann, le brevet américain n 4.880.005, publié par Pless et a1., et le brevet américain n .830.006, publié par Haluska et a1., tous incorporés ' ' à titre de référence, chacun dans leur intégralité respective. Un jeu supplémentaire de méthodologies de détection de tachyarythmies est décrit dans l'article "Premiers signes et stabilité pour détection de tachyarythmies ventriculaires dans stimulateur- convertiseur à courant continu défibrillateur implantable" par Olson et a1., publié dans "Computers in Cardiology", du 7 au 10 octobre 1986, IEEE Computer Society Press, pages 167 à 170, incorporé ici aussi à titre de référence dans son intégralité. Des méthodologies de détection de fibrillations auriculaires sont décrites dans la demande PCT publiée US92/02829, la publication n W092/18198, par Adams al., et dans l'article "Reconnaissance automatique tachycardies", par Arzbaecher et a1., publié dans PACE, Mai-juin 1984, pages 541 à 547, tous deux incorporés ici à titre de référence dans leur intégralité. Si une tachyarythmie auriculaire ou ventriculaire détectée et qu'un régime de stimulation antitachyarythmique est désiré, des intervalles de synchronisation appropriés pour contrôler la génération de thérapies de stimulation antitachyarythmique sont chargés du processeur 51 dans les circuits de synchronisation et de contrôle de stimulateur 63, pour contrôler le fonctionnement des compteurs d'intervalles d'échappement et définir des périodes réfractaires pendant lesquelles la détection d'ondes R et-d'ondes P est sans effet pour redémarrer les compteurs d'intervalles d'échappement. En variante, les circuits pour contrôler 1a synchronisation et la génération d'impulsions de stimulation antitachycardiaques, comme décrit dans le brevet américain n 4.577.633, publié par Berkovits et a1. le 25 mars 1986, le brevet américain n 4.880.005, publié par Pless et a1. le 14 novembre 1989, le brevet américain n 4.726.380, publié par Vollman et a1. le 23 février 1 et le brevet américain n 4.587.970, publié Holley et a1. le 13 mai 198 tous étant incorporés ici à titre de référence dans leur intégralité, peuvent être aussi employés. Si la génération d'une impulsion de cardioversion ou de défibrillation est nécessaire, le processeur 51 peut employer un compteur d'intervalles échappement pour contrôler la synchronisation de telles impulsions de cardioversion et de défibrillation, ainsi que les périodes réfractaire associées. En réponse à 1a détection de fibrillation auriculaire ou ventriculaire ou de tachyarythmie nécessitant une impulsion de cardioversion, le processeur 51 active les circuits de contrôle de cardioversion/défibrillation 29, qui lance la charge des condensateurs haute tension 33 et 35 par l'intermédiaire du circuit de charge 69, sous le contrôle de la ligne de contrôle de charge haute tension 71. La tension aux bornes des condensateurs haute tension est contrôlée par l'intermédiaire de la ligne VCAP 73, qui traverse le multiplexeur 55 et en réponse à l'atteinte d'une valeur prédéterminée définie par le processeur 51, résulte en la génération d'un signal logique sur la ligne Cond. plein (CF). 77 pour terminer la charge. La synchronisation de la délivrance de 1 impulsion de défibrillation ou de cardioversion est ensuite contrôlée par les circuits de synchronisation/contrôle de stimulateur 63. Apres la délivrance de la thérapie de fibrillation de tachycardie, le processeur 51 remet le dispositif dans le mode de stimulation cardiaque q et attend la prochaine interruption continue due à la stimulation ou à l'apparition d'une dépolarisation auriculaire ou ventriculaire détectée. Plusieurs réalisations de systèmes appropriés pour la délivrance et la synchronisation d'impulsions de cardioversion et de défibrillation ventriculaire et pour contrôler les fonctions de synchronisation les concernant sont décrites dans le brevet américain n 5.188.105 par Keimal, le brevet américain n 5.269.298 par Adams et al., et le brevet américain n 4. .472 par Mirowski et al., qui sont tous incorporés ' ' à titre de référence, chacun d'eux dans leur intégralité respective. On pense cependant que n'importe quel circuit de contrôle d'impulsions de cardioversion de défibrillation est utilisable conjointement avec différentes réalisations de la présente invention Par exemple, les circuits contrôlant la synchronisation et la génération