FR 2208636 A1 19740628 FR 7334262 A 19730925 La présente invention concerne un système pour la recherche de l'activité électrique du coeur humain. Le système peut fournir dés résultats sous la forme d'une "carte" équipotentielle du thorax à un instant désiré du cycle cardiaque, ou plus simplement il peut fournir des résultats indiquant à quels endroits certaines combinaisons des potentiels mesurés se trouvent à l'intérieur de limites prédéterminées de "sécurité't. Dans le diagnostic des maladies du coeur, il est connu de tracer une carte équipotentielle des potentiels existant sur le dos et la poitrine du patient à des instants choisis du cycle cardiaque. Cette technique a été initialement décrite par B. Taccardi (Circulation Research Vol. 12 pages 341 - 352, 1963)~ Cependant, pour disposer dtinformations suffisantes pour établir des graphiques utilisables, il a été nécessaire d'enregistrer entre cent et deux cents électrocardiogrammes sur les surfaces de la poitrine et du dos. Deux méthodes ont été utilisées pour obtenir le nombre voulu d'électrocardiogrammes. La première consiste à enregistrer au moins cent électrocardiogrammes simultanément, et la seconde à enregistrer successivement des électrocardiogrammes pour au moins cent positions. Ces deux méthodes sont incommodes et demandent un temps important pour positionner les électrodes sur le thorax du patient. La première méthode a aussi l'inconvénient de nécessiter un équipement très important comportant un amplificateur d'électrocardiogramme (ECG) pour chaque électrode et de poser des problèmes sévères pour le multiplexage de 100 ou plus de 100 mesures, tandis que la seconde méthode est basée sur un nombre important de battements successifs du coeur sensiblement identiques. Les cent électrocardiogrammes peuvent être utilisés comme base pour tracer des cartes équipotentielles du thorax, comme il a été indiqué ci-dessus, mais une autre méthode pour présenter les informations dérivées des électrocardiogrammes sous une forme utilisable consiste à dériver des nombres dipôles relatifs à des zones spécifiques du coeur.Ces nombres décrits par Holt J.H. jnr., Barnard A.C.L., Lynn M.S., Svenson P. (dans Circulation, Vol. 40, pages 687 - 696 1969), indiquent l'-acti- vité de chaque zone spécifiée et, quand les gammes des nombres EpO'es" trouvés pour des individus en bonne santé ont été établies, il est possible de déterminer si une zone du coeur d'un individu examiné est sous-active ou suractive de façon inhabituelle. Les "nombres dipôles ne constituent pas encore une méthode courante de diagnostic car il s'agit là d'une méthode incommode pour obtenir suffisamment d'informations.Les hôpitaux équipés pour effectuer au moins cent mesures sur le thorax doivent avoir des calculatrices convenables pour établir les cartes équipotentielles, et il est probable qu'ils ne désirent pas utiliser la méthode moins poussée des nombres dipôles. Pour obtenir un nombre suffisant de résultats pour tracer les cartes équipotentielles, B. Taccardi et d'autres ont utilisé un nombre important d'électrodes. Cependant, l'information utilisable d'une telle carte produite à partir d'un grand nombre dtélectrodes ne contient qu'un nombre faible de crêtes et de vallées sur la surface de la carte. Ainsi, par analogie avec 11 échantillonnage et la reconstruction d'ondes à une dimension dans le domaine du temps (pour laquelle l'échantillonnage au double de la fréquence la plus élevée produite est la seule condition requise) il doit être possible de reconstruire un spectre de potentiels à deux dimensions par échantillonnage sur la surface à deux dimensions, les échantillons étant pris seulement deux fois entre les distances les plus rapprochées estimées de vallées voisines.Si une reconstruction est possible, il a été trouve qu'il suffit de vingt quatre positions d'échantillonnage d'une matrice 8 x 3 ou 4 x 6 pourvu que le signal dérivé de chaque position ne soit pas trop perturbé par le bruit. Des résultats utilisables peuvent être obtenus avec un nombre d'électrodes ne dépassant pas vingt et le nombre le plus convenable pour le calcul, immédiatement après vingt quatre, est cinquante six. Il est ainsi possible d'échantillonner avec relativement peu (24) de positions d'électrodes pourvu (a) , que la qualité des signaux des électrodes soit améliorée du fait de la surabondance considérablement réduite d'échantillons et (b) qu'il soit possible de reconstruire le