FR 2980354 A1 20130329 FR 1158651 A 20110927 DOMAINE DE L'INVENTION L'invention concerne la surveillance de l'activité cardiaque, notamment pour détecter des dysfonctionnements cardio-vasculaires. La surveillance peut notamment être réalisée par mesure de la fréquence cardiaque. L'invention peut être mise en oeuvre dans diverses applications telles que la surveillance télémédicale. ETAT DE LA TECHNIQUE On connaît à ce jour de nombreux systèmes de détection de dysfonctionnements cardio-vasculaires. Cette mesure peut être effectuée principalement par les méthodes suivantes : - mesure de l'intervalle temporel entre deux activations du signal électrique cardiaque (intervalle « RR » du signal électrocardiographique), - mesure de la distance temporelle entre deux pics systoliques du signal de pression artérielle (sphygmomanomètrie), - mesure de la distance entre deux extrémums du signal d'opacité du sang artériel (photoplétysmographie), - mesure de la distance entre deux ondes mécaniques du pouls de surface (balistique cardiaque), - mesure du temps écoulé entre deux fermetures des valves cardiaques (écoute des bruits cardiaques par stéthoscopie). Alors que la demande pour la télésurveillance de la santé est grandissante, les quatre premières méthodes présentent des difficultés de mise en oeuvre en ambulatoire. En effet, le signal électrocardiographique nécessite le placement d'au moins trois électrodes sur la surface de la peau, et qui fonctionnent sur le principe d'un échange électronique et ionique entre les électrodes et les tissus sous-jacents, ce qui peut provoquer des réactions allergènes après une utilisation prolongée. La mesure de la pression artérielle en continu suppose l'accès à la surface externe de l'artère, et un placement très précis d'un capteur de pression. Ce montage est donc difficile à maintenir en position sur de longues périodes d'observation à cause des mouvements du sujet. La mesure des variations de l'opacité du sang s'effectue sans contact électrique ou mécanique avec la peau, mais elle fonctionne par transmission optique au travers des tissus et s'effectue principalement sur les extrémités des segments corporels (doigts, orteils, lobes des oreilles). De tels dispositifs demeurent donc très gênants pour l'utilisateur sur des périodes prolongées. La mesure de la balistique cardiaque dépend du bon placement et du maintien en position d'un capteur mécanique (pression, accélération), ce qui est très difficile à assurer en présence des mouvements propres du sujet. La dernière méthode semble donc la moins pénalisante pour la mesure ambulatoire puisqu'elle peut se faire sans contact. Par contre, elle est très susceptible aux autres sources acoustiques présentes lors de l'enregistrement des sons cardiaques (circulation aérienne de l'air dans les cavités et bronches pulmonaires, bruits de paroles formulées par le porteur, bruits ambiants...). En outre, les stéthoscopes sont utilisés en routine par les médecins au cours d'examens médicaux, mais ils sont limités à l'auscultation qualitative. Bien qu'on connaisse, par exemple par US 4,438,772, des stéthoscopes électroniques permettant une détermination de la fréquence cardiaque par mesure différentielle, ces dispositifs ne sont pas adaptés à une utilisation prolongée ni en présence des mouvements du sujet. Ils sont en effet très volumineux, et nécessitent d'exercer une pression suffisante du pavillon contre la surface de la peau pour assurer son maintien en place et l'adaptation d'impédance acoustique. Enfin ils sont sensibles aux sources acoustiques perturbantes. RESUME DE L'INVENTION Par conséquent, un but de la présente invention est de proposer un système permettant la surveillance ambulatoire de l'activité cardiaque d'un sujet, et qui puisse être utilisé pour assurer une télésurveillance médicale. Un autre but de l'invention est de proposer un procédé de mesure de la fréquence cardiaque d'un sujet qui soit suffisamment robuste aux perturbations sonores. A cet égard, l'invention