d'impulsions de cardioversion de défibrillation peuvent être aussi employés, tels que ceux décrits dans le brevet américain n 4.384.585 par Zipes le brevet américain n 4.949.719 par Pless et al., le brevet américain n 4.375.817 par Engle et al., tous étant incorporés ici à titre de référence dans leur intégralité. En faisant encore référence à la figure 5, la délivrance d'impulsions de cardioversion. et de défibrillation peut être réalisée par le circuit de sortie 27 sous le contrôle du circuit de contrôle 29 par l'intermédiaire du bus de commande 31. Le circuit de sortie 27 détermine si une impulsion monophasique ou biphasique est délivrée, la polarité des électrodes et quelles sont les électrodes impliquées dans la délivrance de l'impulsion. Le circuit de sortie 27 comprend aussi des commutateurs haute tension qui contrôlent si des électrodes sont couplées ensemble pendant la délivrance de l'impulsion. En variante, des électrodes destinées à être couplées ensemble pendant l'impulsion peuvent être simplement couplées entre elles en permanence, soit à l'extérieur, soit à l'intérieur du boîtier du dispositif, et la polarité peut être identiquement préréglée, comme dans les défibrillateurs implantables courants. Un exemple de circuits de sortie pour la délivrance de régimes d'impulsions biphasiques à des systèmes à électrodes multiples peut être trouvé dans le brevet américain n 4.953.551, publié par Mehra et dans le brevet américain n 4.727.877, tous deux étant incorporés ici à titre de référence dans leur intégralité. Un exemple de circuits pouvant être utilisés pour contrôler la délivrance d'impulsions monophasiques est décrit dans le brevet américain n 5.163.427 par Keimel, également incorporé ici à titre de référence dans son intégralité. Les circuits de contrôle sortie identiques à ceux décrits dans le brevet 551 dans le brevet américain n 4.800.883 par Winstrom, tous deux étant incorporés ici à titre de référence dans leur intégralité, peuvent être aussi employés conjointement avec différentes réalisations de la présente invention pour délivrer des impulsions biphasiques. En variante, l'IMD 10 peut être un stimulateur des nerfs ou un stimulateur des muscles implantable, tel celui décrit dans le brevet américain 5.199.428 par Obel et a1., le brevet américain n 5. .218 par Carpentier et a1. ou le brevet américain 5.330.507 par Schwartz, ou un dispositif de surveillance implantable tel celui décrit dans le brevet américain n 5.331.966 publié par Bennet et al., tous étant incorporés ici à titre de référence dans leur intégralité respective. On pense que présente invention trouvera une large application dans n'importe quelle forme de dispositif électrique implantable pour une utilisation conjointement avec des conducteurs électriques. Le circuit de sortie 27 comprend aussi des commutateurs haute tension contrôlant si des électrodes sont couplées ensemble pendant la délivrance de l'impulsion. En variante, des électrodes destinées à être couplées ensemble pendant l'impulsion peuvent être simplement couplées entre elles en permanence, soit à l'extérieur, soit à l'intérieur du boîtier du dispositif, et la polarité peut être identiquement préréglée, comme dans les défibrillateurs implantables courants. Un exemple de circuits de sortie pour la délivrance de régimes d'impulsions biphasiques à des systèmes à électrodes multiples peut être trouvé dans le brevet susmentionné délivré à Mehra et al., et dans le brevet américain n 4.727.877, incorporés ici à titre de référence dans leur intégralité. Un exemple de circuits pouvant être utilisés pour contrôler la délivrance d'impulsions monophasiques est décrit dans le brevet américain n 5.163..427 par Keimel, également incorporé ici à titre de référence dans son intégralité. Les circuits de contrôle de sortie identiques à ceux décrits dans brevet américain n 4.953.551 par Mehra et al., dans le brevet américain n 4.800.883 par Winstrom, tous deux étant incorporés ici à titre de référence dans leur intégralité, peuvent être aussi employés conjointement avec différentes réalisations de la présente invention pour délivrer des impulsions biphasiques. En variante, l'IMD 10 peut être un stimulateur des nerfs ou un stimulateur des muscles implantable, tel celui décrit dans le brevet américain 5.199.428 par Obel et a1., le brevet américain n 5. 