FR 2855958 A1 20041217 FR 0306913 A 20030610 L'invention concerne un dispositif d'analyse du rythme cardiaque, plus particulièrement pour l'analyse de l'alternance cycle-à-cycle et/ou de la variabilité de l'onde de repolarisation ventriculaire dans un signal ECG. Un signal ECG, qu'il soit recueilli par des électrodes externes ou par une 5 sonde endocavitaire, présente de façon caractéristique une série de complexes PQRST correspondant à la succession des battements cardiaques du patient. Sur un cycle cardiaque, le QRS, qui traduit la dépolarisation des ventricules, et suivie par une onde dite "onde T" ou 'onde de repolarisation" (ces 10 deux termes seront utilisés indifféremment par la suite), qui est la traduction électrique sur I'ECG de la repolarisation des cellules myocardiques des ventricules. L'onde T (onde de repolarisation) présente une amplitude et une forme très variables, et elle est très sensible aux perturbations de la conduction 15 dans le myocarde. Divers dispositifs ont déjà été proposés pour analyser spécifiquement la variabilité de cette onde T, par exemple le FR-A-2 784 035 (Ela Médical), qui analyse l'onde T pour diagnostiquer l'apparition d'un état ischémique puis l'évolution de cet état en temps réel, de manière à pouvoir adapter en 20 conséquence le fonctionnement du dispositif. Dans ce document, le dispositif d'analyse de l'onde T est un dispositif incorporé à un implant (stimulateur cardiaque ou cardioverteur/défibrillateur) et opérant en temps réel, par analyse de l'instant d'arrivée du front de repolarisation. Un autre paramètre de l'onde T qu'il peut être intéressant d'évaluer est l'alternance (alternans), qui est une très légère variation répétitive, de l'ordre du millivolt, d'un battement au suivant, de la forme d'onde de l'ECG dans le segment temporel correspondant à l'onde de repolarisation. Cette variation est du type ABABAB..., c'est-à-dire que si l'on examine une 30 onde sur deux, ces ondes sont très semblables, mais qu'en revanche d'une onde à l'onde immédiatement suivante peut apparaître une variation détectable de l'amplitude, dont le niveau constitue un indicateur important d'une instabilité électrique cardiaque du patient. La présence d'une alternance de l'onde T, révélatrice d'une repolarisation 35 non uniforme du myocarde, est en particulier un très bon prédicteur de fibrillation, et donc du risque clinique d'arythmie ventriculaire et de mort subite. Dans le cas d'un défibrillateur/cardioverteur implanté avec un analyseur intégré d'alternance d'onde T, comme décrit par exemple par le FR-A5 2 808 213 (Medtronic Inc.), il est possible de fournir rapidement un avertissement au patient ou au médecin en cas de risque de risque cardiaque majeur, ou même de déclencher une thérapie par le dispositif lorsque ce risque est avéré. Indépendamment des dispositifs implantés intégrant un analyseur fonc10 tionnant en temps réel, il est également possible de rechercher la présence d'une alternance d'onde T à partir de signaux recueillis par un enregistreur dit "Holter", c'est-à-dire un appareil réalisant en continu et sur une longue période l'enregistrement de signaux recueillis au moyen d'électrodes implantées ou d'électrodes externes. Le dépouillement de l'enregis15 trement Holter peut alors inclure la recherche d'une éventuelle alternance de l'onde T, constituant un marqueur de risque. Une telle analyse prend toute son importance dans la définition des patients susceptibles de bénéficier au mieux de l'implantation d'un défibrillateur / cardioverteur implantable en prévention primaire. La présence d'une alternance de l'onde T est également un prédicteur important d'une dégradation de l'état ischémique du patient. En effet, un état ischémique se traduit par une modification quasi-instantanée et détectable de l'onde de repolarisation ventriculaire (l'ischémie apparaît à la suite d'un arrêt ou d'une réduction de l'irrigation sanguine du coeur). La recherche d'un alternance de l'onde T s'est jusqu'à présent révélée relativement difficile car la variation cycle-à-cycle révélatrice de cette alternance est très faible (typiquement une variation de l'ordre de 5 pV) notamment par rapport au niveau moyen du bruit présent dans le signal ECG, ce bruit ayant un niveau typique de l'ordre de 10 pV. La recherche 30 d'une alternance de