propose un système de surveillance de l'activité cardiaque d'un sujet, comprenant : - au moins deux microphones, destinés à être placés sur la peau du torse du sujet, et adaptés pour enregistrer des signaux sonores comprenant des signaux acoustiques cardiaques, - une unité de traitement, adaptée pour traiter les signaux sonores enregistrés par les microphones pour surveiller l'activité cardiaque du sujet, et - une source d'alimentation, le système étant caractérisé en ce que les microphones sont orientés de sorte que leurs axes acoustiques soient inclinés l'un par rapport à l'autre et dirigés vers une zone de génération des signaux acoustiques cardiaques située en profondeur, et en ce que le système comprend en outre des moyens de communication à distance, adaptés pour générer un signal d'alerte lorsque l'activité cardiaque du sujet présente une anomalie. Avantageusement, mais facultativement, l'invention peut en outre présenter au moins l'une des caractéristiques suivantes : - les axes acoustiques des microphones se croisent à une profondeur sous la peau du sujet comprise entre 2 cm et 10 cm, de préférence entre 2 et 5 cm. - les microphones sont espacés d'une distance comprise entre 2 et 5 cm, de préférence égale à 3 cm - l'unité de traitement est adaptée pour générer une mesure différentielle des signaux acoustiques cardiaques à partir des signaux sonores enregistrés, et, à partir de ladite mesure différentielle, déterminer des informations relatives à la fréquence cardiaque instantanée du sujet. - les informations relatives à la fréquence cardiaque instantanée du sujet comprennent au moins un type d'information parmi le groupe suivant : fréquence cardiaque instantanée, évolution de la fréquence cardiaque instantanée, variabilité de la fréquence cardiaque instantanée. - les microphones sont de type MEMS. - les microphones ont une bande passante supérieure à 100 Hz. L'invention propose également un procédé de surveillance de l'activité cardiaque d'un sujet, et comprenant les étapes consistant à : - pour chaque microphone, enregistrer au moins un signal sonore comprenant des signaux acoustiques cardiaques d'intérêt, - à partir desdits signaux, générer un signal sonore différentiel comprenant un signal acoustique cardiaque, traiter le signal sonore différentiel pour y détecter les sons correspondant à la fermeture de valves cardiaques, - déterminer des informations relatives à la fréquence cardiaque instantanée du sujet, et - en fonction desdites informations, émettre ou non un signal d'alerte. Avantageusement, mais facultativement, l'invention peut en outre comprendre au moins l'une des caractéristiques suivantes : - les signaux acoustiques d'intérêt correspondent respectivement à la fermeture des valves auriculo-ventriculaires, et à la fermeture des valves semi-lunaires. - le traitement du signal différentiel comprend une étape d'analyse en ondelettes de celui-ci. - au cours de l'analyse en ondelettes du signal différentiel, l'unité de traitement effectue une transformée en ondelettes du signal sonore différentiel. - l'unité de traitement filtre le signal à partir de sa transformée en ondelettes, et effectue un seuillage du signal filtré pour n'en conserver que les signaux acoustiques d'intérêt. - le traitement du signal sonore différentiel comprend une détection d'enveloppe. - Le procédé comprend, préalablement à l'étape de traitement du signal différentiel pour isoler les signaux cardiaques d'intérêt, une étape au cours de laquelle l'unité de calcul filtre le signal différentiel avec un filtre passe-bas de fréquence de coupure de l'ordre de 30 à 50 Hz. BREVE DESCRIPTION DES FIGURES D'autres caractéristiques, buts et avantages de la présente invention apparaîtront à la lecture de la description détaillée qui va suivre, au regard des figures annexées, données à titre d'exemples non limitatifs et sur lesquelles : - La figure 1 a représente schématiquement un système de surveillance de l'activité cardiaque selon l'invention. - La figure 1 b est une