FR 2890846 A1 20070323 FR 0509475 A 20050916 SYSTEME D'ACQUISITION ET DE TRAITEMENT DE DONNEES ELECTROCARDIOGRAPHIQUES L'invention concerne un système d'acquisition et de traitement de données électrocardiographiques. Elle se rapporte au domaine des instruments de mesure utilisés en électrocardiographie, notamment dans une application médicale, sportive ou autre. Dans le premier exemple d'application, l'électrocardiographie permet à un praticien (cardiologue) de disposer d'éléments d'information pour prononcer un diagnostic médical. Dans le second exemple d'application, elle permet à un sportif, par exemple un coureur à pied ou un coureur cycliste, de doser son effort en fonction du comportement et des réactions de son muscle cardiaque. En électrocardiographie, on génère un signal électrique représentatif des battements cardiaques, ci-après signal ECG, qui est un signal sensiblement périodique (aux variations du rythme cardiaque près). Chaque période correspond à un battement cardiaque respectif. Ce signal électrique constitue une mesure des forces électromotrices générée par l'activité du muscle cardiaque (myocarde). La représentation graphique de ces forces électromotrices a été normalisée par une convention internationale sous la forme d'un électrocardiogramme enregistré à l'aide de dix électrodes placées à la surface du corps d'un individu. En fait, douze signaux électriques correspondant respectivement à douze dérivations obtenues à partir de ces électrodes constituent cet électrocardiogramme. Ces dérivations sont dénommées respectivement Dl, D2, D3, aVR, aVL, aVF, V1, V2, V3, V4, V5 et V6. Six dérivations sont dites unipolaires car elles sont obtenues à l'aide d'une unique électrode en plus de l'électrode mesurant le potentiel de la terre (cette dernière étant disposée sur la cheville de l'individu) : il s'agit des dérivations VI à V6. Six autres dérivations sont bipolaires, comme étant obtenues à l'aide de deux électrodes en plus de l'électrode mesurant le potentiel de terre: il s'agit des dérivations Dl à D3, aVR, aVL, et aVF. Les échelles de représentation sur l'axe des abscisses et sur l'axe des ordonnées échelles de représentation sur l'axe des abscisses et sur l'axe des ordonnées sont également normalisées. Ainsi, sur l'axe des abscisses, 2,5 cm (centimètres) représente 1 s (seconde). De même, sur l'axe des ordonnées, 1 cm représente 1 mv (millivolts). L'électrocardiographie fournit une grande quantité de renseignements sur l'état structurel et fonctionnel de l'appareil cardiocirculatoire d'un individu. Elle permet de diagnostiquer des affections myocardiques, mais également des atteintes anatomiques, électrophysiologiques, métaboliques, hémodynamiques, etc. Divers travaux cliniques ont permis de mettre en évidence le lien entre la variabilité de la fréquence cardiaque ou VFC ("Hearth Rate Variability", ou HRV, en anglais) et des affections du système nerveux autonome (SNA). Le SNA permet de régler la fréquence cardiaque en fonction de l'activité de l'individu (repos, sport, stress, etc.), en commandant les systèmes nerveux sympathiques et parasympathiques. Le SNA peut donc être à l'origine d'anomalies cardiovasculaires extracardiaques provoquant des arythmies ventriculaires pouvant mener à la mort subite d'origine cardiaque. Les travaux précités sont résumés par exemple dans le rapport spécial "Hearth Rate Variability. Standard of Measurement, Physiological Interpretation, and Clinical Use", Circulation, 1996; 93: 1043-1045, Task Force of the European Society of Cardiology and the North Society of Pacing and Electrophysiology. Chaque battement cardiaque se caractérise, d'une façon dominante et chronologique (dominance du noeud sinusal), par des accidents (ou ondes) du signal ECG se traduisant sur un électrocardiogramme par des pics notés, de manière normalisée, par les lettres P, Q, R, S, T et U. Parmi ces ondes, l'onde passant par les pics Q, R et S (dite onde QRS) est particulièrement significative. Un inconvénient de l'électrocardiographie traditionnelle résulte de la difficile détection des pics R et de la faible précision du calcul de l'intervalle entre deux pics R consécutifs qui en découlent. C'est pourquoi, cet intervalle n'est actuellement