spectre des potentiels des surfaces avec une précision suffisante. La présente invention a pour but un système satisfaisant aux conditions (a) et (b) pour simplifier la mesure de l'activité cardiaque. Quand la condition de bons signaux des électrodes est satisfaite, il devient possible d'obtenir des valeurs des "numéros dipôles automatiquement pour chaque cycle cardia que par des moyens analogues simples. La présente invention concerne ainsi un système convenant pour la détermination de l'activité électrique du coeur humain, ce système comportant un premier dispositif agencé pour fournir des signaux électriques représentatifs des potentiels de vingt à soixante électrodes de détection convenables pour être disposées en un groupe d'électrodes à peu près régulièrement espacées autour du thorax, le groupe comportant au moins trois rangées circulaires autour du thorax, un second dispositif répondant aux signaux fournis par le premier dispositif et agencé pour combiner les signaux électriques dtune façon prédéterminée pour la production de signaux sortants indiquant l'activité du coeur, et un dispositif d'affichage répondant à ces signaux sortants en affichant l'activité électrique du coeur. De préférence, le premier dispositif comporte un harnais convenant pour être placé autour du thorax et portant les vingt à soixante électrodes avec des amplificateurs respectifs montés sur le harnais, avec une disposition telle que, quand le harnais est positionné sur le thorax, les électrodes de détection soient disposées en un groupe d'électrodes à peu près régulièrement espacées avec au moins trois rangées circulaires, et des dispositifs de transmission connectant les sorties des amplificateurs à des dispositifs de couplage pour l'application des signaux sortants des amplificateurs au second dispositif du système. Le second dispositif peut comporter au moins un amplificateur de sommation agencé pour produire un signal de somme pondérée représentant la somme des signaux entrants pondérés dérivés des différentes électrodes de détection, et un redresseur transmettant le signal de somme pondérée à l'entrée d'un intégrateur dont le signal sortant représente, après une période prédéterminée de temps, une mesure de l'activité d'une région du coeur déterminée (pour des positions prédéterminéés des électrodes de détection) par la pondération des signaux entrants reçus par les amplificateurs, le dispositif d'affichage étant connecté au second dispositif pour indiquer à quel endroit le signal sortant de l'-intégrateur se trouve par rapport à des seuils prédéterminés de sortie. En variante, le second dispositif peut comporter un convertisseur agencé pour reproduire en forme digitale les échantillons des signaux électriques provenant des électrodes de dé tection, l'appareil digital étant agencé pour engendrer une première matrice de valeurs représentant les échantillons et disposées en un groupe correspondant au groupe d'électrodes de détection, pour établir une seconde matrice de valeurs qui est la transformée de Fourier à deux dimensions de la première matrice, pour étendre la seconde matrice en une troisième matrice plus grande en divisant la seconde matrice en quadrants, en plaçant les quadrants dans les angles respectifs de la troisième matrice et en remplissant les positions intermédiaire de la troisième matrice avec des zéros, et finalement pour transformer la troisième matrice en une quatrième matrice par inversion de la transformée de Fourier à deux dimensions, la quatrième matrice correspondant, au moins partiellement, à la première matrice mais ayant davantage de valeurs représentant l'activité électrique du coeur et le dispositif d'affichage étant agencé pour produire un graphique à courbes d'équivaleurs de la qua trième matrice. La transformée de Fourier à deux dimensions peut être utilisée seulement pour une matrice représentant une surface fermée de sorte que la première matrice peut avoir des valeurs d'échantillons répétées pour qu'elle représente une surface fermée. La seconde matrice est divisée en quadrants de façon qu'une ligne de division parallèle aux colonnes ait, d'un côté une colonne de plus que de l'autre côté et qu'une ligne de division parallèle à une ligne ait, d'un côté, une colonne de plus que de l'autre côté, les quadrants les plus grands comportant des coefficients de Fourier représentant des conditions stables. Quand il existe un nombre pair de lignes ou de