l'onde T nécessite donc la mise en oeuvre de moyens qui à la fois soient très sensibles et présentent une bonne immunité au bruit (impliquant donc des algorithmes et des filtrages complexes). De ce fait, les algorithmes proposés jusqu'à présent nécessitaient des moyens de calcul relativement importants, impliquant donc des ressour35 ces de calcul ne permettant pas leur mise en oeuvre dans un microordinateur ou, à plus forte raison, dans un appareil ambulatoire ou implanté, si ce n'est au prix d'un temps de traitement excessif et/ou d'une moindre qualité du résultat. Or, pour obtenir rapidement un prédicteur fiable de fibrillation ou d'ischémie du myocarde, il est important de pouvoir révéler 5 et discriminer rapidement un certain nombre de microvariations, qui peuvent être très significatives pour l'obtention d'un diagnostic fiable et pertinent. Parmi les diverses techniques d'analyse de l'alternance de l'onde de T proposées jusqu'à présent, on peut citer: - la méthode spectrale (voir notamment US-A-4 802 491 et Rosembaum DS et ai., Electrical Alternans and Vulnerability to Ventricular Arrhythmias. N Engl J Med 1994;330:235-241): cette technique propose d'analyser les variations énergétiques du spectre fréquentiel du signal ECG, de manière à rechercher un pic d'énergie pour une fré15 quence révélatrice de la fluctuation recherchée; - la technique de démodulation complexe (voir US-A-5 842 997 et Nearing B et ai., Dynamic Tracking of Cardiac Vulnerability by Complex Demodulation of the T-Wave, Science 1991;252:437-440): cette technique cherche à modéliser la fluctuation de l'amplitude de l'onde T 20 par une sinusoïde d'amplitude et de phase variables, de manière à assurer un suivi dynamique des variations d'alternance de l'onde T; sa complexité intrinsèque rend cependant la méthode difficile à appliquer sans ajout de circuits matériels spécifiques; - la technique d'analyse dans le domaine temporel (voir Verrier R. et al., 25 Median Beat Analysis of T-Wave Alternans to Predict Arrhythmic Death after Myocardial Infarction: Results from the Autonomic Tone and Reflexes after Myocardial Infarction Study, Circulation, 102, 18;2000: 11-713 (abstract)): cette méthode consiste à calculer, un battement sur deux, la moyenne du niveau de l'onde T en un point donné 30 du segment de repolarisation et à quantifier la différence d'amplitude entre les deux moyennes; - la technique d'étirement (voir US-A-5 560 638 et Berger R et ai., Beatto-Beat QT Interval Variability: Novel Evidence for Repolarization Ability in Ischemic and Non-lschemic Dilated Cardiomyopathy, Circulation 35 1997;96:1557-1565): dans cette technique, on superpose l'onde T à un gabarit et la composante temporelle est étirée de manière à minimiser la différence entre le gabarit et le battement analysé; - la technique par intercorrélation (voir Burratini L et al., Computer Detection of Non-Stationary T-Wave Alternans Using New Correlative 5 Method, Computers in Cardiology 1997;42:657-660): il s'agit d'une. technique consistant à quantifier, dans le domaine temporel, les variations d'amplitude et de morphologie de l'onde de repolarisation sur la base d'un indice de corrélation; chaque onde T est corrélée avec une onde T moyenne représentative d'une série de battements, une alter10 nance, positive ou négative, se traduisant par une oscillation de l'indice de corrélation autour de la valeur unité; - I'approche par ondelettes (voir Couderc JP et ai., Beat-to-Beat Repolarization Variability in LQTS Patients with the SCN5A Sodium Channel Gene Mutation, PACE 1999, 22, 1581-1592): le signal ECG est 15 décomposé en une somme de gaussiennes puis traité de manière à isoler les différentes composantes de l'onde (P, QRS et T) et faire apparaître ainsi des singularités, révélatrices notamment d'une alternance pour l'onde T. La présente invention a pour but de proposer une nouvelle technique de 20 détection et de quantification de la variabilité et de l'alternance de l'onde T dans un signal ECG. Par rapport aux techniques antérieures évoquées ci-dessus, la technique de l'invention: - procède dans le domaine temporel pour évaluer la variabilité ou l'alter25 nance de l'onde de repolarisation, évitant ainsi le recours à des transformations de Fourier ou autres techniques d'analyse spectrale nécessitant des moyens de calcul