STIMULATEUR CARDIAQUE PROGRAMMABLE MULTIMODE COMMANDE PAR UN MICROPROCESSEUR. L'invention concerne des stimulateurs cardiaques, et elle concerne plus particulièrement des stimulateurs cardiaques programmables de façon compacte ou non-envahis- sante, utilisant des techniques automatiques de traitement de l'information. Les caractéristiques physiques du coeur humain se prêtent à différents systèmes de stimulation artificiels interactifs. Le coeur comporte deux principales chambres de pompage, à savoir les ventricules gauche et droit. En se contractant simultanément, ces chambres expulsent le sang dans l'aorte et l'artère pulmonaire. Le sang pénètre dans les ventricules respectivement à partir des orifices des oreillettes gauche et droite. Les oreillettes sont des antichambres plus petites qui se contractent en une action séparée qui précède la systole ventriculaire principale d'un intervalle d'environ 100 ms, appelé retard auriculo- ventriculaire ou retard AV, approximativement un huitième du cycle cardiaque. Les systoles proviennent d'une onde d'excitation électrique qui commence dans l'oreillette droite et s'étend à l'oreillette gauche. L'excitation pénètre alors dans le noeud auriculo-ventriculaire qui retarde son passage dans les ventricules par le faisceau de His. Des signaux électriques correspondant aux systoles apparaissent dans l'électrocardiogramme. Un signal faible, appelé onde P, accompagne la systole auriculaire, tandis qu'un signal beaucoup plus important, appelé complexe QRS, avec une onde R prédominante, accompagne la systole ven- triculaire. La repolarisation ventriculaire avant la contraction suivante est marquée par un faible signal dans l'électrocardiogramme, appelé onde T. Les ondes P et R peuvent être détectées de façon très fiable, en tant que signaux de cadence, par des conducteurs électriques en contact avec les chambres respectives du coeur. Le stimulateur cardiaque implanté typique fonctionne en fournissant des impulsions de stimulation sur un conduc- teur fixé sur le ventricule. L'onde R peut être détectée sur le même conducteur. Un autre conducteur est en contact avec l'oreillette pour détecter les ondes P, si on le désire. Dans les stimulateurs séquentiels AV (auriculo-ventriculaires) ou bifocaux, décrits ci-dessous, le conducteur auriculaire est également utilisé pour la stimulation auriculaire. Un des problèmes traités par les stimulateurs cardia- ques est le blocage du coeur provoqué par l'altération de la capacité du faisceau de His à transmettre l'excitation nor- male de l'oreillette au ventricule. Il s'est avéré depuis longtemps que pour traiter cette forme de maladie cardiaque il est souhaitable de baser la stimulation des ventricules sur le cycle de l'onde P. Cette synchronisation maintient l'allure physiologique normale du coeur. Ainsi, le noeud sino-auriculaire qui régit l'intervalle entre des dépolarisa- tions (c'est-à-dire la fréquence auriculaire) suivant les besoins du corps, commande la fréquence ventriculaire arti- ficielle de façon normale. Il est également bien connu que la stimulation ventri- culaire ne doit pas être effectuée pendant la période de repolarisation (Q - T) suivant la systole ventriculaire pen- dant environ trois huitièmes du cycle cardiaque. La stimula- tion pendant la transition Q - T peut induire des rythmes cardiaques non souhaitables. Un battement ventriculaire spontané peut provenir d'une conduction AV normale ou fausse- ment sous la forme d'une activité ventriculaire ectopique. Dans le dernier cas, le battement ventriculaire ne présente pas la relation normale visà-vis de l'excitation auriculaire. On a proposé différents systèmes pour la stimulation ventriculaire inhibée due à des signaux ventriculaires spon- tanés (voir par exemple la demande de brevet américain déposée sous le NI 153 422 le 27 Mai 1981). :3 Des patients sans activité auriculaire normale comme bradycardie symptomatique, ont souvent besoin d'une stimula- tion auriculaire ainsi que d'une stimulation ventriculaire qui à elle seule assure environ soixante dix pour cent du débit volumique combiné. Des stimulateurs séquentiels AV ont été proposés pour stimuler les oreillettes et les ventricules. Le système de la demande de brevet précédemment mentionnée par exemple détecte et stimule les conducteurs auriculaire et ventriculaire pour fournir un mode de stimulation ventri- culaire inhibé, séquentiel AV, agissant sur les oreillettes. Les stimulateurs cardiaques sont des dispositifs médi- caux thérapeutiques, maintenant la vie. Ils sont implantés chirurgicalement et restent pendant des années dans le corps d'une personne vivante. Les considérations vitales dans la une technologie de stimulation cardiaque tendent à d-icter /appro- che prudente, si ce n'est pas une régugnance, à l'égard de nouveaux développements d'exploitation commerciale dont les produits concernés utilisent des circuits électroniques. Ces tendances sont renforcées par le fait que les exigences fonctionnelles relativement simples des stimulateurs de l'art antérieur ont facilement été satisfaites en utilisant des configurations de circuit pré-existantes bien établies, la nécessité d'éviter une dissipation de chaleur excessive, et également par l'état de la technique en piles compactes qui limite la consommation de courant pour éviter des remplace- ments non nécessaires qui nécessitent une opération chirur- gicale et une reprogrammation d'un nouveau stimulateur coû- teux. La considération prédominante est la fiabilité, suivie de près par la compacité et une faible consommation de courant. Dans le passé, des stimulateurs ont été réalisés suivant des techniques de cadence numériques ou analogiques. Des stimulateurs cadencés numériquement possédant des paramètres de battement programmables extérieurement existent sur le marché depuis plusieurs années. Par exemple, le "Omni-Atricor vendu par va Demanderesse, Cordis Corporation, utilise un commutateur à lame vibrante dans le stimulateur implanté qui répond à un champ magnétique pulsé produit par un programma- teur magnétique tel que le programmateur 222 B de Cordis pour programmer la fréquence, l'amplitude des impulsions et d'autres variables. Le commutateur à lame vibrante est également utilisé pour assurer un mode de fréquence d'aimant lorsqu'un aimant permanent est placé à côté du stimulateur, le faisant passer dans un mode de fréquence déterminée dans lequel il ne répond pas à l'activité naturelle. On a déjà proposé des dispositifs de traitement de l'information à programme mémorisé. On se référera par exem- ple à la demande de brevet américain déposée le 9 Octobre 1980 par Alan Lesnick et ayant pour titre "Implantable externally programmable microprocessor-controlled tissue stimulator", cédée à la Demanderesse et dans laquelle est décrit un stimu- lateur neural dans lequel la cadence des intervalles de la fréquence d'impulsions et de la largeur d'impulsions est déterminée par des circuits de comptage discrets. Les avanta- ges de programmation de microcalculateurs universels en pastille unique ne sont pas facilement exploitables dans la technologie actuelle des stimulateurs cardiaques à pile, par suite de la consommation de courant excessive. Ceci est éga- lement vrai pour les microcalculateurs basés sur la techno- logie à semiconducteur d'oxyde métallique complémentaire (CMOS), tel que le RCA CDP 1802, bien que la consommation de courant soit moindre. Cependant, les microcalculateurs sont des dispositifs qui s'adaptent extrêmement bien, convenant pour prendre des décisions simples et choisir une alternative. La technologie des microprocesseurs relève le défi de fournir un programme de stimulation qui contrôle les signaux de sortie d'amplifi- cateurs de détection représentatifs d'une activité spontanée normale du coeur, et qui détermine de façon sûre quel type de stimulation convient le mieux aux conditions existantes. Il est concevable que le stimulateur diagnostique la fonction cardiaque du patient, prescrive le programme de stimulation correct et par suite stimule automatiquement le coeur du patient aussi longtemps que cela est nécessaire. Le principal problème pour y arriver est d'optimiser la conception du logi- ciel et du matériel pris comme un tout pour tirer parti des possibilités du microtraitement tout en protégeant l'espace avec un programme mémorisé très dense et en minimisant la consommation de courant de la meilleure façon possible. La fiabilité de n'importe qiuel système de cadence numérique est liée à la fiabilité du circuit d'horloge qui le commande. Les oscillateurs à cristal sont précis mais peu- vent avoir des pannes catastrophiques que l'on doit empêcher de manière à ne pas créer une situation menaçant la vie du patient. De même, l'indication d'une pile faible est parti- culièrement critique avec les microprocesseurs du fait de leur consommation de courant plus importante. Il serait éga- lement souhaitable de traiter l'arrythmie auriculaire, mais le problème consiste à définir l'arrythmie de manière que le microprocesseur soit capable de3r'econnaître, de savoir comment la traiter lorsqu'elle apparaît, comment décider qu'elle a disparu, et comment reprendre la stimulation normale. De façon idéale, dans un stimulateur commandé par un microprocesseur il est souhaitable de conserver la possibili- te de programmation des paramètres du stimulateur et permet- tre l'utilisation de programmateurs existants largement répan- dus sur le marché. Un des problèmes avec des stimulateurs qui assurent une détection des voies auriculaire et ventriculaire est l'effet qu'une impulsion de stimulation sur une voie présen- te sur l'amplificateur de détection de l'autre voie. De façon idéale, le circuit des amplificateurs de détection doit être conçu de manière qu'une impulsion de stimulation sur l'autre voie n'ait pas d'effet désavantageux sur les amplificateurs de détection. Ces buts ont été atteints suivant l'invention grâce à un stimulateur cardiaque programmable implantable commandé par un microprocesseur qui assure une stimulation adaptable physiologiquement, avec un programme de stimulation princi- pale dans quatre modes fondamentaux: ventriculaire inhibé, ventriculaire synchronisé avec auriculaire sans ou avec détection ventriculaire, et auriculaire inhibé, auriculaire synchrone ventriculaire inhibé ou "AV séquentiel". Dans le mode AV séquentiel, le stimulateur passe automatiquement à la stimulation ventriculaire-auriculaire synchrone lorsque la fréquence auriculaire devient supérieure à la fréquence mini- male programmée. Des modes de stimulation temporaire sont disponibles pour le traitement de l'arrythmie et une stimula- tion auriculaire ou ventriculaire est inactivée, par l'inter- médiaire d'une stimulation de la cage thoracique. Le stimu- lateur contrôle continuellement la tachyarrythmie et prend et quitte automatiquement un mode de réponse spécial pour l'arrythmie. Des cycles d'instructions mémorisés exécutent des pro- grammes de stimulation principale, de réponse à l'arrythmie, de surmultiplication, de fréquence d'aimant et de programma- tion. Les paramètres programmables sont des largeurs et des sensibilités des impulsions auriculaires ou ventriculaires, des fréquences maximales, minimales et de secours et des retards AV. Ces huit paramètres peuvent être modifiés un par un ou reprogrammés en groupe standard en une phase de pro- grammation unique utilisant des programmateurs magnétiques standards préexistants. Les amplificateurs de détection pour les voies auriculaire et ventriculaire sont sous la commande active directe de bascules E/S adressées par le microprocesseur. Une activité auriculaire ou ventriculaire détectée pendant des périodes"d'alerte" dirige le programme de stimu- lation principale dans un jeu d'instructions en labyrinthe qui explore cycliquement les entrées pour l'activité naturelle. Chaque exploration incrémente également une "horloge temps réel" qui est remise à zéro par une activité auriculaire vraie. L'horloge temps réel cadence le retard AV et les intervalles de fréquence maximale et minimale. Deux autres horloges de logiciel incorporées au programme de stimulation principale cadencent respectivement les périodes réfractaires ventricu- laires et auriculaires. Une systole ventriculaire prématurée place automatiquement l'horloge temps réel sur le retard AV et fait simultanément débuter une période réfractaire ventri- culaire. Le programme de stimulation principale contrôle égale- ment automatiquement la tachyarrythmie auriculaire dans son cycle d'exploration nominal. Lorsque la tacchyarrythmie dépasse une condition de seuil pré-réglable, un programme d'arrythmie spécial avec stimulation ventriculaire inhibé est choisi automatiquement. La fréquence de stimulation diminue toutes les quelques secondes jusqu'à ce qu'on obtienne une fréquence de secours préprogrammée. Après un intervalle pré- déterminé d'activité auriculaire normale, le stimulateur revient au programme de stimulation initial. Les cadences des cycles d'exploration pour les programmes de stimulation prin- cipale, d'arrythmie et de fréquence d'aimant sont identiques. Un circuit d'horloge double fournit un oscillateur de réserve RC (résistance-capacité) pour l'oscillateur à cristal servant d'entrée d'horloge pour le microprocesseur. L'oscil- lateur de réserve est sélectionné soit par un comparateur de tension de pile soit par un détecteur de fréquence répondant à une panne catastrophique du cristal. L'application d'un aimant permanent sélectionne automatiquement le programme de "fréquence d'aimant" par l'intermédiaire du programme de pro- grammation. Le mode de stimulation par fréquence d'aimant est normalement un mode séquentiel AV sans détection auriculaire ou ventriculaire (c'està-dire asynchrone). Une pile faible est indiquée à la fois par une commutation sur la fréquence plus faible, la fréquence de l'oscillateur RC sensible à la tension, une fonction de matériel et également par la chute du battement auriculaire dans la fréquence d'aimant, effec- tuée par le logiciel. Un système de coupure automatique coupe les deux ampli- ficateurs de détection pendant l'impulsion de stimulation et vide la charge au niveau de l'amplificateur de sortie exacte- ment à la fin de l'impulsion. La limite de fréquence est exécutée à la fois dans des circuits de logiciel et de matériel distincts associés aux deux voies. Pour réduire encore la consommation de courant, on utilise une alimentation à plusieurs niveaux, dans laquelle un nombre de composants aussi important que possible, autres que les amplificateurs de détection et de sortie, sont ali- mentés à partir du conducteur de tension plus faible. En résumé, l'invention fournit un stimulateur cardiaque implantable qui se caractérise en ce qu'il comporte des bornes auriculaire et ventriculaire destinées à être reliées