calculé qu'à l'aide de techniques de moyennage reposant sur les méthodes de l'analyse du domaine de temps ou du domaine de la fréquence, décrites dans le rapport spécial précité. Ces analyses sont menées à partir de données électrocardiographiques obtenues à long terme (sur une période d'observation de 24 h) à l'aide d'un dispositif appelé "holter". Elles fournissent des indications sur l'activité du système nerveux sympathique et du système nerveux parasympathique, mais ces indications ne rendent pas directement compte de l'activité du SNA. En outre, elles sont complexes et nécessitent des capacités de calcul importantes. L'invention vise à remédier aux inconvénients précités de l'état de la technique en permettant l'acquisition et le traitement de données électrocardiographiques de manière à rendre compte de l'activité du SNA. Ce but est atteint, conformément à l'invention, grâce à un système d'acquisition et de traitement de données électrocardiographiques comprenant: - une unité d'acquisition de données électrocardiographiques comprenant des valeurs numériques d'échantillons d'un signal électrique représentatif des battements cardiaques ainsi qu'une valeur numérique indicative de la détection de l'onde QRS d'un battement déterminé ; et, une unité de traitement comprenant des moyens pour calculer, à partir desdites données électrocardiographiques, battement par battement, une première valeur de sortie correspondant à l'intervalle entre les pics R respectifs de l'onde QRS du battement et de l'onde QRS du battement précédent. L'invention permet donc de mesurer, battement par battement, l'intervalle entre deux pics R consécutifs d'un signal ECG, et permet donc de rendre compte de la VFC via l'intervalle R-R. On obtient ainsi des indications sur l'activité du SNA. Le signal ECG peut être un signal bipolaire ou un signal unipolaire. Dans un mode de réalisation préféré, l'unité de traitement comprend en outre des moyens pour calculer, à partir desdites données électrocardiographiques, battement par battement, une deuxième valeur de sortie et/ou une troisième valeur de sortie correspondant respectivement à l'amplitude du pic R et à l'amplitude du pic S de l'onde QRS du battement. Ces amplitudes sont mesurées à partir du potentiel de terre qui détermine une ligne isoélectrique représentée par la phase diastolique du signal ECG. En permettant la production de ces valeurs de sortie, l'invention procure une meilleure exploitation des données électrocardiographiques et un meilleur diagnostic des pathologies extracardiaques résultant notamment de l'activité du SNA. D'autres caractéristiques et avantages de la présente invention apparaîtront encore à la lecture de la description qui va suivre. Celleci est purement illustrative et doit être lue en regard des dessins annexés, sur lesquels on a représenté : - à la figure 1: le graphe d'un signal ECG; - à la figure 2: un graphe montrant l'allure d'un signal ECG pour un battement cardiaque déterminé ; - à la figure 3: le schéma d'un système selon l'invention; - à la figure 4: le schéma d'une unité d'acquisition selon l'invention; - à la figure 5: le schéma d'un filtre à capacités commutées utilisées dans une unité d'acquisition selon l'invention; - à la figure 6: le schéma de la structure de trame d'un signal émis par unité d'acquisition vers l'unité de traitement d'un système selon l'invention. Le graphe de la figure 1 est la représentation graphique d'un signal ECG. L'axe des abscisses et l'axe des temps, sur lequel 2,5 cm représente 1 s. L'axe des ordonnées indique l'amplitude du signal ECG exprimé en volts, sur lequel 1 cm correspond à 1 v. Le signal ECG est sensiblement périodique (on peut dire pseudo-périodique) , aux variations du rythme cardiaque près. Il peut ainsi être découpé en périodes correspondants à des battements cardiaques respectifs. Dans la suite, les termes "successif", "suivant" et "précédent" utilisés en relation avec les termes "battements cardiaques", doivent être interprétés en référence à la succession des battements cardiaques d'un individu, et donc en référence à la succession des pseudo-périodes du signal ECG. A chaque battement cardiaque correspondent des ondes du signal ECG se traduisant