07.218 par Carpentier et al., ou le brevet américain n .330.507 par Schwartz, ou un dispositif de surveillance implantable tel celui décrit dans le brevet américain n 5.331.966 publié par Bennet et a1., tous étant incorporés ici à titre de référence, chacun dans leur intégralité respective. On pense que 1a présente invention trouvera une large application dans 'importe quelle forme de dispositif électrique implantable pour une utilisation conjointement avec des conducteurs électriques. La figure 6 montre un graphique representatif obtenu en variant l'intervalle AV chez un patient stimulé à un rythme fixe à la fois dans l'oreillette et le ventricule, et mesurant l'intervalle QT correspondant à chaque intervalle AV. courbes reflètent un lissage statistique de données actuelles, et conduisent dans chaque cas à une détermination de la crête de la courbe, qui correspond à l'intervalle AV optimalisé. Comme utilisé ici, l'intervalle optimal ou optimalisé correspond à environ la crête de la courbe; il n'est pas nécessaire de trouver la crête exacte afin d'obtenir une réponse considérablement améliorée du stimulateur. Bien que l'invention soit représentée par l'emploi de QT comme variable hémodynamique préférée, on comprendra que autres variables peuvent être utilisées dans le domaine d'application de l'invention. Par conséquent, le stimulateur 10 peut comprendre des moyens pour déterminer le débit systolique, la pente de dépolarisation, l'intervalle de pré-éjection, dp/dt, etc., chacune de ces variables étant équivalente à QT comme variable hémodynamique utilisée dans la présente invention. En supposant qu'un test soit réalisé résultant en des données comme représenté sur la figure les données d'intervalle AV optimalisé peuvent être utilisées pour ajuster l'intervalle AV employé dans la stimulation double chambre. Comme décrit ci-dessus, l'intervalle AV peut être de préférence une fonction du rythme auriculaire, c'est-à-dire AV = f(rythme) Sur la figure 7, le rythme est tracé sur l'axe horizontal, et l'intervalle AV est tracé sur l'axe vertical. Le stimulateur 10 est de préférence programmé avec un AVmiR prédéterminé et un AV,,_,X prédéterminé, et la courbe AV = f(rythme) est positionnée entre les limites de rythme de LRL et URL. Sur la figure 7, une première ligne en trait continu est représentée, qui peut être représentative de AV = f(rythme) avant le test. Pour cette courbe, AV à LRL est représenté comme AV1. En supposant que le test soit effectué à LRL, une nouvelle valeur optimalisée de AVZ est déterminée à et représentée par une deuxième ligne en trait continu indiquant que l'intervalle AV optimalisé à LRL est une valeur plus faible. Dans une disposition simplifiée, la pente de la courbe entre les limites de rythme de LRL et URL peut être 1a même, afin que la nouvelle courbe soit déterminée par repositionnement de valeur à LRL. D'autres modifications plus complexes sont dans le domaine d'application de l'invention. En faisant encore référence à la figure 2, des lignes en tirets sont tracées qui représentent des courbes AVs _ f (rythme), où AVs est la valeur de AV à utiliser à la suite d'un AS pour la réalisation où différentes valeurs sont utilisées à la suite d'événements de détection auriculaire et de stimulation auriculaire. Le test décrit ci-dessus mesure courbe complète AV en fonction de QT (figure 6). Ceci exige une longue période de mesure. Une méthode plus simple et plus rapide est de modifier la période AV d'un incrément (par exemple, un incrément de 25 ms) plus long et d'un incrément plus court que la valeur actuellement active. Pendant un de ces incréments, si un intervalle QT plus long est mesuré, la période AV active doit être modifiée d'un incrément (pouvant être un increment de longueur différente) dans cette direction. Si la période AV actuellement active a la valeur optimale, les deux mesures produiront un intervalle QT plus court et aucune adaptation ne sera donc nécessaire. Il est préférable que la valeur de période actuellement active soit uniquement adaptée par un seul incrément par mesure (par jour). Ceci évite de grandes variations au cas où, pour une raison quelconque, une mesure fournirait des informations incorrectes. Comme décrit ci-dessus, l'intervalle QT peut être utilisé pour déterminer la période AV hémodynamiquement optimale Selon la présente invention, le tableau suivant (tableau 2) montre que