Brevet FR2703900A1 — publié le 19941021

L'invention concerne un procédé pour établir les paramètres d'un système pulsatil tel que notamment le système hémodynamique du corps d'un être vivant, du type comprenant un circuit de voies tubulaires d'écoulement d'un fluide faiblement compressible, à parois élastiquement déformables, et un dispositif formant pompe à débit pulsé, tel que le coeur, pour assurer l'écoulement du fluide à travers ledit circuit, selon lequel on exerce sur un segment de voie une contrepression extérieure que l'on fait varier entre au moins une valeur de fermeture et une valeur d'ouverture totale de la section transversale d'écoulement du segment et détermine les valeurs de contrepression à ces deux états du segment. L'invention a également pour objet un agencement pour la mise en oeuvre de ce procédé. Des procédés et agencements de ce type sont déjà connus, dans leurs applications à la détermination de la pression sanguine dans l'artère d'un corps humain à l'aide d'un brassard gonflable que l'on place autour du bras. Dans le cadre d'un procédé connu, on détermine les pressions au début et à la fin de l'ouverture de l'artère, appelées pressions systolique et diastolique, à l'aide du bruit de KOROTKOFF dont l'apparition et la disparition sont en relation avec ces pressions. Ce procédé est peu précis et se limite à la détermination de ces deux valeurs de pression extrêmes. Selon un autre procédé, on détermine le début de l'ouverture de l'artère à l'aide de signaux ultra soniques de radio-fréquence en détectant la survenue d'un effet Dopler dû à la variation de la vitesse des corpuscules sanguins contenus dans le sang de l'artère explorée en aval du brassard. I1 est encore connu de déterminer le début et la fin de l'ouverture de l'artère à l'aide de signaux ultrasoniques de radio-fréquence et du décalage de fréquence et de phase que subissent les signaux ultra-soniques en raison du mouvement de la paroi de l'artère. Encore un autre procédé connu, l'oscillomètre de PACHON, actuellement abandonné, consiste à mesurer à partir d'un manchon gonflable d'air (dont le volume total inconnu varie à chaque contrepression) en même temps la contrepression isolée du brassard, et les oscillations gazeuses produites par les pulsations artérielles dans le brassard et ceci-ci pour chaque pallier de contre- pression. L'appareil pour la mise en oeuvre de ce procédé ne permet qu'une mesure imprécise des oscillations artérielles et la détermination de leur maximum d'amplitude relative pour une contrepression donnée qui correspondrait à la pression artérielle moyenne. L'oscillomètre de PACHON ne permet pas d'obtenir une courbe précise pression-volume artérielle ou hémodynamique du faft de la compressibilité du gaz à basse pression et du retard entre les phénomènes vasculaires et leur effet déformé sur les enregistreurs. La présente invention a pour but de proposer un procédé et un agencement appropriés qui ne présentent pas les insuffisances et inconvénients de l'état technique et sont d'une grande fiabilité tout en étant aisement manipulable. Pour atteindre ce but, le procédé selon l'invention est caractérisé en ce qu'on utilise comme critère pour la détermination des pressions artérielles et sanguines le volume du fluide qui passe à travers la section transversale d'écoulement du segment tubulaire sur laquelle s'exerce la contrepression. L'agencement selon l'invention, pour la mise en oeuvre de ce procédé est caractérisé en ce qu'il comprend un manchon en un matériau souple dont les dimensions sont variables et des moyens permettant une variation déterminable de ces dimensions. L'invention sera mieux comprise et d'autres buts, caractéristiques, détails et avantages de celIe-ci apparaîtront plus clairement au cours de la description explicative qui va suivre faite en référence aux dessins schématiques annexés donnés uniquement à titre d'exemple illustrant deux modes de réalisation de l'invention et dans lesquels: - la figure 1 montre un premier mode de réalisation d'un agencement de détermination des paramètres de la circulation sanguine d'un corps humain, selon la présente invention; - la figure 2 montre un deuxième mode de réalisation d'un agencement selon la présente invention, - les figures 3 à 7 illustrent sous forme de chronogrammes plusieures possibilités d'exploitation des données fournies par les agencements selon les figures 1 et ; et - les figures 8 à 10 illustrent un autre mode de réalisation d'un manchon selon la présente invention. En se référant à Ia figure 1, qui montre un premier mode de réalisation d'un dispositif manchon gonflable pour déterminer les critères caractéristiques de la circulation sanguine et des parois artérielles d'un corps humain, on constate que le dispositif comprend un manchon gonflable 1 en un matériau souple dont exclusivement la paroi interne en contact avec la peau est élastiquement déformable que l'on place autour du bras ou jambe d'un patient à contrôler, de la manière connue en soi des brassards gonflables selon l'état de la technique, et qui communique avec une poche réservoir 3 de volume variable mais en un matériau non élastique ainsi qu'un moyen 4 de variation du volume de la poche