par des pics, et notamment un pic R par battement. A la figure 1, les références 11 et 12 désignent les pics R de deux battements respectifs successifs. L'intervalle entre les pics R 11 et 12 est noté ARR. La ligne isoélectrique à laquelle il sera fait référence dans la suite correspond à un électrocardiogramme plat, c'est à dire à un signal ECG en l'absence d'activité cardiaque (phase diastolique). L'amplitude du signal ECG correspond alors au potentiel de la terre. Dit autrement, l'amplitude du signal ECG correspond, en présence de contractions (phase systolique), à la mesure d'un potentiel électrique, positif ou négatif, par rapport au potentiel de la terre. Le graphe de la figure 2 représente l'allure d'un signal ECG pour un battement cardiaque déterminé. Comme précédemment indiqué, le signal ECG présente des accidents, qui sont appelés ondes en électrocardiographie, et qui se traduisent par des pics. De manière normalisée, les pics successifs sont référencés P, Q, R, S, T et U. Parmi ces ondes, l'une d'elles est particulière puisqu'elle implique l'amplitude maximale et occasionne des valeurs négatives du signal ECG: il s'agit de l'onde passant par les pics Q, R et S, appelée communément onde QRS. La forme exacte du signal ECG pour un battement cardiaque déterminé dépend bien entendu d'un grand nombre de facteurs physiologiques, rythmologiques, et/ou pathologiques. On notera toutefois que, de manière constante, l'amplitude du signal ECG décroît régulièrement et brutalement entre les pics R et S de l'onde QRS. A la figure 3, on a représenté le schéma d'un système selon l'invention. Le système comprend tout d'abord une unité 31 d'acquisition de données électrocardiographiques. Ces données comprennent des valeurs numériques d'échantillons d'un signal ECG ainsi qu'une valeur numérique indicative de la détection de l'onde QRS d'un battement déterminé. Cette unité d'acquisition sera détaillée plus loin en regard de la figure 4. Le système comprend en outre une unité de traitement 32. L'unité de traitement peut se présenter sous la forme d'un ordinateur à usage général. Elle comprend par exemple un module de traitement 34 tel qu'un microprocesseur associé à des moyens mémoires. Ce module de traitement 34 communique avec des modules d'interface par l'intermédiaire d'un bus de données 30 tel qu'un bus USB (de l'anglais "Universal Serial Bus"). Ces modules d'interface sont par exemple un modem 35 pour la connexion de l'unité de traitement 32 à un serveur de données 25 via un réseau de télécommunications 24 tel que l'Internet; un contrôleur d'imprimante 36 réalisant l'interface avec une imprimante 26; un contrôleur d'écran 37 réalisant l'interface avec un écran 27; un contrôleur de souris 38 réalisant l'interface avec une souris d'ordinateur 28; et enfin un contrôleur de clavier 39 réalisant l'interface avec un clavier 29. L'imprimante 26, l'écran 27, la souris d'ordinateur 28, et le clavier 29 sont des organes périphériques de l'unité de traitement 32. D'un point de vue fonctionnel, ils sont donc partie intégrante de l'unité de traitement 32. L'unité d'acquisition 31 et l'unité de traitement 32 sont reliées par une liaison 33, préférentiellement de type série. Il peut s'agir d'une liaison filaire. Dans un exemple de réalisation préféré, cette liaison est toutefois une liaison sans fils, fonctionnant selon un protocole de transmission série déterminé. Il s'agit de préférence d'une liaison RF, c'est à dire par onde porteuse radiofréquence. Ainsi, l'unité d'acquisition 31 peut être portée par un individu et l'unité de traitement 32 peut être fixe, de manière que l'individu conserve une certaine autonomie de déplacement. L'unité d'acquisition 31 va maintenant être décrite en regard du schéma de la figure 4. L'unité 31 comprend un microcontrôleur 40 dans lequel s'exécute un programme de pilotage. Elle comprend en outre une première voie d'acquisition de données électrocardiographiques reliée à une entrée 41 du microcontrôleur 40. Ces données sont constituées par des valeurs numériques d'échantillons d'un signal ECG. L'unité 31 comprend en outre une seconde voie d'acquisition de données électrocardiographiques reliée à une seconde entrée 42 du microcontrôleur 40. Ces