Brevet FR2811214A1 — publié le 20020111

PROCEDÉ ET DISPOSITIF DE DEUTMRMATION DE PARAXETRES PHYSIOLOGIQUES CARDIO-RESPIRATOIRES La présente invention concerne le doanine de la surveil- lance cardio-respiratoire d'une personne et, plus particulièrement, un dispositif de mesure non-invasif de la respiration et autres paramètres physiologiques. La respiration d'un patient est sou- vent mesurée pendant son scrneil pour détecter, par exemple, des apnées nocturnes. Parmi les paramètres physiologiques cardio- respiratoires le plus souvent souhaités par le corps médical, on retrouve le volume respiratoire, le débit respiratoire, la fré- quence cardiaque ainsi que la fréquence respiratoire. La présente invention concerne plus particulièrement l'utilisation d'un pléthysmographe à spires inductives. Un tel appareil est le plus souvent constitué d'une bande comprenant une spire thoracique et d'une bande comprenant une spire abdominale. Chacune des spires est à section variable et détermine la fré- quence d'un oscillateur associé, solidaire de la bande. Les spires sont à section variable grâce à une disposition en sinu- soïde dans la largeur des bandes. Les oscillateurs sont reliés à un circuit de traitement comprenant notamment un convertisseur fréquencetension par oscillateur. Les convertisseurs fournissent des tensions représentatives de la section du thorax et de la section de l'abdomen. La sommne de ces deux tensions peut être rendue représentative du volume pulmonaire du patient pour sur- veiller sa respiration. Les spires inductives thoracique et abdominale peuvent être intégrées dans un gilet dit respiratoire tel que décrit dans la demande de brevet français no 2787008. Le gilet est fabriqué dans un tissu inextensible dans le sens de la hauteur. Pour éviter un retroussement du gilet qui provoquerait un déplacement des spires vers le haut, celui-ci est muni d'un entrejambe, par exemple, un morceau du tissu du gilet à fixer par pression ou bien une sangle que l'on peut tendre. Un inconvénient des pléthysmographes à spires induc- tives classiques est qu'ils ne permettent pas d'obtenir le débit respiratoire du patient mais simplement une information représen- tative de son volume respiratoire. Pour retrouver l'information de débit, on doit revenir à des dispositifs encore antérieurs, tels qu'un spirographe ou un pneumotachographe permettant de mesurer les débits nasal et buccal. Un inconvénient de ce type de dispositif, généralement constitué d'un masque, et qu'il est trop contraignant à porter. On connaît également des dispositifs de mesure de para- mètres cardio-respiratoires pour obtenir non seulement une information liée au volume respiratoire par un pléthysmographe, mais également une information relative à la fréquence cardiaque. De tels dispositifs sont décrits, par exemple, dans les demandes internationales WO 86/00793 et WO 88/02237. Pour l'obtention des mesures autres que respiratoires, on y prévoit des capteurs supplémentaires dont les résultats de mesure sont, le cas échéant, exploités par une même unité centrale. Un inconvénient de ces dispositifs est que la multipli- cation des capteurs nuit au confort du patient. Un objet de la présente invention est de proposer un pro- cédé et un dispositif de surveillance de données physiologiques cardiorespiratoires qui pallient les inconvénients des solutions connues. La présente invention vise, plus particulièrement, à proposer un dispositif non-invasif et confortable permettant de fournir, de façon fiable, le débit respiratoire. L'invention vise également à proposer un système auto- risant une mesure en continu des paramètres physiologiques. L'invention vise également à obtenir une surveillance des pulsations cardiaques sans capteur supplémentaire par rapport à un pléthysmographe à spires inductives. La présente invention vise en outre à optimiser l'éta- lonnage d'un tel système de surveillance de données physiologiques. Pour atteindre ces objets, la présente invention pré- voit un procédé de surveillance de données physiologiques au moyen d'un pléthysmcgraphe à spires inductives thoracique et abdominale, qui consiste à mesurer les amplitudes respiratoires d'un patient, à sommrer ces amplitudes respiratoires affectées d'un coefficient de pondération respectif pour obtenir un signal représentatif du volume respiré, et à effectuer un traitement numérique des signaux mesurés afin d'en extraire au moins une autre grandeur physiologique parmi le débit respiratoire et la fréquence cardiaque du patient. Selon un mode de réalisation de la présente invention, on effectue une dérivation du volume respiratoire, et on applique un filtrage au résultat de dérivation pour obtenir le débit respiratoire du patient. Selon un mode de réalisation de la présente invention, le filtrage est de type coupe-bande avec des fréquences de cou- pure d'approximativement 2/3 de Hertz et 12 Hertz. Selon un mode de