réservoir 3. Comme le montre la figure, le moyen 4 est réalisé sous forme d'une prolongation tubulaire 5 de la poche, qui se termine par une poire 6 formant une pompe à air. La partie de jonction de la poche 3 et du prolongement 5 présente la forme générale d'un bulbe 7 dont l'espace interne est séparée en deux parties approximativement au milieu par une membrane souple et/ou élastique 9. La membrane sépare ainsi l'espace interne de la poche réservoir 3 de l'espace interne de la prolongation tubulaire 5, de façon étanche aux fluides contenus dans les deux espaces. L'espace interne du manchon 1 et de la poche 3 contient une quantité prédéterminée et invariable d'un fluide incompréssible, tel que de l'eau, tandis que la partie tubulaire 5 et la poire 6 contiennent de l'air. Une conduite de dérivation 12 communique à une extrémité avec l'espace interne de la partie tubulaire 5 de l'ensemble 4 formant pompe à air et est reliée par son autre extrémité à la poche 3 en étant cependant séparée de l'espace interne de cette dernière par une capsule à membrane souple avantageusement non élastique 13, à déplacement volumétrique précis, par exemple du type soufflet. Une action sur ce soufflet permet par exemple d'injecter un centimètre cube d'eau dans le circuit et d'étalonner la variation de pression correspondante. Au niveau de l'extrémité adjacente à l'ensemble 4, le conduit 12 comporte une portion élastiquement extensible 15 destinée à maintenir une contrepression stable au cours des pulsations artérielles. Comme le montre la figure, la poche réservoir 3 et le conduit 12 sont équipés chacun d'un manomètre respectivement 16 et 17. Des vannes d'ouverture et de fermeture 18 et 19 sont prévues au-dessus et en dessous de la capsule à membrane 13 et du manomètre 16. La conduite 12 est pourvue de vannes d'ouverture et de fermeture 20 en amont de la portion extensible 15. On constate encore la présence d'une vanne d'ouverture et de fermeture 21 au niveau de la sortie de la poire 6. Le manchon comprend, dans l'exemple représenté, au niveau de l'embouchure de la poire réservoir 3 un détecteur de pression 23. Ce dernier peut également être disposé dans la poche réservoir 3, de préférence en amont, par rapport au manchon 1, de la vanne de fermeture 18. Le manchon 1 comprend encore un organe détecteur 24 du bruit de KOROTKOFF qui est produit par la paroi artérielle à contrôler, c'est-à-dire dans le cas représenté, à travers l'artère humérale qui se trouve dans le bras 2. Cette artère communique avec le ventricule gauche du coeur, indiquée en 26, par l'intermédiaire de l'aorte 27. Dans le mode de réalisation représenté à la figure 2, la conduite 12 est supprimée et remplacée par un dispositif 29 adapté pour exercer les fonctions de mesurer le volume de fluide de gonflage refoulé hors du manchon, comme cela sera expliqué plus loin, et de produire des impulsions de fluide qui seront alors envoyer dans le manchon. Le dispositif pourrait être une pompe piézoélectrique à piston ou membrane par exemple du type décrit dans le brevet français No. 1 494996 du déposant de la présente demande. Cette pompe piézoélectrique est montée dans la paroi de la poche réservoir 3 entre les deux vannes de fermeture 18 et 19. Les numéros de référence 30 et 31 indiquent schématiquement la source d'alimentation en énergie électrique de la pompe piézo-électrique 29 et un dispositif de traitement des signaux produits par la pompe 29 et de pilotage de celle-ci. Le dispositifpeut être conçu pour constituer aussi un moyen de programmation asservi à la pression. Le dispositif 31 peut afficher les données volumétriques, par exemple sous forme d'une courbe en temps réel, par tout moyen d'affichage approprié, telle qu'une imprimante, tube cathodique, écran à cristaux liquides et analogues. Le dispositif 31 est avantageusement réalisé sous forme d'un dispositif informatique du type à ordinateur. L'agencement selon l'invention comprend encore un dispositif de détermination par mesure d'impédance électrique des paramètres de la circulation sanguine, qui peut être utilisé en combinaison avec le dispositif manchon qui vient d'être décrit. Ce dispositif comprend, comme cela ressort de la figure 1, deux électrodes annulaires 27, 28 qui sont placées sur le bras, en amont du manchon 1 et décalées dans l'axe du bras, une électrode annulaire 29 située juste en dessous du manchon 1 et une électrode 30 en forme d'une plaquette qui est disposée juste au-dessus de la poignée. La figure montre encore les pôles positif et négatif respectivement 31 et 32 du circuit électronique d'injection de courant de mesure électrique qui sont disposés en amont et en aval des différentes électrodes de mesure 27 à 30. L'agencement qui vient d'être décrit peut être complété avantageusement par des moyens d'enregistrement électrocardiographiques permanents, connus en soi, et d'un dispositif photopléthysmographe mesurant le flux sanguin à un doigt ou à un orteil. Tout appareil connu en soi peut être utilisé à cette fin. On décrira ci-après le fonctionnement de l'agencement pour la détermination des critères caractéristiques de la circulation sanguine, qui vient d'être décrite en se référant aux figures 1 et 2. On