Brevet FR2847361A1 — publié le 20040521

L'invention concerne, de façon générale, l'analyse de données, notamment de données physiologiques, par exemple les données recueillies par un appareil autonome ambulatoire ou un dispositif médical actif implanté. L'invention sera particulièrement décrite dans le cas de l'analyse de si5 gnaux d'activité cardiaque, en particulier de signaux recueillis par un enregistreur dit "Holter", c'est-à-dire un appareil permettant d'effectuer en continu et sur une longue période l'enregistrement de signaux recueillis au moyen d'électrodes implantées (électrogrammes) ou d'électrodes externes (électrocardiogrammes), signaux qui seront désignés simplement par la suite "signaux ECG". Cette application, à laquelle l'invention s'applique de façon particulièrement avantageuse, n'est cependant pas limitative et l'invention peut être appliquée aussi bien à l'analyse d'autres paramètres physiologiques tels qu'électroencéphalogramme, rythme respiratoire, tension artérielle, etc., ou non physiologiques tels que signaux radar, ultrasonores, etc. Si l'on prend le cas de l'analyse d'un enregistrement Holter, celui-ci exige un travail de dépouillement assez complexe. En effet, l'enregistrement en continu des signaux ECG d'un patient sur 24 ou 48 heures représente environ 100 000 complexes PQRST, qu'il est nécessaire d'analyser ainsi que leur variabilité de manière à rechercher tout événement pathologique tel que trouble du rythme, anoxie cardiaque, anomalie d'entraînement d'un stimulateur cardiaque, etc. Cette analyse, qui est effectuée de façon automatique par des algorithmes mis en oeuvre dans un ordinateur ou un appareil ambulatoire, fournit des résultats intermédiaires, synthétiques, à partir desquels le médecin pourra, ensuite, établir un diagnostic. Ces algorithmes, du fait notamment du volume important de données qui doivent être traitées, nécessitent des moyens de calcul relativement importants, de sorte que leur optimisation, en termes d'efficacité par rapport aux ressources de calcul requises, est un facteur important dans le do30 maine de l'analyse des signaux physiologiques, notamment des signaux Holter. Une autre difficulté réside dans le taux d'erreur à l'analyse des signaux, qui peut avoir des conséquences graves, avec notamment des risques de faux diagnostic. En effet, dans le cas particulier d'un ECG enregistré en ambulatoire, le signal n'est pas régulier et présente de nombreuses arte- facts. Plus précisément, le signal ECG est constitué le plus souvent du signal d'origine cardiaque, presque périodique (complexe PQRST), accompagné de signaux générés par les muscles, par les perturbations mécaniques de l'interface électrode-peau, ou de perturbations électriques ou encore électromagnétiques reçues par les câbles reliant les électrodes à l'enregistreur. Les algorithmes classiques savent assez mal éliminer la totalité de ces parasites et, même s'ils permettent d'atteindre typiquement un taux d'erreur de 0,1 %, ceci représente environ 100 erreurs sur un enregistrement de 24 heures (100 000 complexes PQRST), ce qui constitue un niveau d'erreur encore trop élevé, car ces erreurs peuvent être concomitantes à des complexes présentant des singularités importantes du point de vue du diagnostic. Enfin, toujours pour un signal ECG, il est important de pouvoir observer la variabilité du complexe QRS, qui peut être très significative pour le diagnostic; l'algorithme d'analyse utilisé doit donc pouvoir révéler et discriminer un certain nombre de microvariations. L'analyse automatique d'un signal ECG comporte trois étapes distinctes, qui sont: 10) le filtrage préalable du signal, de manière à éliminer un cer20 tain nombre de parasites dans le domaine fréquentiel et délivrer un signal de meilleure qualité; 20) la décomposition et l'identification des ondes caractéristiques du signal; et 30) une synthèse de l'évolution temporelle des paramètres décrivant ces différentes ondes caractéristiques. Ces résultats permettent au médecin d'établir son diagnostic, et il est évi25 dent qu'ils doivent être à la fois fiables et