à des conducteurs correspondants; des circuits amplificateurs de détection auriculaire et ventriculaire reliés auxdites bornes auriculaire et ventriculaire pour fournir un signal de sortie binaire en réponse à une activité auriculaire ou respectivement ventriculaire détectée, chaque circuit comportant une porte d'entrée et une porte de sortie; un microcalculateur comportant un programme mémorisé contenant des instructions et des moyens de traitement pour aller chercher et exécuter des instructions provenant dudit pro- gramme mémorisé, branchés de manière à recevoir les sorties des circuits amplificateurs de détection et comportant au moins une sortie de stimulation binaire; des moyens pour appliquer une impulsion de stimulation cardiaque par l'in- termédiaire d'une desdites bornes en réponse à ladite sortie de stimulation binaire; une bascule pour alimenter plusieurs lignes de sortie binaire pouvant être mises dans l'état excité et dans l'état de repos en réponse à des commandes provenant du microcalculateur, une première de ces lignes de sortie de la bascule étant couplée opérationnellement aux portes de sortie des deux circuits amplificateurs de détection; ledit programme mémorisé contenant des instructions pour comriander le microcalculateur de manière qu'il fournisse une impulsion de sortie de stimulation binaire auxdits moyens de stimulation à une fréquence minimale prédéterminée, les portes d'entrée des circuits amplificateurs de détection répondant à cette sortie de stimulation binaire pour décon- necter simultanément les entrées des deux circuits amplifi- cateurs de détection, ledit programme mémorisé contenant en outre des instructions pour provoquer l'activation de ladite première ligne de sortie de la bascule, de façon à déconnec- ter les deux circuits amplificateurs de détection pour un premier intervalle prédéterminé depuis le début de l'impul- sion de stimulation jusqu'à la fin d'une période prédéterminée suivant ladite impulsion de stimulation. La présente invention sera mieux comprise à la lecture de la description détaillée qui va suivre et à l'examen des dessins annexés qui représentent à titre d'exemple non limitatif un mode de réalisation de l'invention. La fig. 1 est un schéma de bloc fonctionnel représen- tant le circuit électronique du stimulateur cardiaque suivant l'invention. La fig. 2 est un schéma électrique du circuit hybride analogique contenant les circuits d'amplificateurs de sortie et de détection auriculaire et ventriculaire. Les figs. 3 et 4 sont des diagrammes de temps similai- res représentant la réponse en différents points dans le circuit d'amplificateurs de détection de la figure 2, respec- tivement pour une détection normale et une détection de bruit. La fig. 5 est un schéma électrique du circuit d'horloge double de la figure 1. La fig. 6 est un schéma électrique du circuit compara- teur de la tension de pile de la fig. 1. La fig. 7 est un graphique de la fréquence d'horloge en fonction de la tension de pile décroissante. La fig. 8 est un diagramme de temps représentant les cycles de cadence auriculaire et ventriculaire qui caracté- risent le programme de stimulation principale. La fig. 9 représente la configuration binaire du conte- nu de la mémoire fixe de la fig. 1 à des emplacements de mémoire consécutifs en chiffres hexadécimaux. La fig. 10 est un organigramme du programme de stimu- lation principale. La fig. il est un diagramme de temps du mode de réponse à une tachyarrythmie. La fig. 12 est un organigramme du programme d'arrythmie. Les figs. 13A-13C sont un organigramme de programmation. La fig. 14 est une vue en plan de l'avant et de l'ar- rière de la carte de programme destinée à être utilisée avec un programmateur modèle 222 ou 222B de Cordis Corpora- tion, pour progra-smmer le stimulateur de la figure 1. La fig. 15 est un diagramme de temps du mode surmulti- plié. La fig. 16 est un organigramme du programme de sur- multiplication. La fig. 17 est un diagramme de temps du mode de fré- quence d'aimant. La fig. 18 est un organigramme du programme de fré- quence d'aimant. La fig. 19 est un diagramme de temps du mode de stimu- lation ventriculaire inhibé avec le stimulateur de la fig. 1. La fig. 20 est un diagramme de temps du mode de stimu- lation auriculaire synchrone ventriculaire inhibé avec le stimulateur de la figure 1. il La fig. 21 est un diagraimme de temps du mode de stimu- lation auriculaire synchrone ventriculaire inhibé de la figure 20, en l'absence d'activité auriculaire. La fig. 22 est un diagramme de temps du mode de stimu- lation à demande double avec les deux sorties inhibées en présence de l'activité normale avec le stimulateur de la fig. 1. La fig. 23 est un diagramme de temps du mode de stimu- lation à double demande, en l'absence de conduction AV. La fig. 24 est un diagramme de temps du mode de stimu- lation à double demande avec une conduction AV variable. La fig. 25 est un diagramme de temps du mode de stimu- lation à double demande en l'absence d'activité auriculaire. La figure 26 est un diagramme de temps du mode de sti- mulation à double demande en réponse à une systole ventri- culaire prématurée. La figure 1 représente sous forme fonctionnelle les exigences du circuit électronique global pour la stimulation et la programmation dans un stimulateur cardiaque multimode implantable commandé par un microprocesseur suivant l'inven- tion. Les composants électriques du stimulateur sont destinés à être alimentés par des piles à composés de lithium et enfermés hermétiquement avec les éléments de pile dans l'en- ceinte hermétique classique compatible du point de vue biologique, comme dans le "Omni Atricor Theta" fabriqué par Cordis Corporation. Le stimulateur lui-même est implanté en un endroit approprié du corps humain et est interconnecté électriquement à un conducteur de stimulateur à deux fils qui aboutit en passant par les veines à une paire d'électro- des respectivement situées dans l'oreillette droite et au fond du ventricule droit. Le boîtier conducteur du point de vue électrique du stimulateur forme le trajet de retour ou l'électrode de terre dans un agencement d'électrodes unipo- laire classique. Le stimulateur représenté schématiquement sur la figure 1 est un système de stimulation commandé par un micro- processeur avec des circuits de mémoire et E/S (entrée-sortie). Le coeur du système est un microprocesseur programmé ou unité centrale (UC) 10 sur la fig. 1. On préfère utiliser le microprocesseur RCA CDP 1802 COSMAC, une UC à bus, à 8 bits, à MOS complémentaires, en pastille unique, ou l'équivalent, du fait de sa faible consommation d'énergie et de grands registres de travail internes. A l'exception de l'alimentation en énergie et de quelques gros composants tel que le cristal décrit ci- dessous,tout le système est constitué par des circuits intégrés de préférence divisés en deux sections hybrides, une principalement pour le cir- cuit numérique et l'autre principalement pour le circuit analogique. Le programme mémorisé déterminé qui commande l'UC suivant des instructions de logiciel se trouve dans la mémoire fixe, 12 sur la figure 1, comportant 1024 octets dans un format compatible, tel que le RCA CDP 1833. Lorsqu' elle est adressée par le bus d'adressage de mémoire MA 0-7 et autorisée par la sortie MRD du microprocesseur 10, la mémoire fixe 12 lit un octet et l'envoie au microprocesseur par le bus de données BUS 0-7, de façon classique. Le système est conçu de manière que l'UC 10 soit toujours en service, c'est-à-dire que l'entrée d'horloge CLK du circuit d'horloge double 14 ne doit pas s'arrêter. L'UC 10, la mémoire fixe 12 et le circuit d'horloge 14 ainsi que les bus d'adressage et de données MA 0-7 et BUS 0-7 constituent un microcalculateur. Les signaux d'entrée pro- venant de l'extérieur sont asynchrones étant donné qu'ils ne sont pas couplés à la fréquence d'horloge du microcalcu- lateur. Des données asynchrones peuvent être introduites dans le microcalculateur suivant deux méthodes distinctes, par l'intermédiaire d'un "indicateur externe" ou d'une "interruption". L'UC 10 comporte quatre entrées d'indica- teur externe appelées EF1, EF2, EF3 et EF4. L'activité spontanée dans les oreillettes et les ventricules est signalée au microcalculateur par la méthode des indicateurs externes. Les indicateurs externes sont essentiellement des bascules qui peuvent être testées en un point particulier d'un programme faisant partie du logiciel, par une instruc- tion spécifique. Suivant l'état prescrit de la bascule, l'instruction peut diriger le microcalculateur vers un point de branchement spécial du programme. Les entrées de program- mation arrivent au microcalculateur sur une entrée d'inter- ruption INT, l'autre type d'entrée asynchrone. Le micro- calculateur répond à une interruption en arrêtant le pro- gramme de logiciel quelconque qu'il est en train d'exécuter et en sautant à un sous-programme de service d'interruption spécial. Le microcalculateur revient au point qu'il vient de quitter une fois qu'il a exécuté l'interruption. Des im- pulsions de stimulation auriculaire ou ventriculaire sont fournies d'autre part de façon synchrone par le microcalcu- lateur en multiplexant la sortie Q à l bit de l'UC 10 qui est mise dans l'état excité pour un nombre programmé de cycles d'appel et d'exécution, puis est remise dans l'état de repos. Des signaux d'entrée représentatifs d'une activité cardiaque spontanée sont fournis par des circuits distincts d'amplification de détection auriculaire et ventriculaire 16 et 18. Le conducteur auriculaire aboutissant dans l'oreillette droite constitue l'entrée A de l'amplificateur de détection auriculaire 16 dont la sortie est appliquée à l'entrée EF1 du microcalculateur. L'entrée V de l'amplifi- cateur de détection ventriculaire est constituée par le con- * ducteur ventriculaire qui aboutit dans le ventricule droit. La sortie de l'amplificateur ventriculaire 18 est appliquée à l'entrée EF2 du microcalculateur. Le circuit de sortie comprend un multiplexeur 20 qui dirige la sortie Q du microcalculateur vers les circuits am- plificateurs de sortie auriculaire et ventriculaire 22 et 24 par l'intermédiaire de circuits de limite de fréquence respectifs 26 et 28. Le microcalculateur ne comporte pas de raccord de connexion ou prise E/S étant donné qu'elle est normalement définie du fait que les données sortent de façon synchrone par le bus de données de l'UC. Les sorties sont synchrones mais sont faites sans prise de raccordement. La "pseudo- prise de raccordement" est assurée par une bascule adressa- ble 30, de préférence un décodeur E/S CD 4099. Cette bascu- le sélectionne les sensibilités, multiplexe les canaux de sortie, supprime les sorties des amplificateurs de détec- tion ou bloque complètement les amplificateurs de détection par des commandes faisant partie du logiciel. Les amplifica- teurs de détection 16 et 18 et le multiplexeur 20 reçoivent des signaux de cadence ou de commande en provenance de la bascule adressable 30. Cette bascule adressable 30 dispose de huit sorties dont seulement six sont utilisées, à savoir QI et Q3 à Q7. Ces sorties correspondent à des bascules in- dividuelles qui sont adressées par une entrée à 3 bits pro- venant des bits de commande NO, Ni, N2 du microcalculateur. Les bits de commande sont au niveau bas à tout moment excepté lorsqu'une instruction d'E/S est exécutée. La mise au niveau haut ou au niveau bas du bit de sortie adressé est déterminée par l'état de l'entrée D de la bascule adres- sable 30 qui est constituée par la sortie MWR ou "impulsion d'écriture" du microcalculateur. Une porte d'échantillonnage ou "échantillon" est fournie à la bascule 30 par l'entrée WD. Du fait de l'imbrication entre les bits de commande et l'impulsion d'écriture, un compteur 32, à savoir un circuit CD 4018 réalise une division par 8 en utilisant le signal d'horloge CLK à 32 kHz du microcalculateur et deux impul- sions de cadence TPA et TPB, traversant une porte OU, en tant qu'entrées de données. La sortie Q4 du compteur 32 constitue l'entrée WD de la porte d'échantillonnage de la bascule 30. L'utilité de la bascule 30 réside dans sa capa- cité à maintenir un état particulier pour chacun de ses bits de sortie jusqu'à ce que le microcalculateur lui envoie un ordre de changement. Ainsi, cette bascule fonctionne comme un registre extérieur. La bascule 30 indique au multiplexeur 20, par l'in- termédiaire de la ligne B, si l'impulsion de stimulation doit être envoyée à l'amplificateur de sortie auriculaire 22 ou ventriculaire 24. Les autres sorties de la bascule, à savoir D, E, F, G et H, commandent des portes de trans- mission dans les amplificateurs de détection. La sortie D supprime la sortie des deux amplificateurs de détection tandis que les sorties E, F et G, H commutent respective- ment les résistances d'entrée pour sélectionner la sensi- bilité. Les portes de transmission, les bascules de Schmitt (inverseurs), et d'autres portes logiques sont formées par des circuits RCA à MOS complémentaires classiques ou l'équivalent. Les circuits d'amplificateurs de détection et de sortie auriculaire et ventriculaire 16, 18, 22 et 24 ainsi que les circuits de multiplexage et de limite de fréquence , 26 et 28 pour la sortie sont incorporés à un circuit hybride analogique unique 34 représenté sur la figure 2. Les amplificateurs de détection 16 et 18 sont disposés symé- triquement dans la moitié inférieure du schéma du circuit hybride 34, tandis que les amplificateurs de sortie 22 et 24 pour l'oreillette et le ventricule sont situés dans les coins supérieurs gauche et droit de la figure 2. Les compo- sants électriques représentés sur la figure 2 ainsi que sur d'autres figures le sont en utilisant une notation électri- en que classique. Les valeurs de résistance saont/ohms, i K si- gnifiant par exemple l kn; les valeurs de capacité sont données en PF à moins d'indication contraire. Lorsque deux valeurs ou types, ou plus, sont indiqués c'est qu'ils sont optionnels. Sur ces schémas, les tensions Vcc" VDD et VSS sont utilisées pour indiquer des niveaux différents déterminés nominalement. Du fait que le stimulateur de la figure 1 utilise un circuit standard, la consommation de courant est une considération importante. Une des façons de réduire la consommation de courant dans ce circuit est de créer une seconde ligne de tension omnibus qui réalise virtuellement toutes les fonctions logiques, à l'exception de celles des amplificateurs de détection, des multivibrateurs monosta- bles et des étages de sortie. La tension nominale de la pile VDD est de 4,6 V (pile au lithium à deux éléments). La seconde ligne omnibus VCC possède une valeur nominale de 3,5 V. Etant donné que l'unité centrale et la mémoire fixe (circuits CDP 1802 et CDP 1833) possèdent une gamme de ten- sions de fonctionnement de