comprend aisément que le gonflage du manchon 1 s'effectue par actionnement de la pompe à air, c'est-à-dire de la poire 6. Toutes les vannes sont ouvertes et l'augmentation de la pression de l'air dans la partie 4 provoque le refoulement du liquide enfermé dans la poche 3 vers le manchon 1, par I'intermédiaire de la membrane 9. La pression à l'intérieur du manchon augmente et sous l'effet de cette pression que l'on fait accroître au-dessus de la pression systolique, le manchon exerce une pression appelée contrepression sur l'artère. Cette dernière se ferme. Puis on relâche la pression dans la partie 4, ce qui permet à la contrepression de diminuer progressivement. Lorsque celle-ci atteint la pression résultant de la pression sanguine maximale à l'intérieur de l'artère et de la pression de la paroi de l'artère, cette dernière commence à s'ouvrir et le sang commence à s'écouler à travers le segment d'artère comprimée par le manchon. Selon l'invention, c'est le volume ou la quantité du sang qui s'écoule dans l'artère à chaque pulsation sous le manchon qui est utilisé comme critère indiquant le dégré d'ouverture de l'artère et ainsi aussi des pressions systoliques, moyennes, intermédiaires entre deux pulsations successives et diastoliques. Il ressort des figures, que l'on peut déterminer en maintenant constant le volume du manchon 1 et de la poche réservoir 3, à l'aide des valeurs de contrepression mesurées et au moyen du détecteur de pression 23, les valeurs des pressions résultantes intermédiaires entre les valeurs extrêmes systolique et diastolique. Une courbe pression-volume qui est rapportée au temps réel de chaque pulsation permet une mesure de la compliance qui est définie comme variation de volume dV sur variation de pression dP. On effectue une mesure de l'énergie cinétique hémodynamique segmentaire car la pente ascendante de la courbe dv/dt (figure 4) donne la vitesse maximale ou moyenne du déplacement volumétrique du sang en tenant compte du facteur dv/dp que l'énergie cinétique doit surmonter. Puis en maintenant constant la pression du liquide à l'aide du dispositif de programmation 31 on peut déterminer le débit du sang qui s'écoule à chaque pulsation à travers l'artère sous le manchon. En mettant en relation les valeurs correspondantes des contrepressions et des volumes de sang déterminés par le refoulement du liquide hors du manchon, on obtienne une information sur la compliance de l'artère. Plus précisément, pour la mesure exclusive de la pression artérielle, on créé une contrepression voulue dans le manchon. On ferme la vanne 18. Le déplacement du volume du manchon est supprimé et toute l'énergie développée par la pulsation artérielle est transformée en variation de pression à l'intérieur du manchon, que mesure le détecteur de pression 23. Pour la même contrepression on peut par contre maintenir la pression à l'intérieur du manchon par asservissement de la pompe piézo-électrique 29 au détecteur de pression. Dans ce cas, la vanne 18 est ouverte et la vanne 19 fermée, de façon à produire une variation de volume de la poche 3, qui assure que la pression soit maintenue constante. Bien entendu, il est possible de mesurer simultanément durant la même impulsion les variations de volume et des pressions en ouvrant seulement partiellement la vanne 18. A cette fin on peut, par exemple, commander la pompe diélectrique 29 de façon qu'elle permette une variation du volume asservi à un pourcentage choisi. Si le pourcentage est choisi à 50%, seulement 50% de variation de la pression spontanée au-delà de la contrepression imposée, c'est-à-dire entre cette dernière et la pression maximale, est autorisée. Pour établir cet asservissement, on laisse passer une première pulsation en tenant constant le volume et on mesure la pression entre la contrepression et la pression maximale. Cette valeur de pression différentielle va permettre pour la pulsation suivante de compenser toute variation allant au-delà de la moitié de la valeur différentielle maximale déterminée lors de la première pulsation, par une variation de volume asservi. Bien entendu on procède de la même manière pour obtenir tout pourcentage voulu entre la variation de pression maximale et celle que l'on souhaite obtenir. A l'aide du dispositif d'électrodes 27 à 30 on détermine par mesure d'impédance électrique le débit et la vitesse de la pulsation sanguine du sang en amont et directement en aval du manchon et à une distance prédéterminée du manchon. Les courbes a à d de la figure 3 illustrent les débits mesurés respectivement à l'aide des électrodes 27 à 30. On constate sur la figure 3 que la courbe c sera décalée en translation à la manière illustrée par la ligne en traits interrompus, en fonction de cette contrepression. Les valeurs mesurées aux différents endroits du bras peuvent être utilisées comme critères significatifs de l'écoulement du sang et de l'état de l'artère. A partir des débits et vitesses d'écoulement constatés, on pourra également déterminer les variations de l'énergie cinétique, de la pression sanguine et tension artérielle en tenant compte de la durée du cycle artériel ou cardiaque en cours et au moins du cycle précédent ce cycle par enregistrement de