FR 2586925 A1 19870313 FR 8612489 A 19860905 La présente invention concerne de façon générale un appareil de monitorage cardiaque, et elle porte plus particu- lièrement sur un procédé et un appareil destinés à mesurer quantitativement le volume de sang instantané contenu dans une cavité donnée du coeur, permettant ainsi le monitorage continu du volume déplacé à chaque battement et du débit cardiaque. Comme l'indique la demande de brevet des E.U.A. n 362 903, déposée le 29 mars 1982, la technique de mesure d'impédance électrique d'un volume intravasculaire a été étu- diée depuis plus de 30 ans, mais n'a été appliquée que récem- ment à la détermination du volume intracardiaque chez l'homme. En 1953, Rushmer et col. ont décrit dans un article intitulé "Intracardiac Plethysmography" (Am. J. Physiol. 174; 171; 1953), une expérience dans laquelle des électrodes étaient fixées sur les parois des ventricules droit et gauche de chiens et étaient utilisées pour enregistrer des varia- tions d'impédance pendant la contraction. Dans un article intitulé "Continuous Measurement of Ventricular Stroke Volume By Electrical Impedance", publié dans le Cardiac Research Center Bulletin, vol. 4, page 118 (1966), Geddes et col. décrivent une expérience dans laquelle des électrodes étaient suturées sur l'épicarde d'un chien pour effectuer une mesure d'impédance à 80 kHz pendant l'injection de sang dans le coeur de l'animal et l'extraction de sang à partir du coeur, avec les valvules fermées par des sutures, in vitro. Plus récemment, Baan et col. ont utilisé un cathéter à 8 anneaux et une fréquence d'attaque de 20 kHz, et ils ont enregistré chez des chiens un degré de corrélation élevé entre des mesures d'impédance du ventricule gauche et le volume déplacé à chaque battement, ce dernier étant déterminé simultanément par l'utilisation d'un débitmètre électromagnétique (Baan et col., "Continuous Stroke Volume and Cardiac Output from Intraventricular Dimensions Obtained With An Impedance Catheter", Cardiovasc.Res. 15; 328; 1981). Dans un article plus récent de Baan et col., intitulé "Continuous Registra- tion of Relative Left Ventricle Volume in Man" (Circulation 66) (Suppl. II):II-277, 1982, on trouve le compte rendu d'une expérience dans laquelle on a utilisé un cathéter pour enre- gistrer de façon continue l'impédance ventriculaire et pour établir sa relation avec le volume chez six patients. La pre- mière des publications précitées de Baan et col. établit une base théorique pour les déterminations de volume reposant sur des mesures d'impédance. En première approximation, on peut considérer que le volume de sang qu'on mesure entre deux électrodes de détection quelconques est un cylindre dont les frontières sont définies par les surfaces endothéliales des parois car- diaques et par les surfaces équipotentielles passant par les électrodes. On peut ainsi considérer que le volume de sang total à l'intérieur de la cavité ventriculaire gauche est une colonne formée par l'empilement des cylindres. La variation d'impédance qu'on détecte pendant une contraction ventricu- laire dans l'un quelconque de ces cylindres est produite par une variation de résistance entre les deux électrodes de détection, sous l'effet d'une variation de l'aire de section droite du cylindre. La relation entre la résistance et l'aire de section droite est donnée par la formule: R = e L/A dans laquelle R désigne la résistance, e désigne la résisti- vité du sang, L désigne la distance entre les électrodes de détection et A désigne l'aire de section droite. Dans le cas d'un volume cylindrique, dans lequel le volume (V) est égal au produit de l'aire de section droite par la longueur (A x L), on peut effectuer dans l'équation ci-dessus la substitution donnant pour la résistance: R = L2/V On peut ainsi définir la résistance en fin de dias- tole et la résistance en fin de systole par les expressions suivantes: Red = E L2/Ved et Res = L2/Ves ed ed es esI dans lesquelles "ed" désigne la fin de diastole et "es" désigne la fin de systole. En combinant ces deux équations et en les soustrayant, on