importants; - ne se base pas sur une méthode de corrélation des signaux pour la synchronisation et la quantification de la variabilité et de l'alternance 30 de l'onde T; permet le suivi d'une alternance ou d'une variabilité de la repolarisation dans n'importe quel signal ECG présentant une résolution en amplitude et une fréquence d'échantillonnage suffisantes, et est donc utilisable avec n'importe quel appareil existant, sur la base d'enregistre35 ments effectués selon des techniques classiques et éprouvées, sans requérir aucun appareil dédié ni adaptation matérielle des dispositifs existants; permet d'identifier une partie du segment de repolarisation o la variabilité et/ou l'alternance sont maximales, augmentant ainsi la perti5 nence et la sélectivité de la mesure. Le dispositif d'analyse de l'invention opère sur un signal ECG préalablement recueilli par un dispositif médical implanté (stimulateur cardiaque disposant de fonctions Holter, défibrillateur/cardioverteur ou dispositif multi sites) ou externe (enregistreur Holter ambulatoire), puis filtré, échantil10 lonné et numérisé de manière en elle-même connue. De façon caractéristique de l'invention, le dispositif d'analyse de l'alternance cycle-à-cycle et/ou de la variabilité de l'onde de repolarisation ventriculaire dans le signal ECG comprend: - des moyens extracteurs, aptes à extraire du signal ECG, pour chaque 15 battement cardiaque, un segment temporel de T échantillons de l'onde de repolarisation ventriculaire, considéré à partir d'un instant t suivant une origine temporelle prédéterminée; - des moyens de mémorisation, aptes à mémoriser les T échantillons ainsi extraits, pour B battements consécutifs considérés à partir du 20 blème battement du signal ECG, de manière à sélectionner et mémoriser un agrégat bidimensionnel de TxB échantillons de signal contigus dans l'espace temps-battements; - des moyens évaluateurs, aptes à calculer un facteur de variance locale de l'onde de repolarisation ventriculaire, représentatif d'une me25 sure de la variance du niveau de signal des échantillons à l'intérieur de l'agrégat; et - des moyens pondérateurs, aptes à: détecter et comptabiliser les alternances cycle-à-cycle de l'onde de repolarisation ventriculaire sur les B battements de l'agrégat, pondérer le facteur de variance locale par un facteur d'alternance locale variant entre un minimum, correspondant à l'absence complète de détection d'alternance sur les battements de l'agrégat, et un maximum, correspondant à la détection d'une alternance permanente et récurrente sur tous les battements de l'agrégat, et délivrer en sortie, un indice d'alternance et de variabilité fonction, pour un battement donné, du facteur de variance locale pondéré par le facteur d'alternance locale. Selon diverses formes de mise en oeuvre avantageuses: - la pondération par le facteur d'alternance locale est opérée sur la ra5 cine carrée du facteur de variance locale; - les moyens pondérateurs sont des moyens aptes à calculer le facteur d'alternance locale pour une pluralité prédéterminée de sous-segments temporels de durées et d'origines différentes au sein de l'agrégat, puis sélectionner parmi ces sous-segments celui pour lequel le 10 facteur d'alternance locale correspondant est maximal, et pondérer le facteur de variance locale correspondant au sous-segment ainsi sélectionné par ce facteur d'alternance locale maximal; - les moyens pondérateurs sont des moyens aptes à calculer le facteur d'alternance locale par recherche et quantification de la répétition d'un 15 motif d'alternance prédéfini à l'intérieur de l'agrégat, pour une même position de l'échantillon dans le segment temporel. Ce calcul peut notamment être opéré par recherche et comptage des changements de signe consécutifs de la dérivée du signal dans le domaine des battements, pour une même position de l'échantillon dans le segment tem20 porel; - le dispositif comporte en outre des moyens de prétraitement du signal avant son application aux moyens extracteurs, ces moyens de prétraitement comprenant au moins l'une des moyens du groupe comprenant: un filtre passe-bas; un filtre passe-bas à réponse impulsion25 nelle finie; un filtre d'élimination de la ligne isoélectrique; et un filtre d'élimination de la composante respiratoire; - le dispositif comporte en outre des