La présente invention se rapporte aux techniques médicales, plus précisément aux dispositifs pour l'isolement des R-dents d'un électrocardiogramme (EGC), et peut être utilisée dans des dispositifs dont le fonctionnement exige une information concernant les caractéristiques temporelles de l'activité cardiaque, y compris les dispositifs employés pour soumettre le système cardio-vasculaire à des actions cardiosynchronisés de traitement et de diagnostic, les dispositifs destinés à l'observation de l'état d'un malade, les dispositifs de diagnostic pour l'analyse automatique d'un électrocardiogramme, d'un phono-cardiogramme et d'autres signaux physiologiques. Oh connaît un dispositif pour l'isolement des R-dents d'un ECG comprenant en série un filtre à bande, un détecteur d'amplitude dont la tension de sortie est proportionnelle à la valeur moyenne de l'amplitude des cardio-impulsions, un comparateur dont une seconde entrée est raccordée à la sortie du filtre et un sélecteur de temps constitué par un univibrateur. On sait qu'un signal ECG peut contenir des complexes QRS extrasystoliques dont l'amplitude dépasse notablement celle des complexes QRS nomotopes. En plus, il peut se produire des perturbations d'origine non cardiaque surgissant pendant le branchement ou la commutation des électrodes électrocardiographiques, des perturbations miographiques ou des perturbations dues à des variations de potentiels des électrodes par suite de mouvements brusques du patient, etc.L'action des complexes QRS extrasystoliques d'amplitude élevée ou des perturbations de grande amplitude d'origine non cardiaque entrain, à la sortie du détecteur d'amplitude du dispositif connu, un accroissement de tension considérable, d'où l'impossibilité d'isoler toute une série de R-dents nomotopes d'amplitude normale, ce qui réduit l'efficacité des méthodes de traitement cardiosynchronisées, provoque l'apparition de faux signaux d'alarme dans des systèmes d'observation, augmente le temps exigé pour le traitement des signaux et la probabilité d'erreurs dans les systèmes de diagnostic automatiques. Le but de l'invention est de modifier le circuit du dispositif connu pour l'isolement des R-dents d'un ECG, de manière à éviter la possibilité de pertes d'informations au cas où l'ECG comprendrait des impulsions unitaires, d'amplitude élevée. Ce problème est résolu grtce à un dispositif pour l'isolement des R-dents d'un ECCt du type comprenant en série un filtre à bande, un détecteur d'amplitude, un comparateur dont une seconde entrée est reliée à la sortie du filtre et un sélecteur temporel, caractérisé, selon l'invention, en ce qu'il comporte un écrêteur d'amplitude à niveau d'écrêtage réglable et un amplificateur, ltécrêteur d'amplitude ayant son entrée branchée sur la sortie du fultre, et sa sortie, sur l'entrée du détecteur d'amplitude, son entrée de réglage du niveau d'derêtage étant branchée sur la sortie du détecteur d'amplitude par l'intermédiaire de l'amplificateur. Il est avantageux d'utiliser, dans le dispositif d'isolement des R-dents de 1'ECG, un relais temporisé, dont l'entrée est branchée sur la sortie du sélecteur temporel, et sa sortie, sur la sortie du détecteur d'amplitude par l'intermédiaire d'une diode. Un avantage du dispositif proposé réside dans l'absence de pertes d'informations lorsque 1'ECG comporte des impulsions unitaires d'amplitude élevée, car toutes les R-dents qui suivent les impulsions unitaires d'amplitude élevée peuvent être isolées. Lorsqu'un ECG comporte des groupes d'extrasystoles ou bien des bruits de grande amplitude, le temps pendant lequel les R-dents ne sont pas isolables, est, dans le dispositif proposé, notablement réduit, ce qui permet d'améliorer l'efficacité des actions de traitement cardiosynchronîsées, telles que, par exemple, une perfusion auxiliaire, une contrepulsation extérieure, etc; de réduire le nombre de faux signaux l'alarme dans les systèmes de contrôle, ainsi que le temps exigé pour le traitement des signaux, et permet de diminuer la probabilité d'erreurs dans les systèmes de diagnostic automatiques, etc; L'invention va être expliquée ci-dessous par une description d'exemples de réalisation concrets mais non limitatifs, en se référant aux dessins annexés, sur lesquels : - la figure 1 est un schéma synoptique du dispositif proposé pour l'isolement des R-dents d'un ECG, selon l'invention; - la figure 2 est un schéma synoptique d'une variate de réalisation du dispositif pour l'isolement des R-dents d'un ECG, selon l'invention - les figures 3a, b, c, d, e, représentent, d'une façon conventionnelle, les épures des tensions en différents