sécurité plus basse que 4 V, la tension supérieure VDD nécessaire pour les circuits d'ampli- ficateurs n'est pas essentielle pour le microcalculateur et de ce fait est remplacée par la tension inférieure VCC' Ce choix réduit de façon très importante la consommation de courant du système de microcalculateur à la fréquence d'horloge de 32 kHz, tout en conservant toutes les caracté- ristiques de fonctionnement des circuits amplificateurs. Les amplificateurs de détection 16 et 18 ont une structure interne identique. La tension inférieure VCc ne convient pas pour les amplificateurs de détection du fait de la sen- sibilité plus faible, et rendrait les étages de sortie plus limités en tension qu'ils ne le sont pour délivrer des im- pulsions de courant constant de 5,5 mA. De ce fait, ils sont alimentés par VDD- L'entrée A de l'amplificateur de détection 16 prove- nant du conducteur auriculaire est reliée, par l'intermé- diaire d'une porte de transmission 36, à trois résistances en série de valeur croissante. Après la résistance de 5 ks2, des portes de transmission interconnectées 38 et 40 sont disposées en parallèle sur les résistances de 100 kQ et de 750 kn. La sortie de l'amplificateur opérationnel 42 (une pastille Intersil classique No. BL 800034 déjà utilisée dans des stimulateurs Omnicor de Cordis) arrive sur l'entrée EF1 du microcalculateur par l'intermédiaire de la porte de transmission 44 qui est commandée par la porte OU 46. Les portes de transmission 36, 44 respectivement à l'entrée et à la sortie ont des fonctions de suppression, tandis que les deux portes de transmission internes 38 et 40 programment les sensibilités finies de l'amplificateur. Dans l'amplificateur de détection auriculaire 16, les signaux logiques E et F provenant de la bascule adressa- ble 30 déterminent si la résistance à l'entrée est de 5 k 2, kS2 ou 755 kQ2. La sensibilité infinie est commandée par le logiciel en omettant l'interrogation de l'amplificateur de détection approprié. La porte de transmission d'entrée 36 déconnecte l'entrée de l'amplificateur lorsque le signal Q est au niveau haut, c'est-à-dire quand une impulsion de stimulation de sortie est appliquée sur l'un ou l'autre con- ducteur. La porte de transmission de sortie 44 déconnecte la sortie lorsque le signal D provenant de la bascule 30 est au niveau haut ou lorsqu'un bruit est détecté par le multivibrateur monostable de bruit 48. En présence d'un bruit supérieur à environ 45 Hz, le multivibrateur mono- stable reste au niveau haut et empêche la transmission d'impulsions à l'unité centrale. Des formes d'ondes apparaissant dans l'amplificateur de détection 16 sont représentées sur les figures 3 et 4 pour illustrer la réponse normale de l'amplificateur et la réponse de bloc de l'amplificateur pendant un bruit. Les lignes W, X, Y et Z sur les figures 3 et 4 désignent des points correspondants dans le circuit amplificateur. V p est le point o la sortie de la bascule de Schmitt passe du niveau haut au niveau bas comme représenté sur la ligne Y. Ce point de transition Vp n'est pas atteint lorsque le si- gnal d'entrée est trop rapide. Il en résulte le blocage de la sortie Z, comme représenté sur la figure 4. La sortie de chaque amplificateur de détection est une impulsion rectan- gulaire d'environ 20 ms en réponse à une activité cardiaque spontanée correspondante. Chaque canal possède son propre étage de sortie qui comprend un transistor de sortie NPN et un transistor à jonction à effet de champ réglant un courant constant, comme représenté par exemple pour l'amplificateur de sortie auriculaire 22 sur la figure 2. L'impulsion de sortie est réglée en amplitude sur une valeur nominale de 5,5 mA en réglant la résistance de contre-réaction du transistor à jonction à effet de champ. La largeur programmée de l'impul- sion de sortie détermine l'intensité de la charge délivrée qui va de 2,75 à 11 PC par impulsion. Les largeurs d'impul- sion sont déterminées dans le logiciel et proviennent de l'UC par la connexion Q. Le signal Q est commuté en fonc- tion de l'état du signal B provenant de la bascule 30 qui commande le multiplexeur 20, comme représenté sur la figure 2. Le signal B dans le mode séquentiel AV est adressé et changé par le logiciel avant chacune des impulsions de sti- mulation consécutives. En tant que partie des moitiés auriculaire et ven- triculaire du multiplexeur 20, un circuit de limitation de fréquence incorporé 26, 28-ermLpêche le stimulateur de four- nir des impulsions de stimulation, sur l'un ou l'autre canal, à une fréquence plus rapide qu'approximativement 185 batte- ments par minute (bpm). Les circuits de limitation de fré- quence 26, 28 sont des circuits monostables pouvant être redéclenchés, du type bascule de Schmitt, qui sont accordés sur approximativement 330 ms. Toute impulsion provenant de 1'UC à une fréquence supérieure est inhibée. On remarquera que les circuits RC de limitation de fréquence et de détec- tion de bruit sont alimentés par le conducteur omnibus de tension inférieure VCC associé au circuit numérique, tandis que les circuits amplificateurs 16, 18, 22 et 24 sont ali- mentés par le niveau maximal VDD de la pile. La sortie du multiplexeur 20 et du circuit de limi- tation de fréquence 26 du côté auriculaire par exemple est un niveau logique 1 qui passe par le circuit du transistor à jonction à effet de champ pour rendre le transistor NPN conducteur. Le collecteur, qui fournit la stimulation de sortie auriculaire, est relié à VDD par l'intermédiaire d'une résistance de 25 kQ. Le bottier conducteur du point de vue électrique du stimulateur forme un trajet de retour pour l'impulsion de stimulation et est également relié di- rectement à la tension de pile VDD. En pratique, un conden- sateur de valeur importante (10 iF) est toujours branché en série avec la sortie auriculaire, et une diode Zener (non représentée) de limitation de tension (par exemple à 8,2 V) est branchée en parallèle entre le boîtier et la sortie auriculaire couplée capacitivement. La diode Zener assure une protection vis-à-vis des "défibrillateurs". On utilise le même agencement du côté ventriculaire. La résistance de collecteur de 25 kça du circuit de sortie auriculaire et ventriculaire est en parallèle avec une porte de transmis- sion respective 50. Ces portes sont commandées simultané- ment par le signal C sur la figure 1. Le signal C est four- ni par un multivibrateur monostable 52 qui est mis dans l'état excité pendant 20 ms par le front descendant de l'impulsion Q. Les fonctions de suppression et de vidage de char- ge sont réalisées en commandant les portes de transmission dans le circuit de sortie et les portes de transmission 36 et 44 à l'entrée et à la sortie des amplificateurs de détection 16 et 18. Lorsque le microcalculateur détermine qu'il est temps d'envoyer des impulsions à une chambre, le programme saute à un sous-programme de stimulation. Lors de la transition, le microcalculateur place un niveau logi- que "1" (haut) sur la ligne D, sortie Q de la bascule adressable 30 (figure 1). Comme représenté sur les figures 1 et 2, la ligne D commande simultanément les portes de transmission 44 dans les circuits de sortie des deux ampli- ficateurs de détection 16 et 18. Ainsi lorsque la ligne D passe au niveau haut les entrées auriculaire et ventricu- laire du multicalculateur sont déconnectées ou bloquées. Lorsque lUC met le signal Q au niveau haut un des canaux de sortie commence la stimulation, suivant l'état du signal B provenant de la bascule 30. La ligne Q est re- liée, par l'intermédiaire de l'inverseur 54, aux portes de transmission 36 destinées à déconnecter les entrées des deux amplificateurs de détection. Lorsque l'impulsion de stimulation commence sur l'un des canaux, les deux ampli- ficateurs de détection sont déconnectés pour empêcher l'im- pulsion de stimulation de sortie de charger les circuits de détection dans les amplificateurs. Ceci permet aux am- plificateurs de récupérer rapidement. Sans cet agencement, les amplificateurs sont "submergés" par le signal plus important qui a un effet défavorable sur leur temps de récupération. En déconnectant complètement leurs entrées, les amplificateurs de détection ne voient jamais les impul- sions de stimulation. Lors du flanc descendant de l'impulsion Q, le multi- vibrateur monostable 52 (figure 1) met les portes de transmission 50 dans l'état excité, en parallèle avec les résistances de sortie. La charge qui est accumulée dans le condensateur de sortie (non représenté) est rapidement "vidée", permettant aux amplificateurs de détection de ré- cupérer plus rapidement par suite des tensions de dérive plus faibles dans l'électrolyte. Cependant, lors du flanc descendant de l'impulsion Q, les portes de transmission 36 d'entrée des amplifica- teurs de détection sont ouvertes pour reconnecter les ampli- ficateurs aux conducteurs auriculaire et ventriculaire. Approximativement 56 ms après le début de l'impulsion Q, le microcalculateur commande à la bascule adressable 30 de remettre la ligne D dans l'état de repos. Il en résulte que les portes de transmission de sortie 44 reconnectent les sorties des amplificateurs de détection aux indicateurs ex- ternes du microcalculateur. Les fonctions de suppression ci- dessus coopèrent pour empêcher une diaphonie entre les canaux qui pourrait conduire à une inhibition non souhaita- ble des impulsions de sortie. L'UC nécessite un oscillateur ou une horloge exter- ne pour lui faire parcourir les séquences d'instructions. Le stimulateur des figures 1 et 2 utilise deux horloges. Comme représenté sur la figure 5, le circuit d'horloge dou- ble 14 comporte un oscillateur à cristal 60 relié, en tant qu'horloge principale, à l'entrée d'horloge CLK de l'UC par l'intermédiaire d'une porte de transmission 62 normalement conductrice. L'horloge principale utilise un cristal à 32,768 kHz avec des condensateurs de stabilisation. L'oscil- lateur à cristal peut être arrêté par la sortie de niveau haut de la porte ET 64 dont une entrée reçoit le signal XTAL. Un oscillateur de réserve est formé par un circuit oscillateur RC 66 à bascule de Schmitt accordé sur approxi- mativement 31,1 kHz pour la tension complète de la pile. On remarquera que le circuit oscillateur 66 est alimenté par le conducteur omnibus de tension inférieure VCC, de va- leur nominale 3,5 V. Un groupe de trois portes de transmis- sion 68 sert à autoriser et relier l'oscillateur RC à l'entrée d'horloge de l'UC. Le cristal est un élément oscillateur extrêmement stable variant de façon typique de moins de deux ou trois parties par million. Cependant, dans le cas o le cristal tombe en panne pour des raisons catastrophiques telles qu'un choc mécanique ou une humidité excessive, le plus pro- bable est que soit il commence à osciller suivant des harmo- niques de résonance (c'est-à-dire 65,536; 98,304 kHz, etc.), soit il s'arrête tout à fait. Une telle panne peut avoir des résultats dramatiques dans la performance du sti L.uateur mais est facilement détectée comme un changement de fréquence important, par le circuit de détection de fréquence 70 de la figure 5. Lorsque le circuit de détection de fréquence détecte que le signal de sortie de l'oscillateur à cris- tal est hors de la gamme allant d'environ 4 kHz à 48 kHz, la sortie logique K et son complément J remplacent l'oscil- lateur à cristal 60 par l'oscillateur RC 66. Le signal K déconnecte l'oscillateur à cristal 60 de l'UC au moyen de la porte de transmission 62 et le bloque par l'intermédiai- re de la porte ET 64. Le signal J active et connecte l'os- cillateur RC 66. Cette substitution se traduit par un ralen- tissement de toutes les fonctions de cadence d'au moins 5 %. Le facteur de ralentissement est approximativement de 5 % uniquement si la pile fournit la tension nominale maximale étant donné que l'oscillateur RC est sensible à la tension. Une variation de cette amplitude dans la sortie est facile- ment détectée par le médecin en observant la fréquence d'aimant. Une fois que l'oscillateur RC a remplacé l'oscil- lateur à cristal, il reste indéfiniment en circuit étant donné que le détecteur de fréquence 70 trouve que la sortie de l'oscillateur à cristal est nulle, c'est-à-dire hors de la gamme acceptable. Le signal logique K peut également être fourni par le comparateur de tension de pile 80. Comme représenté sur la figure 6, le circuit comparateur 80 comporte un circuit à transistors polarisé de façon critique et une bascule de Schmitt 84. L'émetteur du premier transistor NPN (2N2494) sert à alimenter le conducteur omnibus VCC. Le second tran- sistor (2N 2102) est polarisé de manière à devenir conduc- teur à 4,26 V et à présenter de ce fait une entrée de niveau bas à la bascule de Schmitt84.Lorsque la tension de pile VDD tombe à environ 3,85 V entre des premier et second plateaux du profil de décharge, ce circuit de polarisation bloque le second transistor (non conducteur) et la sortie de la bascu- le de Schmitt84 passe du niveau haut au niveau bas. Etant donné que la bascule de Schmitt 84 est reliée à un indica- teur externe (EF4) de l'UC, le microcalculateur peut déter- miner le moment o la tension de la pile est faible et agir en conséquence sur la fréquence d'aimant. En outre, la sor- tie de la bascule de Schmitt 84 fournit un signal K qui peut servir à la place du signal K du circuit de détection de fréquence 70. Ce signal provenant du comparateur de tension de pile a pour effet de déconnecter l'oscillateur à cristal principal de l'entrée d'horloge et de bloquer cet oscilla- teur principal par l'intermédiaire de la porte ET 64. Etant donné que le détecteur de fréquence 70 détecte que l'oscil- lateur à cristal est hors circuit, il fournit également la sortie logique J qui active l'oscillateur RC 66. Comme représenté sur la figure 7, le comparateur de tension de pile 80 fait chuter la fréquence d'horloge pour le microcalculateur de la valeur nominale de 32,8 kHz à la fréquence de sortie de l'oscillateur RC lorsque la tension de la pile VDD est inférieure à 3,85 V. Ceci fait apparaître une chute d'environ 5 % de la fréquence de sortie. Dans la bonne région de tension désignée par A sur la figure 7, o la tension de la pile VDD est supérieure à 3,85 V, la fré- quence de l'oscillateur à cristal régit le microcalculateur à moins de panne catastrophique. Si la fréquence de l'oscil- lateur à cristal est hors de la gamme acceptable et que la tension de la pile est encore dans la gamme A, l'oscillateur RC est mis en circuit à une fréquence comprise entre 28 et 31 kHz suivant le niveau de tension de la pile. Lorsque la tension diminue en-deçà de 3,85 V, le microcalculateur est commandé par l'horloge RC. La tension de la pile peut éven- tuellement atteindre un point o le conducteur omnibus de basse tension Vcc pour les circuits numériques est inférieu- re à 3,0 V, la tension