réalisation de la présente invention, on effectue un filtrage du volume respiratoire afin d'obtenir la fréquence cardiaque du patient. Selon un mode de réalisation de la présente invention, le filtrage est de type passe-bande avec une bande passante approximativement comprise entre 2/3 de Hertz et 4 Hertz. Selon un mode de réalisation de la présente invention, on effectue un filtrage passe-bas ayant une fréquence de coupure inférieure à 20 Hertz et, de préférence, de l'ordre de 10 Hertz, du volume reconstitué avant d'extraire ladite autre grandeur physiologique. L'invention prévoit également un procédé de traitement numérique de signaux issus d'oscillateurs respectivement associés à des spires inductives thoracique et abdominale d'un pléthysmo- graphe, qui consiste à saommner les signaux en leur affectant un coefficient de proportionnalité respectif pour obtenir un volume respiratoire reconstitué, à dériver le signal représentatif du volume reconstitué et à filtrer ce signal afin d'obtenir le débit respiratoire. Selon un mode de réalisation de la présente invention, on applique un filtrage passe-bande au volume respiratoire pour en extraire le rythme cardiaque du patient. Selon un mode de réalisation de la présente invention, lesdits coefficients de proportionnalité sont choisis, dans une phase d'étalonnage, par approximations successives pour que la somme des carrés des écarts entre le volume reconstitué par le pléthysmographe et un volume étalon obtenu à partir d'un pneumo- tachographe, soit minimale. L'invention prévoit également un appareil de sur- veillance de données physiologiques au moyen d'un pléthysmographe à spires inductives thoracique et abdominale. Selon un mode de réalisation de la présente invention, les spires inductives sont intégrées dans un gilet textile à mailles extensibles dans le sens de la hauteur. Selon un mode de réalisation de la présente invention, l'appareil comporte en outre un capteur de position du patient. L'invention prévoit en outre un appareil d'étalonnage du volume respiratoire, mesuré par un appareil de surveillance de données physiologiques au moyen d'un pléthysmographe, l'appareil d'étalonnage comportant deux chambres séparées par une membrane circulaire, imperméable et déformable, et des moyens de mesure du déplacement de la membrane, une première chambre étant destinée à communiquer avec un conduit d'air dont on souhaite mesurer le volume. Selon un mode de réalisation de la présente invention, lesdits moyens de mesure sont constitués d'un codeur incrémentiel rotatif ou d'un potentiomètre, associé à une tige dont une extré- mité est fixée à la membrane, et dont les mouvements sont canalisés dans une direction perpendiculaire au plan de la mem- brane. Ces objets, caractéristiques et avantages, ainsi que d'autres de la présente invention seront exposés en détail dans la description suivante de modes de réalisation particuliers faite à titre non-limitatif en relation avec les figures jointes parmi lesquelles: la figure 1 représente, de façon très schématique, un pléthysmographe à spires inductives du type auquel s'applique la présente invention; la figure 2 illustre, sous forme de schéma-bloc, un mode de mise en oeuvre du procédé de surveillance de données physiologiques selon la présente invention; la figure 3 représente un exemple de chronogranmmes suc- cessivement obtenus par la mise en oeuvre du procédé de l'invention; la figure 4 représente un mode de réalisation d'un dis- positif d'étalonnage selon la présente invention; et la figure 5 représente, de façon très schématique, un mode de réalisation d'une interface de traitement de signaux d'un pléthysmographe selon la présente invention. Les mêmes éléments ont été désignés par les mêmes réfé- rences aux différentes figures. Pour des raisons de clarté, seuls les éléments d'un pléthysmographe qui sont nécessaires à la compréhension de l'invention ont été représentés aux figures et seront décrits par la suite. La figure 1 représente un mode de réalisation d'un plé- thysmographe à spires inductives selon l'invention. De façon classique, commne cela est décrit par exemple dans la demande de brevet français no 2787008, l'appareil est composé d'un gilet 1 intégrant une spire thoracique 10 et une spire abdominale 20. Chacune des spires est à section variable et détermine la fré- quence d'un oscillateur associé, respectivement 11 ou 21. Les spires sont à section variable grâce à une disposition en sinu- soïde dans la largeur du gilet. De préférence, le gilet 1 est fabriqué dans un tissu inextensible dans le sens de la hauteur. Le gilet est, comme indiqué précédemment, muni d'un entrejambe 2. Les oscillateurs 11 et 21 sont reliés à un circuit de traitement comprenant un convertisseur fréquence-tension par oscillateur. Le convertisseur 31 fournit une tension C représentative de la section du thorax, et le convertisseur 32 fournit une tension A représentative