colonnes, les valeurs des coefficients de Fourier de la ligne ou de la colonne sur la ligne de division sont divisées par deux et sont également distribuées entre les quadrants adjacents. Les caractéristiques de l'invention ressortiront plus particulièrement de la description suivante, donnée à titre dTexem- ple et faite en référence aux dessins annexés, sur lesquels Fig. 1 représente schématiquement les positions des électrodes sur-le thorax (poitrine et dos), selon un mode de mise en oeuvre de l'invention, Fig. 2 représente le circuit d'un amplificateur pour électrode selon un mode de mise en oeuvre de l'invention, Fig. 3 est le circuit d'une alimentation de puissance pour l'électrode de la fig. 2, Fig. 4 est un circuit pour la mesure du "nombre dipôle" selon un mode de mise en oeuvre de l'invention, Fig. 5 est un diagramme pour expliquer la méthode d'interpolation, et Fig. 6 représente schématiquement l'appareil pour établir la représentation équipotentielle du thorax. Les potentiels électriques sont échantillonnés par des électrodes placées sur le thorax dans les positions indiquées sur la fig. 1 qui représente la poitrine et le dos d'un patient. Les électrodes sont disposées en trois lignes et huit colonnes et sont désignées par des références à deux chiffres indiquant leur position respective (numéros de la ligne et de la colonne). Dans la pratique il convient de tenir les électrodes en place avec un harnais d'une forme convenable et les lignes d'électrodes sont montrées supportées par des sangles représentées en tirets. Cependant, des harnais d'autres formes peuvent aussi être utilisés. Les électrodes ne sont pas placées directement sur la colonne vertébrale ni sur le sternum parce qu'un meilleur signal est obtenu avec une électrode placée sur une chair plutôt que sur une partie osseuse du corps. Cependant, il est important que les électrodes soient régulièrement espacées pour faciliter l'analyse des signaux détectés. Des électrodes peuvent être placées sur les membres d'une façon classique, en plus de celles placées sur le thorax. Les électrodes des membres peuvent ainsi être utilisées pour obtenir des potentiels représentatifs des potentiels de la partie supérieure et de la partie inférieure du thorax. Une électrode de membre peut aussi être utilisée pour fournir un potentiel de référence commun au patient et aux amplificateurs connectés aux électrodes. Les électrodes sont montées de manière démontable par rapport au harnais pour pouvoir être jetées après usage par mesure d'hygiène. Un amplificateur est monté sur chaque électrode (1,1 etc.) de la façon représentée sur la fig. 2. L'amplificateur comporte un transistor NPN d'entrée 41, d'un type ayant un bon gain en courant pour des courants de collecteur faibles (typiquement hfe de 80 ou plus pour un courant de collecteur de 10 microampères). La base du transistor 41 est connectée à une électrode 40 (qui peut être l'une quelconque des électrodes 1,1 etc) et son collecteur est connecté à la base d'un transistor PNP de sortie 42. Les performances du transistor de sortie 42 n'ont pas une importance aussi critique que celles du transistor d'entrée 41, mais ce transistor 42 doit avoir un gain hfe d'environ 150 à 1 mA pour ne pas réduire le courant de collecteur de 10 microampères du transistor d'entrée.L'émetteur du transistor de sortie 42 est connecté au conducteur positif d'alimentation 45 et son collecteur est connecté à travers des résistances de réaction 43 et 44 au conducteur négatif d'alimentation 46. L'émetteur du transistor d'entrée 41 est connecté au pi̲nt-commun des résistances de réaction 43 et 44, et le signal sortant de l'amplificateur est pris entre le collecteur du transistor de sortie 42 et l'un des conducteurs d'alimentation. Le gain en tension de l'amplificateur est déterminé par le rapport des résistances 43 et 44 et il doit être entre + 1 % d'un gain donné. Un gain de 10,8 a été utilisé mais une condition importante est que toutes les électrodes soient connectées à des amplificateurs ayant le même gain. Si la résistance 43 est d'environ 10 k-ohms et la résistance 44 d'environ 1 k-ohm, l'impédance d'entrée #Zent de l'amplificateur est supérieure à 8 Z-ohms et son impédance de sortie est inférieure à 600 ohms. La fonction principale de l'amplificateur est de convertir l'impédance d'entrée élevée d1une électrode montée sur le thorax en une impédance convenablement faible pour l'alimentation d'un câble. De