ces durées dans une mémoire électronique. Etant donné que l'agencement selon l'invention permet de déterminer séparément la vitesse de l'écoulement sanguin et celle des pulsations artérielles, le volume sanguin déplacé et la pression sanguine, il est possible, à l'aide d'un algorithme de transfert, de calculer la compliance du ventricule gauche et de l'aorte. En plaçant un garrot en dessous du manchon, on peut arrêter la circulation en aval de ce dernier. Lorsque l'on mesure maintenant les courbes comme auparavant, on constate des modifications du fait de l'arrêt de la pulsation artérielle et de la circulation sanguine en aval du garrot. En comparant les nouvelles courbes à celles établies sans garrot, on obtient des renseignements supplémentaires précieux sur la compliance de l'arbre artériel en amont du manchon notamment celle de l'aorte. L'agencement selon l'invention permet également une utilisation dynamique du manchon asservi durant chaque cycle artériel. En effet, le volume d'eau du manchon peut être modifié très rapidement par la pompe piézoélectrique 29 qui est commandée électroniquement de façon que pendant une pulsation artérielle sous le manchon, l'écoulement du sang qui passe soit modifié d'une manière préalablement programmée. Le débit du sang peut par exemple être modifié en amenant la pompe piézo-électrique à produire immédiatement après la pression artérielle minimale spontanée une pression maximale rapide par exemple pendant environ 50 ms. Plus précisément, comme il ressort de la figure 4, on pourrait diviser la période de par exemple 1000 ms de la pulsation du volume sanguin et/ou de la pulsation de la pression en plusieurs, par exemple 7 segments. En produisant la contrepression seulement pendant le segment 2 du pulsogramme obtenue par exemple à l'aide de la manchette, on supprime la portion du débit du sang sous le manchon , qui contient le plus d'énergie cinétique. L'utilisation dynamique durant chaque cycle artériel du manchon permet aussi de mesurer l'hémodynamique intra-artérielle rémanente exclusivement entre les pulsations artérielles à la manière représentée à la figure 7. Pour cette mesure on programme la pompe piézo-électrique de manière à développer une contrepression, variable ou non, au cours de chaque pulsation, capable de supprimer au moins chaque pulsation; dans ce cas, le dispositif laisse passer le sang librement et plus ou moins brusquement entre deux pulsations successives, ce qui assure la production d'une pulsion sanguine artificielle interphase PA, décalée par rapport à chaque pulsation spontanée PS. Cette pulsation sanguine interphase mesure l'hémodynamique au-dessous de la pression artérielle pulsatile minimale par voie externe. La pulsion sanguine artificielle interphase révèle l'hémodynamique dont on peut mesurer, d'une part, la courbe pressionvolume et, d'autre part, la courbe volume et pression en temps réel et la compliance artérielle correspondante. Les paramètres de ces pulsations sanguines artificielles interphases dépendent en plus de l'énergie cinétique du sang en amont, des compliances artérielles centrales et des résistances et des réflexions du sang vers la périphérie. Les pulsations artificielles intercalées et interphases peuvent également être asservies dans leur chronologie, durée et forme par rapport au cycle cardioartérielle et être déphasées par rapport soit au cycle naturel, soit à une pulsion délivrée par le manchon dynamique durant le déroulement de la pulsation spontanée, comme cela sera indiqué ci-après. Les pulsations artificielles interphases peuvent être produites soit par un aplatissement total de l'artère durant au moins une partie de la pulsation artérielle spontanée, soit par un aplatissement partiel programmé, par exemple progressivement d'une phase ou portion d'un cycle artériel à l'autre. Les pulsations artificielles interphases peuvent être programmées par des intermptions du flux artériel d'amplitude, de durée et de forme voulue d'une pulsation artérielle spontanée et/ou imposée à l'autre, afin de modifier par exemple les courbes pression-volume, dp/dt, dv/dt, dp/dt/p, dv/dt/v, dv dp max, v ' dt Les pulsations artificielles interphases peuvent être programmées pour être synchrones avec par exemple la phase d'éjection du ventricule gauche du coeur ou la phase de distension ou refoulement aortique ou des phases de contraction ou relaxation artériolaires ou capillaires ou des ondes de pression et/ou de volume antérogrades ou rétrogrades. Dans tous les cas, les résultats des pulsations artificielles interphases peuvent être observées par rapport au cycle hémodynamique central et périphérique le long des membres choisis. L'asservissement programmé et l'efficacité des manchons dynamiques peuvent être complétés, comparés ou analysés par rapport aux mesures d'impédance électrique qui permettent de connaître simultanément et à chaque pulsation les modifications induites sur les vitesses et débits des pulsations artérielles naturelles et/ou artificielles le long d'un membre. L'invention permet également des mesures des corrélations entre l'électrocardiogramme, les mécano-cardiogrammes, les artériogrammes naturels ou artificiels et l'hémodynamique