pertinents pour faciliter ce diagnostic. La fiabilité repose en partie sur la robustesse et la bonne adaptation de la décomposition et de l'identification réalisées à la deuxième étape. Plus précisément, le signal ECG se présente comme illustré figure 1, qui est un tracé représentant l'évolution au cours du temps de l'activité électrique du coeur, avec une succession d'ondes, d'amplitude positive ou négative, de part et d'autre de la ligne dite "isoélectrique" caractéristique du repos cardiaque. Lors d'un battement cardiaque normal (celui illustré figure 1), ces ondes positives ou négatives sont identifiées comme résultant de processus phy- siologiques bien définis, ce qui permet d'attribuer à chacune des ondes un label standardisé, typiquement P,Q,R,S ou T. Physiologiquement, l'onde P est engendrée par la dépolarisation de l'oreillette, les ondes QRS, par la dépolarisation du ventricule et l'onde T, par la repolarisation de ce ventri5 cule. C'est à partir de la forme et de la position temporelle de ces diverses ondes, ainsi que de leur variabilité, que le médecin pourra reconnaître une pathologie. Plusieurs procédés de décomposition et d'identification des ondes carac10 téristiques du signal ont été proposés. Ainsi, l'analyse fréquentielle permet de décrire le signal dans l'espace de Fourier. Cependant, une telle décomposition n'est pas totalement adaptée à l'analyse d'un signal ECG car ce signal n'est pas rigoureusement périodique. Son contenu spectral, riche, varie dans le temps, et en outre les fonctions sinusodales de la décomposition ne permettent pas d'obtenir la phase du signal, nécessaire à l'identification des ondes; il manque en effet à cette décomposition fréquentielle l'information temporelle. Pour réaliser une décomposition temps-fréquence, on a proposé d'utiliser la transformée en ondelettes orthogonales, l'identification des ondes se faisant alors sur le contenu temps-fréquence des ondelettes qui modélisent le signal. Mais le manque de résolution de ce type de méthode devient rapidement une limite à l'analyse fine. Cette difficulté peut être palliée par une décomposition en ondelettes non orthogonales (ou en fonctions radiales de base, ou en gaussiennes, etc.): 25 le signal ECG est décomposé en une somme de gaussiennes qui sont de taille soit fixe, soit adaptable. Cette méthode a souvent été utilisée mais souffre d'un handicap caractéristique tenant au fait que les ondes à modéliser (c'est-à-dire les ondes P,Q,R,S et T) ne sont pas vraiment des gaussiennes, de sorte que leur modélisation nécessite l'emploi d'un très grand nombre de paramètres pour être de qualité suffisante, nécessitant alors une puissance de calcul considérable pour pouvoir être mis en oeuvre dans un temps raisonnable. De plus, si le résultat est correct pour l'onde QRS, l'onde P et l'onde T, qui sont difficilement assimilable à des gaussiennes, sont assez mal modélisées, sauf à employer un grand nombre de paramètres pour obtenir une qualité suffisante conduisant ainsi à une complexification excessive de l'algorithme d'analyse. Finalement, pour ces diverses raisons, on utilise le plus souvent une décomposition linéaire simple, o les fluctuations d'amplitude sont remplacées par des segments de droite dès que la dérivée du signal devient si5 gnificative. Le résultat est un signal modélisé constitué d'une suite de segments de droite, qui sont ensuite très simples à traiter: par exemple, une onde monophasique est formée d'une suite de deux segments de sens opposés, et une onde biphasique de trois segments de sens opposés. Cette dernière technique est très efficace, mais atteint ses limites lors10 qu'elle s'applique à des cas particuliers comme par exemple des ondes de basse fréquence bruitées, qui conduisent à une surdécomposition en segments multiples, difficiles à analyser ensuite. L'un des buts de l'invention est de proposer un dispositif d'analyse d'un signal, notamment d'un signal physiologique préalablement recueilli par un dispositif médical actif, qui puisse, notamment dans le cas d'un signal ECG, pallier les inconvénients des techniques jusqu'à