moyens sélecteurs d'échantillons, aptes à rechercher dans le signal ECG une séquence de battements présentant, sur toute la durée de B battements consécutifs, un rythme 30 cardiaque stable et ne comportant que des cycles d'origine sinusale sauf les cycles générés par un stimulateur cardiaque, et à n'appliquer aux moyens extracteurs qu'une telle séquence d'échantillons; les moyens sélecteurs peuvent notamment être des moyens aptes à calculer les intervalles RR desdits B battements consécutifs, et à définir 35 un rythme cardiaque stable pour cette séquence d'échantillons si au- cun de ces intervalles ne varie de plus d'un pourcentage donné, notamment pas plus de 10 %, par rapport à la valeur moyenne de l'intervalle RR calculée sur les B battements. -0 On va maintenant décrire un exemple de mise en oeuvre du dispositif de l'invention, en référence aux dessins annexés. La figure 1 est un schéma montrant les étapes successives de traitement 10 du signal aboutissant à la détermination d'un indice de variabilité et d'alternance. La figure 2 est une représentation dans un espace tridimensionnel des cycles cardiaques successifs, permettant de faire apparaître un agrégat local à partir duquel sera calculé l'indice d'alternance et de variabilité. Les figures 3a et 3b illustrent la manière de calculer le facteur de variance locale et le facteur d'alternance locale pour l'agrégat isolé de la figure 2. Les figures 4a et 4b illustrent des affichages des variations de l'indice de variabilité d'alternance, respectivement pour un patient avec alternance de l'onde T documentée et pour un sujet sain. Les figures 5a et 5b sont des histogrammes illustrant les performances de l'analyse en termes de sensibilité, respectivement pour une technique fréquentielle connue et pour la technique de l'invention. Les figures 6a et 6b sont des histogrammes illustrant les performances de l'analyse en termes de spécificité, respectivement pour une technique fré25 quentielle connue et pour la technique de l'invention. Les figures 7a et 7b montrent la variation au cours du temps de l'indice de variabilité d'alternance dans le cas d'un suivi en temps réel, respectivement pour un sujet sain et pour un patient avec alternance de l'onde T. 0 La figure 1 illustre les différentes étapes de traitement du signal. Tout d'abord (étape 10), le signal ECG est recueilli et mémorisé sous forme numérique d'une succession d'échantillons d'amplitude variable. Com35 me indiqué plus haut, le signal ECG est recueilli par un dispositif médical implanté (stimulateur cardiaque disposant de fonctions Holter, défibrillateur/cardioverteur ou dispositif multi sites) ou externe (enregistreur Holter ambulatoire), puis filtré, échantillonné et numérisé de manière en ellemême connue. L'étape suivante (étape 12) consiste à détecter les pics de l'onde R du signal ECG, de manière à individualiser les battements successifs constituant le signal ECG. Le signal fait ensuite l'objet d'un préfiltrage (étape 14), avantageusement un filtrage passe-bas par un filtre FIR (filtre à réponse impulsionnelle finie, 10 qui est un filtre numérique non récursif). La composante continue, correspondant à la ligne isoélectrique, est ensuite éliminée (étape 16), ainsi que les composantes respiratoires, qui se traduisent par des variations lentes du niveau moyen du signal (étape 18). Le dispositif calcule ensuite la valeur de l'intervalle RR sur une série de 15 battements successifs (étape 20), de manière à ne poursuivre l'analyse du segment de repolarisation que dans des conditions de rythme cardiaque stable, la stabilité étant par exemple définie par une variation de l'intervalle RR inférieure à 10 % (étape 22). Dans le cas d'un ECG de surface, le dispositif sélectionne l'une des déri20 vations (étape 24), par exemple dérivation VM, A, B ou C pour un dispositif à 4 voies. D'autres dispositifs (typiquement à 2, 3, 5, 9 ou 12 voies) peuvent être utilisés, la sélection portant alors sur l'une des voies 1 à 12, ou A à L. Pour chaque battement, le dispositif extrait ensuite le segment de repola25 risation sur lequel l'analyse sera spécifiquement opérée; un certain nombre de paramètres peuvent être fixés manuellement à cet effet, notamment: (i) la largeur du QRS; (ii) la longueur du segment de repolarisation; et (iii) le nombre d'échantillons du