artériolaire et capillaire pour observer les corrélations hémodynamiques du coeur à la périphérie. L'invention permet encore des mesures des variations des impédances mécaniques d'écoulement du sang notamment au cours des phases artérielles et artériolaires de chaque cycle cardiaque par déplacement des pulsations artérielles artificielles et/ou artificiellement modifiées produites par le manchon dynamique programmé pour balayer les différentes phases du cycle cardiovasculaire. L'invention permet en outre de mesurer l'hémodynamique produite par des stimulateurs cardiaques selon leurs modes de stimulation, par exemple de type DDD, VVI, leurs fréquences et leurs localisations et propagations intracardiaques de stimulation. Ces mesures donnent des informations permettant d'ajuster le fonctionnement des stimulateurs cardiaques. Un manchon dynamique permet de mesurer l'hémodynamique et la compliance artérielle centrale telle que aortique à chaque cycle cardiaque naturel ou artificiel induit par un stimulateur cardiaque tel que décrit par le demandeur dans le brevet français n" 1 237 702 ou du type orthorythmique tel que décrit par le demandeur dans les brevets US 3 857399 et 4052991. La figure 5 illustre le principe de programmation pour une diminution de l'amplitude de la variation de la pression à l'aide d'un logiciel approprié. Les courbes a, b et c montrent respectivement le pulsogramme spontané, le pulsogramme que l'on souhaite obtenir et l'impulsion mécanique sur l'artère produite par la pompe piézo-électrique. La superposition des courbes a et c donne la courbe b. I1 est à noter qu'en cas de test thérapeutique modifiant la courbe a, le logiciel pourrait être conçu de façon à maintenir automatiquement la courbe programmée b en indiquant la courbe de correction c qui sert de mesure de test. La figure 6 illustre l'augmentation artificielle de l'amplitude de la variation de la pression à l'aide des trois pulsogrammes à b, c représentant les pulsogrammes spontané, à obtenir par programmation et produit artificiellement. Le pulsogramme c pourrait par exemple être modulé à l'aide de séquences de vibrations piézo-électriques ou acoustiques, à la fréquence des vibrations absorbées de l'ordre de 30 à 600 Herz, par la paroi artérielle et/ou de l'onde sanguine par exemple sous le manchon et/ou directement en contact sur l'artère radiale, ce qui modifie la compliance de la paroi artérielle. L'agencement selon l'invention permet encore un examen du type HOLTER qui implique des mesures périodiques de la pression, du volume, de la compliance, de l'énergie cinétique et/ou de la vitesse de la pulsation artérielle et de l'hémodynamique pendant par exemple une période de 24 heures, avec enregistrement et analyse automatique des courbes obtenues. L'agencement selon l'invention rend aussi possible de travailler avec des contrepressions en-dessous de la pression artérielle pulsatile minimale résiduelle, entre les phases pulsatiles des artères en créant des extrasystoles artérielles locales programmées, ce qui permet de mesurer les paramètres artériels et hémodynamiques tels que le diagramme pression/volume de la circulation sanguine entre les pulsations. Ces manchons dynamiques supplémentaires peuvent être programmés pour analyser et/ou traiter les pulsations artérielles et/ou l'hémodynamique résiduelle en aval du premier manchon et servir aussi de garrot automatique artériel bloquant les pulsations et/ou l'hémodynamique durant une phase prédéterminée du cycle artériel rémanent naturel ou artificiel ou durant une durée indépendante des cycles. Ces manchons peuvent être avantageusement coordonnés par une programmation électronique automatique sur un ou plusieurs membres. L'agencement selon l'invention permet d'autre part d'analyser et de surveiller les tachycardies et tachyarythmies par leur effet précis sur les pulsations artérielles et l'hémodynamique. En effet pour une même accélération du rythme cardiaque par exemple 180 pulsations par minute, les manchons dynamiques mesurent des courbes pression-volume et volume et pression en temps réel différentes selon que la tachycardie est ventriculaire, supraventiculaire qu'elle provient d'une fibrillation auriculaire, d'un flutter auriculaire d'un rythme jonctionnel, bigeminé ou extrasystolique. L'effet d'un traitement de ces troubles du rythme cardiaque peut être observé, indépendamment ou en corrélation avec la variation du rythme cardiaque par la mesure des modifications des paramètres des pulsations artérielles tels que vitesse, débit, décours des courbes pulsatiles et hémodynamiques correspondantes et gradients de ces paramètres le long d'un membre par leurs mesures au niveau d"un deuxième manchon dynamique. La mesure du couplage cardio-artériel qui est par exemple l'intervalle entre l'onde R de l'électrocardiagramme et le moment du début de la pulsion artérielle considérée dp oulemomentdelasurvenuedesonrapportmax.,permetdeconnaîtrela gravité hémodynamique d'une tachycardie ou insuffisance cardiaque. La mesure précise de la durée du couplage cardio-artériel doit toujours prendre en compte la durée d'au moins un cycle précédant le cycle mesuré. Selon l'invention, l'utilisation des pulsations artérielles