vue en section horizontale d'une partie du système de surveillance positionné sur le torse d'un sujet, - La figure 2 est un exemple de phonocardiogramme, i.e. un enregistrement acoustique d'un signal cardiaque. - La figure 3 représente les principales étapes du procédé selon l'invention. - La figure 4 représente une densité spectrale du phonocardiogramme de la figure 2. - La figure 5 représente un signal différentiel filtré après une étape du procédé. - Les figures 6a et 6b représentent des ondelettes construites pour l'analyse en ondelette mise en oeuvre dans le procédé de mesure de la fréquence cardiaque. - La figure 7 représente un scalogramme, c'est-à-dire des valeurs de coefficients de corrélation entre le signal et sa transformée en ondelettes. - Les figures 8a et 8b représentent respectivement un signal traité à partir de sa transformée en ondelettes, et le même signal auquel on a appliqué un seuil. - La figure 9 représente un signal différentiel filtré et son enveloppe. - La figure 10 représente la fréquence cardiaque instantanée d'un sujet, mesurée par le système selon l'invention. DESCRIPTION DETAILLEE DE L'INVENTION Système de surveillance de l'activité cardiaque En référence aux figures 1 a et 1 b est représenté un système 100 de surveillance de l'activité cardiaque selon l'invention. Il comprend un élément mince de type patch 110, pouvant être fixé sur la peau du sujet au voisinage du coeur, incorporant au moins deux microphones 110a, 110b destinés à être positionnés sur la poitrine, à la hauteur du coeur d'un sujet S. De préférence, il s'agit de deux microphones millimétriques, i.e. de type microphones MEMS. Ces microphones sont espacés de quelques centimètres à la surface de la peau, de préférence d'une distance comprise entre 2 et 5 cm, et préférentiellement de 3 cm. Leurs axes acoustiques A et B sont inclinés l'un par rapport à l'autre de façon à se couper à une profondeur de quelques centimètres sous la surface de la peau, de préférence à une profondeur comprise entre 2 et 10 cm, préférentiellement entre 2 et 5 cm, correspondant à la zone où se situent les sources sonores d'intérêt dans la région du coeur, afin d'obtenir un signal sonore précis. En l'occurrence, les sons cardiaques que l'on cherche à détecter correspondent aux mouvements rapides de fermeture des valves cardiaques. La figure 2 montre un exemple d'enregistrement de signal acoustique cardiaque numérisé, avec une fréquence d'échantillonnage de 1 kHz. On y observe deux types d'évènements correspondant à deux sons cardiaques caractéristiques que l'on cherche à détecter. Le premier type de son M1 correspond à la fermeture des valves auriculo-ventriculaires (mitrales et tricuspides) à la fin de la contraction ventriculaire. Ce son est composé de fréquences basses, comprises typiquement entre 25 Hz et 45 Hz, et dure typiquement de 100 à 200 ms. Il est le plus fort des deux sons cardiaques. Le deuxième type de son M2 correspond à la fermeture des valves semi-lunaires (aortiques et pulmonaires) lors de la fin de la systole ventriculaire. Ce deuxième son est plus aigu que le premier, puisqu'il est composé de fréquences de l'ordre de 50 Hz, et moins fort que le précédent. Sa durée est d'environ 120 ms. En théorie, la mesure de la période entre les deux sons M1 ou M2 successifs permet de calculer la période cardiaque instantanée, c'est-à-dire la fréquence cardiaque en fonction du temps, car il s'agit de l'inverse de cette période. La mesure de l'écart temporel entre les sons M1 et M2 peut également être exploitée à des fins de diagnostic. Ces méthodes conviennent si le sujet est en position allongée, immobile et dans un environnement calme. Mais, dans la pratique, ce signal faible est perturbé par des parasites d'origines diverses : sons aériens provoqués par l'air circulant dans les voies respiratoires, voix du sujet, ambiance sonore, mouvements du sujet etc. Ces perturbations parasitent le signal acoustique en lui superposant un signal de mode commun qui déforme la ligne