de la section de l'abdomen. Les tensions C, A et leur samne pondérée S, fournie par un scnateur 33, peuvent être visualisées par tout dispositif 40 de mesure de tension tel qu'un voltmètre, un oscilloscope, un enregistreur graphique etc. La somtne S peut être rendue représentative du volume pulmonaire du patient en réglant convenablement des coefficients de pondération K1 et K2 des signaux A et C. En général, les coefficients K1 et K2 sont réglés lors d'une phase d'étalonnage. Par exemple, une première étape de la phase d'étalonnage sert à fixer ces coefficients, et une deuxième étape sert à déterminer une échelle pour que les valeurs de tension mesurées correspon- dent à des unités volumiques. De préférence, la phase d'étalonnage comprend des éta- pes consistant à étalonner des spires pour chaque posture du patient (sur le dos, sur le ventre, sur le côté droit, sur le côté gauche) afin d'obtenir une mesure de la respiration utili- sant un étalonnage correspondant à la position fournie par un capteur de position. Ainsi, le gilet est également associé à un capteur 15 (figure 1) de position du patient fournissant des informations à destination du circuit 30 de traitement pour qu'il adapte les résultats mesurés en fonction de la posture du patient. L'intégration d'un détecteur de position et son exploitation dans un pléthysmographe à spires inductives est décrit, par exemple, dans la demande de brevet n 2787008 susmen- tionnée. Une caractéristique de la présente invention est de prévoir, au sein du circuit 30 d'exploitation des signaux issus des oscillateurs 11 et 21, un traitement numérique particulier des signaux thoracique et abdominal. Ce traitement est illustré en figure 1 par un bloc 35 recevant la somme des signaux de tension thoracique C et abdominale A. En figure 1, le bloc 35 reçoit également le signal de position 15 pour adapter l'étalon- nage du système et les mesures en fonction de la position du patient. La figure 2 représente, sous forme de blocs fonction- nels, un mode de réalisation préféré de la présente invention. Cette figure illustre le traitement numérique de signaux opérés, par exemple par le bloc 35 de la figure 1, sur le signal S de sortie de l'additionneur 33. La figure 2 sera décrite avec la figure 3 qui illustre un exemple d'allures des différentes courbes de tension obtenues en fonction du temps en divers points du traitement numérique des signaux. De façon classique, le procédé de traitement numérique du signal de l'invention commence par numériser, avec des gains respectifs K1 et K2, les tensions A et C des oscillateurs 11 et 21 (figure 1). Cette étape, suivie d'une sommaation, est illustrée par un bloc 33 en figure 2. Les courbes 61 et 62 de la figure 3 illustrent un exemple d'allure de tensions mesurées A et C, respectivement à l'abdomen et au thorax au moyen d'un gilet tel qu'illustré par la figure 1. La courbe 63 représente le résultat de la sommation 33 de ces courbes. Cette courbe 63 est donc représentative du volume respiratoire du patient. Selon la présente invention, pour obtenir un signal indi- cateur du débit respiratoire du patient, on dérive le signal de volume. Cette dérivation (bloc 52, DERIV) est, de préférence, précédée d'une étape de filtrage qui est choisie pour réaliser une fonction de filtre passe-bas. Cette étape est symbolisée par un bloc 53 qui délivre, sur une sortie 54, un signal 64 ayant sensiblement la même allure générale que la courbe 63 mais sur laquelle des perturbations haute fréquence ont été éliminées. Selon l'invention, ce signal 64 est délivré comme étant le volume respiratoire. La fréquence de coupure du filtre passe-bas est préférentiellement choisie pour être comprise entre 3 et 20 Hz, et est de préférence d'environ 10 Hz. En dérivant le signal 64, on obtient un signal 65 for- tement perturbé dans lequel tous les signaux parasites ont été amplifiés. On aurait pu croire impossible d'extraire de cette courbe un signal exploitable représentatif du débit respiratoire. Or, les inventeurs ont pu constater que les perturbations ampli- fiées présentaient une répartition fréquentielle majoritairement supérieure au Hertz. Par conséquent, selon l'invention, le signal est filtré (bloc 55) pour éliminer, en particulier, ces fré- quences supérieures au Hertz et, de préférence, supérieures à 2/3 de Hertz. Selon un mode de réalisation préféré, on effectue, au lieu d'un filtrage passe-bas, un filtrage coupe-bande dans lequel on élimine les fréquences comprises entre approximativement 2/3 de Hertz et une dizaine de Hertz (de préférence entre 3/4 et 12 Hertz). En comparant les courbes obtenues par rapport à celles obtenues avec un appareil étalon, les inventeurs ont constaté qu'un filtre coupe-bande fournissait de meilleurs résultats qu'un filtre passe-bas. On obtient alors (sortie 58, figure 2) une courbe 66 représentative du débit respiratoire du patient. Cette courbe est, cromme