présents utilisées. Le but de l'invention est de proposer un tel dispositif qui, tout en faisant preuve d'une efficacité au moins égale à celle des meilleures techniques développées jusqu'à présent, puisse mettre en oeuvre avec des ressour20 ces informatiques restreintes (puissance du processeur et ressources mémoire), par exemple celles disponibles avec un microordinateur de bureau ou portable traditionnel, de manière que le praticien puisse disposer des résultats de l'analyse automatique dans un laps de temps très court, typiquement quelques minutes au plus, après le transfert des don25 nées mémorisées par l'enregistreur Holter. cet effet, l'invention propose un dispositif d'analyse du type précité, c'est-à-dire un dispositif d'analyse d'un signal dont les variations définissent une fonction monodimensionnelle, ce signal ayant été préalablement filtré, échantillonné et numérisé. Un tel dispositif comprend des moyens de mémorisation du signal numérisé et d'analyse du signal mémorisé, avec des moyens extracteurs, aptes à décomposer le signal en une pluralité de N ondes élémentaires, et des moyens classificateurs, aptes à reconnaître au moins un paramètre caractéristique de chacune des N ondes élémentaires, et à attribuer un label standardisé, choisi parmi une pluralité de labels prédéterminés, en fonction du ou desdits paramètres caractéris- tiques ainsi reconnus. Selon l'invention, les moyens extracteurs sont des moyens aptes à décomposer le signal en N fonctions bosse paramétrées, o chaque fonction bosse est une fonction continue définie sur trois intervalles successifs par, respectivement, une première fonction paramétrée monotone, une fonction affine, et une seconde fonction paramétrée monotone, lesdites fonctions paramétrées monotones étant l'une croissante, l'autre décroissante.. Selon diverses caractéristiques subsidiaires avantageuses: - la dimension de ladite fonction monodimensionnelle est une dimension temporelle; - ledit signal est un signal électrocardiographique formant une onde de type PQRST; - ladite fonction affine est une fonction à pente nulle, et chacune desdites fonctions paramétrées est une demi-gaussienne, respectivement croissante ou décroissante; lesdits paramètres caractéristiques peuvent alors être les cinq paramètres constitués par les demi-écarts-type de chacune des deux demi-gaussiennes, la longueur de l'intervalle de définition de la partie affine, la position en ordonnée de cet intervalle, et l'amplitude au sommet des demi-gaussiennes; - les moyens extracteurs comprennent: des moyens de sélection, aptes à rechercher, parmi une pluralité de bosses-type réunies dans une bibliothèque de bosses-type prédéterminées, et pour chacune des N ondes élémentaires, la bosse-type respective la plus pertinente à l'égard du signal à décomposer, et des moyens d'adaptation des pa25 ramètres de chacune des N bosses-type ainsi déterminées par les moyens sélecteurs, aptes à minimiser l'écart entre le signal et la composition des N bossestype paramétrées; - dans ce dernier cas, avantageusement, les moyens de sélection recherchent par orthogonalisation ladite bosse-type respective la plus pertinente et/ou les moyens d'adaptation adaptent lesdits paramètres par optimisation non-linéaire sous contraintes; - les moyens classificateurs opèrent par mise en oeuvre de chaînes de Markov cachées; Dans le cas particulier indiqué plus haut o le signal est un signal électro35 cardiographique formant une onde de type PQRST: - les moyens d'analyse du signal mémorisé comprennent en outre des moyens soustracteurs, aptes à soustraire du signal mémorisé au moins l'une des N ondes élémentaires déterminées par les moyens extracteurs et portant un label donné, attribué par les moyens classifi5 cateurs; - lesdites ondes élémentaires sont au nombre de cinq, lesdits labels prédéterminés pouvant alors être ceux des ondes P, Q, R, S et T du signal électrocardiographique; - le signal électrocardiographique est un signal obtenu par analyse PCA et projection des composantes principales sur un axe significatif, notamment un axe d'amplitude maximale