artificielles intercalaires entre deux pulsations naturelles supprimées ou modifiées permet de connaître le moment de survenue de la contraction ventriculaire du coeur, ce qui permet de calculer le couplage électromécanique du coeur par l'intervalle qui sépare l'onde R de l'électrocardiogramme du début ou du maximum de la contraction ventriculaire gauche. L'agencement selon l'invention permet aussi d'analyser les relations pression-volumes-temps au cours des extrasystoles et des potentialisations postextrasystoliques induites par un stimulateur cardiaque orthorythmique réalisant des extrasystoles à intervalle de couplage programmables par exemple en pourcentage par rapport à la durée du cycle cardiaque précédent ou en millisecondes. En particulier, le manchon dynamique permet une différentiation entre les effets des différents médicaments anti-hypertenseurs tels que les vasodilateurs, les diurétiques, les inhibiteurs de l'enzyme de conversion (IEC), les inhibiteurs calciques, et les ss bloquants en permettant une mesure précise du dv rapport L'agencement selon l'invention permet aussi de mesurer les variations des pulsations artérielles et de l'hémodynamique telles qu'elles se manifestent au cours des situations suivantes : efforts physiques du corps entier ou seulement du membre considéré, effets pharmacodynamiques, sommeil, analgésie, anesthésie, réanimation médicale, cardiologique, chirurgicale, modification de la volémie sanguine, thromboses artérielles ou veineuses, oedème pulmonaire, insuffisances rénales. I1 est encore à noter que l'invention permet d'obtenir des informations encore plus amples en utilisant plusieurs manchons selon l'invention qui seront alors placés à des endroits différents, par exemple le long d'un membre et/ou de membres différents de la personne à examiner. En se référant aux figures 8 à 10, on décrit ci-après un autre mode de réalisation d"un dispositif manchon selon l'invention. Dans ce cas le manchon est un manchon autocontractile décrit dans le brevet français n" 88 07 852 déposé par le demandeur. La figure 8 montre un tronçon d'un tel manchon qui est réalisé en une matière textile ou plastique extrêmement fine et déformable tout en présentant une grande résistance à la traction. Ce tronçon de manchon qui présente toujours la référence 1 comprend une pluralité d'éléments moteurs longitudinaux 34 respectivement alimentés par des conducteurs en provenance d'un circuit de connexion 35 et susceptibles d'être alimentés à partir d'une prise de courant 36 fixée sur le manchon. Les figures 9 et 10 montrent plus en détail, de façon schématique, un exemple de la structure interne d'un élément longitudinal autocontractile 36. Chaque élément 34 comporte une gaine souple déformable électriquement isolante 37 ayant une section transversale par exemple rectangulaire, et dont les petits côtés sont fixés à des replis correspondants 38 de la paroi de manchon. Dans cette gaine sont disposés deux éléments électrostatiques. L'un de ces éléments se présente sous forme d'une bande métallique souple conductrice 40 revêtue d'une couche isolante électrique extrêmement mince à très haut pouvoir d'isolation et susceptible de suivre étroitement les déformations de la bande. Cette couche d'isolant est représentée en trait fort 41 sur les figures 8 et 9. Périodiquement, la bande 40 chevauche des éléments minces plus rigides isolants 42 de forme généralement rectangulaire et dont lex extrémités 43, qui dépassent de la bande, sont rendues solidaires de la gaine 31 et du repli 38 au même emplacement. Une deuxième bande 44, identique à la première et comme elle revêtue d'un isolant 45, entoure également, en les chevauchant, des éléments rectangulaires rigides 46 identiques aux éléments 42, les deux bandes étant assemblées de façon à réaliser une imbrication. Au repos, les éléments transversaux consécutifs des deux bandes, formés chacun par deux épaisseurs de bande et un élément rigide situé entre elles, se trouvent espacés d'une distance inférieure à 1 mm. Si l'on applique un potentiel élevé positif à l'une des bandes et un potentiel élevé négatif à l'autre bande, les différents éléments transversaux vont s'attirer les uns les autres en fonction de la tension définie par le potentiel. On provoque ainsi un raccourcissement de l'élément contractile 34. Si, au contraire, on applique une tension élevée de même signe aux deux bandes cette fois rapprochées, les bandes se repousseront. Les bandes peuvent être extrêmement minces, voire non métalliques, de l'ordre du micron ou inférieur, la continuité électrique pouvant être assurée par métallisation. La couche isolante peut être de l'ordre d'une fraction de micron à 50 microns. La plaque rigide 42 ou 46 est aussi mince que possible. En variante, les éléments rigides peuvent être omis ou remplacés par une isolation relativement rigide, extérieures au repli de la bande et remplaçant l'isolant 41,45. Le manchon peut également être contracté par des moyens électromagnétiques. Par exemple, une réalisation simple consiste à disposer, le long du manchon, une succession d'électro-aimants, le noyau mobile attiré par un électro-annant donné étant fixé à la bobine de l'électro-aimant