cette façon, la captation du bruit est très réduite. L'amélioration du rapport signal/ bruit à l'extrémité de sortie du câble peut être considérée comme proportionnelle au gain en puissance de l'amplificateur. En plaçant un amplificateur relativement peu coûteux au point de prélèvement du signal, la nécessité d'un amplificateur de ECG relativement coûteux à la sortie du câble est supprimée. Si le conducteur d'alimentation négatif 46, pendant le fonctionnement, a une tension de polarisation de - 0,7 V par rapport au thorax, et du moment que la tension du signal ne dépasse pas 100 mV, le transistor d'entrée 41 sera polarisé dans le sens direct et, par suite, l'électrode 40 sera active. Le courant de polarisation 1b à travers le thorax pour un signal zéro est alors de l'ordre de 20 nanoampères parce que Ib = (0,7 - Vbe)/Zent expression dans laquelle Vbe est la chute de tension entre#la base et l'émetteur du transistor d'entrée 41. Même avec vingt quatre électrodes en service, le courant total de polarisation traversant un patient est inférieur à 0,5 microampère, ce qui est 10 000 fois inférieur au seuil de perception trouvé dans une étude de la sécurité dtun appareil électro-médîcal. La fig. 3 représente un circuit d'alimentation convenable pour polariser le patient ainsi que pour alimenter toùs les amplificateurs. Ce circuit a une configuration d'amplificateur similaire à celle de l'amplificateur décrit ci-dessus pour produire une tension de polarisation entre un conducteur d'alimentation positive 45 et un conducteur d'alimentation négative 46 connectés à une petite batterie de piles sèches 50. Un avantage de l'utilisation d'une petite batterie dans le circuit d'alimentation de puissance des électrodes et des amplificateurs est que, même si le patient est accidentellement connecté entre les conducteurs d'alimentation, il n'y a aucun danger possible. Un diviseur de tension comportant une résistance variable 59 et deux diodes 58 polarisées dans le sens direct est connecté aux bornes de la batterie 50. La base d'un transistor d'entrée 51 est connectée au point commun entre la résistance 59 et les diodes 58. Le signal sortant apparaît sur l'émetteur du transistor d'entrée 51 et le courant est envoyé à travers un transistor de sortie 52. Des résistances de réaction 53 et 54 déterminent un gain unité (les résistances peuvent être de 1 k-ohm) et un condensateur 60 (typiquement de 0,22 microfarad) est connecté aux bornes de la résistance 54 pour filtrer le signal. Un condensateur 61 (typiquement de 100 pF) connecté entre l'émetteur et le collecteur du transistor d'entrée 51 filtre aussi le signal sortant.Une sortie 55 est connectée au conducteur d'alimentation positive 45 des amplificateurs des électrodes, une sortie 56 est connectée au conducteur d'alimentation négative 46 et une sortie 57 est connectée à une électrode placée sur le patient pour établir une tension de référence commune entre le patient et les amplificateurs. La résistance variable 59 peut comporter une résistance d'un k-ohm en série avec une résistance variable de 4,7 k-ohms et elle est utilisée pour le réglage fin de la tension-sur la sortie 57. Quand les signaux sortants analogiques des amplificateurs des électrodes sont utilisés pour produire des "nombres dipôles" ils sont envoyés, par câbles coaxiaux, à la calculatrice compor tant douze circuits t & fis que celui représenté sur la fig. 4. La sortie de chacun des câbles est d'abord connectée à un amplificateur intermédiaire 76 à travers un circuit de découplage RC 77 pour isoler le patient du dispositif d'alimentation de puissance de la calculatrice. La constante de temps du circuit RC 77 peut être supérieure à celle couramment utilisée, parce que les amplificateurs des électrodes produisent des signaux qui sont meilleurs que ceux disponibles jusqu ici.Les sorties des vingt-quatre amplificateurs intermédiaires sont connectées par des résistances de pondération 70 aux entrées de chacun de douze amplificateurs de sommation 71. Chaque signal sortant de somme est redressé par un circuit 7-2 (double ou simple alternance) et il est intégré par un intégrateur 73. Une période convenable pour l'intégration est un cycle cardiaque, et une impulsion de synchronisation pour la remise à zéro des intégrateurs 73 peut être dérivée des battements du coeur du patient par des dispositifs connectés aux amplificateurs intermédiaires (non représentés). Le signal sortant de