de base du signal acoustique. En outre la perturbation est le plus souvent non-stationnaire et non linéaire, et elle s'étend dans toute la gamme de fréquence des bruits cardiaques, si bien qu'il n'est pas aisé de la retirer par des méthodes de filtrage classiques. Le procédé proposé par l'invention permet de résoudre ce problème, par un traitement spécifique des signaux acoustiques issus des microphones. De retour à la figure 1 a, le système 100 comprend une unité centrale 120, elle-même comprenant une unité de traitement 121, qui reçoit et traite les enregistrements sonores des microphones 110a, 110b selon le procédé explicité ci- après. C'est cette unité de traitement qui met en oeuvre tous les calculs requis pour traiter les signaux. Le système 100 comprend en outre une unité d'alimentation 122, adaptée pour alimenter en énergie électrique les autres composants du système 100. Il peut s'agir typiquement d'une batterie au lithium. Enfin, le système 100 peut également comprendre des moyens de communication sans fil 123, pouvant échanger des informations avec une station centrale de télésurveillance médicale. Ainsi, si un dysfonctionnement cardiaque est détecté, par exemple si la fréquence cardiaque instantanée mesurée sort d'un intervalle prédéterminé qui dépend du patient, les moyens de communication sans fil 123 peuvent émettre un signal d'alerte. De manière analogue, si la fréquence cardiaque instantanée présente une variabilité trop importante, par exemple une variation de fréquence cardiaque de 30 bat/mn et par seconde, ce qui correspond à la limite haute (0,4 Hz) de la bande des fréquences d'activation du système sympathique dans les situations usuelles de l'existence. On va maintenant décrire le procédé de traitement des enregistrements cardiaques pour en déduire la fréquence cardiaque instantanée du sujet. Procédé de mesure de la fréquence cardiaque instantanée En référence à la figure 3 sont représentées les principales étapes du procédé 200 de mesure de la fréquence cardiaque. Au cours d'une étape 210 de mesure, les microphones 110a, 110b enregistrent deux signaux sonores cardiaques, qui sont ensuite numérisés afin d'être traités. Les signaux numérisés sont transmis à l'unité de traitement 121, qui retranche un signal à l'autre, afin d'obtenir un signal sonore différentiel au cours d'une étape 220. En variante, ou pourrait obtenir ce signal différentiel dans un étage analogique, avant numérisation. Ce signal différentiel permet de s'affranchir du mode commun de la perturbation. En effet, si les deux microphones sont suffisamment proches de la source sonore, en l'occurrence le coeur, et bien orientés vers elle, les autres sources sonores sont perçues de façon similaire par les deux microphones. Dans le signal différentiel, le signal résiduel est principalement composé du bruit cardiaque que l'on cherche à étudier. Bien entendu, il est possible d'utiliser plus de deux microphones, et dans ce cas le signal différentiel est obtenu en réalisant une combinaison pondérée des signaux sonores enregistrés pour obtenir un signal barycentrique des multiples signaux récoltés. En référence à la figure 4, le spectrogramme du phonocardiogramme différentiel montre que le signal cardiaque ne contient que très peu d'informations au-delà d'une fréquence de 100 Hz. Par conséquent, en vertu du théorème de Shannon, toute fréquence d'échantillonnage supérieure ou égale à 200 Hz permet d'éviter une perte significative d'information. Dans le présent exemple, les signaux acoustiques enregistrés par les microphones, tel que celui représenté en figure 2 ont été acquis à une fréquence d'échantillonnage de 1 kHz. De retour à la figure 3, l'unité de calcul 121 traite ensuite le signal différentiel, au cours d'une étape 230, par un filtrage passe-bas pour en supprimer les fréquences qui ne sont pas liées aux bruits cardiaques, dont on rappelle qu'ils ont des fréquences comprises entre environ 25 et 50 Hz. Par exemple, l'unité de calcul peut utiliser un filtre de