signal considérés pour le découpage de l'onde T, paramètre indispensable pour l'identification de la por30 tion de l'onde T dans laquelle l'alternance et/ou la variabilité sont maximales (étape 26). Les segments de repolarisation ainsi individualisés sont alignés côte à côte, de la manière que l'on expliquera plus en détail en référence à la figure 2 (étape 28). Les données ainsi regroupées sont balayées de manière à rechercher l'intervalle optimal du segment de repolarisation pour la quantification de l'indice de variabilité et d'alternance de l'onde T (étape 30). Cet indice est ensuite calculé (étape 32) de la manière que l'on exposera plus bas, puis affiché (étape 34), par exemple de la manière montrée sur les figures 4a et 4b. La technique de l'invention vise ainsi à extraire du signal ECG un indice représentatif de la variabilité de l'onde T dans ce signal ECG, ou plus généralement de l'alternance et de la variabilité de cette onde T, indice que l'on désignera par la suite "indice TVar". Essentiellement, la méthode mise en ceuvre par le dispositif de l'invention consiste à réaliser une analyse bidimensionnelle, à la fois dans le domaine temporel et dans le domaine des battements successifs: I'utilisation du domaine temporel pour l'étude de la variabilité et de l'alternance de l'onde T présente l'avantage d'un bon compromis entre 15 les résolutions temporelles et d'amplitude du signal numérisé ainsi que, comme on le verra plus bas, la possibilité d'identifier et d'isoler la partie la plus significative de l'onde T pour la quantification de la variabilité et de l'alternance; - quant à l'utilisation du domaine des battements, elle permet de mieux 20 identifier des phénomènes transitoires de variabilité et d'alternance dans le cas de battements non sinusaux, par exemple pendant de brèves périodes d'exercice au cours de l'activité quotidienne du porteur d'un enregistrement Holter. La figure 2 est une représentation tridimensionnelle des ondes T respecti25 ves des battements successifs du signal ECG, ces ondes T ayant été isolées dans chaque battement et juxtaposées de manière à en donner une représentation montrant leur évolution au cours des battements successifs. La représentation de la figure 2 est donnée avec: - en abscisse: le temps, compté en nombre d'échantillons à partir d'une origine correspondant à un instant d'arrivée de l'onde de repolarisation déterminée de manière identique d'un battement au suivant (cet instant d'arrivée de l'onde de repolarisation peut être par exemple déterminé de la manière décrite dans le FR-A-2 784 035 précité); - en ordonnée: les battements, comptés en nombre de battements de- puis une origine donnée à partir de laquelle on a détecté une succession ininterrompue de battements présentant un rythme cardiaque (intervalle RR) stable; - en cote: le niveau du signal, en microvolts (valeur numérisée). La première étape consiste à isoler, dans l'espace bidimensionnel tempsbattements, un agrégat d'échantillons, désigné CI'B, constitué de B x T échantillons: - situés sur un segment de longueur T et d'origine temporelle t de chaque onde de repolarisation, - et ceci pour B battements successifs, comptés à partir du bime battement. On peut ainsi par exemple isoler un agrégat c2016 pour un même segment de T = 20 échantillons, considérés sur B = 16 battements successifs. À partir de cet agrégat d'échantillons, le dispositif de l'invention va calculer 15 un indice, désigné TVarb, donnant une mesure de la variabilité de l'onde T en une position temporelle t de cette onde, cette mesure étant pondérée par un facteur représentatif de la survenue, plus ou moins récurrente, d'une alternance. En d'autres termes, l'indice TVarb est une mesure d'une combinaison de 20 la variabilité de l'onde T et de l'alternance de l'onde T. Cet indice TVarb peut s'exprimer sous la forme: TVarb = 4Var(Co, b) x Max Tm,to (W(Ctb)) Le premier terme, FVar(C'B), de cette expression est la racine carrée de la variance locale, fonction qui donne une mesure de la variabilité du signal au sein de l'agrégat dans la région ou l'alternance est maximale (on verra plus loin la manière dont on détermine cette région d'alternance maximale). Le second terme de l'expression inclut un facteur W(CT,1B) d'alternance locale dont la valeur varie de 0 à 1 ( 0 Le facteur d'alternance