l'illustre la figure 3, parfaitement exploi- table. Chaque valeur instantanée de la courbe 66 indique un débit instantané dont le signe indique s'il s'agit d'un débit inspira- toire ou expiratoire. Comme il ressort de la figure 3, les courbes 64, 65 et 66 sont référencées par rapport à une origine. Cela indique qu'il s'agit de courbes étalonnées. Une caractéristique d'un mode de réalisation préféré de la présente invention est d'utiliser le signal 64 représentant le volume respiratoire pour déterminer la pulsation cardiaque du patient. Pour ce faire, on réalise un filtrage passe-bande (bloc 56) dont la bande passante est approximativement comprise entre 2/3 de Hertz et 4 Hertz. Le résultat (sortie 57, figure 2) du filtrage passe-bande fournit une courbe 67 dont la fréquence du signal correspond à la fréquence des pulsations cardiaques du patient. Le filtrage passe-bande est représenté à la suite du filtre 53. Selon une variante non représentée, ce filtrage est effectué directement sur l'information de volume non filtrée (sortie du sommateur 33). Un avantage de cette variante est que l'on rend les dimensionnements des filtres d'obtention du débit et de la fréquence cardiaque indépendants les uns des autres. Selon une autre variante, s'appliquant au cas o le filtre d'extraction du rythme cardiaque est en aval du filtre passe-bas 53 qui présente alors une fréquence de coupure suffisamment basse, le rythme cardiaque est obtenu au moyen d'un filtre passe- haut dont la fréquence de coupure est d'environ 3/4 de Hertz. En examinant les courbes de volume mesuré, que ce soit la courbe 63 avant filtrage ou la courbe 64 après filtrage, il paraissait impossible de pouvoir extraire du bruit considérable, un signal représentatif d'une donnée quelle qu'elle soit. Cette impression était corroborée par 1 'allure très fortement perturbée du signal dérivé 65. Contre toute attente, les inventeurs ont constaté que le signal présent dans la bande de fréquences habi- tuelle des pulsations cardiaques était bien représentatif du rythme cardiaque du patient et était donc exploitable conme l'illustre la courbe 67. A partir de cette courbe, il suffit de mesurer la fréquence du signal, c'est-à-dire de détecter les changements de signe de ce signal, en tenant compte d'éventuelles perturbations subsistantes. Par exemple, on pourra analyser le spectre fréquentiel du signal. On sait que la fréquence cardiaque est généralement comprise entre 3/4 de Hertz et 4 Hertz. On considère alors que la fréquence pour laquelle le spectre est maximum dans cette bande, est la fréquence cardiaque moyenne sur la période d'analyse. Une autre méthode consiste à détecter la période entre les maxima et minima successifs du signal 67 en tenant compte de seuils d'amplitude en deçà desquels on considère qu'il s'agit de bruit. La période médiane obtenue (en ne tenant pas compte des éventuelles extrêmes non significatives) donne la période des pulsations cardiaques. Les deux méthodes ci-dessus sont, bien entendu, combi- nables. Un avantage de la présente invention est qu'en mesurant seulement le volume respiratoire au moyen d'un pléthysmographe à spires inductives, on obtient au moins deux grandeurs physiolo- giques différentes. Plus précisément, on peut mesurer en continu, non seulement le volume respiratoire comme dans les systèmes classiques, mais également soit le débit respiratoire, soit la fréquence cardiaque, soit les deux. Pour simplifier l'exposé, un seul cycle respiratoire a été représenté en figure 3, mais la mesure s'effectue en continu. Un autre avantage est qu'elle minimise le nombre de capteurs à imposer au patient. La présente invention permet même d'isoler aisément une autre grandeur physiologique qui est la fréquence respiratoire du patient. Dans les systèmes classiques, cette fréquence respira- toire est isolée par un traitement du signal du volume respiratoire en détectant des changements de signe par rapport à une origine placée arbitrairement sur la courbe 63. Selon un mode de réalisation préféré de l'invention, on utilise le signal de débit 66 pour déterminer la fréquence respiratoire. En effet, cette détermination est alors beaucoup plus simple. Il suffit de détecter la fréquence du signal de débit qui, par l'opération de dérivée (52), se trouve automatiquement placée sur une origine (dérivée nulle) correspondant aux changements de pente du signal de volume. Ainsi, il est très facile d'isoler la période Tr du signal respiratoire et d'en déduire la fréquence. Bien entendu, ce qui a été exposé ci-dessus en faisant référence par souci de clarté à des signaux analogiques cor- respond en pratique à un traitement numérique du signal, les tensions mesurées étant numérisées par les convertisseurs 31 et 32 en entrée du système. De plus, s'agissant de signaux numé- riques, ce qui a été illustré par un scmmnateur 33 et des blocs en figures 1 et 2 pourra, en pratique, être