consécutif, et ainsi de suite, de façon que l'actionnement de la totalité des aimants provoque une diminution de longueur du manchon égale à la somme des courses des noyaux mobiles. I1 ressort de la description du manchon selon les figures 8 à 10, que la contrepression peut être commandée par application des potentiels électriques appropriés aux bornes de connexion du manchon. En plus du manchon qui vient d'être décrit, on pourrait prévoir un tissu qui comporte des fibres qui permettent de mesurer des pressions telles que des fibres piézo-résistives qui seront raccordées par un réseau de fibres conductives à l'appareil de mesure de pression. Les fibres disposées tout autour du manchon et sur toute sa longueur permettent un calcul automatique du volume renfermé par le manchon. Les mailles de tissu devenu ainsi actives permettent par leur échange d'énergie exactement connu lors de l'extension ou de la contraction, de déterminer l'énergie hémodynamique, ceci dans le cas d'une annulation dynamique précise des pulsations artérielles locales. Le système selon les figures 8 à 10 fonctionne avec la plus faible inertie et peut être utilisé pour tous les cas d'applications contrôlables à l'aide d'un ordinateur. Le système permet également une répartition non uniforme programmable de la pression le long du manchon et même de suivre l'impulsion artérielle spontanée le long du membre de haut en bas. On pourrait même influencer cette impulsion dans la mesure où la détection d'une onde de pression par une portion de fibres permet à la portion de fibres située en dessous d'être actionnée d'une manière voulue. Les mailles actives du tissu peuvent également déterminer par leur extension ou contraction, de façon continue, la variation du volume du segment de membre par rapport au cycle artériel ou cardiaque. Il ressort de la description qui vient d'être faite, des deux modes de réalisation de l'invention que grâce à l'utilisation d'un liquide de transmission de volume total et de pression connue, selon l'invention, permet une précision et simultanéité des mesures pression-volume isolées et/ou par rapport au temps réel de chaque cycle artériel et hémodynamique. L'automatisation des mesures et la détermination automatique de leurs corrélations précises avec d'autres paramètres du cycle cardiaque deviennent possibles et constitue un avantage essentiel de l'invention. I1 est à noter que l'activité hémodyanamique au cours d'un cycle cardiaque dépend de la durée au moins du cycle précédent pendant lequel le coeur se remplit de sang. En raison de cela il convient de corréler les valeurs des tensions artérielles et de l'hémodynamique par rapport à la durée d'au moins un cycle cardiaque précédent le cycle de la mesure. D'autre part, il est à souligner que l'invention permet une automatisation des mesures ainsi que de leur analyse et enregistrement. REVENDICATIONS 1. Procédé pour établir les paramètres d'un système tel que notamment le système hémodynamique du corps d'un être vivant, du type comprenant un circuit de voies tubulaires d'écoulement d'un fluide faiblement compressible, à parois élastiquement déformables, et un dispositif formant une pompe à débit pulsé, tel que le coeur, pour assurer l'écoulement du fluide à travers ledit circuit, selon lequel on exerce sur un segment de voie des contrepressions extérieures que l'on fait varier entre au moins une valeur de fermeture et une valeur d'ouverture de la section transversale d'écoulement du segment et détermine les valeurs des contrepressions à ces deux états du segment, caractérisé en ce que l'on utilise comme critère pour la détermination des pressions sanguine le volume du fluide qui passe à travers la section transversale d'écoulement du segment tubulaire sur laquelle s'exerce la contrepression. 2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'on mesure la variation du volume en temps réel à chaque pulsation de fluide. 3. Procédé selon l'une des revendications 1 ou 2, caractérisé en ce que l'on détermine les valeurs significatives de la pression résultant de la pression sanguine et de la pression de la paroi tubulaire du segment, que l'on identifie par mesure des contrepressions, et le rapport entre cette pression résultante et le degré d'ouverture du segment tubulaire sous l'effet de la pulsation du fluide. 4. Procédé selon la revendication 3, caractérisé en ce que l'on détermine par mesure d'impédance électrique à des endroits prédéterminés en amont et en aval du segment tubulaire précité, le débit du fluide et le temps du passage des pulsations de fluide et calcule à partir des données mesurées la vitesse d'écoulement et/ou le débit du fluide. 5. Procédé selon la revendication 4, caractérisé en ce que l'on effectue par mesure d'impédance électrique le débit du fluide à au moins un endroit supplémentaire prédéterminé, situé à une distance prédéterminée dans le sens de l'écoulement du fluide, du segment, en aval de celui-ci, détermine la vitesse d'écoulement du fluide à l'endroit supplémentaire et utilise les valeurs établies aux différents endroits de mesure comme critères significatifs de l'écoulement du fluide et de l'état de la voie d'écoulement. 