chaque intégrateur est appliqué à une porte à seuil élevé 74 et à une porte à seuil bas 75. Ces portes produisent des signaux sortants binaires élevés et-bas et les dispositifs d'affichage sont connectés à leurs sorties de façon qu'un signal au-dessus du seuil supérieur soit affiché en tant que signal élevé ou signal suractif, qu'un signal entre les seuils soit affiché comme signal normal et qu'un signal au-dessous du seuil inférieur soit affiché en tant que signal sous-actif ou bas. Bien entendu, le taux de redressement, la période d'intégration et les points réglés pour les seuils-sont tous en relations mutuelles et doivent être déterminés en rapport aux niveaux des signaux aux différents points du trajet entre l'amplificateur 71 et lé dispositif d'affichage. Bes valeurs des résistances de pondération 70 sont différentes pour chacun des amplificateurs de sommation 71, et elles déterminent le dipôle auquel un jeu quelconque de signaux sortants "élevé-normal-bas" se ré fère. Ces valeurs des résistances sont déterminées d'après mes méthodes de Holt, Barnard, Lynn et Svenson considérées ci-dessus Pour établir un diagramme équipotentiel pour les signaux détectés par les vingt-quatre électrodes, les étapes suivantes sont utilisées (1) établissement d'une matrice de valeurs des signaux à un instant choisi pendant le cycle cardiaque, (2) traitement de la matrice pour qu'elle représente une surface fermée, (3) établissement de la transformée de Fourier à deux dimensions pour la matrice représentant la surface fermée, (4) extension de la-matrice~transformée par une méthode (décrite plus complètement ci-après) qui consiste principalement à remplir les espaces en excédent avec des zéros, (5) l'établissement de l'inverse de la transformée de Fourier à deux dimensions pour établir une matrice représentant la surface fermée plus grande (c'est-à-dire -lus détaillée) que la première matrice représentant la surface fermée (6) l'affichage de la représentation plus détaillée des parties de la matrice de la surface fermée présentant un intérêt, sous une forme convenable. Il est clair que ces étapes peuvent être utilisées avec n'importe qel jeu d'échantillons pris sur une surface et que la reconstruction par le procédé sera exacte pour des variations pour la surface à n'importe quelle vitesse jusqu'à la moitié de la vitesse à laquelle les échantillons sont prélevés. Dans ces limites, des lignes de ncontors" peuvent être dérivées à des intervalles arbitrairement serrés. La seule autre contrainte est que les échantillons doivent être également espacés, mais de faibles imprécisions pour l'espacement régulier se traduisent par une déformation du tracé de la surface plutôt que par un changement de sa nature. Pour la conversion à la forme digitale des signaux sortants analogiques produits par les amplificateurs des électrodes, ces signaux sont multiplexés sur un mode divisé dans le temps dans un convertisseur analogique-digital. Un tel appareil est bien connu et ne sera pas décrit en détail, et il suffit de dire qu'un filtre RC du type représenté sur la fig. 4 isole chaque électrode de l'alimentation en courant de l'équipement multiplexeur et qu'il est de pratique courante de coder vingt-quatre signaux entrants analogiques en groupes binaifes de 8 bits à une fréquence de 8 kHz. Un convertisseur analogique-digital peut ainsi facilement fournir l'information digitale concernant l'état des électrodes à huit mille instants différents du cycle cardiaque. Un filtrage digital moyen mobile d'un nombre d'échantil lons consécutifs pour chaque électrode peut être utilisé pour améliorer l'immunité du système contre le bruit. Des profils typiques sont des formes triangulaires ou en cloches, mais lto- pération peut être exprimée d'une façon générale par l'expres- sion ek(t') = a~pek(t-p)+a~p+1ek(t-P+1)+ ... ~~~ + aoek(t)+a1ek(t+1)+ ... + aqek(t+q). dans laquelle ek (t') est le potentiel échantillonné eh un point k à un instant t', p et q sont des nombres entiers posi tifs arbitraires, et ax est un coefficient déterminé par la forme du pro fil utilisé ; il est possible aussi que aO soit le seul coefficient non nul. Bien que des techniques de multiplexage permettent facilement l'échantillonnage de chaque électrode à 8 kHz, une fréquen- ce d'échantillonnage de 500 Hz en utilisant 12 bits par échantillon a été trouvée satisfaisante Les potentiels ek (t') sont ensuite arrangés en matrice E dans laquelle La ligne