données sont constituées par une valeur numérique indicative de la détection de l'onde QRS d'un battement cardiaque déterminé. La première et la seconde voie d'acquisition comprennent tout d'abord un amplificateur d'instrumentation 43, de gain G1. L'amplificateur 43 peut être un amplificateur différentiel ou non. Dans le premier cas (seul représenté à la figure 4), il comporte deux entrées différentielles pour l'acquisition d'un signal ECG en mode bipolaire. Dans le second cas, il ne comporte qu'une seule entrée pour l'acquisition d'un signal ECG en mode unipolaire. En fonctionnement, cette entrée ou ces entrées sont reliées à des électrodes appliquées sur le corps d'un individu. La première et la seconde voie d'acquisition comprennent en outre un filtre passe-bas 44, disposé en aval de l'amplificateur 43. II s'agit par exemple d'un filtre passe-bas d'ordre 2 à réponse de Butterworth, dont la fréquence de coupure est égale à 125 Hz (Hertz). On peut en outre insérer un filtre passe-haut du premier ordre, dont la fréquence de coupure est égale à 0,05 Hz, permettant de filtrer la composante continue dans les modes unipolaire ou bipolaire. La première et la seconde voie comprennent en outre, disposé en aval du filtre 44, un amplificateur de gain G2. Il s'agit par exemple d'un amplificateur opérationnel. Dans un mode de réalisation préféré, la première et la seconde voie d'acquisition comprennent encore, disposé en aval de l'amplificateur 45, un filtre coupe-bande en peigne 46. Il s'agit d'un filtre réjecteur des harmoniques à la fréquence du courant de secteur et aux fréquences multiples de cette fréquence. La fréquence de secteur est égale à 60 Hz ou à 50 Hz selon les pays. L'environnement dans lequel fonctionne l'unité d'acquisition 31 étant en effet occupé par nombre d'appareils électriques alimentés par le courant secteur, cet environnement est "pollué" par des signaux parasites à la fréquence du courant de secteur et aux fréquences multiples de celle-ci. Le filtre 46 permet avantageusement de filtrer les harmoniques du signal ECG à ces fréquences, afin d'éliminer l'effet de ces perturbations électromagnétiques. Dans un exemple de réalisation préféré, il s'agit d'un filtre à capacités commutées, qui sera décrit en détail ci-dessous en regard de la figure 5. Dans ce cas, on peut en outre insérer un filtre passe-bas 47 en aval du filtre 46. Le filtre 47 est par exemple un filtre passe-bas d'ordre 6 à réponse de Butterworth, dont la fréquence de coupure est égale à 125 Hz. Il permet de lisser le signal aux bornes des capacités du filtre 46, c'est à dire le signal de sortie de ce filtre. On notera que le gain de la première et la seconde voie d'acquisition de données est déterminé par la valeur du gain G1 de l'amplificateur d'instrumentation 43 et par celle du gain G2 de l'amplificateur opérationnel 45. La première voie d'acquisition comporte en outre, disposé en aval des éléments 43 à 47, un convertisseur analogique/numérique 49, qui peut être précédé d'un amplificateur suiveur 48 (dont le gain G est égal à l'unité). La sortie du convertisseur 49 est reliée à l'entrée 41 du microcontrôleur 40 pour y délivrer des valeurs numériques d'échantillons du signal ECG. La fréquence d'échantillonnage Fe du convertisseur 49, est fournie à ce dernier par le microcontrôleur 40. Sa valeur est déterminée de manière à respecter la condition de Shannon, en tenant compte également du débit binaire de la liaison 33 entre l'unité d'acquisition 31 et l'unité de traitement 32. Dans un exemple, la valeur de la fréquence Fe est égale à 800 Hz. Dans une variante du mode de réalisation représenté à la figure 4, le convertisseur 49 peut bien entendu être intégré au microcontrôleur 40, l'entrée 41 étant alors une entrée analogique au lieu d'une entrée numérique. La seconde voie d'acquisition comprend quant à elle, disposés en aval des éléments 43 à 47, les éléments suivants. D'une part un circuit redresseur double alternance 50 permettant de s'affranchir de la polarité du signal ECG (cette polarité étant fonction de la connexion des électrodes sur les entrées de l'amplificateur d'instrumentation 43). D'autre part un filtre passe-bande 51, disposé en aval du circuit redresseur 50, dont