fréquence de coupure Fc égale à 35 Hz, le filtre étant de type Butterworth de troisième ordre. On obtient ainsi le signal filtré de la figure 5. Puis, afin d'analyser les sons cardiaques M1 et M2, l'unité de traitement 121 met en oeuvre une étape d'analyse du signal filtré. Deux types d'analyse peuvent être envisagés. Puisque le signal acoustique cardiaque n'est pas de nature stationnaire, il n'est pas aisé d'en extraire la fréquence instantanée par les méthodes linéaires classiques, comme la transformée de Fourier rapide, etc. On peut faire appel à l'analyse Multi-Résolution (MRA), et plus particulièrement à l'analyse en ondelettes 240. L'analyse en ondelettes consiste, comme l'analyse de Fourier, à décomposer un signal x(t) en éléments plus simples. En revanche, dans le cas de l'analyse en ondelettes, les éléments simples sont des formes d'ondes ((p) qui ont un support temporel borné, et un support fréquentiel infini. Dans l'étape 240 de transformée en ondelettes du signal différentiel, on construit pour chacun des motifs M1 et M2 une ondelette spécifique au cours d'une étape 241. Chaque ondelette peut être spécifique au sujet concerné. On peut, pour les construire, procéder durant une phase initiale d'apprentissage à l'acquisition de nombreux motifs M1 et M2 du patient, puis les moyenner. Puisque la fréquence globale de ces motifs correspond à la fréquence cardiaque (typiquement de 1 à 2 évènements par seconde), un enregistrement d'une durée, par exemple, d'une dizaine de minutes permet d'obtenir un nombre suffisant de motifs (de 600 à 1200) pour réaliser une moyenne statistiquement représentative. On peut également construire des abaques d'ondelettes en fonction de certains critères relatifs au patient (par exemple corpulence, état de santé, sexe, âge, etc.) Des exemples d'ondelettes construites pour les motifs M1 et M2 sont illustrées respectivement en figures 6a et 6b. Ces deux ondelettes « mères » forment une base d'ondelettes utilisées pour la transformée en ondelettes du signal différentiel. L'unité de traitement 121 calcule ensuite la transformée en ondelettes du signal sonore au cours d'une étape 242. Pour un signal x(t), sa transformée en ondelettes s'écrit sous la forme : £(t) = 1 Wk(a, b)(pk(t) keK où K est la base d'ondelettes (pk de décomposition du signal, et Wk(a,b) est le coefficient de corrélation du signal avec l'ondelette correspondante (pk, défini de la façon suivante : Wk(a, b) = 1oe t bJ x(t)(pk(t) dt ,\171 où on fait varier le support temporel de la fonction d'onde par un paramètre a de compression ou de dilatation, et un paramètre b de translation, pour translater la fonction d'onde sur la fenêtre du signal. Le coefficient W(a,b) reflète donc la corrélation entre le signal et l'ondelette pour un facteur de dilatation a et le coefficient de translation b. A cette étape, de nombreux coefficients W(a,b) peuvent être choisis pour la transformée en ondelettes, en fonction des paramètres a et b. Sur la figure 7 est représenté le résultat de la transformée en ondelettes du signal différentiel (scalogramme), pour a et b variables. Il montre en abscisse le temps, qui correspond à l'ajustement des paramètres a et b, en ordonnée la valeur du coefficient de corrélation. En outre, plus les points représentés sont clairs, plus l'énergie de la transformée obtenue à partir des coefficients de corrélation correspondants est importante. On calcule ainsi les coefficients W(a,b) en faisant varier les coefficients a et b, puis on sélectionne au cours d'une étape 243 les coefficients de corrélation W(a,b) pour lesquels l'énergie de la transformée est la plus importante. Ceci permet d'optimiser la transformée en ondelettes du signal. On reconstruit ensuite au cours d'une étape 244 le signal à partir de la transformée en ondelettes. Pour ce faire, on peut calculer la transformée en ondelettes inverse de la transformée. Un exemple d'un signal obtenu à cette étape est illustré en figure 8a. Comme on peut le constater, dans ce signal les signaux