réalisé sous forme logicielle. Selon un mode de réalisation de l'invention, les filtres appliqués aux signaux traités réalisent un filtrage par convo- lution à portée limitée dans le domaine des temps. En d'autres termes, chaque échantillon k d'un signal est remplacé par une moyenne pondérée g (k) de son voisinage, englobant tous les échantillons dont le numéro d'ordre est compris entre k-p et k+p. Cela revient à appliquer la formule suivante: +p g(k) = E r g(k - r), o Or représente le poids r = -p de l'échantillon courant, et o g représente la valeur de l'échantillon. A chaque type de filtrage (passe- bas, coupe-bande ou passe-bande) correspond un jeu de poids or et une étendue -p à +p des échantillons à prendre en compte. On notera que s'agissant d'échantillons numériques, cela décrit la réponse impulsionnelle du filtre. Sur le plan fréquentiel, la fonction de transfert induite par la convolution ci-dessus dépend bien entendu de la fréquence d'échantillonnage (pas entre deux échantillons succes- sifs). De préférence, tous les filtres ont une fonction de transfert réelle afin de ne pas introduire de déphasage entre l'entrée et la sortie. Par conséquent, dans la réponse impulsion- nelle, les poids sont symétriques (O-r =)r pour tout r). La détermination des caractéristiques des filtres numériques respec- tant la formule ci-dessus est à la portée de l'hommei du métier à partir des indications fonctionnelles fournies. On tiendra compte du délai nécessaire au calcul de la moyenne pondérée en fonction du nombre de coefficients pris pour le filtre (l'étendue -p à +p). Cela induit un retard dans la fourniture du résultat qui est fonction de la fréquence d'échantillonnage et du nombre d'échan- tillons futurs qui doivent être pris en compte pour le calcul de la moyenne pondérée affectée à 1 'échantillon courant. En pratique, un nombre d'échantillons compris entre environ 20 et environ 60 de part et d'autre de l'échantillon courant donne des résultats tout à fait satisfaisants. Comme la fréquence d'échantillonnage est généralement de l'ordre de 30 à 50 Hz, le retard dépassera rarement une seconde, ce qui est parfaitement acceptable. La mise en oeuvre de l'invention requiert d'étalonner le système avant d'effectuer une mesure, conme cela est le cas pour les systèmes classiques. Plusieurs méthodes d'étalonnage sont envisageables. Elles ont toutes en commun d'utiliser un dispositif étalon dont un masque est placé sur la bouche et le nez du patient pour obtenir des courbes étalons. On cherche alors à faire correspondre le mieux possible les courbes fournies par le pléthysmographe pendant les mêmes cycles respiratoires et ces courbes étalons. Selon un mode de réalisation, une première étape de l'étalonnage consiste à choisir, par exemple sur un cycle, la meilleure combinaison des coefficients K1 et K2 pour que l'allure (sans respect d'échelle) de la sommne des signaux corresponde à l'allure d'un volume réel. Cela revient à fixer le rapport K1/K2. Le volume réel est classiquement intégré à partir d'une mesure de débit. Il est connu que le choix d'un rapport K1/K2 sensiblement égal à 2 fournit souvent de bons résultats. Par conséquent, dans un tel mode de réalisation simplifié, un seul coefficient doit être déterminé lors de la phase d'étalonnage. Selon un autre mode de réalisation, les coefficients Kl et K2 seront calculés en appliquant une méthode dite des "moindres carrés" camme on le verra par la suite. Le principe de 1 'étalonnage des unités d'un volume ou d'un débit consiste à appliquer la règle de transformation suivante: U = a (N - Z), o U représente la valeur du signal étalonné exprimé dans un système d'unité dépendante de sa nature (dans le cas d'un débit, celui-ci peut être exprimé en litre par seconde, par exemple), o N représente la grandeur numérique fournie par le convertisseur analogique-numérique du signal, o Z représente la grandeur numérique fournie par le convertisseur quand le signal est nul, et o a représente le facteur d'échelle. L'éta- lonnage en unité de valeur consiste à déterminer les deux grandeurs a et Z. La valeur Z s'obtient généralement en effectuant une moyenne des valeurs fournies par le convertisseur analogique/ numérique sur une plage o le signal est nul. L'obtention du facteur d'échelle a nécessite de disposer d'une grandeur étalon. Selon une première méthode d'étalonnage de l'invention, on utilise un pneumotachographe qui constitue un appareil parfai- tement connu de mesure du débit respiratoire. Une caractéristique de cette première méthode est que les coefficients de pondération ne sont pas fixés arbitrairement mais optimisés par l'étalonnage. Pour le pneumotachographe, le facteur d'échelle a peut être obtenu de plusieurs manières. Selon un premier exemple connu, on établit un débit d'air constant dans un dispositif de type diaphragme offrant une résistance à la pression. Cette résistance provoque, entre l'entrée