recalculé dynamiquement; - le dispositif comprend des moyens pour déterminer la variabilité au cours du temps d'au moins un facteur spécifique d'au moins l'une des N ondes élémentaires déterminées par les moyens extracteurs, no15 tamment l'amplitude de l'onde T, l'amplitude de l'onde P ou la direction d'un axe significatif déterminé par analyse PCA; - le dispositif comprend des moyens pour déterminer une corrélation temporelle d'un facteur spécifique entre au moins deux des N ondes élémentaires déterminées par les moyens extracteurs, notamment l'in20 tervalle temporel entre l'onde QRS et l'onde T ou l'intervalle PR. On va maintenant décrire plus en détail un exemple de mise en oeuvre de l'invention, en référence aux figures annexées. La figure 1, précitée, illustre un complexe PQRST d'un signal ECG. La figure 2 illustre les éléments constitutifs d'une fonction bosse. La figure 3 illustre les éléments constitutifs et les paramètres correspondants d'une fonction bosse particulière avantageusement utilisée pour la mise en oeuvre de l'invention. Les figures 4a, 4b et 4c montrent, respectivement, le résultat de la décomposition réalisée selon l'invention, la composition des ondes donnant le signal modélisé, et le signal originel correspondant. L'idée de départ de l'invention consiste à utiliser un algorithme rapide et fiable, pouvant être mis en oeuvre avec des ressources informatiques limitées, en opérant la modélisation du signal physiologique par décomposi5 tion en bosses, la "bosse" étant une notion mathématique déjà connue en elle-même mais qui n'avait, jusqu'à présent, jamais été proposée dans le cadre de l'analyse d'un signal physiologique. Une bosse est, comme illustré figure 2, une fonction monotone, paramétrée, définie sur trois intervalles successifs par une première fonction pa10 ramétrée croissante GI, une fonction affine D et une seconde fonction paramétrée décroissante G2. Selon l'invention, le dispositif d'analyse cherche à composer un ensemble de bosses tel que le graphe de la somme de ces bosses soit aussi semblable que possible à un signal monodimensionnel connu. L'optimisation des paramètres de chaque bosse est opérée par toute méthode mathématique appropriée permettant d'obtenir un graphe aussi proche que possible du signal originel à modéliser. Sur la figure 4, on a ainsi illustré, dans le cas particulier d'un battement d'un signal ECG: 10) l'ensemble des bosses, ici au nombre de cinq, élaboré de la manière que l'on décrira plus bas, ) le graphe résultant de la composition de ces cinq bosses, et 3 ) le signal originel qui, comme on peut le voir, est très proche de la modélisation obtenue en (b). Avantageusement, on utilise un type de bosse particulier, illustré figure 3, dérivé de la définition générale donnée plus haut en référence à la figure 2. Ce type particulier de bosse est défini par un nombre de paramètres réduit (cinq en l'espèce) et, en pratique, la modélisation obtenue s'avère ex30 trêmement fiable et proche du signal originel dans le cas de l'analyse d'un signal ECG, malgré le nombre réduit des paramètres de définition de la bosse. cet effet, on utilise comme partie affine D de la bosse un segment horizontal (c'est-à-dire de pente nulle) et, afin de pouvoir exécuter l'étape d'a35 daptation des paramètres par des algorithmes classiques d'optimisation multidimensionnelle, les fonctions monotones Gi et G2 sont ici des demigaussiennes d'amplitude égale A. Sous ces conditions, la bosse est une fonction continue, définie par cinq paramètres et dérivable par rapport à chacun de ces paramètres, qui sont: - p: position temporelle, par exemple, la position en ordonnée du milieu du segment D; - cri: demi-écart-type de la première gaussienne GI - oL: longueur du segment D; 1 0 - ca2: demi-écart-type de la seconde gaussienne G2; et - A: amplitude de la fonction. La décomposition du signal temporel en bosses est opérée de manière itérative en deux étapes: ) Sélection de la bosse la plus pertinente par un algorithme de sélec15 tion appliqué à un ensemble de bosses préalablement construites et conservées dans une bibliothèque