la fréquence centrale est fixée à 40 Hz. Ce filtre est par exemple obtenu à partir d'un filtre passe-bas et d'un filtre passe-haut du deuxième ordre, de même fréquence de coupure égale à 40 Hz. De préférence, le gain du filtre passe-bas et celui du filtre passe-haut sont indépendants, afin de pouvoir régler la sélectivité du filtre passe-bande résultant de leur combinaison. Le filtre passe-bande 51 à pour fonction de détecter le front montant du pic R de l'onde QRS respective des battements cardiaques. Le signal en sortie du filtre passe-bande 51 est ainsi transmis sur l'entrée 42 du microcontrôleur 40, via un amplificateur 52 de gain G3. L'entrée 42 est une entrée "triggerisée" qui prend la valeur binaire "0" en dessous d'un certain seuil de tension et la valeur binaire "1" au- dessus de ce seuil. La sensibilité de la seconde voie d'acquisition est réglée en réglant le gain G3 de l'amplificateur 52. La valeur binaire sur l'entrée 42 du microcontrôleur 40 est indicative de la détection de l'onde QRS d'un battement déterminé. L'unité d'acquisition 31 peut être alimentée par le courant du secteur. Toutefois, dans un mode de réalisation préféré, elle est alimentée par une batterie 53 tel qu'une pile ou analogue. De cette manière, l'unité d'acquisition 31 peut être portée par un individu en permettant à celuici de conserver son autonomie de mouvement. Dans un exemple, l'unité d'acquisition 31 est alimentée à partir d'une tension d'alimentation positive de + 5 V et d'une tension d'alimentation négative de - 5 V. La tension d'alimentation positive est obtenue à partie de la tension délivrée par la batterie 53, au moyen d'un circuit régulateur de tension 54. La tension d'alimentation négative est obtenue à partir de la tension d'alimentation positive, au moyen d'un circuit inverseur de tension 55. La tension délivrée par la batterie 53 peut avantageusement être fournie sur une entrée 43 du microcontrôleur 40 de manière à surveiller la charge restante de la batterie 53. L'unité d'acquisition 31 comprend enfin un circuit d'émission 57 connecté à une sortie 58 du microcontrôleur 40, pour l'émission sur la liaison série 33 des données électrocardiographiques acquises. Dans le cas où la liaison 33 est une liaison RF, le circuit d'émission 57 est un émetteur RF connecté à une antenne d'émission 59. A la figure 5, on a représenté le schéma détaillé d'un filtre à capacités commutées constituant, dans un mode de réalisation préféré, le filtre réjecteur 46 de l'unité d'acquisition 31. Un tel filtre comprend, connectées en parallèle entre une entrée 71 et une sortie 72, n capacités respectivement Cl à Cn chacune connectée en série avec un interrupteur respectivement Il à ln, où n est un nombre entier strictement supérieur à l'unité. Il comprend en outre une résistance R connectée entre la sortie 72 et le potentiel de terre. Tous les condensateurs ont la même valeur C. Les interrupteurs sont fermés l'un après l'autre, au cours d'une période de temps T, telle que T- 1 Fo où Fo est une fréquence déterminée fournie par le microcontrôleur 40. A chaque période de temps T, un seul li des n interrupteurs est fermé. En fixant la valeur de Fo à 800 Hz et la valeur de n à 16, on obtient un filtre réjecteur des harmoniques correspondants à la fréquence valant 50 Hz et de toutes les fréquences multiples de cette dernière. De même, en fixant la valeur de Fo à 960 Hz et la valeur de n à 16, on obtient un filtre réjecteur des harmoniques à la fréquence 60 Hz et à toutes les fréquences multiples de cette dernière. Le taux d'atténuation est déterminé par le temps de fermeture de chaque interrupteur (rapport cyclique). La sélectivité du filtre est déterminée par la constante de temps RC. La largeur B de la bande atténuée à - 3 dB est donnée par la relation: B- 1 II.n.R.C. pour n = 16, R = 1 MQ (mégaohms) et C = 22 nF (nanofarads), la largeur B de la bande atténuée à - 3 dB est ainsi égale à 1 Hz. En appliquant un rapport cyclique égal à 0,5 pour la fermeture des interrupteurs I1 à ln, on obtient un taux de réjection sensiblement égal à 50 dB. De retour au schéma de la figure 3, l'unité de traitement 32 comprend un module de réception 321 pour recevoir des données numériques en provenance de