la différence dans les intervalles QT est significativement plus grande chez des patients ayant une faible fonction d' 'ection ventriculaire gauche (LVEF) que chez des patients avec une LVEF plus forte. De préférence, ceci survient en faisant une comparaison entre patients des intervalles QT les plus longs et les plus courts dans même domaine de périodes AV. Tableau 2 EF > 60 % EF W 45 ô p QT le plus long 333 14 374 19 004 QT le plus court 329 16 367 20 0,009 Différence QT 4 4 7 2 p (le plus long/le plus 0,027 0,002 court) Les données dans 1e tableau 2 suggèrent donc que la difference dans les intervalles QT, mesurés dans le même domaine de périodes AV, est une mesure de la LVEF. Â savoir, la fonction ventriculaire gauche peut être caractérisée en mesurant la dépendance de la période AV de l'intervalle QT. Cette suggestion semble aussi logique d'un point de vue pragmatique . des patients avec faible LVEF seront plus sensibles à des facteurs qui détérioreront encore plus leur débit cardiaque. figure 8 représente un organigramme détaillant une méthode de mise en oeuvre d'un dispositif médical implantable, selon la présente invention. Dans la case 100, le processeur 64 de l'IMD 10 reçoit une pluralité de signaux de mesure AV. Les signaux de mesure AV correspondent au temps écoulé entre le début d'une contraction d'un ventricule d'un cceur de mammifère 8 et la fin d'une relaxation de ce ventricule. De préférence, les signaux de mesure AV sont detectés par le conducteur de détection 7 dans le c#ur mammifère 8, et sont transmis au processeur 64. Après avoir reçu les signaux de mesure AV, le processeur 64 détermine alors un intervalle QT, comme le montre la case 200. De préférence, l'intervalle QT est basé sur les signaux de mesure reçus du conducteur de détection 7. En outre, la détermination de l'intervalle QT est faite d'une manière standard quelconque, comme celles décrites ci-dessus. Dans la case 300, le processeur 64 compare chacun des signaux de mesure AV à l'intervalle QT pour déterminer quel signal de mesure AV, si existant, est plus court que l'intervalle QT. Si aucun signal de mesure AV n'est plus court que l'intervalle QT (comme déterminé dans la case 400), le processeur 64 revient à la case 100 pour recevoir le signal de mesure AV suivant. Lorsque ceci se produit, le processeur de préférence réajuste l'intervalle QT en fonction du signal de mesure AV suivant reçu. Si un signal de mesure AV est plus court que l'intervalle QT, le processeur 64, dans la case 500, stocke dans un emplacement de mémoire tel que, par exemple, un emplacement RAM 68, la différence entre le signal de mesure AV et l'intervalle QT. Ce stockage de différences de signaux de mesure AV permet ' l'IMD 10 de construire un contrôleur de tendance à long terme de la différence dans la relation intervalle QT/signal de mesure AV. Cette tendance à long terme, qui peut être désignée comme une condition prédéterminée, décrite ci-dessous. Dans la case 600, le processeur 64 contrôle donc chacune des différences stockées. De préférence, le processeur 64 est prédéterminé pour contrôler chacune des différences stockées après qu'un nombre prédéfini de différences est enregistré. En variante, le processeur peut contrôler les différences stockées à une période de temps prédéfinie, comme, exemple, chaque semaine. Dans la case 700, le processeur 64 détermine si une condition prédéterminée est survenue. De préférence, la condition prédéterminée survient lorsqu'il y a eu une tendance croissance dans, soit le nombre de différences stockées, soit les valeurs de chacune des différences, dans une période de temps prédéterminée. Si une condition prédéterminée n'est pas apparue, le processeur 64 retourne à la case 100 pour recevoir le signal de mesure AV suivant. Si une condition prédéterminée est apparue, le processeur transmet alors un signal d'alarme (case 800). En variante ou conjointement avec la transmission du signal d'alarme, le processeur 64 peut ajuster le synchronisme de l'IMD 10. Cette condition prédéterminée (essentiellement une tendance à long terme de la relation QT/AV) reflète des fonctions LVEF, comme décrit ci-dessus, et fournit d'importantes données de diagnostic qui peuvent être utilisées par un médecin pour surveiller les progrès d'une condition cardiaque (comme, par exemple, une insuffisance cardiaque). En outre, la condition