de bossestypes dans la mémoire de l'ordinateur; cette étape de sélection peut avantageusement utiliser une méthode d'orthogonalisation en elle-même connue (voir par exemple M J Korenberg, S A Billings, Y P Liu et coll., Orthogonal pa20 rameter estimation for non-linear stochastic systems, International Journal of Control, 48, 193-210, 1988). ) Adaptation des paramètres de la bosse qui a été sélectionnée à l'étape précédente, c'est-à-dire recherche des cinq paramètres p, ai, aL, cr2, et A indiqués plus haut, de manière que la bosse particulière 25 finalement obtenue se rapproche le plus possible du signal originel à modéliser; cette étape d'adaptation peut avantageusement utiliser une méthode d'optimisation non linéaire sous contraintes, en ellemême connue (voir par exemple M Minoux, Programmation Mathématique (1983), Dunod, 1983) Ainsi, la modélisation en N bosses d'un signal se fera en N fois deux étapes. Le nombre N maximum de bosses est soit défini à l'avance, soit adapté dynamiquement en fonction de la précision de la modélisation recherchée. Dans le cas courant d'un signal ECG, un battement modélisé sur cinq 35 bosses s'avère en pratique satisfaisant: la limite de cinq bosses corres- pond au cas simple o une bosse représente une onde caractéristique P, Q, R, S ou T de l'enregistrement ECG, comme illustré sur la figure 4a (la figure 4b représentant l'onde modélisée obtenue par composition des cinq bosses de la figure 4a et la figure 4c le signal originel analysé par le dis5 positif de l'invention). Le signal modélisé en bosses est ensuite analysé pour y repérer les ondes caractéristiques de l'activité cardiaque. Chaque bosse se voit alors attribuer une étiquette (P,Q,R, S, T ou autre) suivant sa forme et son emplacement par rapport aux autres bosses. On 10 peut avantageusement utiliser pour cette labellisation une méthode à base de chaînes de Markov cachées (CMC ou HMM, Hidden Markov Models), méthode en elle-même connue et décrite par exemple par L R Rabiner, A Tutorial on Hidden Markov Models and Selected Applications in Speech Recognition, Proceedings of the IEEE, 77 (2), 257-286 (1989). Cet étiquetage des bosses permet de reconnaître les différentes composantes d'un complexe PQRST typique et ainsi de détecter aisément les ondes atypiques, qui sont celles qui, précisément, présentent le plus d'intérêt pour le diagnostic des troubles du rythme. Chaque onde de l'ECG ayant été identifiée, il est possible de mesurer chaque paramètre caractéristique d'une onde donnée et - surtout - de l'étudier de manière dynamique. Les courbes obtenues peuvent être analysées une à une ou en relation avec d'autres, car la modélisation procure des formes stabilisées qui permettent des corrélations efficaces. On peut ainsi analyser de façon pertinente la variabilité de l'onde T par 25 mesure de ses variations d'amplitude et/ou de son décalage temporel par rapport à l'onde QRS. On peut également analyser les paramètres de la bosse représentant l'onde T, évaluer la variabilité de l'intervalle PR, de l'amplitude de l'onde P, etc. La reconnaissance des ondes permet également de soustraire une onde connue à un signal; cette opération est très utile pour démasquer une onde de faible amplitude (par exemple, l'onde P) qui survient de façon synchrone à une onde de forte amplitude (Q,R,S ou T). Cette soustraction automatique d'onde sur le signal permet de faire apparaître des signaux sous-jacents, par exemple des ondes P très précoces, survenant juste après le QRS précédent et qui restaient très souvent mas- masquées avec les techniques d'analyse jusqu'à présent utilisées. La labellisation des ondes P fournit des résultats qui permettront ensuite au médecin d'améliorer considérablement le diagnostic. L'exemple de mise en couvre de l'invention que l'on vient de décrire peut se prêter à de nombreuses variantes. Ainsi, plutôt que de modéliser directement le signal recueilli sur chacune des voies ECG après filtrage, il est avantageux d'effectuer au préalable, de façon dynamique (c'est-àdire pour chaque battement), une analyse en composantes principales (ACP