minimale de fonctionnement de sécu- rité pour l'UC type CDP 1802, ce qui définit une seconde région B pour un fonctionnement avec une pile faible avec l'oscillateur RC. Au-dessous de la région B, il existe une région C o la tension de la pile est insuffisante pour assurer un fonctionnement fiable du microcalculateur avec la fréquence d'horloge disponible. Dans le circuit d'horloge double 14 tel que repré- senté sur la figure 5, le circuit de détection de fréquen- ce 70 comporte un commutateur à bouton-poussoir qui est utilisé pour la mise en route de l'oscillateur à cristal à l'usine. Le commutateur à bouton-poussoir symbolise simple- ment l'application d'un niveau de tension et ceci se fait pendant l'assemblage final et l'essai en reliant momentané- ment la sortie K du détecteur de fréquence au conducteur omnibus VCC. L'UC est initialisée à l'usine de façon simi- laire en mettant momentanément à la terre la borne d'effa- cement, comme indiqué sur la figure 1. La programmation est effectuée par l'intermédiaire d'un commutateur à lame vibrante 90 (figure 1). Un circuit de filtrage RC et une bascule de Schmitt aident à la mise en forme des impulsions de programmation. Le programmateur externe est un programmateur à impulsions électromagnéti- ques (non représenté) qui fournit un flux en dents de scie en fonction du temps, comme représenté à gauche du circuit sur la figure 1. La ligne en pointillés représente le niveau de seuil pour lequel les contacts du commutateur à lame vibrante se ferment. Ce niveau dépend naturellement de la proximité du programmateur-externe et du stimulateur. La sortie de la bascule de Schmitt est appliquée à la borne d'interruption et à l'entrée d'indicateur externe (EF3) de l'UC, o le logiciel décode alors et accepte ou rejette les codes de programmation. La bande passante de fréquence du logiciel est conçue pour des impulsions de programmation d'une fréquence nominale de 330 Hz qui se trouvent dans une gamme allant de 227 à 512 Hz. En plus du programmateur électromagnétique, le commutateur à lame vibrante répond également à un aimant permanent. Si l'indicateur externe (EF3) reste au niveau haut pendant une période de temps plus longue que normale pour des impulsions de programmation, l'UC suppose qu'un aimant permanent a été appliqué et passe dans le programme "fréquence d'aimant" qui fournit une stimu- lation AV séquentielle de fréquence déterminée, à moins que la tension de la pile soit inférieure à 3,85-V, dans quel cas, en testant (EF4), le mode de fréquence d'aimant abaisse le battement auriculaire. Excepté pour le commuta- teur à. lame vibrante, le cristal et les circuits hybrides analogiques 16 à 28 (figure 2), tout le circuit de la figure 1 est de préférence contenu dans un circuit hybride numérique unique. Le tableau I, ci-après, donne les valeurs nominales des paramètres du stimulateur de la figure 1. Le logiciel est conçu pour faire démarrer automati- quement le stimulateur dans le mode ventriculaire inhibé (VVI) avec les"valeurs standard" indiquées dans le tableau I. Le courant et la tension de sortie sont déterminés. Les périodes réfractaires lorsque la sortie de l'amplificateur de détection est ignorée sont à la fois déterminées et identiques. Il existe quatre modes de fonctionnement distincts, comme indiqué dans le tableau II ci-après: ventriculaire inhibé (WI), auriculaire synchrone ventriculaire inhibé (VAT delta + WlI), auriculaire synchrone sans ventriculaire inhibé (VAT delta), et auriculaire inhibé, auriculaire synchrone ventriculaire inhibé (DDI). Le symbole x indique que le paramètre variable est programmé sur une valeur finie. La figure 8 donne les relations de cadence de base utilisées par le programme de stimulation principale de la figure 10. L'intervalle de fréquence minimale est l'inter- valle entre impulsions avec la fréquence minimale program- mée. Lorsque la fréquence auriculaire spontanée devient inférieure à cette fréquence, comme en cas de bradycardie, le stimulateur stimule les oreillettes à la fréquence mini- male programmée (par exemple 70 bpm) lorsqu'il est programmé TABLEAU I Valeurs nominales Courant de sortie (mA).......... (non programmable) Tension de sortie (V).......... (circuit ouvert) Période réfractaire (ms)....... (auriculaire ou réfractaire) (non programmable) Retard AV (ms)................ Fréquence de stimulation minimale.. (bpm) (fréquence déterminée) Auriculaire synchrone maximum..... Fréquence de secours (bpm)........ ,5 4,2 Sensibilité ventriculaire (mV).... 0,8 1,5 2,5 Hors circuit Valeurs en mode Standard. ,5 4,2 1, 5 Sensibilité auriculaire (mV)..... 0,8 1,5 7,0 Hors circuit Hors circuit Durée d'impulsion ventriculaire.... (ms) Durée d'impulsion auriculaire (ms).Hors circuit 0,5 1,0 1,5 Hors circuit 0,5 1,0 1, 5 2,0 1,5 0% 1- 0% Paramètres TABLEAU II VVI VAT+VVI *VAT DDI (AAI + VAT +VVI) Durée de l'impulsion de sortie auriculaire Sensibilité auriculaire Durée de l'impulsion de sortie ventriculaire fréquence maximale fréquence de secours Retard AV Sensibilité ventriculaire Fréquence minimale Hors circuit Hors circuit Hors circuit Hors circuit x x x x NA NA NA x x x x x x x x x x x hors circuit x x x x c c c c c N pour le mode AV séquentiel (DDI). Le mode séquentiel AV complet en bradycardie et blocage du coeur illustre le cas o une activité auriculaire et ventriculaire lente ou absente demande une stimulation sur les deux canaux. Le cycle de cadence pour chaque canal comprend une période réfractaire et une période d'alerte. Les périodes réfractaires sont toutes deux fixées à 312 ms et apparais- sent après une activité détectée ou stimulée. Pendant la période réfractaire, le canal affecté ne peut pas répondre à une entrée quelconque reçue. Cependant, le stimulateur peut compter le nombre de systoles auriculaires qui appa- raissent pendant l'intervalle de fréquence rnaxl-.ale pro- grammé pour l'utiliser pour déterminer une tachyarrythmie auriculaire. La stimulation auriculaire ou ventriculaire provo- que une suppression de 56 ms, par l'intermédiaire de la ligne D (figures 1 et 2), dans les deux canaux. Le retard AV est fourni par le logiciel. Si le retard AV programmé s'écoule avant une activité ventriculaire spontanée, les ventricules sont stimulés. Après la période de suppression, l'UC débute une période réfractaire ventriculaire. Pendant ce temps, dans le canal auriculaire l'expiration de la période réfractaire auriculaire fait débuter la période d'alerte auriculaire dans laquelle l'UC contrôle le conduc- teur auriculaire en ce qui concerne l'onde P. Si tout l'in- tervalle de fréquence minimale s'écoule sans détecter d'onde P, l'UC stimule l'oreillette. Si aucune activité ven- triculaire n'apparaît à la fin du retard AV suivant, l'UC délivre une impulsion ventriculaire. Si une conduction AV normale apparaît, provoquant une systole ventriculaire avant la fin du retard AV, la sortie ventriculaire est inhibée et le canal ventriculaire devient réfractaire. L'intervalle de fréquence maximale ne s'applique qu'au canal auriculaire. Il impose un plafond à la fréquen- ce de l'activité auriculaire naturelle. Si les impulsions auriculaires sont si rapides qu'elles précèdent régulière- ment l'intervalle de fréquence maximale, le stimulateur passe automatiquement dans le "mode d'arrythmie". L'identité de vie réelle du stimulateur de la figu- re 1 se trouve dans le logiciel contenu dans la mémoire de programme. Chaque octet dans la mémoire fixe 12 est couram- ment représenté par deux chiffres hexadécimaux "hex". La figure 9 représente le contenu de la mémoire fixe 12 en groupes de 4 chiffres hex. représentant deux octets de mé- moire dans des emplacements de mémoire voisins. Les emplace- ments de mémoire sont disposés consécutivement rangée par rangée, dedroite à gauche et de haut en bas. La plupart des octets de la mémoire fixe sont des instructions prove- nant du répertoire standard. du système CDP 1802; certains des octets représentent des données ou des paramètres. Tous les octets de la mémoire fixe sont déterminés; ils peuvent être uniquement lus, pas changés. Les seize registres internes de 16 bits du système CDP 1802 sont utilisés pour des variables. Le tableau III ci-après contient une liste des affectations des registres, les registres étant désignés par le code hex. de zéro à F. Par exemple, "8.1" et "8.0" désignent respectivement les octets haut et bas du registre 8. TABLEAU III RO = compteur du programme principal Ri = pointeur d'interruption R2 = pointeur vers programmes de stimulus/mémoire de travail R3 = mémoire de travail R4 = période réfractaire auriculaire (ARP) R5 = comptage d'intervalles de secours/horloge temps réel (RTC) R6 = état d'arrythmie/compteur d'arrythmie (ARR) R7 = compteur d'impulsions de programmation (PPC) R8 = R8.1 autorisation de détection auriculaire, R8.0 horloge temps réel (RTC) R9 = 9.1 autorisation de détection ventriculaire, 9.0 période réfractaire ventriculaire (VRP) RA = pointeur de stimulus auriculaire (programme de stimula- tion principale) (AST) RB = pointeur de stimulus ventriculaire (programme de stimu- lation principale) (VST) RC = intervalle de fréquence maximale (max) RD = intervalle de fréquence minimale (min) RE = intervalle de fréquence de secours (FBR) RF = retard AV. En plus des instructions "d'initialisation", le pro- gramme du stimulateur contient cinq sous-programmes princi- paux distincts pour la stimulation principale, l'arrythmie, la programmation, la surmultiplication et la fréquence d'ai- mant. Pour ne pas surcharger inutilement la description, on n'a pas joint la sortie imprimée, en langage d'assembla- ge, annotée, basée sur le code de mémoire fixe de la figure 8. Une première colonne de gauche de la sortie imprimée fournirait l'emplacement de mémoire en chiffres hex. Une seconde colonne indiquerait les chiffres hex. correspondant au code machine binaire. Une troisième colonne représente- rait le numéro de ligne de la liste imprimée elle-même. La colonne suivante fournirait des mnémoniques ou des labels d'emplacements de mémoire, comme "STINT" qui marqueraient un emplacement particulier intéressant dans la mémoire fixe, notamment le point de départ d'un programme. La colon- ne suivante donnerait une traduction du code machine en lan- gage d'assemblage. Le stimulateur n'a pas de commutateur marche/arrêt en tant que tel. Lorsque les piles sont installées, que l'UC a été remise à zéro et que l'oscillateur a été mis en route, l'UC commence automatiquement à exécuter des instruc- tions provenant de l'adresse 0000 désignée par le label "STINT". Le calculateur initialise les 16 registres internes pour la stimulation ventriculaire inhibée avec les valeurs standard des paramètres. A ce moment le stimulateur n'a pas été programmé de façon externe. Il démarre dans le mode WVI à 70 bpm. Le programme d'initialisation bloque l'amplifica- teur de détection auriculaire en chargeant l'octet "10" (hex) dans le registre de données puis en le transférant à R8.1. La sensibilité ventriculaire est sélectionnée par des instructions "OUT 6" et "INP 7" qui remet au repos la ligne Q (Q6) provenant de la bascule adressable 30 sur la figure l et met dans l'état excité la ligne H (Q7) de la bascule pour déterminer la résistance d'entrée de l'amplificateur de détection ventriculaire de la figure 2. L'adresse du "programme de stimulation standard" approprié pour une lar- geur d'impulsion de 1,5 ms est chargée dans RB. Etant donné que dans le mode WlI aucune stimulation auriculaire n'est nécessaire, l'adresse d'un programme de stimulation "fictif" est chargée dans le pointeur de stimulation auriculaire RA. Ensuite, des zéros sont chargés dans les registres suivants 6, 7, 9, A.1, C.1, D.1, E.1 et F.1. Ensuite, RC.0 est char- gé avec l'adresse de la fréquence maximale (160 bpm), RD.0 est chargé avec l'adresse de la fréquence minimale (70 bpm), RE.0 est chargé avec l'adresse de la fréquence de secours (75 bpm), et RF.0 est chargé avec l'adresse du retard AV standard (120 ms). Le programme commence immédiatement par le programme de stimulation principale comportant les para- mètres standards réglés pendant l'initialisation. Le programme de stimulation principale gère le sti- mulateur. Il peut exécuter l'un quelconque des quatre modes de stimulation de base. Il est chargé de la cadence des pé- riodes réfractaires, du retard AV, et des intervalles de fréquence maximale et de fréquence minimale. Il recherche la présence de l'activité auriculaire et ventriculaire s'il est programmé pour cela, détermine s'il doit ou non exécuter des impulsions de stimulation auriculaire ou ventriculaire. Excepté dans VVI il garde trace du nombre d'impulsions auriculaires détectées durant l'intervalle de fréquence maximale et détermine s'il doit ou non arrêter le programme de stimulation principale et passer au programme d'arryth- mie. Il y a trois rythmeurs dans le programme de stimula- tion principale: l'horloge temps réel (RTC) mise en oeu- vre en incrémentant régulièrement R8.0; le registre de période réfractaire ventriculaire R9.0, et le registre de période réfractaire auriculaire R4. Les registres R9.0 et R4 sont chargés et décrémentés. En partant de l'emplacement "FIX", l'UC charge l'adresse du programme de service d'in- terruption pour la programmation et autorise le système d'interruption. Le programme passe alors à l'emplacement "RSRTC" pour la mise à l'état de repos de l'horloge temps réel, ce qui est fait, puis initialise la période réfrac- taire auriculaire APR en plaçant le chiffre hex 16 dans R4. A l'emplacement "INCRTC" l'horloge temps réel est incrémentée de un. Cette instruction commence un cycle "d'exploration". A partir de ce point sur la figure 10, il y a un labyrinthe de boucles de décisions qui reviennent toutes à INCRTC, certaines d'entre elles par l'intermédiai- re de l'emplacement "FIX". Quel que soit le trajet suivi, des instructions qui doivent être exécutées sur le chemin sont conçues de manière à prendre exactement 58 cycles ma- chine soit 14,1 ms à la fréquence d'horloge de l'oscilla- teur à cristal. La seule exception à cette règle est l'acti- vité auriculaire légitime qui remet RTC à zéro et recharge R4. Cette période de 14 ms représente le temps d'explora- tion fondamental ou "fenêtre" de temps durant laquelle l'UC recherche une activité extérieure. Les périodes réfrac- taires de 312 ms prennent 22 explorations (16 hex). Après incrémentation de l'horloge temps réel, l'UC détermine en- suite si le stimulateur est dans la période réfractaire ventriculaire, en testant le registre de période réfractai- re ventriculaire R9.0. La question "en alerte ventriculai- re ?" correspond à une instruction qui demande au programme de se brancher sur une boucle différente si R9.0 n'est pas encore à zéro. Durant l'initialisation R9.0 a été mis à zéro. Ainsi le stimulateur démarre en alerte