M1 et M2 sont nettement mis en évidence par rapport au signal initial. Enfin, l'unité de traitement 121 peut traiter ce signal par seuillage afin d'obtenir un signal créneau simple à traiter, qui permet par simple mesure de la période entre deux créneaux, de déduire la valeur de la fréquence instantanée du sujet au cours d'une étape ultérieure 260. La valeur du seuil est fixée en fonction du motif que l'on souhaite exploiter. En référence à la figure 8b est représenté un exemple de signal traité par seuillage, dans lequel seul le motif M1 a été conservé. En effet, le seuil a été fixé à la valeur de 5000 en figure 8a (les unités sont arbitraires), ce qui supprime le motif M2. En revanche pour d'autres valeurs du seuil, on peut prendre en compte le motif M2, ou les deux motifs. Cette dernière option permet une plus grande fiabilité de la mesure dans le cas où l'un des motifs est moins bien détecté. Une alternative à l'analyse en ondelettes consiste à effectuer une détection d'enveloppe sur le signal sonore non transformé. Pour ce faire, après l'étape 230 de filtrage passe-bas, au cours d'une étape 250, illustrée en figure 3, l'unité de calcul 121 détecte l'enveloppe du signal obtenu à partir du calcul de l'énergie de Shannon : F (x) = -x2 log(x2) A titre d'exemple, un signal filtré et son enveloppe sont représentés en figure 9. Enfin, l'unité de traitement 121 peut traiter l'enveloppe de ce signal par seuillage afin d'obtenir un signal créneau simple à traiter, qui permet par simple mesure de la période entre deux créneaux, de déduire la valeur de la fréquence instantanée du sujet au cours d'une étape ultérieure 260. Alternativement, on peut calculer la fréquence cardiaque instantanée par une méthode traditionnelle de transformée de Fourier rapide appliquée sur l'enveloppe de ce signal. Comme on l'a vu, quelle que soit la méthode utilisée, l'unité de traitement 121 détermine, à partir du signal, sa fréquence instantanée au cours de l'étape 260. Un exemple d'évolution dans le temps de la fréquence cardiaque instantanée est représenté en figure 10. En outre, au cours de la même étape, l'unité de traitement peut également mesurer la variabilité de la fréquence cardiaque instantanée. Cette variabilité peut être étudiée à des fins de diagnostic, puisque par exemple une variabilité très importante peut être indicatrice d'une activation du système nerveux autonome comme par exemple dans un état d'anxiété, de stress, de désordre émotionnel, de panique... De préférence, le procédé selon l'invention comprend en outre une étape 270 de comparaison de la fréquence cardiaque instantanée avec un ou plusieurs seuils préalablement déterminés, afin que, si la fréquence cardiaque sort d'un intervalle considéré comme « normal », les moyens de communication sans fil 123 du système 100 émettent une alerte vers un site de surveillance notamment. De manière analogue, l'unité de traitement peut comparer la variabilité de la fréquence cardiaque instantanée à un seuil prédéterminé, fonction du patient, afin que si elle excède ce seuil, les moyens de communication sans fil émettent une alerte. Cette étape d'alerte 280 est également illustrée en figure 3. Ainsi, l'invention permet de surveiller l'activité cardiaque d'un sujet en ambulatoire, tout en minimisant la gêne occasionnée. Les moyens de communication sans fil du système, couplés à l'unité de traitement, permettent en outre d'alerter un tiers (par exemple un centre de suivi ou le service des urgences d'un hôpital) en cas de détection d'un dysfonctionnement.10 REVENDICATIONS1. Système (100) de surveillance de l'activité cardiaque d'un sujet (S), comprenant : au moins deux microphones (110a, 110b), destinés à être placés sur la peau du torse du sujet (S), et adaptés pour enregistrer des signaux sonores comprenant des signaux acoustiques cardiaques, une unité de traitement (121), adaptée pour traiter les signaux sonores enregistrés par les microphones pour surveiller l'activité cardiaque du sujet, et une source d'alimentation (122), le système étant caractérisé en ce que les microphones sont orientés de sorte que leurs axes acoustiques (A, B) soient inclinés l'un par rapport à l'autre et dirigés vers une zone de génération des signaux acoustiques cardiaques située en profondeur, et en ce que le système comprend en outre des moyens de communication à distance (123), adaptés pour générer un signal d'alerte lorsque l'activité cardiaque du sujet présente une anomalie. 