ou PCA, Principal Component Analysis). Cette technique, en elle-même connue (voir par exemple I T Jolliffe, Principal Component Analysis, Springer, 1986) consiste à utiliser les signaux simultanément obtenus sur les voies X, Y et Z et enregistrés sur plusieurs pistes, en recherchant dans un espace tridimensionnel un axe significatif d'amplitude maximale (axe PCA1) et en exprimant la variation temporelle du battement par sa projection sur cet axe principal, dont la position est recalculée à chaque battement. Ce prétraitement permet en particulier de modéliser l'ECG sur une piste seulement, contenant le maximum d'informations, plutôt que sur l'ensemble des pistes originales. L'analyse en composantes principales du complexe PQRST (ou du complexe QRS et/ou de l'onde P) permet en outre d'obtenir en permanence le plan de projection des signaux électriques cardiaques, plan qui est lié principalement à la position du coeur dans l'espace. Une analyse du mouvement de ce plan ou, plus simplement, de l'axe de la composante princi25 pale (axe PCA1), permet d'obtenir une image du mouvement du coeur qui peut être utilisée à différentes fins telles que: - la détection de la respiration (qui a la propriété de déplacer le coeur à chaque cycle) et la discrimination entre respiration thoracique ou abdominale; En effet, le déplacement du coeur, intervenant dans des axes ou des courbes différents, se traduit par une modulation d'un ou plusieurs angles des composantes principales qui, analysés à l'aide d'outils mathématiques appropriés, permet l'extraction d'une ou plusieurs courbes de respiration, abdominales et thoraciques par exemple; - la détection de la position du corps, la pesanteur provoquant des il changements anatomiques qui sont transmis au coeur et au signal ECG; - la compensation des déformations du signal ECG introduites par les changements de position qui déplacent le coeur: connaissant la posi5 tion électrique, un calcul matriciel dynamique appliqué aux dérivations XYZ ou aux dérivations standard permet de compenser l'influence de ces changements et de recréer un signal stabilisé. Cette stabilité est extrêmement utile pour diverses analyses, en particulier les comparaisons entre deux ECG enregistrés; - la création d'un ECG original par projection du signal spatial selon les trois composantes X, Y et Z. Par rapport à un ECG XYZ, cet ECG original présente deux avantages, à savoir:(i) une très grande stabilité, puisqu'il n'est pas soumis aux variations de position du coeur et (ii) un niveau du signal qui est maximum dans la première voie correspon15 dant à la projection sur l'axe principal. Il peut être complété par une information sur les angles des axes de projection, qui représentent alors les changements positionnels du coeur, c'est-à-dire l'effet des changements de position corporels et de la respiration. Ces différentes techniques résultant de l'analyse PCA sont en elles20 mêmes connues, mais la mise en oeuvre de l'invention permet d'en améliorer grandement l'efficacité, grâce notamment à l'étiquetage des bosses. L'étiquetage des bosses permet d'améliorer l'efficacité de cette analyse de type PCA en la réalisant si besoin est sur une onde particulière. REVENDICATIONS 1. Un dispositif d'analyse d'un signal dont les variations définissent une fonction monodimensionnelle, ce signal ayant été préalablement recueilli, filtré, échantillonné et numérisé, ce dispositif comprenant: - des moyens de mémorisation du signal numérisé, et - des moyens d'analyse du signal mémorisé, comprenant: * des moyens extracteurs, aptes à décomposer le signal en une plu10 ralité de N ondes élémentaires, et * des moyens classificateurs, aptes à reconnaître au moins un paramètre caractéristique de chacune des N ondes élémentaires, et à attribuer un label standardisé, choisi parmi une pluralité de labels prédéterminés, en fonction du ou desdits paramètres caractéristi15 ques ainsi reconnus, ce dispositif étant caractérisé en ce que les moyens extracteurs sont des moyens aptes à décomposer le signal en N fonctions bosse paramétrées (1-5) , o chaque fonction bosse est une fonction continue définie sur trois intervalles successifs par, respectivement, une première fonction paramé20 trée monotone (Gl), une fonction affine (A), et une seconde fonction paramétrée monotone (G2), lesdites fonctions paramétrées monotones étant l'une croissante, l'autre décroissante. 