eg, représente une électrode à la partie supérieure du thorax et elle peut être dérivée en tant qu'une fonction des autres électrodes ou des électrodes des membres, ou peut simplement recevoir une valeur arbitraire. De façon analogue, la ligne #4x représente une électrode à la partie inférieure du thorax et sa valeur peut être déterminée d'une façon similaire. Les tarmes de ces différentes lignes ont normalement les mêmes valeurs parce que chaque ligne représente seulement une électrode. Dans la matrice B les lignes se ferment sur elles-mêmes (c'est-à-dire qu'elles sont cycliques et que e18 est voisin de e11) tandis que les colonnes ne se ferment pas sur elles-memes. Pour établir une transformée de Fourier à deux dimensions, les lignes ainsi que les colonnes doivent se fermer de sorte qu'une matrice A est produite, cette matrice représentant un patient fermé à mi-corps, de la façon suivante S'il y a 2m colonnes, un point de la moitié inférieure d'une colonne est pris sur une colonne m. Ce procédé peut être généralisé pour fermer des surfaces dans les deux directions et pour un nombre impair de lignes ou de colonnes. La transformée de Fourier discrète en deux dimensions de A est ensuite évaluée pour produire une matrice F de nombres complexes tels que ci-après: dans laquelle la matrice A comporte M colonnes, N lignes et des termes akl. La matrice F représente les coefficients de Fourier de la surface fermée représentée par A. La matrice F est alors étendue pour former une matrice (complexe) plus grande Y. La matrice F est une matrice de 8 x 8 termes de même que la matrice A, tandis que la dimension utile pour Y est 64 x 64. L'extension est effectuée en plaçant quatre quadrants de la matrice F dans les angles de la matrice Y et en remplissant le reste de la matrice Y avec des zéros. Les valeurs des bords des quadrants sont également distribuées de la façon indiquée ci-après. Le résultat est la création d'une matrice Y qui est la transformée de Fourier d'une surface qui ne varie pas à plus de la moitié d'une distance entre échantillons mais qui, en apparence, est derivee d'un nombre bien supérieur d'échantillons. Pour une matrice F ayant M colonnes et N lignes à une matrice Y ayant M' colonnes et N' lignes, l'extension est effectuée de la façon suivante ygr = fgr pour g = 1, ..., N et r = 1, ..., M yN'-N + g, g r = fgr pour g = N + 2, N et r = 1, ... M .. Yg,M'-M mu + r= fgr pour g = 1, ~~, 1/N et r = M + 2, .~~, M yN'-N+g,M'-M+r = fgr pour g = % + 2, ..., N et r = gr yN'-N+1,r = yN+1, r =(fN+1,r) pour r = 1,M I yN'-N+1, M' - M+r = yN+1, M' - M+r = (fN+1,r) pour r = M + 2, ..., M g,M -% 1 1 Yg,M+1 = (fg,M + 1) pour g = 1, ..., + yN'-N+g, M'-M+1 = yN'-N+g,M+1 = (fg,M + 1) pour g = N+2, ... N yN'-N+1, M'-M + 1 = yN'-N+1, M + 1 = yN + 1, M'-M + 1 = yN + 1 M + 1 = (fN+1,M+1) La fig. 5 représente schématiquement cette extension-. Un premier quadrant F1 de F est p#lacé dans l'angle supérieur gauche de Y, un second quadrant F2 dans l'angle supérieur de droite, et ainsi de suite, de la façon représentée. Avec un nombre pair de lignes ou de colonnes, la ligne de division entre les quadrants se trouve sur une ligne ou une colonne au lieu de tomber entre deux lignes ou colonnes. Gela est le résultat du fait que la première ligne et la première colonne de coefficients de Fourier représentent la polarisation du niveau repère de potentiel sur le thorax, qui peut etre établi arbitrairement sans perte de l'information concernant des changements de potentiel. Une ligne ou une colonne sur la ligne de division est divisée également entre les quadrants se partageant la ligne ou la colonne.S'il y a un nombre impair de lignes et de colonnes dans la matrice F les quadrants placés dans les angles de la matrice Y seront identiques aux quadrants de la matrice F. La matrice étendue Y est ensuite convertie en une matrice A' (qui est équivalente à la matrice A mais comporte de nombreux points interpolés) en évaluant la transformée de Fourier discrète inverse de la façon suivante pour k = 0, 1, ..., (N' - 1) et 1 = 1, 2, ..., Nit'. Les parties inférieures surabondantes de la matrice A' n'ont pas besoin d'etre calculées et un affichage graphique peut être produit à partir de la moitié supérieure utile. L'appareil pour effectuer cette opération à une échelle convenable pour un hôpital n'implique pas la nécessité d'une calculatrice importante d'usage général. De petites calculatrices à fonction unique pour