points du dispositif d'isolement des R-dents d'un ECG, selon l'invention. Le dispositif d'isolement des R-dents de l'ECG, dont le schéma synoptique est donné sur la figure 1, comprend un filtre à blende 1 branché par sa sortie sur l'entrée d'un redresseur 2 à deux alternances, qui à son tour est branché sur l'entrée d'un écrêteur d'amplitude 3 à niveau d'écrêtage réglable. L'écrêter d'amplitude 3 est branché sur l'entrée d'un détecteur d'amplitude 4 dont la sortie est reliée, par l'intermédiaire d'un amplificateur 5 et d'un potentiomètre 6, à l'une des entrées d'un comparateur 7 la seconde entrée du comparateur 7 est reliée à la sortie du redresseur 2 à deux alternances. Ta sortie du comparateur 7 est reliée à l'entrée d'un sélecteur temporel constitué d'un univibrateur 8. Le signal de la sortie de l'amplificateur 5 est appliqué à l'entrée de réglage de niveau de ltécr8teur d'amplitude réglable 3. A la différence du mode de réalisation du dispositif de la figure 1, celui de la figure 2 comporte un générateur 9 de tension en dent de scie, branché par son entrée sur la sortie de l'univibrateur 8, et un discriminateur de tension 10 dont l'entrée est reliée à la sortie du générateur 9 de tension en dents de scie, et dont la sortie, par l'intermédiaire d'une diode 1t, est reliée à la sortie du détecteur d'amplitude 4. Le générateur 9 de tension en dents de scie et le discriminateur de tension 10 forment un relais temporisé. Le filtre à bande 1 (figures i et 2) sert à améliorer le rapport signal/bruit et sa réponse en fréquence est fonction du rapport existant entre les spectres des -dents et des bruits. Le spectre des dents de l'ECG estordinairement situé dans la gamme de O à 30-40 Hz. L'isolemerlt wes R-dents est empêché par la présence des R et T-dents d'un CG dont le spectre se situe dans la gamme de O à 10-15 Hz, par des variations de potentiels des électrodes, lesquelles produisent une dérivée de la ligne isoélectrique des lectrocardiographes et dont le spectre se trouve au-dessous r#c 2-5 Hz, par des bruits miographiques dont le spectre est au-dessus de 20-30 Hz. Dans le but d'atténuer davantage les bruits par rapport aux R-dents, la bande mjsante du filtre à bande 1 est choisie dans la plage de ie à 25 Hz. Le filtre a bande 1 est réalisé avec application d'éléments actifs, et de ce fait il effectue non seulement un filtrage, mans aussi l'amplification désirée d'un signal électrocardiographique. le redresseur 2 à deux alternances est nécessaire au fonctionnement du dispositif de séparation des dents sous l'action des impulsions surgissant à la sortie au filtre à bande 1 indépendamment de leur polarité, et ce redresseur peut être réalisé suivant n'importe quel montage connu, en appliquant des transistors bipolaires et des diodes à se#i-conductrices. En tant qu'écrêteur d'amplitude 3 on peut utiliser un écrêteur à diodes composé d'une résistance et d'une diode à semi-conducteurs, cette dernière recevant une tension de comlmande (entrée de réglage de niveau d'écrêtage). Le détecteur d'amplitude 4 est destiné à mesurer l'amplitude des cardio-impulsions. En qualité de détecteur d'amplitude, peut être utilisé un détecteur de crête connecté en série avec un circuit intégrateur RC en vue d'obtenir ensuite la moyenne de l'amplitude des R-dents. La tension de sortie de l'amplificateur 5 doit légèrement dépasser l'amplitude des impulsions à la sortie du redresseur 2 à deux alternances, celà rendant plus efficace le fonctionnement de ltécrêteur d'amplitude 3. En tenant compte de ce qu'un passage naturel par zéro de l'amplitude des R-dents nomotopes peut atteindre 20-30g, la tension à la sortie de l'amplificateur 5 est adoptée égale à 120 - 130% par rapport à l'amplitude moyenne d'une impulsion à la sortie du redresseur 2 à deux alternances. Comme amplificateur 5 on utilise un amplificateur opérationnel ayant une haute impédance sur l'entrée de non inversion, attaquée par un signal d'entrée, et dont le circuit de réaction comporte des résistances ayant les valeurs appropriées. Le potentiomètre 6 permet de régler la tension de seuil à l'entrée du comparateur 7, laquelle, afin d'assurer un fonctionnement str du dispositif, doit être supérieur à l'amplitude des bruits et est ordinairement choisie égale à 70% de l'amplitude moyenne des impulsions apparaissant à la sortie du redresseur 2 à deux alternances. En tant que circuit de comparaison 7, à la sortic duquel surgissent des impulsions lorsque la tension de sortie du redresseur 2 à deux alternances dépasse la tension de seuil, peut être utilisé un amplificateur différentiel à gain suffisamment élevé. La durée