ventriculaire. Ensuite, ayant trouvé qu'il est en alerte ventriculaire, le calculateur demande si les ventricules doivent être détec- tés en s'informant si R9.1 est à "1" ou "0". S'il est à "0" l'amplificateur de détection ventriculaire est en cir- cuit, dans quel cas l'UC teste ensuite (EF2) pour l'activi- té ventriculaire. S'il n'y a pas d'activité ventriculaire, le programme principal se déroule pour déterminer si c'est exactement la fin de la période de retard AV (AVD) en cher- chant si RTC = AVD. Si c'est le cas et qu'aucune activité ventriculaire n'a été détectée, le programme saute à l'em- placement STV7A pour fournir une sortie ventriculaire sui- vant la largeur d'impulsion programmée. L'UC prépare la stimulation ventriculaire en sélec- tionnant tout d'abord les canaux et en bloquant les amplifi- cateurs de détection par l'intermédiaire des lignes B et D de la bascule adressable 30. Ensuite, l'adresse du program- me de stimulation ventriculaire sélectionnée suivant la lar- geur d'impulsion souhaitée est extraite de RB et placée dans la mémoire de travail R2. Avec l'instruction "SEP2", 1'UC désigne R2 comme compteur de programme. Par conséquent, le programme saute à l'adresse mémorisée dans R2, c'est-à- dire l'adresse du pointeur de stimulation ventriculaire transféré de RB. En mode standard l'adresse du programme qui produit une impulsion de 1,5 ms était chargée dans le registre B, à savoir "VST15". Le programme saute maintenant à cette adresse qui en chiffres hex est "18A". A l'adresse 18A, 1'UC trouve le sous-programme de stimulation ventricu- laire à 1,5 ms qui débute en mettant Q à l'état excité pour trois cycles d'appel et d'exécution correspondant à 1,5 ms, puis en remettant Q à l'état de repos et en se branchant sur "MVSTP". R2, en tant que compteur de programme, est in- crémenté après l'exécution de chaque instruction. A l'empla- cement MVSTP le programme prépare le retour au programme de stimulation principale en plaçant un "0" dans RO.1 et en chargeant l'adresse de l'instruction INCRTC dans R0.0. En- suite, le nombre 4 est placé dans l'horloge temps réel RTC (R8), la période réfractaire ventriculaire est initia- lisée en plaçant le nombre hex 12 (4 enlevé de 16) dans R9. Le programme se déroule pour charger les chiffres hex 1F dans la mémoire de travail R3 et le décrémenter jusqu'à zé- ro de manière à imposer un retard de 190 cycles de machine, décrémentant le compteur d'arrythmie (R6) s'il n'est pas à zéro, et en mettant la sortie Q3 de la bascule dans l'état excité, ce qui autorise de nouveau les amplificateurs de détection pour terminer la suppression de 56 ms et en exécu- tant finalement l'instruction "SEP 0" qui redésigne RO comme compteur de programme. Etant donné que RO a déjà été chargé par l'adresse de l'instruction INCRTC, le calculateur re- vient au début du programme de stimulation principale. Si l'horloge temps réel a indiqué qu'elle se trouve encore avant la fin du retard AV, le programme à l'emplace- ment CNAMI demande ensuite si le stimulateur était déjà au- delà de l'intervalle de fréquence maximale, en soustrayant la valeur actuelle de l'horloge temps réel RTC (R8.0) de la valeur programmée de l'intervalle de fréquence maximale (RC). Si le temps à partir de la dernière impulsion auricu- laire est inférieur à l'intervalle de fréquence maximale, 1'UC passe à l'emplacement STV 82 pour déterminer si l'oreillette doit être détectée, en regardant si R8.1 con- tient un "1". La détection auriculaire est bloquée dans le mode VVI et le programme revient à INCRTC, par l'intermé- diaire de retards. Si elle n'est pas bloquée, 1'UC passe à la question de savoir si la période réfractaire auriculaire est terminée en regardant si maintenant R4 a été décrémenté jusqu'à zéro. Si le stimulateur est encore en période ré- fractaire R4 est décrémenté et le conducteur auriculaire est contrôlé en testant EF1. Si une activité auriculaire a été détectée, elle est considérée comme une arrythmie et le compteur d'arrythmie R6 est incrémenté deux fois. Si, après incrémentation, R6 contient un nombre supérieur ou égal à 6, le stimulateur sort du programme de stimulation princi- pale et saute au programme d'arrythmie spécial ARRPRG. Si R6 n'est pas encore à six, le stimulateur revient à INCRTC. L'autre branchepu test pour la période réfractaire est choisie si la période réfractaire auriculaire a expiré (R4 = 0 et encore dans l'intervalle de fréquence maximale). Dans ce cas R4 n'est pas décrémenté mais si l'oreillette est détectée en testant EF1, R6 est incrémenté deux fois, testé pour voir s'il est encore à six, et s'il ne l'est pas le stimulateur revient à INCRTC, par l'intermédiaire de FIX pour ré-initialiser la période réfractaire auriculaire, la période étant écoulée. Si on trouve que l'intervalle ee fréquence maximale est dépassé, à partir du CNAMNI lUC descend (figure 10) pour contrôler R8.1 afin de voir si l'amplificateur de dé- tection auriculaire est autorisé, puis teste EF1 pour voir si l'oreillette a été détectée. Si elle l'a été, 'UC passe à FIX, remet l'horloge temps réel à zéro et ré-initialise la période réfractaire auriculaire (R4 = 16) et reprend le programme de stimulation principale par l'intermédiaire de INCRTC. Si l'amplificateur de détection auriculaire n'a pas détecté d'activité auriculaire, au lieu de revenir à FIX, le stimulateur demande si la période d'alerte auricu- laire est terminée, c'est-à-dire rend RTC égal à l'inter- valle de fréquence minimale. Si elle l'est, un programme de stimulation auriculaire est commencé. La stimulation auri- culaire est effectuée de la même manière que la stimulation ventriculaire en bloquant tout d'abord les amplificateurs de détection et en changeant la désignation du programme, de manière que l'adresse du programme de stimulation chan- ge. Durant le programme de stimulation auriculaire l'horloge temps réel est remise à quatre, et le compteur de période réfractaire auriculaire ARP est remis à 16 hex avant de revenir à INCRTC. Dans le mode auriculaire synchrone sans stimulation auriculaire, le programme de stimulation auri- culaire est fictif. Dans l'instruction suivant INCRTC, si le registre de période réfractaire ventriculaire R9.0 n'est pas encore à zéro, les pas qui provoquent l'interrogation de l'amplifi- cateur de détection sont sautés, le registre de période réfractaire ventriculaire VRP est décrémenté et un retard est établi pour occuper le même temps que l'interrogation de l'amplificateur de détection ventriculaire. Si le registre de période réfractaire ventriculaire a déjà été décrémenté jusqu'à zéro et que de ce fait le stimulateur est en alerte ventriculaire, et qu'une activité ventriculaire est détectée, le programme se branche sur CNAVI pour tester si RTC est supérieur au retard AV (AVD). Ceci détermine si l'activité ventriculaire est légitime ou est une systole ventriculaire prématurée. Que le retard AV soit passé ou non, le registre de période réfractaire ventriculaire R9.0 est ré-initialisé sur 16 hex, le comp- teur d'arrythmie R6 est décrémenté s'il n'est pas à zéro et le stimulateur revient à INCRTC. Si l'horloge temps réel RTC indique que le retard AV est écoulé, l'activité ventriculaire est une systole ventriculaire prématurée. Dans ce cas l'horloge temps réel est réglée sur le retard AV programmé pour remettre la cadence à zéro de manière à fournir un intervalle compensatoire avant que la stimula- tion auriculaire suivante soit nécessaire. En incrémentant le compteur d'arrythmie deux fois chaque fois que l'activité auriculaire est détectée avant l'expiration de l'intervalle de fréquence maximale et en le décrémentant une fois chaque fois que l'activité ventricu- laire est détectée ou stimulée, le compteur d'arrythmie fournit un jugement de valeur pondéré pour classifier la tachyarrythmie auriculaire. Trois battements auriculaires rapides sans impulsions ventriculaires intermédiaires ap- pellent le programme d'arrythmie; cependant deux batte- ments auriculaires rapides, en supposant que le compteur d'arrythmie a démarré de zéro, suivis par une impulsion ventriculaire nécessitent deux battements auriculaires pré- maturés de plus pour dépasser le seuil. Si les tacchycardies auriculaires persistent et sont détectées, le registre d'arrythmie (R6) accumule vite six. Par exemple, si une impulsion de tachyarrythmie auri- culaire est détectée pendant le cycle cardiaque et que cette condition persiste pendant six cycles, le compteur d'arrythmie est plein. De même, si deux impulsions de tacchycardie apparaissent pendant l'intervalle de fréquence maximale, il faut trois cycles cardiaques avant que le comp- teur d'arrythmie atteigne six. D'autre part, si deux tacchy- arrythmies auriculaires sont détectées dans un cycle cardia- que suivi de quatre cycles cardiaques sans arrythmie, le compteur d'arrythmie ne contient rien. Dans n'importe quel cas, lorsque R6 atteint six, l'UC saute automatiquement à l'adresse de début du sous- programme de réponse à la tacchyarrythmie représenté sur les figures il et 12 et dans les appendices. L'objet de ce pro- gramme, comme représenté sur le diagramme de temps de la figure 11, est de faire passer le mode de stimulation à un mode ventriculaire inhibé rapide (VVI) légèrement au-dessous de la fréquence maximale programmée, par exemple 160 bpm, et de diminuer graduellement la fréquence (c'est-à-dire aug- menter l'intervalle de relâchement) jusqu'à la fréquence de secours programmée, par exemple 75 bpm. Sur la figure 11, l'intervalle VVI rapide initial va de R à Ro, tandis que l'intervalle de secours final va de R à RF. Le programme d'arrythmie commence à l'emplacement de mémoire 349 en chiffres hex. Au début de ce programme, l'emplacement AARPRG, l'UC effectue un certain nombre d'instructions qui initialisent les registres. En particu- lier, RC contenant l'intervalle de fréquence maximale est transféré vers l'octet bas de R5 plus un comptage de 4 équi- valant à 56 ms (4 fois 14 ms). Ensuite un compteur de boucle, octet bas du registre R4, est chargé par les "1" équivalant à 256 ou "FF" dans le code hex; et le compteur d'arrythmie (R6) et l'horloge temps réel (R8.0) sont mis à six. A l'em- placement "ARRTCS" (figure 12), lUC commence l'exploration du programme de tacchyarrythmie. Ce programme d'exploration occupe également 58 cycles de machine et chaque exploration prend 14,1 ms. Dans ce programme, le stimulateur est décou- plé de l'oreillette (bien que l'activité auriculaire soit contrôlée) et fonctionne simplement en mode VVI, initiale- ment avec l'intervalle de fréquence maximale plus 56 ms. Une diminution graduelle de la fréquence est effec- tuée en décrémentant le compteur de boucle (qui part de 256) durant chaque exploration. Après 256 explorations, lorsqu'on atteint zéro, à l'emplacement DT25 l'intervalle entre les impulsions de stimulation ventriculaire est in- crémenté d'un en ajoutant un "1" binaire à R5, le compteur d'intervalle de secours. Dans ce programme d'exploration, l'amplificateur de détection ventriculaire est interrogé de la même manière que dans le programme de stimulation princi- pale. Le cycle de cadence dans ce programme est basé sur l'activité ventriculaire, de sorte qu'une activité ventricu- laire détectée ou induite remet l'horloge temps réel à zéro, à l'emplacement "RESVRP". La période réfractaire ven- triculaire PRV est la même ici que dans le programme de sti- mulation principale. L'activité auriculaire tacchyarrythmique continue à être contrôlée pendant le programme d'arrythmie en regar- dant si le signal auriculaire existe sur EF1 avant l'expi- ration de l'intervalle de fréquence maximale programmé. Cette période de temps est déterminée de façon habituelle en comparant RTC avec le nombre mémorisé dans le registre RC. Lorsque l'activité auriculaire tombe dans cette fenêtre, elle est supposée être plus rapide que la fréquence maxima- le programmée et le nombre deux est chargé dans le registre d'arrythmie. Tant que cette tacchyarrythmie auriculaire est échantillonnée dans la fenêtre d'intervalle de fréquence maximale, le nombre 2 est introduit à chaque fois dans le registre. Chaque fois qu'une activité ventriculaire est détectée ou induite à l'emplacement de programme ARRVIN, le programme d'arrythmie teste si le compteur d'arrythmie est à zéro. S'il n'est pas à zéro, le registre d'arrythmie est décrémenté et on revient en haut du programme d'arrythmie (ARRTCS). S'il est à zéro, le-programme revient au program- me de stimulation principale en INCRTC, en rendant tout d'abord RTC égal à AVD, comme dans la réponse PVC. Lorsque l'UC atteint la fréquence de secours programmée, en suppo- sant qu'elle reste suffisamment longtemps dans le programme d'arrythmie, elle continue à fonctionner comme dans le mode VVI, à la fréquence de secours, indéfiniment. Cependant, une fois que la fréquence de secours a été atteinte, une nouvelle fréquence de secours ne peut pas être programmée instantanément. L'UC n'honore pas la requête tant qu'elle ne revient pas dans le programme d'arrythmie. Comme le programme de stimulation principale, le programme d'arrythmie comporte ses propres sous-programmes à l'emplacement hex 375, emplacement de programme VSTINT. L'organigramme du programme de programmation est représenté sur les figures 13A-13C. La programmation est effectuée avec n'importe quel programmateur Modèle 222B de Cordis Corporation, en utilisant la carte de programme représentée sur la figure 14 à titre de référence. Le pro- gramme est codé en tournant un bouton situé à droite du programmateur sur un des huit paramètres, comme indiqué sur la face avant de la carte de programme, et en sélectionnant la valeur A, B, C ou D en tournant le bouton gauche. Après avoir fait ces deux réglages, et le curseur central étant en bas, on appuie sur le bouton de programme du programma- teur. Le programmateur émet automatiquement un train d'im- pulsions magnétiques à 333 Hz dont le nombre est prédéter- miné. Le nombre d'impulsions est compté dans le stimulateur et décodé par le logiciel pour déterminer le paramètre pro- grammé et la valeur. Du fait -de la bande passante du logi- ciel dans le système de microcalculateur de la figure 1, seuls des programmateurs avec des trains d'impulsions à 333 Hz sont acceptables. Des programmateurs utilisant un train d'impulsions à 666 Hz programment mal le stimulateur. Comme représenté sur l'organigramme des figures 13A-13C, le programme de programmation se présente comme * un sous-programme de service d'interruption. Ainsi, le sti- mulateur arrête l'exécution d'instructions de tout autre programme lorsqu'il décode des impulsions de programmation. Le programme est appelé par la demande d'interruption INT. Le programme commence par remettre la ligne Q au niveau bas si elle se trouve au niveau haut, bloquant de ce fait n'im- porte quelle stimulation