l'unité d'acquisition 31, par l'intermédiaire de la liaison 33. Dans le cas où la liaison 33 est une liaison RF, le module 321 est un récepteur RF connecté à une antenne de réception 47. Les données reçues comprennent les valeurs numériques des échantillons du signal ECG ainsi que la valeur numérique indicative de la détection de l'onde QRS d'un battement déterminé. A la figure 3, les valeurs numériques des échantillons du signal ECG portent la référence Si, où l'indice i se réfère à la suite des échantillons du signal ECG. L'unité de traitement 31 comprend en outre un module 342 de détection de sommet et un module 344 de calcul de l'intervalle entre les pics R respectifs de l'onde QRS d'un battement déterminé et de l'onde QRS du battement précédent. La valeur de cet intervalle, délivrée par le module 344, est notée R-Rj sur la figure 3, où l'indice j se réfère à la suite des battements cardiaques dans le signal ECG. Le module 342 de détection de sommet est activé par un signal de commande CTRL1, qui est délivré par le module de réception 321 en fonction de la valeur numérique indicative de la détection de l'onde QRS d'un battement cardiaque. Dans un exemple, le signal CTRL1 est à l'état logique haut en cas de détection de l'onde QRS d'un battement déterminé, et il est à l'état logique bas dans le cas contraire. Dit autrement, le module 342 de détection de sommet est activé par la valeur numérique indicative de la détection de l'onde QRS d'un battement déterminé. Il fonctionne par comparaison de chaque valeur numérique d'un échantillon du signal ECG avec la valeur antérieurement reçue. Lorsque le module de la valeur courante est inférieur au module de la valeur antérieurement reçue, c'est que le sommet a été atteint. Le module de calcul 344 est quant à lui activé par un signal de commande CTRL2, qui est délivré par le module 342 de détection de sommet. Dans un exemple, le signal CTRL2 est à l'état logique haut en cas de détection de sommet, et à l'état logique bas dans le cas contraire. Dans un mode de réalisation particulier, le module 342 de détection de sommet comprend non seulement des moyens pour détecter le sommet du pic R mais également des moyens pour détecter le sommet du pic S de l'onde QRS d'un battement cardiaque déterminé. Dans ce cas, le module de calcul 344 délivre non seulement la valeur Rj de l'amplitude du pic R mais également où alternativement la valeur Sj de l'amplitude du pic S de l'onde QRS dudit battement. Sur le schéma de la figure 3, ces valeurs sont respectivement notées Rj et Sj, où l'indice j se réfère à la suite des battements cardiaques. On sait que le pic S correspond au sommet concave qui vient immédiatement après le sommet convexe du pic R. Par conséquent, sa détection est aisée. Dans un mode de réalisation préféré, l'unité de traitement 31 comprend en outre un module 343 de filtrage des valeurs numériques Si. Le module 343 délivre des valeurs S'i correspondant aux valeurs Si filtrées. Il s'agit d'un filtrage par triangulation, c'est à dire consistant à remplacer chaque valeur Si par la moyenne S'i de la valeur Si+1 et de la valeur Si1. Ce module de filtrage 343 permet d'éliminer l'effet des perturbations électromagnétiques sur le signal ECG. Le module de filtrage 343 reçoit en entrée les valeurs Si qui lui sont fournies par le module de réception 321, et délivre en sortie les valeurs S'i qui sont transmises au module 342 de détection de sommet et en outre au module de calcul 344. Le module de filtrage 343 n'est cependant pas obligatoire. Dans le cas où il est absent, les valeurs numériques Si délivrées par le module de réception 321 sont directement transmises au module de détection de sommet 342 et en outre au module de calcul 344. Les modules 342, 343 et 344 sont par exemple mis en oeuvre sous la forme de logiciels stockés dans une mémoire permanente du module de 30 traitement 34 et exécuté par le microprocesseur de ce module 34. Les valeurs R-Rj, Rj et Sj peuvent être transmises par l'intermédiaire du bus 30 au contrôleur 36 et/ou au contrôleur 37, de manière à être restituées sous forme visible par un utilisateur, respectivement par impression sur du papier à l'aide de l'imprimante 26 et/ou par affichage sur l'écran 