et la sortie du diaphragme, une chute de pression. On mesure cette chute de pression grâce à la différence des niveaux d'eau contenus dans un tube en forme de U. Le diaphragme ayant été préalablement calibré par une autre méthode, on connaît la loi qui, à la différence de niveau d'eau, fait correspondre le débit exprimé en unité habituelle (par exemple des litres par seconde). Selon un deuxième exemple connu, on utilise une seringue de volume connu et on convertit la courbe du débit pendant que l'on vide cette seringue. Une fois étalonné, le pneumotachographe est utilisé pour mesurer le débit respiratoire du patient en parallèle avec la mesure du volume au moyen du pléthysmographe. On effectue alors une détermination des coefficients K1 et K2 en appliquant une méthode dite des "moindres carrés". Cela revient à choisir les coefficients K1 et K2 tels que la sommne des carrés des écarts entre le volume reconstitué par le pléthysmographe (K1A + K2C) et le volume fourni par l'intégration des résultats du pneumotacho- graphe, soit minimale. En d'autres termes, on cherche, par approximations successives, à rendre l'expression suivante mini- male: n2 (K1 Ai + K2. Ci - Vi)2, o V représente le i = 1 volume extrait du débit fourni par le pneumotachographe, et o i désigne le numéro d'ordre de l'échantillon dans une série de n échantillons pris pour étalonner l'appareil. La mise en pratique d'une telle méthode d'étalonnage est à la portée de l'hiomne du métier à l'aide des moyens de traitement numériques connus (par exemple, un micro-ordinateur convenablement programmé). En variante, le rapport entre les coefficients K1 et K2 sera fixé (par exemple K = K1/K2 = 2) et c'est le coefficient K qui sera déterminé par la méthode des moindres carrés en minimi- sant la sommwe suivante: n (K (Ai + 2 Ci) - vi)2 i =1 Selon une deuxième méthode d'étalonnage de l'invention, on cherche à étalonner lepléthysmographe directement à partir d'une mesure de volume. On doit alors utiliser un dispositif d'étalonnage du volume respiratoire par une comparaison directe (sans intégration) par rapport à un volume étalon. Cette deuxième méthode requiert, dans une première étape, de fixer arbitraire- ment le rapport entre les coefficients de pondération (par exemple, K1 = 2K2). Dans une deuxième étape, on peut utiliser une seringue classique de volume connu que l'on relie au masque du patient. A chaque cycle respiratoire, la seringue étalon force un volume d'inspiration du patient qui, pour permettre l'étalonnage, doit inspirer l'intégralité du volume de la seringue étalon. L'ampli- tude du signal inspiratoire obtenue par le pléthysmographe correspond alors au volume étalon. L'utilisation d'une seringue ne constitue pas un mode de réalisation préféré de cette deuxième méthode. En effet, les inventeurs considèrent que les résultats d'étalonnage donnés par cette méthode classique sont très approximatifs. De plus, l'uti- lisation de la seringue étalon impose au patient de forcer ses inspirations et expirations. L'effort fourni par le patient modifie sa respiration par rapport à sa respiration naturelle, ce qui constitue une source d'erreur. Par conséquent, selon un mode de mise en oeuvre préféré de la deuxième méthode d'étalonnage, l'invention prévoit d'utili- ser un dispositif d'étalonnage particulier du volume respiratoire qui pallie ces difficultés. La figure 4 représente, par une vue schématique en coupe, un mode de réalisation d'un dispositif étalon selon l'inven- tion. Ce dispositif 80 comporte une enceinte étanche à l'air, par exemple, constituée de deux parois 81 et 82 en forme de soucoupes réunies par leurs périphéries respectives. Le volume interne de l'enceinte 80 est divisé par une membrane déformable et imperméable 83, qui définit deux chambres 84 et 85. Une chambre 84, dite de mesure, comporte un orifice 86 de liaison étanche à un tube 87 de mesure. Le tube 87 est, par exemple, destiné à être relié à un masque (non représenté) appliqué sur la face du patient. L'autre chambre 85, dite chambre étalon, comporte un capteur des déplacements de la membrane. Ce capteur est à frot- tement minimum pour minimiser les risques de perturbation des mesures. Par exemple, il s'agit d'une tige 88 reliée par une première extrémité au centre de la membrane 83, et coopérant avec un codeur incrémentiel 89 ou un potentiomètre. La deuxième extré- mité de la tige 88 peut être reliée, par une articulation 90, à une première extrémité d'un ressort 91 dont l'autre extrémité est fixée, par une articulation 92, à une paroi de la chambre 85. Ce mode de réalisation suppose que l'élasticité de la membrane n'est pas suffisante pour retrouver la position de repos. Dans le cas contraire, aucun dispositif de rappel n'est nécessaire. De préférence, le codeur 89 est contenu dans le volume de la chambre étalon 85. Cela évite à la tige 88 de traverser un joint d'étanchéité qui introduirait des frottements