pouvant être en cours et incrémen- tant le registre R7 du compteur d'impulsions de programme PPC, qui démarre de zéro. Ensuite le programme interroge sept fois la connexion EF3 du commutateur à lame vibrante pour voir si ce commutateur est encore fermé. S'il est fermé EF3 est à "1". Si après 7 interrogations (3,5 ms) le commutateur à lame est encore fermé, 1'UC conclut qu'un aimant permanent est utilisé et appelle le sous-programme d'aimant permanent (MAGRAT) au lieu de poursuivre le pro- gramme, de programmation. Cependant, si le commutateur à lame s'ouvre au cours des 7 interrogations, l'UC regarde si ce commutateur reste ouvert pendant 7 interrogations supplé- mentaires. Lorsque le commutateur à lame est ouvert EF3 est à "0". Si le commutateur à lame se ferme au cours des 7 interrogations, le microcalculateur incrémente le compteur d'impulsions de programme PPC et recommence la boucle d'in- terrogation du commutateur à lame. D'autre part, si le commutateur à lame reste ouvert plus longtemps que la durée de 7 interrogations (3,5 ms), l'UC conclut qu'il a vu la dernière impulsion de programmation. Si elle détermine qu'il y a au soins huit impulsions de programmation (PPC moins 8 est supérieur ou égal à zéro), elle décode les paramètres et les valeurs. Lorsque le décodage est fini, l'UC charge un des six registres RA à RF avec les adresses pour la largeur d'impulsion auriculaire et ventriculaire, le retard AV, les intervalles de fréquence maximale et minimale et la fréquen- ce de secours. Les deux autres variables programmables, les sensibilités ventriculaire et auriculaire, sont entrées en mettant respectivement au niveau haut ou au niveau bas les sorties E, F et G, H de la bascule adressable. La largeur d'impulsion de stimulation auriculaire et ventriculaire est entrée en plaçant dans le registre RA (auriculaire) et RB (ventriculaire) les adresses du sous-programme de stimu- lation correspondant à la largeur d'impulsion sélectionnée pour chaque canal. Les intervalles de fréquence maximale et minimale, les fréquences de secours et les retards AV se trouvent dans des tables de consultation commençant dans l'emplacement de mémoire CF. Les registres RC, RD, RE et RF sont utilisés comme pointeurs vers ces tables de consultation. Une fois la valeur des paramètres programmée, 1'UC revient à l'emplacement de l'un des programmes de service o il a été interrompu. Pour reprogrammer les huit para- mètres sur des valeurs autres que les valeurs standards, huit cycles d'interruption distincts sont nécessaires. Ce- pendant, le programmateur est capable de fournir deux autres types de commande, à savoir standard et surmultiplication. Dans le réglage standard du commutateur central sur le pro- grammateur, une série d'impulsions, supérieure ou égale à 42, est transmise et décodée, et le programme standard est appelé, le programme revenant simplement à l'emplacement de début STINT, ré-initialisant tous les registres avec les paramètres standards et commençant la stimulation VVI. Si le nombre d'impulsions est égal à 40 ou 41 c'est la sur- multiplication auriculaire ou respectivement ventriculaire qui est sélectionnée. Les deux modes de surmultiplication sont sélec- tionnés en retournant la carte de programme de la figure 14 et en réglant les boutons sur les valeurs appropriées. Le bouton droit sélectionne le canal auriculaire ventricu- laire et le commutateur central en position haute sélec- tionne la surmultiplication. Lorsque la surmultiplication auriculaire est sélectionnée, le programme de programmation comporte une phase d'initialisation qui règle la sensibilité auriculaire sur un niveau haut spécial et autorise la stimu- lation auriculaire. Lorsque la surmultiplication ventricu- laire est sélectionnée, la sensibilité auriculaire est réglée de la même façon et la stimulation ventriculaire est autorisée. Le programme de surmultiplication et l'organi- gramme sont représentés sur les figures 15 et 16. Le pro- gramme de surmultiplication est équivalent à la fonction du stimulateur "Ectocor" de Cordis, la détection de surmul- tiplication (stimulation de la paroi thoracique) étant effectuée par l'amplificateur de détection auriculaire ex- clusivement et l'impulsion de sortie étant appliquée à la chambre choisie. Dans ce mode, un "stimulateur" externe fournit des impulsions de cadence qui sont détectées sur l'amplificateur auriculaire et résultent en une stimulation immédiate. Ainsi, la fréquence ventriculaire peut être com- plètement commandée de l'extérieur et réglée à volonté. Le programme utilise la fréquence minimale programmée (RD) en tant que fréquence la plus faible permise, et la fréquence maximale programmée (RC) en tant que fréquence la plus éle- vée permise. La fréquence maximale programmée est par consé- quent la limite de fréquence du logiciel et la période ré- fractaire, comme indiqué sur la figure 15. Le programme de surmultiplication est quitté uniquement par une interruption de programmation sur des valeurs standards (figure 16). Le programme de surmultiplication commence à l'adresse de mé- moire 103 en chiffres hex à l'emplacement de programme "OVDRV". Le programme de fréquence d'aimant est appelé en plaçant un aimant permanent au-dessus du stimulateur, ce qui ferme le commutateur à lame vibrante, appelant de ce fait le programme de programmation d'interruption. Etant donné que le commutateur à lame reste fermé pendant plus de sept interrogations, le programme de programmation est quitté en faveur du programme de fréquence d'aimant. Celui- ci a pour objet, avec une énergie de pile normale, des im- pulsions de fréquence déterminée sur les deux canaux pour permettre au médecin de vérifier le fonctionnement du sti- mulateur. Une période d'alerte n'est pas nécessaire étant donné qu'il n'y a pas de fonction d'inhibition dans la fré- quence d'aiment, comme représenté sur la figure 17. L'orga- nigramme de ce programme de fréquence d'aimant est repré- senté sur la figure 18. Pour effectuer la stimulation AV séquentielle, RTC est mis à zéro et incrémente une fois par exploration. Une exploration dans le programme de fréquence d'aimant occupe 58 cycles de machine, comme dans le cas du programme de stimulation principale. Ceci est nécessaire pour permettre l'utilisation de RTC pour déterminer le re- tard AV et la fin de l'intervalle de fréquence maximale. Lorsque RTC est exactement égal au retard AV pointé par le registre RF, l'impulsion ventriculaire apparaît. Si la pé- riode d'alerte auriculaire est terminée, c'est-à-dire que l'intervalle de fréquence maximale s'est terminé pendant une des explorations, l'UC teste la connexion EF4 pour connaître l'état de la pile. Si le comparateur de la ten- sion de pile indique que VDD est supérieure à 3,85 V, le programme de fréquence d'aimant fournit une impulsion de stimulation auriculaire et remet RTC à zéro. Si le compara- teur de la tension de pile indique que VDD est inférieure à 3,85 V, l'UC ne fournit pas de stimulation auriculaire et remet juste RTC à zéro. Du fait de l'action du circuit d'horloge double 14 (figure 6), l'oscillateur à cristal est remplacé automatiquement par l'oscillateur RC à une fréquence plus faible d'environ 15 %. Ainsi, lorsque la pile est faible, le stimulateur fonctionne comme un dispositif ven- triculaire asynchrone (VOO) effectuant une stimulation envi- ron 15 % plus lentement que la fréquence minimale program- mée. Si la pile est bonne mais que le cristal ne fonctionne plus bien, le stimulateur fonctionne dans le mode séquentiel AV asynchrone (DDO) à une fréquence inférieure d'au moins % à la fréquence minimale. Si le stimulateur fournit des sorties sur les deux canaux et que la stimulation est à moins de 1 bpm de la fréquence minimale, la pile de la batterie est supérieure à 3,85 V et est considérée comme nominale. Le programme de fréquence d'aimant effectue un test pour voir si l'aimant est présent pour chaque exploration. Si l'aimant a été enlevé de la proximité du stimulateur, lUC revient au programme de retour RETN et reprend l'acti- vité de stimulation. Le stimulateur des figures 1 et 2 est conçu pour être expédié dans son mode ventriculaire inhibé programmé sur le jeu standard de valeurs de paramètres. La sensibi- lité auriculaire et la durée de l'impulsion de sortie auri- culaire sont programmées dans le programme d'initialisation sur "hors service". Dans le mode WVI, lorsque le stimula- teur détecte une activité ventriculaire apparaissant dans la période d'alerte ventriculaire, la sortie est inhibée, comme indiqué en (a) sur la figure 19. Si aucune activité ventriculaire n'apparaît dans l'intervalle de fréquence minimale programmé, les ventricules sont stimulés, comme in- diqué en (b) sur la figure 19. Dans le mode W.I, le retard AV, la fréquence de secours et la fréquence maximale sont programmés, mais sont destinés à une utilisation future et ne s'appliquent pas dans ce mode WlI. Pour fonctionner dans le mode auriculaire synchrone ventriculaire inhibé, la durée de l'impulsion de sortie au- riculaire doit être programmée sur nulle et la sensibilité auriculaire et ventriculaire doit être programmée sur 0,8 ou 1,5 mV et les autres paramètres comme souhaité. Comme représenté sur la figure 20, si la conduction apparaît avant la fin du retard AV programmé, l'activité ventricu- laire résultante est détectée et l'activité ventriculaire est inhibée. Si après détection de l'activité auriculaire, il n'y a pas de conduction AV pendant le retard AV pro- grammé du stimulateur, le canal ventriculaire stimule les ventricules, comme représenté sur la figure 21. Si aucune activité auriculaire n'est détectée du- rant la période d'alerte de l'intervalle de fréquence minimale auriculaire, le canal ventriculaire stimule les ventricules à la fin du retard AV programmé. Le canal ven- triculaire fonctionne comme un stimulateur de fréquence fixe stimulant le ventricule à la fréquence minimale pro- grammée. Du fait que le retard AV est fixé, l'intervalle de fréquence minimale est le même pour les canaux auricu- laire et ventriculaire, comme représenté sur la figure 22. Pour fonctionner exclusivement dans le mode auricu- laire synchrone sans inhibition ventriculaire, la durée de l'impulsion de sortie et la sensibilité ventriculaire doi- vent être programmées,ur hors service. Lorsqu'il est pro- grammé de cette manière, le stimulateur détecte l'activité auriculaire et effectue une stimulation à la fin du retard AV. La sortie ventriculaire stimule les ventricules en l'absence d'activité ventriculaire normale ou lorsque, une activité ventriculaire ayant résulté de la conduction AV, l'impulsion de sortie ventriculaire du stimulateur tombe dans la période réfractaire absolue des ventricules et est inefficace. Ce mode n'est généralement pas souhaitable pour cette raison. Il peut produire une stimulation qui entre en compétition avec l'activité ventriculaire ectopique. La programmation du stimulateur à partir des valeurs standards sur des valeurs appropriées pour la sensibilité auriculaire, la durée d'impulsion de sortie auriculaire, la fréquence maximale, la fréquence de secours et le retard AV, permet au stimulateur de fonctionner soit en mode auriculai- re synchrone ventriculaire, soit en mode AV séquentiel. Le stimulateur passe automatiquement d'un mode à l'autre en fonction des fréquences auriculaire et ventriculaire spon- tanée du patient, de la condition du système de conduction AV et des valeurs programmées des paramètres du stimulateur. Lorsque la fréquence auriculaire est supérieure à la fréquence minimale programmée, la sortie auriculaire est inhibée. Si une conduction AV apparaît par suite d'une activité ventriculaire avant la fin du retard AV programmé, la sortie ventriculaire est inhibée. Une inhibition complète sur les deux canaux est représentée sur la figure 23 par l'apparition des ondes P et R respectivement. Si aucune conduction AV n'apparaît, ou si le temps de conduction est supérieur au retard AV programmé, les ven- tricules sont stimulés à la fin de la période de retard AV, comme représenté sur la figure 24 o la seconde onde P est suivie-d'un retard AV programmé complètement écoulé et d'une impulsion de stimulation ventriculaire. Lorsque le temps de conduction AV du patient change, le stimulateur arrête automatiquement de détecter l'activité ventriculaire et stimule les ventricules lorsqu'aucune activité ventricu- laire n'apparaît, comme représenté sur la figure 24. Lorsque la fréquence auriculaire spontanée diminue en-deçà de la fréquence minimale programmée, le stimulateur stimule les oreillettes à la fréquence minimale programmée. Sur la figure 25, les oreillettes sont stimulées à la fré- quence minimale et la conduction AV normale apparaît, ce qui se traduit par une activité ventriculaire qui inhibe la sortie ventriculaire. Lorsqu'aucune activité auriculaire spontanée n'est détectée durant la période d'alerte auriculaire le stimula- teur stimule les oreillettes. Si à la fin du retard AV pro- grammé aucune activité ventriculaire n'apparaît, le stimu- lateur stimule également les ventricules comme représenté sur l'une des figures 25 ou 26 qui représente une stimula- tion sur les deux canaux. Le cycle de cadence des deux canaux est remis à zéro par l'activité ventriculaire si le stimulateur détecte une systole ventriculaire prématurée pendant la période d'alerte ventriculaire. Lorsque c'est le cas, l'horloge temps réel est réglée sur la période de retard AV. Ainsi, l'intervalle après l'activité ventriculaire détectée est l'intervalle de fréquence minimale moins le retard AV pro- grammé, comme indiqué sur la figure 26. En réponse à des fréquences auriculaires croissan- tes provoquées par une tacchycardie auriculaire, une palpi- tation auriculaire ou une fibrillation auriculaire, le canal ventriculaire se dissocie de l'activité auriculaire. Le canal ventriculaire passe automatiquement au mode VVI à une fréquence légèrement inférieure à la fréquence maxi- male programmée. La fréquence ventriculaire décroît lente- ment jusqu'à la fréquence de secours programmée, empêchant ainsi les ventricules de suivre les fréquences auriculaires extrêmement élevées tout en maintenant des conditions hexmo- dynamiques appropriées. Lorsqu'uneconduction AV normale existe ce changement de mode en présence de tacchyarryth- mie auriculaire n'apparaît pas sur un électrocardiogramme. Une activité ventriculaire normale inhibe la sortie du ca- nal ventriculaire pendant la décroissance jusqu'à la fré- quence de secours. Pour répondre à une tacchyarrythmie auriculaire, le stimulateur doit détecter une activité auriculaire pendant l'intervalle de fréquence maximale programmée. Lorsque la sensibilité auriculaire a été programmée sur 0,8 ou 1,5 mV, une activité auriculaire est détectée et comptée durant la période réfractaire auriculaire, mais le stimulateur