6. Procédé selon l'une des revendications 4 ou 5, caractérisé en ce que l'on détermine en aval et en amont du segment précité le volume du fluide pour un degré d'ouverture donné du segment et utilise la différence et/ou leurs variations des volumes constatés comme indices de la déformabilité du segment. 7. Procédé selon l'une des revendications 5 ou 6, caractérisé en ce que l'on détermine l'énergie et le travail des ondes sanguines en amont et en aval dudit segment, à partir des débits, pressions, résistances périphériques et vitesses d'écoulement constatés. 8. Agencement pour la mise en oeuvre du procédé selon l'une des revendications 1 à 7, du type comprenant un manchon à section transversale variable, susceptible d'être placé autour du segment d'un membre précité de façon à exercer une contrepression variable sur ledit segment, s'opposant ou facilitant l'écoulement à travers celui-ci dudit fluide, et un moyen de variation de la section transversale du manchon, caractérisé en ce que le manchon (1) est pourvu de moyens de variation déterminables et contrôlables de sa section transversale. 9. Agencement selon la revendication 8, du type comprenant un manchon gonflable et un moyen de gonflage du manchon par envoi dans celuici d'un fluide de gonflage, sous une pression variable, caractérisé en ce que le manchon gonflable (1) communique avec une poche réservoir (3) d'un volume variable, que l'espace interne du manchon et de la poche contient un liquide incompressible constituant ledit fluide de gonflage, et en ce que le moyen de commande de gonflage du manchon est un moyen de variation (4) du volume de la poche (3). 10. Agencement selon la revendication 9, caractérisé en ce que la poche réservoir (3) comporte une portion de paroi déformable (9) sous la pression du moyen de commande de gonflage précité (4), formé avantageusement par une pompe à air (6). 11. Agencement selon la revendication 10, caractérisé en ce qu'un dispositif (29) de mesure du volume du fluide de gonflage refoulé du manchon (1) est associé à la poche réservoir (3). 12. Agencement selon la revendication 11, caractérisé en ce qu'un dispositif générateur (29) d'impulsions de fluide de gonflage est associé à l'ensemble formé par le manchon (1) et la poche réservoir (3). 13. Agencement selon l'une des revendications 10 à 12, caractérisé en ce qu'un dispositif de mesure (23) de pression du fluide de gonflage est associé à l'ensemble formé par le manchon (1) et la poche réservoir (3). 14. Agencement selon l'une des revendications 8 à 13, caractérisé en ce qu'un dispositif (24) de détection et de signalisation de vibrations des parois du segment, notamment du bruit de KOROTKOFF est associé au manchon (1). 15. Agencement selon l'une des revendications 9 à 14, caractérisé en ce que des vannes de fermeture (18, 19) sont prévues dans la poche réservoir (3) pour permettre de mesurer sélectivement la pression du fluide de gonflage et le volume du fluide de gonflage refoulé hors du manchon (1). 16. Agencement selon l'une des revendications 12 à 16, caractérisé en ce que le dispositif générateur d'impulsions (29) est programmable de façon à pouvoir produire des impulsions de largeurs et formes variables à des instants de temps souhaités par rapport au cycle cardiaque et/ou artériel. 17. Agencement selon la revendication 8, caractérisé en ce que le manchon (1) est un manchon auto-contractile et comprend des moyens autocontractiles ou moteur du type électrostatique et/ou électromagnétique. 18. Agencement selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que le manchon dynamique asservi mesure automatiquement les déplacements de volume liquide et/ou les pressions durant les phases pulsatiles et/ou non pulsatiles du cycle artériel. 19. Agencement selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que le manchon dynamique dont le fluide fonctionnel est soumis à l'action d'une pompe asservie par un détecteur de pression et/ou de variation du volume du fluide permet d'intervenir durant une phase choisie du cycle artériel par programmation. 20. Agencement selon la revendication 19, caractérisé en ce que le manchon dynamique maintient durant chaque cycle artériel une pression minima constante pour mesurer la variation du volume et le volume absolu du liquide déplacé ou accroît sa propre contrepression simultanément et à l'égal du décours de la pression pulastile artérielle de manière à éviter tout déplacement de fluide en son intérieur et de permettre ainsi la mesure de toute la courbe de la pression pulsatile en temps réel à chaque cycle. 21. Agencement selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que le manchon dynamique gonflé à une pression inférieure à la pression pulsatile minima et piloté par les variations des pressions pulsatiles, annule par le décours instantané de sa contrepression exclusivement les augmentations pulsatiles de chaque cycle artériel de manière à transformer localement et en aval le régime pulsatil en régime continu. 22. Agencement selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il comprend une pompe piézo-électrique permettant de réaliser très rapidement les ajustements et variations des pressions et/ou volumes du liquide fonctionnel au cours de chaque cycle artériel.