des impulsions de sortie du sélecteur de temps, constitué ici d'un univibrateur 8, est choisie égale à la valeur minimale de la durée du cycle cardiaque, égale à 250-300 ms, L'univibrateur 8 est réalisé au moyen de transistors bipolaires ou de transistors à effet de champ. Le générateur 9 de tension en dents de scie, dont l'entrée est attaquée par les impulsions issues de l'univibrateur 8, est réalisé à l'aide d'un condensateur dont la charge s'effectue à travers une résistance, et la décharge, à travers un circuit de commutation à transistor s'ouvrant sous l'action des impulsions provenant de l'univibrateur 8. Le discriminateur de tension 10 peut être réalisé au moyen d'un circuit de commutation à transistor, celui-ci passant au régime de saturation lorsque la tension à son entrée atteint une valeur prédéterminée égale à celle de la tension de fonctionnement du discriminateur 10. La vitesse de variation de la tension du générateur 9 de tension en dents de scie (vitesse de montée des dents en scie) et la tension de fonctionnement du discriminateur de tension 10 sont choisies de manière que le fonctionnement du discriminateur 10 se produise après un temps légèrement plus prolongé que la durée maximale possible du cycle cardiaque après l'isolement de la dernière dent R, soit, dans le cas considéré, après 3s. Ainsi, le générateur 9 de tension en dents de scie et le discriminateur de tension 10 constituent un relais temporisé. Les figures 3a, b, c, d, e, représentent d'une façon conventionnelle les épures simplifiées des tensions aux différents points du dispositif : 3a, signal électrocardiographique à-l'entrée du filtre à bande ; 3b, impulsions unipolaires à la sortie du redresseur 2 à deux alternances ; 3c, impulsions à la sortie de l'écrêteur d'amplitude 3 réglable (signal impulsionnel), tension de seuil à l'entrée du comparateur 7 (ligne continue), signal à l'entrée de réglage de niveau de l'écrêter d'amplitude 3 (ligne en pointillé) ; 3d, signal à la sortie du discriminateur de tension 10 ; 3e, signal à la sortie du dispositif. Le principe de fonctionnement du dispositif proposé consiste en ce qui suit. Un signal électrocardiographique prélevé au moyen des électrodes placées sur la peau d'un patient (non représentées sur les figures) est appliquée, par l'intermédiaire du filtre à bande 1 (figures 1, 2) où il subit l'amplification nécessaire et une amélioration du rapport signal/bruit, au redresseur 2 à deux alternances, transformant les impulsions bipolaires en impulsions unipolaires. Lorsque les amplitudes des R-dents varient peu avec le temps, et que le signal électrocardiographique ne contient pas de bruits d'origine non cardiaque, l'écrEteur d'amplitude 3 n'introduit pas de distorsions dans les amplitudes unipolaires qu'il reçoit de la sortie du redresseur 2 à deux alternances. Les impulsions unipolaires de la sortie de l'écrêteur d'amplitude 3 attaquent l'entrée du détecteur d'amplitude 4, dont la tension de sortie est proportionnelle à l'amplitude du signal unipolaire. De la sortie du détecteur d'amplitude 4, une tension égale à i2O-i3O# de l'amplitude des impulsions unipolaires est appliquée, par l'intermédiaire de l'amplificateur 5, à l'écrêter d'amplitude 3, tandis que de la sortie de l'amplificateur 5, la tension de seuil est appliquée à l'une des entrées du comparateur 7 à travers le potentiomètre 6. Lorsque les impulsions unipolaires de sortie du redresseur 2 à deux alternances, appliquées à la deuxième entrée du comparateur 7, dépassent la tension de seuil, à la sortie de celui-ci, apparaissent des impulsions mises en forme, qui attaquent entrée de l'univibrateur 8 qui fournit alors des impulsions de sortie d'une durée de 250-300 ms. De la sorte, l'amplitude des R-dents étant stable et les bruits d'origine non cardiaque absents, on obtient à l'entrée du comparateur 7 une tension proportionnelle à l'amplitude moyenné des R-dents, ce qui assure un isolement fiable des R-dents. On va maintenant analyser le fonctionnement du dispositif au cas où un signal électrocardiographique comprend des bruits d'origine non cardiaque ou des complexes #S extrasystoliques d'amplitude élevées Ceci est illustré par l'impulsion 3 sur l'ECG de la figure 3a, ou par le groupe de complexes #S extrasystoliques d'amplitude élevée, par exemple, 1s impulsions 6 à Il sur le méme ECG. A la sortie du redresseur 2 à deux alternances seront formées des impulsions respectives qui seront très supérieures à l'amplitude des autres impulsions (figure 3b, impulsion 3, 6 à il). La figure 3c représente des impulsions à la sortie de l'écarteur d'amplitude 3, la courbe en