obtenir les transformées de Fourier sont facilement disponibles, et il en est de même des calculatrices à fonction unique pour commander le dispositif d'affichage. L'affichage peut être sous n'importe quelle forme graphique convenable. Un microfilm, un tube à rayons cathodiques ou un appareil traceur de courbes sont trois dispositifs d'af- fichage possibles facilement disponibles. La fig. 6 représente schématiquement un système convenable pour établir de!s cartes équipotentielles. Un harnais d'électrodes avec des amplificateurs 100 est connecté à une alimentation en courant 101 qui comporte aussi une électrode de polarisation 102 que le patient peut tenir à la main. Les sorties des amplificateurs sont connectées par vingt-quatre câbles coaxiaux 103 aux réseaux isolants RC respectifs 104. Les signaux sortants de ces réseaux sont multiplexés par division dans le temps par un multiplexeur 105 et sont convertis à la forme digitale par un convertisseur analogique digital 106. Le signal sortant digital peut être emmagasiné suivant l'une de nombreuses façons connues dans une mémoire 107, ou bien il peut êtreievoyé directement un appareil pour transformée de Fouries 408. L'appareil 108 alimente un dispositif de commande 109 pour un dispositif d'af fichage graphique 110 qui est représenté affichant un grapnique équipotentiel typique 111 avec, en dessous de ce graphique 111, un cardiogramme courant ayant un trait de curseur 113 pour indiquer l'instant dans le cycle cardiaque qui est affiché par la représentation graphique. Bien entendu, la description qui précède n'est pas limitative et l'invention peut être mise en oeuvre suivant d'autres variantes, sans que l'on sorte de son cadre. REVENDICATIONS 1. Système pour la recherche de l'activité électrique du coeur humain, caractérisé par un premier dispositif agencé pour produire des signaux électriques représentant les potentiels de vingt à soixante électrodes de détection convenables pour être disposées en un groupe d'électrodes à peu près régulièrement espacées autour du thorax, le groupe comportant au moins trois lignes circulaires autour du thorax, un second dispositif répondant aux signaux du premier dispositif et agencé pour combiner des signaux électriques d'une façon prédéterminée pour produire des signaux sortants indiquant l'activité électrique du coeur, et un dispositif d'affichage répondant à ces signaux sortants pour établir un affichage de l'activité électrique du coeur. 2. Système selon la revendication 1, caractérisé en ce que le premier dispositif comprend un harnais agencé pour être placé autour du thorax avec les vingt à soixante électrodes de détection et leurs amplificateurs respectifs montés sur le harnais et disposés de façon que, quand le harnais est en place sur le thorax, les électrodes de détection forment un groupe d'électrodes sensiblement également espacées ayant au moins trois lignes circulaires autour du thorax, et des moyens de transmission connectant les sorties des amplificaters à des dispositifs de couplage pour l'application des signaux sortants des amplificateurs au second dispositif du système. 3. Système selon la revendication 2, caractérisé en ce que le premier dispositif comporte un dispositif d'alimentation en courant connecté aux amplificateurs et à une électrode de référence agencée# pour fournir au corps un potentiel de référence. 4. Système selon la revendication 3, caractérisé en ce que le dispositif d'alimentation en courant reçoit le courant électrique d'une batterie ayant une faible capacité de courant pour réduire la possibilité d'électrocution du corps par des mauvais branchements. 5. Système selon l'une des revendications 3 et 4, caractérisé en ce que le premier dispositif comporte des dispositifs d'isolement agencés pour laisser passer les signaux sortants des amplificateurs au second dispositif du système tout en isolant le corps du dispositif d'alimentation du second dispositif. 6o Système selon l'une des revendications 2 à 5, caracté risé en ce que les amplificateurs des électrodes et leurs électrodes respectives de détection sont sous la forme d'unités combinées pour réduire la longueur des circuits de détection entre les électrodes et les amplificateurs. 7 Système selon l'une des revendications 2 à 6, caracté-risé en ce que l'impédance d'entrée des amplificateurs des électrodes est élevée et leur impédance de sortie est-relativement faible. 