ne peut pas agir sur l'information. Le compteur d'arrythmie auricu- laire (R6) doit contenir 6 pour que le stimulateur détermi- ne la tacchycardie auriculaire. A la fréquence maximale programmée, par exemple 180 bpm, et une fréquence de secours programmée à 85 bpm, un peu plus de 1,5 mn sont nécessaires pour atteindre la fréquence de secours programmée. La fré- quence de secours peut facilement être identifiée sur un ECG du fait que ces fréquences de 55 ou 65, 75 et 85 ne sont pas disponibles pour la programmation soit comme fré- quence maximale soit comme fréquence minimale. Si la fré- quence auriculaire a suffisamment décru avant de revenir à la fréquence de secours, le stimulateur n'atteint jamais la fréquence de secours mais revient simplement au mode.pro- grammé à un moment quelconque o aucune activité auriculai- re n'apparaît dans l'intervalle de fréquence maximale pen- dant deux cycles consécutifs. En revenant lentement à la fréquence de secours, le stimulateur a sensiblement le même effet que la diminution physiologique en fréquence normale après un effort. Le retournement de la carte de commande du program- mateur et son insertion dans le programmateur fournissent une référence pour la programmation du stimulateur pour la surmultiplication. La chambre qui doit répondre à la sur- multiplication (stimulation de la cage thoracique) est -sélectionnée. Les autres commandes du programmateur doivent être dans les positions de surmultiplication, comme indiqué par la carte. Les valeurs des paramètres de surmultiplica- tion auriculaire sont données ci-après dans le tableau 4. TABLEAU 4 Paramètres Valeurs Sensibilité auriculaire 7 mV Sensibilité ventriculaire Hors service Durée de l'impulsion de sortie 2 ms auriculaire Durée de l'impulsion de sortie nulle ventriculaire Retard AV Sans signification Fréquence de secours Sans signification Les valeurs des paramètres de la surmultiplication ventriculaire sont les mêmes que pour la surmultiplication auriculaire excepté que la durée de l'impulsion de sortie auriculaire est programmée sur nulle et que la durée de l'impulsion ventriculaire est de 2,0 ms. La séquence de pro- grammation pour le mode de surmultiplication ne change ni la fréquence minimale ni la fréquence maximale programmées. Ces fréquences peuvent prendre des valeurs plus élevées ou plus faibles suivant l'état du patient. La sortie auricu- laire ou ventriculaire du stimulateur suit la fréquence de stimulation de la paroi thoracique jusqu'à la fréquence ma- ximale ou minimale programmée du stimulateur. Le stimula- teur doit être reprogrammé sur les valeurs standards après la stimulation de la paroi thoracique; ce n'est qu'après qu'il peut être reprogrammé sur les paramètres souhaités. Le stimulateur cardiaque décrit ci-dessus relève le défi de concevoir logiciel et matériel sous la forme d'un système synergique intégré pour tirer parti des possi- bilités du microtraitement tout en conservant l'espace mé- moire et en minimisant la consommation de courant. Par con- ception, un seul programme de stimulation principal sert pour quatre modes de fonctionnement différents qui sont sé- lectionnés en bloquant les amplificateurs de détection et les impulsions de sortie comme souhaité. Le même programme de programmation non seulement contrôle l'activité sponta- née du coeur pour inhiber les impulsions de sortie, mais contrôle également les impulsions auriculaires et décide si elles représentent une activité tacchyarrythmique. Si c'est le cas, un programme spécial de traitement de l'arrythmie est prescrit et appliqué. Un système d'horloge de sécurité remplace automatiquement le cristal, en cas de panne de celuici, par un oscillateur RC fiable. L'état Es faible de la pile est doublement signalé par des changements du logiciel et du matériel, à savoir la chute du battement auriculaire et le remplacement par l'oscillateur de fréquen- ce plus faible. Parmi les nombreuses caractéristiques et avantages de l'invention on peut citer la possibilité de programmation à l'aide de programmateurs pré-existants et la suppression automatique des amplificateurs de détection. De nombreux changements et remplacements peuvent être effectués dans le circuit décrit ci-dessus tout en sui- vant les principes fondamentaux de l'invention. Par exemple, le système peut être modifié pour des conducteurs bipolaires ou être conçu comme stimulateur externe. Bien que les carac- téristiques de programmabilité soient très souhaitables, elles ne sont pas essentielles au déroulement du programme de stimulation principale. Par exemple, le stimulateur peut être programmé en modifiant le programme d'initialisation dans le logiciel pour fonctionner dans le mode auriculaire inhibé AV séquentiel ventriculaire inhibé. Les fonctions du logiciel peuvent également être exécutées de façon analogue par d'autres types de microprocesseurs. Par exemple, il n'est pas nécessaire d'utiliser des registres internes si on dispose d'un espace mémoire à accès aléatoire supplémen- taire. De plus, bien que les circuits numériques soient conçus pour un circuit hybride uniquement, il est concevable d'incorporer la plupart du circuit dans une pastille uni- que courante de circuit intégré à très grande échelle. Bien entendu, l'invention n'est nullement limitée aux modes de réalisation de l'exemple décrit et représenté, elle est susceptible de nombreuses variantes accessibles à l'homme de l'art, suivant les applications envisagées et sans s'écarter pour cela du cadre de l'invention. REVENDICATIONS 1. Stimulateur cardiaque implantable, caractérisé en ce qu'il comporte des bornes auriculaire (A) et ventri- culaire (V) destinées à être reliées à des conducteurs correspondants; des circuits amplificateurs de détection auriculaire (16) et ventriculaire (18) reliés auxdites bor- nes auriculaire et ventriculaire pour fournir un signal de sortie binaire en réponse à une activité auriculaire ou res- pectivement ventriculaire détectée, chaque circuit compor- tant une porte d'entrée et une porte de sortie; un micro- calculateur (10) comportant un programme mémorisé (12) con- tenant des instructions et des moyens de traitement pour aller chercher et exécuter des instructions provenant dudit programme mémorisé, branchés de manière à recevoir les sor- ties des circuits amplificateurs de détection et comportant au moins une sortie de stimulation binaire (Q), des moyens (34) pour appliquer une impulsion de stimulation cardiaque par l'intermédiaire d'une desdites bornes en réponse à la- dite sortie de stimulation binaire; une bascule (30) pour alimenter plusieurs lignes de sortie binaire pouvant être mises dans l'état excité et dans l'état de repos en réponse à des commandes provenant du microcalculateur, une première de ces lignes de sortie (D) de la bascule étant couplée opérationnellement aux portes de sortie des deux circuits amplificateurs de détection; ledit programme mémorisé con- tenant des instructions pour commander le microcalculateur de manière qu'il fournisse une impulsion de sortie de stimu- lation binaire auxdits moyens de stimulation à une fréquen- ce minimale prédéterminée, les portes d'entrée des circuits amplificateurs de détection répondant à cette sortie de stimulation binaire pour déconnecter simultanément les en- trées des deux circuits amplificateurs de détection, ledit programme mémorisé contenant en outre des instructions pour provoquer l'activation de ladite première ligne de sortie de la bascule de façon à déconnecter les deux circuits am- plificateurs de détection pour un premier intervalle pré- déterminé depuis le début de l'impulsion de stimulation jusqu'à la fin d'une période prédéterminée suivant ladite 3 impulsion de stimulation. 2. Stimulateur suivant la revendication 1, caracté- risé en ce que les moyens (34) pour appliquer une stimula- tion comportent un circuit de sortie (46) et des moyens notamment constitués par une porte (44) pour mettre ce cir- cuit de sortie en dérivation, et en ce qu'il comporte en outre des moyens de cadence (52) répondant au flanc arrière de l'impulsion de sortie (Q) de stimulation binaire prove- nant du microcalculateur pour fournir un signal de mise en dérivation auxdits moyens de porte pendant un second inter- valle prédéterminé, lesdits moyens de porte bloquant le circuit de sortie pendant le second intervalle prédéterminé immédiatement après l'impulsion de stimulation binaire pro- venant du microcalculateur. 3. Stimulateur suivant la revendication 1, caracté- risé en ce que les moyens (34) pour appliquer une stimula- tion comportent deux circuits amplificateurs de sortie (22, 24) et des moyens de multiplexage (20) recevant l'impulsion de sortie (Q) de stimulation binaire provenant du microcal- culateur et répondant à une seconde ligne de sortie de la bascule pour diriger l'impulsion de stimulation binaire vers l'un ou l'autre des circuits amplificateurs de sortie. 4. Stimulateur suivant la revendication 3, caracté- risé en ce que chacun des circuits amplificateurs de sortie (22, 24) comporte un circuit de sortie couplé opérationnel- lement respectivement à une desdites bornes par l'intermé- diaire desquelles est appliquée la stimulation, et des moyens de porte branchés aux bornes dudit circuit de sortie pour le mettre en dérivation, et en ce qu'il comporte en outre des moyens de cadence (52) répondant au flanc arrière de l'impulsion de stimulation binaire provenant du micro- calculateur pour fournir un signal de dérivation aux moyens de porte pendant un second intervalle prédéterminé suivant immédiatement l'impulsion de stimulation, les deux circuits de sortie (44) étant bloqués pendant ledit second interval- le prédéterminé immédiatement après la stimulation par l'intermédiaire d'un des circuits de sortie pour vider toute accumulation de charge afin d'éviter une dérive. Li 4 5. Stimulateur suivant la revendication 2,- caracté- risé en ce que le signal de dérivation dure approximative- ment 20 ms après l'impulsion de stimulation. 6. Stimulateur suivant la revendication 4, caracté- risé en ce que le signal de dérivation dure approximative- ment 20 ms après l'impulsion de stimulation. 7. Stimulateur suivant l'une des revendications 1, ou 6, caractérisé en ce que la première ligne de sortie de la bascule (30) vers les portes de sortie (50) est acti- vée pendant approximativement 50 ms. 8. Stimulateur cardiaque implantable, caractérisé en ce qu'il comporte des bornes auriculaire (A) et ventricu- laire (V) destinées à être reliées aux conducteurs corres- pondants, des circuits amplificateurs de détection auricu- laire (16) et ventriculaire (18) couplés opérationnellement à une borne respective pour fournir des sorties binaires représentatives respectivement de l'activité auriculaire ou ventriculaire, un microcalculateur (12, MA, MRD, BUS) com- portant un programme mémorisé (12) contenant des instruc- tions et des moyens de traitement (MA) pour aller chercher et exécuter des instructions provenant dudit programme mé- - morisé pour fournir une impulsion de sortie de stimulation binaire à une fréquence minimale prédéterminée; une bascu- le (30) comportant plusieurs lignes de sortie binairespou- vant être mise dans l'état excité et dans l'état de repos en réponse à des commandes provenant du microcalculateur deux circuits amplificateurs de sortie (22, 24) pour. appli- quer des impulsions de stimulation respectivement à une des bornes; et des moyens de multiplexage (20) branchés de manière à recevoir l'impulsion de stimulation binaire pro- venant du microcalculateur et répondant à une des lignes de sortie binaires de la bascule pour diriger l'impulsion de stimulation binaire vers un des deux circuits amplificateurs de sortie. 9. Stimulateur suivant la revendication 8, caracté- risé en ce que chaque circuit amplificateur de sortie com- porte un circuit de limitation de fréquence (26, 28) pour limiter la fréquence de sortie à une fréquence maximale prédéterminée par l'intermédiaire du circuit amplificateur de sortie correspondant. 10. Stimulateur suivant la revendication 9, carac- térisé en ce que chaque circuit de limitation comprend un multivibrateur monostable (52). 11. Stimulateur suivant la revendication 8, carac- térisé en ce que chaque circuit amplificateur de sortie com- prend un circuit de courant constant identique. 12. Stimulateur cardiaque, caractérisé en ce qu'il comporte des bornes auriculaire (A) et ventriculaire (V) destinées à être reliées à des bornes correspondantes; des circuits amplificateurs de détection auriculaire (16) et ventriculaire (18) couplés à une borne respective pour four- nir une sortie binaire correspondante en réponse à une acti- vité auriculaire ou ventriculaire détectée, chaque circuit comportant plusieurs résistances en série avec son entrée et au moins deux portes de transmission (36, 38) intercon- nectées pour mettre en dérivation deux de ces résistances des moyens de stimulation auriculaire synchrone, ventricu- laire inhibée pour fournir des impulsions de sortie ventri- culaires à une fréquence minimale prédéterminée et répon- dant à la sortie du circuit amplificateur auriculaire pour remettre la période de cadence à zéro pour le cycle auricu- laire et répondant à la sortie du circuit de l'amplificateur ventriculaire pour inhiber la sortie ventriculaire; des moyens pour appliquer une impulsion de stimulation à la borne ventriculaire en réponse à la sortie desdits moyens de stimulation; des moyens de programmation (12) pour dé- coder des valeurs de paramètres transmises de l'extérieur des moyens de mémorisation (12) pour conserver des valeurs numériques représentatives des valeurs de paramètres reçues, y compris une valeur parmi plusieurs valeurs programmables pour la sensibilité auriculaire et une autre valeur parmi plusieurs valeurs programmables pour la sensibilité ventri- culaire; et des moyens interconnectant les portes de déri- vation des amplificateurs de détection auxdits moyens de mémorisation pour obtenir la sensibilité programmée corres- pondante. 13. Stimulat.:ii- suivant la revendication 12, carac- térisé en ce que lesdits moyens de stimulation et lesdits moyens de programmation sont fournis par un microcalculateur (MA, BUS) comportant un programme mémorisé et des moyens de traitement pour aller chercher et exécuter des instructions contenues dans ledit programme mémorisé et comportant une sortie de stimulation binaire (Q) couplée aux moyens pour- appliquer une stimulation; lesdits moyens de mémorisation (12) comportant une bascule (30) à plusieurs bits pour four- nir des niveaux de sortie binaires aux portes de dérivation respectives des amplificateurs de détection; le programme mémorisé contenant un programme de programmation pour ré- gler des sorties correspondantes de la bascule en réponse à des sensibilités programmées pour les amplificateurs de détection auriculaire et ventriculaire. 