27. Ces valeurs peuvent en outre être transmises par l'intermédiaire du bus de données 30 au modem 35, pour être transmises au serveur de données 25 par l'intermédiaire du réseau de télécommunication 24. Le serveur de données 25 constitue alors une base de données distante constituant une source d'informations sur l'activité cardiaque de l'individu, qui peut ultérieurement être consultée de manière à formuler un diagnostic sur d'éventuelles pathologies du système cardiovasculaire et/ou du SNA de l'individu, et/ou à formuler à ce dernier des recommandations sur son activité physique. Le schéma de la figure 6 illustre la structure de trame d'un protocole de transmission série utilisé sur la liaison 33 entre l'unité d'acquisition 31 et l'unité de traitement 32. Outre des bits de service comprenant notamment un bit de démarrage 61, un bit de fin 62 et un bit de contrôle de parité 63, la trame comprend un mot d'en-tête 64 et un mot de données 65. La valeur numérique indicative de la détection de l'onde QRS d'un battement déterminé est codée dans le mot d'en-tête 64. De plus, la valeur numérique d'un échantillon du signal ECG est codée dans le mot de données 65. Dans un exemple, le mot d'en-tête 64 est codé sur 1 octet et le mot de données 65 est codé sur 3 octets. Les valeurs numériques en sortie du convertisseur analogique/numérique 49 de l'unité d'acquisition 31 (figure 4) étant codé sur 12 bits, un mot de données 65 convient pour le codage d'une telle valeur numérique avec un transcodage de rendement 1/2. Dans un exemple, le débit binaire sur la liaison 33 est égal à 38 400 bps (bits par seconde). Dans un mode de réalisation particulièrement avantageux, la valeur indicative de la détection de l'onde QRS d'un battement déterminé prend une première ou une seconde valeur binaire déterminée, respectivement en cas de détection ou non de l'onde QRS d'un battement, ces première et seconde valeurs binaires déterminées ayant un codage binaire présentantune alternance de valeurs binaires "1" et "0". De cette manière, le mot d'en-tête 64 permet la mise en oeuvre d'un algorithme de récupération de rythme dans le module de réception 321 de l'unité d'acquisition 32. Dans un exemple, ladite première valeur binaire est égale à 01010101 (soit 55h en codage hexadécimal) et la seconde valeur binaire déterminée est égale à 10101010 (soit AAh en codage hexadécimal), ou vice et versa. REVENDICATIONS 1. Système d'acquisition et de traitement de données électrocardiographiques, comprenant: - une unité (31) d'acquisition de données électrocardiographiques comprenant des valeurs numériques (Si) d'échantillons d'un signal électrique représentatif des battements cardiaques ainsi qu'une valeur numérique indicative de la détection de l'onde QRS d'un battement déterminé ; et, - une unité de traitement (32) comprenant des moyens (342, 344) pour calculer, à partir desdites données électrocardiographiques, battement par battement, une première valeur de sortie (R-Rj) correspondant à l'intervalle entre les pics R respectifs de l'onde QRS du battement et de l'onde QRS du battement précédent. 2. Système selon la revendication 1 dans lequel l'unité de traitement comprend en outre des moyens (342, 344) pour calculer, à partir desdites données électrocardiographiques, battement par battement, une deuxième valeur de sortie (Rj) et/ou une troisième valeur de sortie (Sj) correspondant respectivement à l'amplitude du pic R et à l'amplitude du pic S de l'onde QRS du battement. 3. Système selon l'une quelconque des revendications 1 ou 2, comprenant en outre des moyens de restitution (26, 27), sous forme visible par un utilisateur, de la première valeur de sortie, de la seconde valeur de sortie et/ou de la troisième valeur de sortie. 4. Système selon l'une quelconque des revendications précédentes, comprenant en outre un serveur de données (25) et des moyens de télécommunication (34, 35) pour transmettre la première valeur de sortie (R- Rj), la deuxième valeur de sortie (Rj) et/ou la troisième valeur de sortie (Sj) vers le serveur de données (25). 5. Système selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel l'unité d'acquisition (31) et l'unité de traitement (32) sont reliées par une liaison de type série déterminée (33). 