2. Système (100) de surveillance selon la revendication 1, comprenant un patch (110) incorporant les microphones (110a, 110b), le patch pouvant être fixé sur la peau du sujet, et dans lequel les microphones sont orientés de sorte que leurs axes acoustiques (A, B) se croisent à une distance du patch (110) comprise entre 2 cm et 10 cm, de préférence entre 2 et 5 cm. 3. Système (100) de surveillance selon la revendication 1, dans lequel les microphones (110a, 110b) sont espacés d'une distance comprise entre 2 et 5 cm, de préférence égale à 3 cm. 4. Système (100) de surveillance selon l'une des revendications précédentes, dans lequel l'unité de traitement (121) comprend des moyens qui génèrent une mesure différentielle des signaux acoustiques cardiaques à partir des signaux sonores enregistrés, et, à partir de ladite mesure différentielle, déterminent des informations relatives à la fréquence cardiaque instantanée du sujet. 5. Système (100) de surveillance selon la revendication 4, dans lequel les informations relatives à la fréquence cardiaque instantanée du sujet comprennent au moins un type d'information parmi le groupe suivant : fréquence cardiaque instantanée, évolution de la fréquence cardiaque instantanée, variabilité de la fréquence cardiaque instantanée. 6. Système (100) de surveillance selon l'une des revendications précédentes, dans lequel les microphones (110a, 110b) sont de type MEMS. 7. Système (100) de surveillance selon l'une des revendications précédentes, dans lequel les microphones (110a, 110b) ont une bande passante supérieure à 100 Hz. 8. Procédé de surveillance de l'activité cardiaque d'un sujet, le procédé étant mis en oeuvre dans un système selon l'une des revendications précédentes, et comprenant les étapes consistant à : pour chaque microphone (110a, 110b), enregistrer au moins un signal sonore comprenant des signaux acoustiques cardiaques d'intérêt, à partir desdits signaux, générer un signal sonore différentiel comprenant un signal acoustique cardiaque, traiter le signal sonore différentiel pour y détecter les sons correspondant à la fermeture de valves cardiaques, déterminer des informations relatives à la fréquence cardiaque instantanée du sujet, et en fonction desdites informations, émettre ou non un signal d'alerte. 9. Procédé selon la revendication 8, dans lequel les signaux acoustiques d'intérêt correspondent respectivement à la fermeture des valves auriculo-ventriculaires, et à la fermeture des valves semi-lunaires. 10. Procédé selon l'une des revendications 8 ou 9, dans lequel le traitement du signal différentiel comprend une étape d'analyse en ondelettes de celui-ci. 11. Procédé selon la revendication 10, dans lequel, au cours de l'analyse en ondelettes du signal différentiel, l'unité de traitement (121) effectue une transformée en ondelettes du signal sonore différentiel. 12. Procédé selon la revendication 11, dans lequel l'unité de traitement (121) filtre le signal à partir de sa transformée en ondelettes, et effectue un seuillage du signal filtré pour n'en conserver que les signaux acoustiques d'intérêt. 13. Procédé selon l'une des revendications 8 ou 9, dans lequel le traitement du signal sonore différentiel comprend une détection d'enveloppe. 14. Procédé selon l'une des revendications 8 à 13, comprenant, préalablement à l'étape de traitement du signal différentiel pour isoler les signaux cardiaques d'intérêt, une étape au cours de laquelle l'unité de calcul filtre le signal différentiel 15 avec un filtre passe-bas de fréquence de coupure de l'ordre de 30 à 50 Hz.