locale W(CT,B) est calculé pour différentes Iongueurs T du secteur de repolarisation et pour différentes origines temporelles t sur ce même segment, c'est-à-dire, en d'autres termes, pour un agrégat CTB o un algorithme de balayage fait varier les paramètres t et T dans des limites fixées au préalable, par exemple par un paramétrage manuel. Cette recherche d'un maximum donnera des valeurs Tm et to, correspondant donc, respectivement, à la longueur et à l'origine temporelle du segment de repolarisation pour lequel le facteur d'alternance locale, c'est-àdire CTmB, est maximal. to,b La variance locale Var(CTb) est évaluée pour l'agrégat ainsi isolé. Le facteur d'alternance locale W(CTB) correspondant lui est appliqué en tant que facteur de pondération, donnant ainsi pour chaque battement b un indice de variabilité et d'alternance TVarb: TVarb = dVar(C}B) x Max rm,o (W(CTB)). On va maintenant indiquer plus précisément, en référence aux figures 3a et 3b, la manière dont peuvent être calculés le facteur de variance locale Var(CT4B) et le facteur d'alternance locale W(CTB) La variance locale Var(CT"'B) est obtenue par un calcul classique de variance, soit: b+B-1 Var(C toTn4B -1 s T)2), ( tob) -( l(Stom (n) to)T n=b avec: 1 to+Tm-1 St0()- 1.toSk(n), et sTm = + B(ksTm =--BE 5 (k), 3 t0 B k=b T = Tm représentant la durée optimale assurant la valeur la plus élevée de la fonction de pondération (altemrnance locale), Sk(n) étant l'amplitude du segment de repolarisation pour le battement n et l'échantillon k, STmo (n) étant l'amplitude moyenne de la repolarisation dans l'agrégat situé à l'échantillon to et comprenant Tm échantillons, pour un battement n donné, et S' étant l'amplitude moyenne de STm(n) sur les B battements compris dans l'agrégat. Ainsi, par exemple, sur la base d'un agrégat de B-x Tm échantillons commençant par exemple à l'instant t = 20 à partir du b = 16e battement: b+15 C20,16) = Z (21 20)2 Var( ,'b) = 116 (E(St, (n)-Sto) ), n=b c'est-àdire la variance du 20e échantillon de l'onde T, considérée sur une fenêtre glissante (représentée en tiretés sur la figure 3a) de 16 battements successifs. On va maintenant indiquer plus précisément, en référence à la figure 3b, la manière dont est calculé le facteur d'alternance locale W(C"iB). Le dispositif recherche, sur les battements successifs, le plus petit motif élémentaire d'alternance c'est-à-dire, comme indiqué dans le cadre en trait plein sur la figure 3b, un motif de quatre battements successifs présentant trois inversions de signes, de type "+ - +" ou "- + -" Dans l'exemple illustré, le motif est du type "+ - +", c'est-à-dire que, d'un batte20 ment au suivant, le niveau augmente, puis diminue, puis augmente à nouveau. Une fois fixé le nombre de battements de l'agrégat, le dispositif examine la variation cycle-à-cycle du niveau de signal afin de déterminer la survenue (présence d'un motif "+ - +" ou "- + -"), ou non, d'un motif d'alternance 25 et détermine la proportion, entre 0 et 100 % (facteur W(CTiB)) de survenue de ce motif sur la série de battements. Plus précisément, ce facteur W(CTB) peut être déterminé numériquement sous la forme: 1 B+b-k-1 W(CTb) =(b-k) ZALTw. b-k) n=B La fonction ALTn est une fonction assurant le comptage du nombre de motifs de base d'alternance à l'intérieur d'un agrégat donné, avec: ALT,=n+k-2 =id d(Sgn( d(Si- min(S)), 352ALTa _ 1 ±(1 gn( db 2(k-I---) ,_', d-b(inaS l)' Ainsi, ALT, vaut I si tous les battements suivant le battement n présentent une alternance. La fonction de pondération (facteur d'alternance locale) W(CB) pour un agrégat CTB donné est représenté par la valeur moyenne de la survenue des motifs d'alternance de base à l'intérieur de cet agrégat. On va maintenant donner, en référence aux figures 4a et 4b, des exemples montrant la manière dont ces paramètres peuvent varier dans l'espace temps/battements, respectivement pour un patient présentant une altemrnance de l'onde T avérée (figure 4a), et pour un patient ne présentant 10 pas ce symptôme (figure 4b). La figure 4a et la figure 4b montrent la distribution des valeurs du facteur de pondération W(CT,B) avec: - en abscisse: la position temporelle de l'agrégat à l'intérieur de l'onde T (par exemple, I'agrégat n 1 correspond aux premières 40 ms de 15 l'onde T, I'agrégat n 2 se situe entre 40 et 80 ms à