14. Stimulateur suivant la revendication 13, carac- térisé en ce qu'une des valeurs programmables de la sensi- bilité pour l'amplificateur de détection soit auriculaire soit ventriculaire correspond à une sensibilité infinie, ledit programme de programmation comportant un sous-program- me pour mémoriser une valeur supplémentaire représentative d'une commande pour omettre l'interrogation des amplifica- teurs de détection auriculaire ou ventriculaire; et en ce qu'il comporte des moyens pour modifier lesdits moyens de stimulation en réponse à ladite commande pour fournir soit un mode de stimulation ventriculaire inhibée soit un mode auriculaire synchrone sans inhibition ventriculaire. 15. Stimulateur cardiaque, caractérisé en ce qu'il comporte des bornes auriculaire et ventriculaire destinées à être couplées à des conducteurs correspondants; des cir- cuits amplificateurs de détection auriculaire et ventricu- laire couplés à-une desdites bornes pour fournir des impul- sions de sortie binaires représentatives respectivement de l'activité auriculaire et ventriculaire; des moyens de sti- mulation auriculaire synchrone, ventriculaire inhibée répon- dant à la sortie du circuit de détection auriculaire pour remettre à zéro un intervalle de cadence auriculaire et pour fournir une impulsion de sortie ventriculaire à la 7 borne ventriculaire après un retard AV à nioin; d'inhibition en réponse à la sortie de circuit de détection ventriculaire des moyens répondant à la sortie du circuit de détection auriculaire pour faire débuter un intervalle de cadence au- riculaire prédéterminé correspondant à une fréquence minima- le prédéterminée; des moyens répondant soit à une activité auriculaire détectée, soit à l'expiration de l'intervalle de fréquence minimale pour faire débuter le retard AV; des moyens définissant un registre de comptage d'arythmie; des moyens pour incrémenter ledit registre d'un premier nombre prédéterminé lors de la détection de signaux d'entrée de tachyarythmie auriculaire avant l'expiration d'un interval- le de fréquence maximale prédéterminée à partir de la détec- tion d'une activité auriculaire légitime ou de l'expiration de l'intervalle de fréquence minimale; des moyens pour dé- crémenter ledit registre d'arythmie d'un second nombre pré- déterminé plus faible que le premier lors de la stimulation ventriculaire ou de la détection d'une activité ventriculai- re; et des moyens répondant au registre d'arythmie attei- gnant un comptage prédéterminé, pour changer le mode du stimulateur. 16. Stimulateur suivant la revendication 15, carac- térisé en ce que le premier nombre prédéterminé est égal au double du second nombre prédéterminé. 17. Stimulateur suivant la revendication 16, carac- térisé en ce que ledit comptage prédéterminé est égal à trois fois le premier nombre prédéterminé. 18. Stimulateur suivant la revendication 17, carac- térisé en ce que les moyens pour changer le mode de stimula- tion comprennent des moyens pour remplacer les moyens de stimulation auriculaire synchrone ventriculaire inhibée par des moyens de stimulation ventriculaire-inhibée. 19. Stimulateur suivant la revendication 18, carac- térisé en ce que les moyens de stimulation ventriculaire inhibée comportent des moyens pour faire diminuer progressi- vement la fréquence de stimulation ventriculaire à partir d'une valeur correspondant à la fréquence maximale. 20. Stimulateur suivant la revendication 18, carac- 58 2494119 Lérisé en ce qu'il comporte en outre des moyens répondant à l'absence d'impulsions de tachycardie auriculaire dans ledit intervalle de fréquence maximale pour remettre en service les moyens de stimulation auriculaire synchrone ven- triculaire inhibée. 21. Stimulateur cardiaque implantable, caractérisé en ce qu'il comporte des bornes auriculaire et ventriculai- re destinées à être reliées à des conducteurs correspon- dants; des circuits amplificateurs de détection auriculaire et ventriculaire répondant à des signaux sur les conducteurs auriculaire et ventriculaire pour fournir des signaux binai- res correspondants; des moyens de stimulation répondant aux sorties desdits circuits amplificateurs de détection et com- portant des moyens de cadence numériques pour fournir un si- gnal de stimulation de sortie à une fréquence minimale pré- déterminée suivant un mode de stimulation prescrit; lesdits moyens de cadence numériques comportant un circuit d'horlo- ge double (14) comportant un oscillateur principal (60), des moyens de détection de fréquence couplés opérationnellement de manière à détecter la variation de la fréquence de sortie dudit oscillateur principal par rapport à une gamme prédé- terminée, un oscillateur secondaire (66) ou de réserve pos- sédant une fréquence de sortie nominale inférieure à celle de l'oscillateur principal, et des moyens de commutation (62, 64) répondant à la sortie des moyens de détection de fréquence pour remplacer l'oscillateur principal par l'os- cillateur de réserve. _ 22. Stimulateur suivant la revendication 21, carac- térisé en ce que les moyens de stimulation comportent un microcalculateur programmé et que le circuit d'horloge dou- ble fournit l'entrée d'horloge audit microcalculateur pour déterminer la durée du cycle machine. 23. Stimulateur suivant la revendication 21, carac- térisé en ce que l'oscillateur principal (60) est un oscil- lateur à cristal, et que l'oscillateur de réserve (66) est un oscillateur RC. 24. Stimulateur suivant la revendication 21, carac- térisé en ce qu'il comporte en outre au moins une pile (VCC, VDD) alimentant les circuits électriques dans le ô-.:Iateur et des moyens (70) pour détecter le niveau de te;isiun de la pile et pour fournir un signal de sortie lorsqu'il diminue jusqu'à une valeur de seuil prédéterminée; lesdits moyens de commutation (62, 64) pour mettre l'oscillateur de réserve en circuit répondant en outre à la sortie des moyens de détection du niveau de tension de la pile. 25. Stimulateur cardiaque implantable, caractérisé en ce qu'il comporte des bornes auriculaire et ventriculai- re destinées à être reliées à des conducteurs correspon- dants; des circuits amplificateurs de détection auriculai- re et ventriculaire répondant à l'activité électrique sur lesdites bornes auriculaire et ventriculaire pour fournir des signaux binaires correspondants; des moyens de stimu- lation normale répondant aux sorties desdits circuits ampli- ficateurs, comportant des moyens de cadence numériques pour fournir un signal de stimulation de sortie à une fréquence minimale prédéterminée dans le mode de stimulation auricu- laire inhibé auriculaire synchrone ventriculaire inhibé; des moyens (EF, EF4) répondant à une commande externe pour changer le mode de stimulation et le faire passer à la sti- mulation asynchrone AV séquentielle à une fréquence minima- le prédéterminée; un circuit de pile pour alimenter le cir- cuit électronique du stimulateur; des moyens (80) pour dé- tecter le niveau de tension du circuit de pile et pour four- nir un signal de pile faible en réponse à une tension de pile inférieure à un seuil prédéterminé; et des moyens ré- pondant au signal de pile faible pour faire en sorte que le mode de stimulation asynchrone AV séquentielle commandé de l'extérieur omette la stimulation auriculaire, grâce à quoi il se transforme en mode asynchrone ventriculaire. 26. Stimulateur suivant la revendication 25, carac- térisé en ce que lesdits moyens de stimulation comportent un circuit d'horloge double (14) pour commander la fréquen- ce correspondant à la fréquence minimale, ledit circuit comportant un oscillateur principal (60), des moyens de dé- tection de fréquence (70) pour fournir un signal de sortie lorsque la fréquence de sortie de l'oscillateur principal 2494119 sort d'une gamme prédéterminée, et un oscillateur de réser- ve (6E) dont la fréquence est plus faible que celle de l'oscillateur principal, et des moyens de commutation (62, 64) répondant soit à la sortie des moyens de détection de fréquence, soit à un signal de pile faible pour remplacer l'oscillateur principal par l'oscillateur de réserve. 27. Stimulateur suivant la revendication 26, carac- térisé en ce que l'oscillateur principal est un oscillateur à cristal et que l'oscillateur de réserve est un oscilla- teur RC. 28. Stimulateur cardiaque, caractérisé en ce qu'il comporte des bornes auriculaire et ventriculaire destinées à être reliées à des conducteurs correspondants; des cir- cuits amplificateurs de détection auriculaire et ventricu- laire répondant à l'activité électrique sur lesdites bornes pour fournir des sorties binaires correspondantes; un microcalculateur comportant un programme mémorisé contenant des instructions séquentielles et des moyens de traitement pour aller. chercher et exécuter des instructions provenant dudit programme mémorisé; lesdits moyens de traitement étant branchés de façon à recevoir la sortie des circuits amplificateurs de détection et comportant au moins une sor- tie de stimulation binaire; ledit microcalculateur compor- tant un registre horloge en temps réel servant de compteur d'exploration; ledit microcalculateur comportant un regis- tre de programme répondant à des commandes de programmation externes pour indiquer si le microcalculateur doit ou non interroger le circuit amplificateur de détection auriculai- re ou ventriculaire; le microcalculateur comportant un registre de programme répondant à une commande de programma- tion externe pour indiquer si la stimulation auriculaire doit être supprimée ou prendre une valeur programmable par- ticulière; le programme mémorisé comportant un programme de stimulation principale comprenant plusieurs boucles de séquences d'instructions recyclables liées entre elles, revenant chacune par l'intermédiaire d'au moins une instruc- tion commune pour incrémenter le registre horloge temps réel, chaque boucle occupant un nombre équivalent de cycles (- 1 2494119 machines, la durée de passage par une quelconque des!,x- cles correspondant de ce fait à une durée d'exploration nominale constante de sorte que le registre horloge temps réel est incrémenté jusqu'à une valeur représentative du temps écoulé; ledit programme de stimulation principale comportant des moyens pour cadencer les périodes réfractai- * res auriculaire et ventriculaire en fonction du nombre d'explorations dans ce programme de stimulation principale, et pour déterminer, par rapport aux registres de stimula- tion auriculaire et ventriculaire, si les amplificateurs de détection doivent ou non être interrogés et pour autoriser ou supprimer cette interrogation en conséquence; ledit microcalculateur comportant un registre répondant à une commande de programmation externe pour mémoriser une valeur représentative d'un intervalle de fréquence minimale; le programme de stimulation principale comportant dans lesdi- tes boucles une séquence d'instructions telle que lorsque le comptage dans le registre horloge temps réel est équiva- lent au nombre contenu dans le registre de fréquence mini- male, le microcalculateur détermine, par rapport au regis- tre de stimulation auriculaire, si la stimulation est blo- quée ou permise et en correspondance sélectionne une séquen- ce de stimulation fictive ou réelle conçue pour faire déli- vrer au microcalculateur l'impulsion de stimulation binaire. 29. Stimulateur suivant la revendication 28, carac- térisé en ce que le microcalculateur comporte un registre de retard AVD répondant à une commande de programmation externe pour conserver un nombre représentatif du retard AV, ledit programme de stimulation principale comportant des moyens, dans lesdites boucles de séquences d'instructions, pour passer à un sous-programme de stimulation ventriculai- re si le nombre dans le registre d'horloge temps réel cor- respond à celui du registre de retard AVD. 30. Stimulateur suivant la revendication 29, carac- térisé en ce qu'il comporte en outre des moyens pour chan- ger le contenu du registre de retard AVD, la sensibilité auriculaire et ventriculaire, et l'intervalle de fréquence minimale de stimulation auriculaire et ventriculaire suivant 62 2494119 les.lInnûes transmises de l'extérieur. 31. Stimulateur suivant la revendication 29, carac- térisé en ce que le microcalculateur comporte un registre de fréquence maximale répondant à une commande de programma- tion externe pour conserver une valeur représentative d'une fréquence maximale programmée et comportant un registre d'arythmie; ledit programme de stimulation principale com- portant, dans les boucles de séquences d'instructions, des moyens pour déterminer si le nombre dans le registre horloge temps réel est inférieur à celui contenu dans le registre de fréquence maximale et si cela est le cas, passer à un sous-programme d'arythmie pour compter les impulsions auri- culaires prématurées. 32. Stimulateur suivant la revendication 31, carac- térisé en ce que le sous-programme d'arythmie comporte des moyens pour incrémenter le registre d'arythmie d'un premier nombre prédéterminé lors de la détection d'une impulsion au- riculaire prématurée. 33. Stimulateur suivant la revendication 32, carac- térisé en ce que le programme de stimulation principale com- porte, dans les boucles de séquences d'instructions, une instruction pour décrémenter le registre d'arythmie d'un second nombre prédéterminé inférieur au premier, en réponse à une détection ou stimulation ventriculaire. 34. Stimulateur cardiaque, caractérisé en ce qu'il comporte des électrodes auriculaire et ventriculaire desti- nées à être reliées à des conducteurs correspondants, des circuits amplificateurs de détection auriculaire et ventri- culaire couplés à une borne respective pour fournir des sor- ties binaires correspondant à une activité auriculaire et ventriculaire; des moyens de stimulation AV séquentielle comprenant plusieurs modes de stimulation pouvant être sé- lectionnés; des moyens pour appliquer une stimulation à la chambre indiquée par lesdits moyens de stimulation; et des moyens répondant à une condition de programmation externe pour sélectionner le mode de stimulation ventriculaire inhibée, AV synchrone ou AV séquentielle. 63 22494119 35. Stimulateur suivant la revendication 34, caroc- térisé en ce que les moyens de sélection comportent des moyens pour sélectionner un mode AV séquentiel avec possibi- lité d'inhibition auriculaire et ventriculaire. 36. Stimulateur suivant la revendication 35, carac- térisé en ce que les moyens de sélection comportent un mode asynchrone AV séquentiel supplémentaire. 37. Stimulateur suivant la revendication 36, carac- térisé en ce que le mode asynchrone AV séquentiel passe au mode synchrone ventriculaire en réponse à une condition in- terne du stimulateur. 38. Stimulateur suivant la revendication 37, carac- térisé en ce que la condition interne est une pile faible.