pointillé montrant la variation de la tension à la sortie de l'amplificateur 5 (niveau d'écrêtage), et la courbe en ligne continue illustrant la tension à l'entrée du comparateur 7. L'analyse de la figure 3c montre que pour n'importe quelle grande amplitude des impulsions unitaires, celle des impulsions excitant l'entrée du détecteur d'amplitude 4 ne sera, vu la présence de l'écrêteur 3, supérieure à 120-130 de l'amplitude moyenne des R-dents, et que par conséquent l'accroissement de la tension à la sortie du détecteur d'amplitude 4 sera insignifiante et la suppression de l'isolement des R-dents qui suivent ne se produira pas. Lorsqu'un gruge suffisamment grand Je complexes sRS extrasystoliques d'amplitude élevée (impulsions 6 à Il de la figure 3a) attaque l'entrée au dispositif de la figure 1, malgré la présence de l'écrêteur d'amplitude de tension 3, le signal apparaissant à la sortie du détecteur d'amplitude 4 augmente à un tel point que la tension de seuil se trouve entre supérieure à l'amplitude des impulsions unipolaires 8suivantes, et, de m8me que dans le dispositif connu, aucune impulsion de sortie ne se forme. Dans ce cas, il est préférable d'employer la variante de dispositif représentée sur la figure 2, qui comprend en outre un générateur 9 de tension en dents de scie, un discriminateur de tension WO et une diode 11. Lorsque l'entrée de ce dispositif ne reçoit que des impulsions unitaires et que toutes les R-dents sont isolées, la durée des impulsions de sortie ne dépasse pas 3s, la tension à la sortie du générateur 9 de tension en dents de scie n'atteint pas celle de fonctionnement du discriminateur de tension 10, la tension à la sortie du discriminateur de tension 10 dépasse l'amplitude maximale des impulsions unipolaires, la diode 11 ne conduit pas, et le discriminateur de tension 10 reste sans effet sur le fonctionnement du détecteur d'amplitude 4. Mais lorsque l'entrée de ce dispositif est attaquée par un groupe de complexes QRS extrasystoliques d'amplitude élevée ou par des bruits de longue durée d'origine non cardiaque, et que la tension de seuil croît à un tel point que les R-dents suivantes cessent d'être isolables, au bout de 3s après la formation de la dernière impulsion de sortie la tension à la sortie du générateur 9 de tension en dents de scie atteint celle de fonctionnement du distriminateur de tension 10, la tension à la sortie de celui-ci tombe à O et le condensateur connecté à la sortie du détecteur d'amplitude 4 se décharge à travers la diode Il ; alors co.r#ence un décroissance rapide de la tension de seuil jusqu'au moment où est isolée la dent-R suivante, après quoi la tension s'annule à la sortie du générateur 9 de tension en dents de scie (figure 3), la tension croit à la sortie du discriminateur de tension 10, et la diode 11 cesse de conduire. Ainsi, dans le dispositif proposé, la suppression de l'isolation des dents n'a pas lieu après les cardioimpulsions unitaires d'amplitude élevée ou les bruits d'origine non cardiaque, mais elle a lieu seulement pendant un laps de temps dépassant légèrement 3 s après ltarrivée d'un groupe de complexes QRS extrasystoliques d'amplitude élevée ou de bruits de grande amplitude et de longue durée, d'origine non cardiaque, comme le montre la figure 3e. Bien entendu, l'invention n'est nullement limitée aux modes de réalisation décrits et représentés qui n'ont été donnés qu'à titre d'exemple. En particulier, elle comprend tous les moyens constituants des équivalents techniques des moyens décrits ainsi que leurs combinaisons, si celles-ci sont exécutées suivant son esprit et mises en oeuvre dans le cadre des revendications qui suivent. REVENDICATIONS 1. Dispositif pour l'isoll?ent des R-dents d'un électrocardiogramme, du type comprenant, reliés entre eux en série, un filtre à bande , un détecteur d'amplitude 4, un circuit comparateur dont une autre entrée est reliée à la sortie dudit filtre à bande, et un sélecteur temporel, caractérisé en ce qu'il comprend un écrêteur d'amplitude à niveau d'écrêtage réglable et un amplificateur, l'écrête r d'amplitude étant branché par son entrée sur la sortie du filtre à bande, par sa sortie sur l'entrée du détecteur d'amplitude, et par son entrée de réglage de niveau d'écrêtage, sur la sortie du détecteur d'amplitude par l'intermédiaire de l'am.plificateur. 2. Dispositif pour l'isolement des R-dents d'un électrocardiogramme selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend un relais temporisé branché par son entrée sur la sortie du sélecteur temporel, et par sa sortie, sur la sortie du détecteur d'amplitude par l'intermédiaire d'une diod.