2. Le dispositif de la revendication 1 dans lequel ledit signal est un signal physiologique préalablement recueilli par un dispositif médical actif. 3. Le dispositif de la revendication 1 dans lequel la dimension de ladite fonction monodimensionnelle est une dimension temporelle. 4. Le dispositif de la revendication 3 dans lequel ledit signal est un signal électrocardiographique formant une onde de type PQRST. 5. Le dispositif de la revendication 1 dans lequel ladite fonction affine (D) est une fonction à pente nulle. 6. Le dispositif de la revendication 1 dans lequel chacune desdites fonctions paramétrées (GI, G2) est une demi-gaussienne, respectivement croissante ou décroissante. 7. Le dispositif des revendication 5 et 6 prises en combinaison, dans lequel lesdits paramètres caractéristiques sont les cinq paramètres constitués par les demi-écarts-type (ai, a2) de chacune des deux demigaussiennes, la longueur (aL) de l'intervalle de définition de la partie affine, la position en ordonnée (j.) de cet intervalle, et l'amplitude au sommet (A) des demi-gaussiennes. 8. Le dispositif de la revendication 1 dans lequel les moyens extracteurs comprennent: - des moyens de sélection, aptes à rechercher, parmi une pluralité de bosses-type réunies dans une bibliothèque de bosses-type prédéterminées, et pour chacune des N ondes élémentaires, la bossetype respective la plus pertinente à l'égard du signal à décomposer, et - des moyens d'adaptation des paramètres de chacune des N bos20 ses-type ainsi déterminées par les moyens sélecteurs, aptes à minimiser l'écart entre le signal et la composition des N bosses-type paramétrées. 9. Le dispositif de la revendication 8 dans lequel les moyens de sélection 25 recherchent par orthogonalisation ladite bosse-type respective la plus pertinente. 10. Le dispositif de la revendication 8 dans lequel les moyens d'adaptation adaptent lesdits paramètres par optimisation non-linéaire sous contrain30 tes. 11. Le dispositif de la revendication 1 dans lequel les moyens classificateurs opèrent par mise en oeuvre de chaînes de Markov cachées. 12. Le dispositif de la revendication 4 dans lequel les moyens d'analyse du signal mémorisé comprennent en outre des moyens soustracteurs, aptes à soustraire du signal mémorisé au moins l'une des N ondes élémentaires déterminées par les moyens extracteurs et portant un label donné, attribué par les moyens classificateurs. 13. Le dispositif de la revendication 4 dans lequel lesdites ondes élémentaires sont au nombre de cinq. 14. Le dispositif de la revendication 13 dans lequel lesdits labels pré10 déterminés sont ceux des ondes P, Q, R, S et T du signal électrocardiographique. 15. Le dispositif de la revendication 4 dans lequel le signal électrocardiographique est un signal obtenu par analyse PCA et projection des compo15 santes principales sur un axe significatif. 16. Le dispositif de la revendication 15 dans lequel ledit axe significatif est un axe d'amplitude maximale recalculé dynamiquement. 17. Le dispositif de la revendication 14 dans lequel le dispositif comprend en outre des moyens pour déterminer la variabilité au cours du temps d'au moins un facteur spécifique d'au moins l'une des N ondes élémentaires déterminées par les moyens extracteurs. 18. Le dispositif de la revendication 14 dans lequel le dispositif comprend en outre des moyens pour déterminer une corrélation temporelle d'un facteur spécifique entre au moins deux des N ondes élémentaires déterminées par les moyens extracteurs. 19. Le dispositif de la revendication 17 ou 18 dans lequel ledit facteur spécifique est un facteur du groupe formé par: l'amplitude de l'onde T; l'intervalle temporel entre l'onde QRS et l'onde T; l'intervalle PR; l'amplitude de l'onde P; et la direction d'un axe significatif déterminé par analyse PCA.