8. Système selon la revendication 7, caractérisé en ce que le gain en tension des amplificateurs des électrodes est déterminé par une réaction négative et est le même pour tous les amplificateurs des électrodes. 9. Système selon la revendication 8, caractérisé en ce que l'amplificateur pour chaque électrode comporte un transistor de sortie d'un premier type de polarité dont l'émetteur est connecté à un premier conducteur d'alimentation, dont le collecteur est connecté à une sortie et à un second conducteur d'alimentation à travers une première et une seconde résistances de réaction en série, et dont la base est connectée au collecteur d'un transistor d'entrée du type opposé de polarité, l'émetteur du transistor drentrée étant connecté au point commun entre les deux résistances de réaction et la base du transistor d'entrée étant connectée à l'électrode correspondante. 10. Système selon l'une des revendications 3 à 9, caractérisé en ce que le potentiel de référence appliqué au corps est pratiquement égal au potentiel des entrées des amplificateurs des électrodes. 11. Système selon l'une des revendications 2 à 10, caractérisé en ce que les moyens de transmission sont des câbles coaxiaux. 12. Système selon l'une des revendications 2 à 11, caractérisé en ce que les électrodes sont agencées pour être facilement connectées et déconnectées par rapport au harnais afin qu'elles puissent être jetées après leur utilisation pour des raisons d'hygiène. 13. Système selon la revendication 12, caractérisé en ce que les amplificateurs des électrodes sont agencés pour être connectés et être déconnectés par rapport au harnais conjointement avec des électrodes. 14. Système selon l'une des revendications 1 à 13, carac térisé en ce que le second dispositif comprend au moins un am- plificateur de sommation agencé pour produire un signal de somme pondéré représentant la somme des signaux entrants pondérés dérivés des différentes électrodes de détection, et un redresseur transmettant le signal de somme pondéré à l'entrée d'un intégrateur dont le signal sortant représente, après une période de temps prédéterminée, une mesure de l'activité d'une région du coeur déterminée (pour un positionnement prédéterminé des électrodes de détection) par la pondération des signaux entrants des amplificateurs, le dispositif d'affichage étant connecté au second dispositif pour indiquer à quel endroit le signal sortant de l t intégrateur se trouve par rapport à des seuils de sortie prédéterminés. 15. Système selon l'une des revendications 1 à 13, caractérisé en ce que le second dispositif comprend un convertisseur agencé pour reproduire sous une forme digitale des échantillons des signaux électriques provenant des électrodes de détection, un appareil digital agencé pour engendrer une première matrice de valeurs représentant les échantillons, ces valeurs étant disposées en un groupe correspondant au groupe d'électrodes de détection, pour produire une seconde matrice de valeurs transformée de Fourier à deux dimensions de la première matrice, pour étendre la seconde matrice en une troisième matrice plus grande en divisant la seconde matrice en quadrants en plaçant les quadrants dan#s les angles respectifs de la troisième matrice et en remplissant les positions intermédiaires de la troisième matrice avec des zéros et, finalement, pour transformer la troisième matrice en une quatrième matrice par établissement de la transformée inverse de Fourier à deux dimensions, la quatrième matrice correspondant au moins à une partie de la première matrice mais ayant davantage de valeurs représentant l'activité électrique du coeur et le dispositif d'affichage étant agencé pour établir un graphique d'équivaleurs de la quatrième matrice. 16. Système selon la revendication 15, caractérisé en ce que le convertisseur pour reproduire les échantillons sous la forme digitale comporte un multiplexeur à division du temps pour présenter séquentiellement les valeurs des échantillons à une entrée d'un convertisseur analogique digital. 17. Système selon l'une des revendications 15 et 16, caractérisé en ce que l'appareil pour engendrer et pour transfor mer les matrices comporte une calculatrice rapide à fonction unique pour les transformées de Fourier. 18. Système selorxl'une des revendications 15 à 17, caractérisé en ce que le dispositif d'affichage pour présenter un graphique d'équivaleur de la quatrième matrice comprend un appareil traceur à microfilm à commande digitale.