néfastes aux mesures. Ainsi, la chambre 85 comporte, de préférence, un prolon- gement vers l'arrière de la tige (sa deuxième extrémité). Seule une liaison électrique 93 fournissant les résultats de déplace- ment convertis par le codeur 89 traverse la paroi de la chambre 85. Le fonctionnement et la réalisation d'un codeur incrémentiel associé à une tige de mesure de déplacement sont parfaitement connus. Par exemple, le codeur 89 caoporte une roue dentée 94 pour coopérer avec des dents 95 que comporte la tige 88 dans une portion de sa longueur. Les déplacements respectifs possibles des différents constituants du dispositif étalon de l'invention ont été illus- trés par des flèches en figure 4. Les déplacements de la tige 88 sont canalisés, par sa liaison au codeur 89 et au ressort 91, dans une direction perpendiculaire au plan de la membrane 83. Quand le patient respire, cela provoque un déplacement (dans un sens ou dans l'autre selon qu'il inspire ou expire) de la membrane 83. Ce déplacement est converti en signal électrique (de préférence numérique) par le codeur 89. Compte tenu de la forme circulaire de la membrane 83, son déplacement latéral h correspond à une variation de volume V = nR2h/3, o R représente le rayon de la membrane. A partir de la position de repos de la membrane, on peut donc déterminer très précisément et directement les volumes respirés. Un avantage du dispositif étalon de l'invention est que le patient peut respirer de façon naturelle. L'étalonnage s'effec- tuant sur un faible nombre de cycles de respiration, il n'est pas gênant que le patient ne renouvelle pas son air pendant l'étalon- nage. L'utilisation du dispositif étalon de l'invention amé- liore considérablement la fiabilité d'un pléthysmographe à spires inductives. En outre, l'étalonnage est particulièrement simple et confortable pour le patient (en particulier, pour un patient ayant des difficultés respiratoires ou auquel on ne peut demander de forcer sa respiration, par exemple, parce qu'il est incons- cient). On évite également le recours aux équipements complexes et coûteux du type pneumotachographe. Selon un mode de réalisation préféré de l'invention, on utilise un circuit d'interface dédié (le circuit 30, figure 1) entre le gilet 1 à spires inductives et un afficheur ou mémorisa- *teur (40, figure 1). La figure 5 représente, de façon très schématique et par ses entréessorties, un mode de réalisation d'un boîtier d'interface 70 selon la présente invention. Ce boîtier 70 comprend un circuit 30 de traitement du signal basé sur un microprocesseur (par exemple, un microproces- seur 8 bits). Les entrées de signaux comprennent essentiellement une borne 71 d'entrée du signal issu de l'oscillateur 11, une borne 72 d'entrée du signal issu de l'oscillateur 21 et des bornes d'entrées 73 associées à l'élément de positionnement 15. S'agissant d'un système à bille tel que décrit dans la demande de brevet français nO 2787008, on utilise cinq bornes d'entrées plus une borne de référence. De préférence, on prévoit également une borne d'entrée 74 destinée à recevoir un signal de débit étalonné provenant, par exemple, d'un pneumotachographe. Ainsi, le circuit d'interface 70 de l'invention sert à organiser les échanges entre les différents appareils, que ce soit pendant les phases de mesure ou pendant les phases d'étalonnage. Le circuit comprend une liaison série (symbolisée par son accès 75) vers un appareil d'exploitation des mesures (non représenté), par exemple, un micro-ordinateur. Le boîtier 70 nécessite d'être alimenté et comprend donc un ou plusieurs contacts 76 vers un bloc d'alimen- tation (non représenté). Ainsi décrit, le circuit d'interface 70 de l'invention comprend tous les éléments nécessaires. Toutefois, il peut être souhaitable de disposer des grandeurs analogiques mesurées afin de les visualiser sur des afficheurs classiques prévus pour recevoir ce type de données. Par conséquent, dans un mode de réalisation préféré, on prévoit une conversion numériqueanalogique des mesures et déterminations effectuées. Ces différentes mesures sont restituées sur un bornier 77 délivrant des signaux analogiques. Il s'agira, par exemple, des allures analogiques des tensions de la spire inductive du thorax, de la spire inductive de l'abdonen, du signal de volume (54, figure 2) du signal de position, du débit (58, figure 2), de la fréquence cardiaque (signal 57, figure 2), de la fréquence respiratoire, etc. Bien entendu, la présente invention est susceptible de diverses variantes et modifications qui apparaîtront à l'homme de l'art. En particulier, la réalisation pratique des circuits nécessaires à la mise en oeuvre du procédé de l'invention est à la portée de l'homme du métier à partir des indications fonction- nelles données ci-dessus. De même, le regroupement des dif- férentes fonctions au sein d'un même boîtier d'interface se déduit de ce qui précède et des techniques