l'intérieur de l'onde T, etc.), - en ordonnée: la succession des battements, et - en cote: I'amplitude, entre 0 et 1, du facteur d'alternance (facteur de pondération W(CTB)), sur la base d'une échelle en fausses couleurs 20 (échelle de gris). On voit très nettement, chez le patient présentant une alternance d'onde T documentée, des coefficients W(C,,B) significativement élevés révélant une alternance située dans les derniers agrégats du segment (centre et partie droite de la figure 4a). Au contraire, chez un patient sans alter25 nance, les valeurs de W(CTB) sont beaucoup plus dispersées sur toute l'étendue du segment et la pondération par l'alternance locale est dans l'ensemble beaucoup plus faible (figure 4b). Les figures 5a, 5b, 6a et 6b sont des histogrammes tridimensionnels réalisés sur la base de simulations, respectivement pour une technique fré30 quentielle classique (figures 5a et 6a) et par la technique mise en oeuvre par le dispositif de l'invention (figures 5b et 6b). Ces figures sont des histogrammes donnant les valeurs de divers paramètres pour un signal simulé avec, en abscisse, un nombre croissant de battements présentant une alternance et, en ordonnée, une amplitude crois35 sante de cette alternance cycle-à-cycle. Les paramètres illustrés sont les suivants: - figure 5a (techniquefréquentielle, connue): taux d'alternance, donnant une estimation statistique du niveau de l'alternance dans le signal; - figure 5b (technique de l'invention): estimation du niveau de l'alternance à partir de l'indice TVar; - figure 6a (technique fréquentielle, connue): tension d'alternance cumulée, donnant une estimation de l'alternance cumulativement sur la totalité du signal; - figure 6b (technique de l'invention): nombre de battements présentant une alternance, obtenu par le produit du facteur d'alternance locale W(CT, B) par le nombre de battements du signal. La comparaison des figures 5a et 5b montre en particulier une sensibilité notablement plus élevée lorsqu'il s'agit de détecter des alternances de 15 faible amplitude. Ces figures montrent également la supériorité de la technique de l'invention, par rapport à la technique connue, pour détecter la survenue d'alternances présentes sur un faible nombre de battements seulement. Les figures 6a et 6b confirment les constatations précédentes, cette fois à 20 l'égard de l'évaluation du nombre de battements symptomatiques (par la technique de l'invention) et de l'estimation de la tension d'alternance (par la technique fréquentielle connue). Ici encore, à l'exception des alternances de très faible amplitude, on constate que la technique de l'invention permet une meilleure estimation du nombre de battements symptomati25 ques lorsque seul un faible nombre de battements présente une alternance. Les figures 7a et 7b, quant à elles, illustrent des résultats cliniques obtenus, respectivement sur un sujet sain (figure 7a) et sur un patient présentant des épisodes d'alternance de l'onde T (figure 7b), lorsque la techni30 que de l'invention est utilisée pour un suivi en continu de l'indice de variabilité et d'alternance TVar. Ces figures illustrent l'évolution du paramètre TVarb au fil des battements successifs (identifiés par leur position temporelle b dans la séquence de battements faisant l'objet du suivi). La technique de l'invention permet de détecter des épisodes d'alternance 35 de l'onde T mêmes brefs (dans l'exemple illustré, d'une durée de 10 à 15 battements), ce qui permet d'assurer un suivi pratiquement en temps réel de ce paramètre. Il devient ainsi possible d'étudier la fréquence d'apparition d'une alternance sporadique, sa durée moyenne, la corréler à d'autres indicateurs (effort, activité, etc.) de manière à pouvoir fournir au prati5 cien des informations pertinentes en vue d'un possible diagnostic de risque de fibrillation et/ou d'ischémie myocardique. On notera que la technique de l'invention ne produit pas de faux positifs, le niveau de l'indice TVarb restant toujours quasi-nul au cours du temps chez un patient sain (figure 7a). REVENDICATIONS 1. Un dispositif d'analyse de l'alternance cycle-à-cycle et/ou de la variabilité de l'onde de repolarisation ventriculaire dans un signal ECG compre5 nant une série de battements cardiaques, ce signal ayant été préalablement recueilli par un dispositif médical