prédéterminée peut contrôler l'efficacité de la thérapie appliquée, par exemple une thérapie médicamenteuse ou une stimulation multisite. En outre, de telles informations concernant la LVEF peuvent être utilisées pour optimaliser des paramètres dans un dispositif de stimulation qui fournit thérapie à des patients, par exemple, dans une configuration bi-ventriculaire. La stimulation bi- ventriculaire peut être appliquée dans un mode à commande auriculaire ou uniquement ventriculaire. Ceci peut dépendre de l'état du rythme auriculaire lorsqu' fibrillation auriculaire chronique est présente, ce dernier mode peut être choisi. Chez d'autres patients, un mode synchrone auriculaire peut être le mode de stimulation à choisir. Des paramètres qui peuvent être automatiquement optimalisés sur la base d'un paramètre reflétant des informations de fonction ventriculaire gauche peuvent comprendre la période LV-RV et/ou 1a période RA-LV, toutes etant décrites ci-dessus. L'invention a été représentée par un système qui mesure 1 intervalle QT comme la variable hémodynamique qui est comparée à l'intervalle AV, mais d'autres variables hémodynamiques sont également utiles se trouvent dans le domaine d'application de l'invention. Par conséquent, comme avec l'intervalle QT, une variable quelconque peut être utilisée aussi longtemps qu'une modification dans la variable peut etre substantiellement imputable à une modification dans l'intervalle AV. réalisations spécifiques précédentes sont représentatives de l'usage pratique de l'invention. Pour cette raison, on comprendra que d'autres moyens, connus par l'homme du métier ou décrits ici, peuvent être employés sans s'écarter de l'invention ou du domaine d'application des revendications annexées. Dans les revendications, des clauses de moyens et de fonctions sont destinées à couvrir les structures décrites ici comme réalisant la fonction décrite et non seulement des équivalents structuraux, mais aussi des structures équivalentes. Ainsi, bien qu'une pointe et vis puissent ne pas être des équivalents structuraux en ce qu'une pointe emploie une surface cylindrique pour fixer ensemble des pièces en bois, alors qu'une vis emploie une surface hélicoïdale, dans cadre de la fixation de pièces en bois une pointe et une vis sont des structures équivalentes. Toutes les publications, demandes brevet et brevets imprimés cités en référence ' dessus sont incorporés ici à titre de référence, chacun dans leur intégralité. REVENDICATIONS 1. Méthode de mise en oeuvre d'un dispositif médical implantable, comprenant la réception d'une pluralité de signaux de mesures auriculo-ventriculaires (AV); la détermination d'un intervalle QT comme fonction des signaux de mesure AV; la comparaison de chaque signal d'une pluralité de signaux de mesure AV avec l'intervalle QT; et si un signal de la pluralité de signaux de mesure AV est inférieur à 'intervalle QT, le stockage d'une différence entre le ignal de la pluralité de signaux de mesure AV et l'intervalle QT. 2. Méthode selon la revendication 1, comprenant en outre le contrôle des différences après une période de temps prédéterminée. 3. Méthode selon la revendication 2, comprenant en outre la transmission d'un signal d'alarme si les différences indiquent une condition prédéterminée. 4. Méthode selon la revendication 3, dans laquelle le signal d'alarme comprend un signal audible. S. Méthode selon la revendication 3, dans laquelle le signal d'alarme comprend un signal radio. 6. Méthode selon la revendication 3, dans laquelle la condition prédéterminée comprend un accroissement de la valeur des différences dans la période de temps prédéterminée. 7. Méthode selon la revendication 3, comprenant en outre le réglage de la synchronisation dispositif médical implantable après la transmission du signal d'alarme. 8. Méthode selon la revendication 1, dans laquelle chaque signal de la pluralité signaux de mesure AV est comparé à un intervalle QT réglé. 9. Méthode selon la revendication 8, dans laquelle l'intervalle QT réglé comprend un réglage de l'intervalle QT sur 1a base de chaque signal de la pluralité de signaux de mesure AV. 10. Méthode selon la revendication 1, dans laquelle chaque signal de la pluralité de signaux de mesure AV comprend le temps écoulé entre le début d'une contraction d'un ventricule d'un c#ur de mammifère et la fin d'une relaxation du ventricule.