connues. Par ailleurs, la réalisation pratique des filtres numériques utilisés est à la portée de l'homne du métier à partir des indications fonction- nelles données dans la présente description. De plus, bien que l'on ait fait référence à des méthodes d'étalonnage préférées, on pourra mettre en oeuvre d'autres méthodes classiques pour étalon- ner un système de l'invention. En outre, si dans une application préférée, le pléthysmographe à spires inductives est intégré dans un gilet porté par le patient, le procédé de traitement de signaux de l'invention peut plus généralement être mis en oeuvre avec un pléthysmographe à spires inductives ayant des bandes séparées. REVENDICATIONS 1. Procédé de surveillance de données physiologiques au moyen d'un pléthysmographe à spires inductives thoracique (10) et abdominale (20), caractérisé en ce qu'il consiste: à mesurer (31, 32) les amplitudes respiratoires (61, 62) d'un patient; à somier (33) ces amplitudes respiratoires affectées d'un coefficient de pondération respectif (K1, K2) pour obtenir un signal (63) représentatif du volume respiré; et à effectuer un traitement numérique (52, 53, 55, 56) des signaux mesurés afin d'en extraire au moins une autre gran- deur physiologique parmi le débit respiratoire (66) et la fréquence cardiaque (67) du patient. 2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il consiste: à effectuer une dérivation (52) du volume respiratoire (64); et à appliquer un filtrage (55) au résultat (65) de déri- vation pour obtenir le débit respiratoire (66) du patient. 3. Procédé selon la revendication 2, caractérisé en ce que le filtrage est de type coupe-bande avec des fréquences de coupure d'approximativement 2/3 de Hertz et 12 Hertz. 4. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 3, caractérisé en ce qu'il consiste à effectuer un filtrage (56) du volume respiratoire (64) afin d'obtenir la fréquence cardiaque (67) du patient. 5. Procédé selon la revendication 4, caractérisé en ce que le filtrage est de type passe-bande avec une bande passante approximativement comprise entre 2/3 de Hertz et 4 Hertz. 6. Procédé selon l'une quelconque des revendications 1 à 5, caractérisé en ce qu'il consiste à effectuer un filtrage passe-bas (53) ayant une fréquence de coupure inférieure à 20 Hertz et, de préférence, de l'ordre de 10 Hertz, du volume reconstitué (63) avant d'extraire ladite autre grandeur physiologique (66, 67). 7. Procédé de traitement numérique de signaux issus d'oscillateurs (11, 21) respectivement associés à des spires inductives thoracique (10) et abdominale (20) d'un pléthysmo- graphe, qui consiste à saommer (33) les signaux en leur affectant un coefficient de proportionnalité respectif (K1, K2) pour obte- nir un volume respiratoire reconstitué, caractérisé en ce qu'il consiste à dériver (52) le signal représentatif du volume recons- titué et à filtrer (55) ce signal afin d'obtenir le débit respiratoire. 8. Procédé de traitement numérique de signaux selon la revendication 7, caractérisé en ce qu'il consiste à appliquer un filtrage passe-bande (56) au volume respiratoire pour en extraire le rythme cardiaque du patient. 9. Procédé de traitement numérique de signaux selon la revendication 7 ou 8, caractérisé en ce que lesdits coefficients de proportionnalité (K1, K2) sont choisis, dans une phase d'éta- lonnage, par approximations successives pour que la somne des carrés des écarts entre le volume reconstitué par le pléthysmo- graphe et un volume étalon obtenu à partir d'un pneumotachographe, soit minimale. 10. Appareil de surveillance de données physiologiques au moyen d'un pléthysmographe à spires inductives thoracique (10) et abdominale (20), caractérisé en ce qu'il comporte des moyens propres à mettre en oeuvre un procédé de surveillance selon l'une quelconque des revendications 1 à 6. 11. Appareil selon la revendication 10, caractérisé en ce que les spires inductives sont intégrées dans un gilet textile (1) à mailles extensibles dans le sens de la hauteur. 12. Appareil selon la revendication 10 ou 11, caracté- risé en ce qu'il comporte en outre un capteur (15) de position du patient. 13. Appareil d'étalonnage du volume respiratoire mesuré par un appareil conforme à l'une quelconque des revendications 10 à 12, caractérisé en ce qu'il comporte: deux chambres (84, 85) séparées par une membrane circu- laire (83), imperméable et déformable, une première chambre étant destinée à communiquer avec un conduit (87) d'air dont on sou- haite mesurer le volume; et des moyens (89) de mesure du déplacement de la membrane (83). 14. Appareil d'étalonnage selon la revendication 13, caractérisé en ce que lesdits moyens de mesure sont constitués d'un codeur incrémentiel rotatif ou d'un potentiomètre, associé à une tige (88) dont une extrémité est fixée à la membrane (83), et dont les mouvements sont canalisés dans une direction perpendicu- laire au plan de la membrane.