puis filtré, échantillonné et numérisé, ce dispositif d'analyse étant caractérisé par: - des moyens extracteurs, aptes à extraire du signal ECG, pour chaque 10 battement cardiaque, un segment temporel de T échantillons de l'onde de repolarisation ventriculaire, considéré à partir d'un instant t suivant une origine temporelle prédéterminée; - des moyens de mémorisation, aptes à mémoriser les T échantillons ainsi extraits, pour B battements consécutifs considérés à partir du 15 bieme battement du signal ECG, de manière à sélectionner et mémoriser un agrégat bidimensionnel (C-T-B) de TxB échantillons de signal contigus dans l'espace temps-battements; - des moyens évaluateurs, aptes à calculer un facteur de variance locale de l'onde de repolarisation ventriculaire (Var(CTmB) ), représentatif 20 d'une mesure de la variance du niveau de signal des échantillons à l'intérieur de l'agrégat; et - des moyens pondérateurs, aptes à: détecter et comptabiliser les alternances cycle-à-cycle de l'onde de repolarisation ventriculaire sur les B battements de l'agrégat, pondérer le facteur de variance locale (Var(CtB) ) par un facteur d'alternance locale (W(CTB)) variant entre un minimum (W = 0), correspondant à l'absence complète de détection d'alternance sur les battements de l'agrégat, et un maximum (W = 1), correspondant à la détection d'une alternance permanente et récurrente sur tous 30 les battements de l'agrégat, et * délivrer en sortie, un indice d'alternance et de variabilité (TVarb) fonction, pour un battement donné, du facteur de variance locale pondéré par le facteur d'alternance locale. 2. Le dispositif de la revendication 1, dans lequel les moyens pondérateurs sont des moyens aptes à: a) calculer le facteur d'alternance locale (W(C,B) ) pour une pluralité prédéterminée de sous-segments temporels de durées et d'origines différentes au sein de l'agrégat, puis b) sélectionner parmi ces sous-segments celui (Tm, to) pour lequel le facteur d'alternance locale correspondant (W(CTB)) est maximal, et c) pondérer le facteur de variance locale (Var(Ctob)) correspondant 10 au sous-segment ainsi sélectionné par ce facteur d'alternance locale maximal ( Max,,,ot (W(CtB)) 3. Le dispositif de la revendication 1 ou 2, dans lequel la pondération par le facteur d'alternance locale est opérée sur la racine carrée du facteur de 15 variance locale ( Var(C,,B) ). 4. Le dispositif de la revendication 1, dans lequel les moyens pondérateurs sont des moyens aptes à calculer le facteur d'alternance locale par recherche et quantification de la répétition d'un motif d'alternance prédéfi20 ni à l'intérieur de l'agrégat, pour une même position de l'échantillon dans le segment temporel. 5. Le dispositif de la revendication 4, dans lequel les moyens pondérateurs sont des moyens aptes à calculer le facteur d'alternance locale par 25 recherche et comptage des changements de signe consécutifs de la dérivée du signal dans le domaine des battements, pour une même position de l'échantillon dans le segment temporel. 6. Le dispositif de la revendication 1, comportant en outre des moyens de 30 prétraitement du signal avant son application aux moyens extracteurs, ces moyens de prétraitement comprenant au moins l'une des moyens du groupe comprenant: un filtre passe-bas (14); un filtre passe-bas à réponse impulsionnelle finie (14); un filtre d'élimination de la ligne isoélectrique (16); et un filtre d'élimination de la composante respiratoire (18). 35 7. Le dispositif de la revendication 1, comportant en outre des moyens sélecteurs d'échantillons (12, 20, 22), aptes à rechercher dans le signal ECG une séquence de battements présentant, sur toute la durée de B battements consécutifs, un rythme cardiaque stable et ne comportant que 5 des cycles d'origine sinusale sauf les cycles générés par un stimulateur cardiaque, et à n'appliquer aux moyens extracteurs qu'une telle séquence d'échantillons. 8. Le dispositif de la revendication 7, dans lequel les moyens sélecteurs 10 sont des moyens aptes à calculer les intervalles RR desdits B battements consécutifs, et à définir un rythme cardiaque stable pour cette séquence d'échantillons si aucun de ces intervalles ne varie de plus d'un pourcentage donné, notamment pas plus de 10 %, par rapport à la valeur moyenne de l'intervalle RR calculée sur les B battements. 15