6. Système selon la revendication 5 dans lequel la liaison (33) est une liaison sans fils fonctionnant selon un protocole de transmission série déterminé. 7. Système selon la revendication 6, dans lequel le protocole de transmission fonctionne selon une structure de trame comprenant un mot d'en-tête (64) et au moins un mot de données (65), la valeur numérique indicative de la détection de l'onde QRS d'un battement déterminé étant codée dans le mot d'en-tête (64) et une valeur numérique (Si) d'un échantillon du signal électrocardiographique étant codée dans le mot de données (65). 8. Système selon la revendication 7, dans lequel la valeur indicative de la détection de l'onde QRS d'un battement déterminé prend une première ou une seconde valeur binaire déterminée, respectivement en cas de détection ou non de l'onde QRS d'un battement déterminé, lesdites première et seconde valeurs binaires ayant un codage binaire présentant une alternance de valeurs binaires "1" et "0". 9. Unité d'acquisition de données électrocardiographiques destinée à être utilisée dans un système selon l'une quelconque des revendications 1 à 8, comprenant: - des moyens (43-47) d'acquisition d'un signal électrique 20 représentatif des battements cardiaques; - des moyens (48-49) de production de valeurs numériques (Si) d'échantillons dudit signal électrique; et, - des moyens (50-52, 43) de production d'une valeur numérique indicative de la détection de l'onde QRS d'un battement déterminé. 10. Unité d'acquisition selon la revendication 9, dans laquelle les moyens d'acquisition comprennent un filtre (46) réjecteur des harmoniques à la fréquence du courant de secteur et aux fréquences multiples de cette fréquence. 11. Unité d'acquisition selon la revendication 10, dans laquelle le 30 filtre réjecteur (46) est un filtre à capacités commutées. 12. Unité d'acquisition selon l'une quelconque des revendications 9 à 11, destinée à être utilisée en particulier dans un système selon l'une quelconque des revendications 5 à 8 comprenant en outre des moyens (57,59) d'émission desdites valeurs numériques, selon un protocole série déterminé, sur la liaison de type série déterminée (33). 13. Unité de traitement de données électrocardiographiques destinée à être utilisée dans un système selon l'une quelconque des revendications 1 à 8, comprenant: - un module de détection de sommet (342), activé par la valeur numérique indicative de la détection de l'onde QRS d'un battement déterminé, et comprenant des moyens pour détecter le sommet du pic R de l'onde QRS dudit battement déterminé à partir des valeurs numériques (Si) des échantillons du signal électrique représentatif des battements cardiaques; - un module de calcul (344) délivrant la valeur (R-Rj) de l'intervalle entre les pics R respectifs de l'onde QRS dudit battement déterminé et de l'onde QRS du battement précédent. 14. Unité de traitement selon la revendication 13, dans laquelle le module de détection de sommet (342) comprend en outre des moyens pour détecter le pic S de l'onde QRS dudit battement déterminé. 15. Unité de traitement selon l'une quelconque des revendications 13 ou 14, dans laquelle le module de calcul (344) délivre en outre la valeur (Rj) de l'amplitude du pic R et/ou la valeur (Sj) de l'amplitude du pic S de l'onde QRS dudit battement déterminé. 16. Unité de traitement selon l'une quelconque des revendications 13 à 15, comprenant en outre un module de filtrage par triangulation (343), permettant d'éliminer l'effet des perturbations électromagnétiques sur le signal électrique représentatif des battements cardiaques, recevant en entrée les valeurs numériques (Si) des échantillons de ce signal et délivrant en sortie des valeurs numériques filtrées (S'i) qui sont transmises au module de détection de sommet (342) et/ou au module de calcul (344). 17. Unité de traitement selon l'une quelconque des revendications 13 à 16, destinée à être utilisée en particulier dans un système selon l'une quelconque des revendications 5 à 8, comprenant en outre des moyens de réception (47, 321) pour recevoir lesdites valeurs numériques, selon un protocole déterminé, par l'intermédiaire de ladite liaison de type série déterminée (33).