obtient la formule suivante pour le volume déplacé à chaque battement: R -R V - = L_ (es ed ed Ves R Red es Red Ainsi, pour un segment cylindrique donné de sang entre deux électrodes de détection espacées longitudinale- ment quelconques, on peut déterminer la variation de volume qui se produit sous l'effet de la contraction ventriculaire, à partir de la différence d'impédance en fin de systole et en fin de diastole. En outre, du fait que chaque cylindre de sang à l'intérieur du ventricule gauche peut être considéré comme une résistance en série entre les électrodes d'atta- que, on peut ajouter des mesures de volume pour des cylin- dres individuels de façon à déterminer le volume de sang déplacé à chaque battement pour le ventricule complet. La théorie de mesure de volume par mesure d'impé- dance qu'on vient de présenter doit être considérée comme une simplification excessive, du fait qu'elle ne tient pas compte de certains facteurs critiques pour l'obtention d'une mesure précise. L'une des principales difficultés qu'on rencontre dans la détermination de volumes absolus 2E par des mesures d'impédance, consiste dans l'élimination de la contribution du tissu myocardique à des mesures d'impé- dance électrique intracardiaque. Le procédé faisant appel à des mesures d'impédance pour déterminer les volumes de cavités ventriculaires, utilise le fait que la résistivité 3' électrique du tissu myocardique est supérieure à celle du sang. Il en résulte que le courant de mesure est localisé principalement à l'intérieur de la chambre ventriculaire, et que des variations d'impédance doivent représenter de façon prédominante la quantité de sang à l'intérieur de la chambre, qui varie au cours du temps. Dans des conditions idéales, si les tissus étaient parfaitement isolants, la totalité du courant de mesure traverserait uniquement la cavité ventriculaire et on pourrait effectuer des mesures de volume extrêmement précises. Ce principe est confirmé par des mesures d'impédance de volumes de sang contenus à l'intérieur d'une vessie en caoutchouc, pour lesquelles on a trouvé une corrélation de 0,99 entre l'impédance et les volumes absolus. On a déterminé que la résistance parallèle du myocarde et du tissu environnant a pour effet de diminuer la résistance mesurée et donc d'ajouter un volume apparent ou de décalage (VDECALAGE) au volume ventriculaire réel. En plus de la contribution précitée que l'impédance myocardique apporte à des mesures de volume basées sur des mesures d'impédance, il existe d'autres problèmes dans la détermination de volumes absolus de cavités. L'un de ces problèmes concerne la résistivité du sang, qui n'est pas constante, et dont on a pu montrer qu'elle variait en fonction de la température, de l'hématocrite et de la vitesse du sang. Il est en outre possible que des variations des con- centrations en électrolyte modifient également la résistivi- té. Lorsqu'un cathéter est placé dans une cavité yen- triculaire et lorsqu'un potentiel d'attaque de fréquence prédéterminée est appliqué entre une paire d'électrodes espacées, avec l'une des électrodes proche de la pointe de la cavité et l'autre proche de la valvule aortique, on trouve que les lignes de champ électrique ne sont pas recti- lignes, mais sont courbées vers l'extérieur. De façon simi- laire, les lignes équipotentielles ne sont pas rectilignes mais sont également courbées de façon à rencontrer à angle droit les lignes de champ électrique. Cette configuration entraîne également une absence d'homogénéité de la densité de courant à l'intérieur de la cavité ventriculaire. Du fait que la formule de volume V = EL /R ne s'applique qu'à des volumes cylindriques de forme régulière, lorsqu'on tente d'appliquer cette formule aux conditions réelles qui exis- tent lorsqu'on excite des électrodes d'attaque espacées, on introduit une erreur dans la mesure de volume ventriculaire. Cette erreur est spécialement importante dans le ventricule droit, à cause de sa forme. On peut réduire quelque peu l'importance de l'erreur en décomposant effectivement en segments discrets le volume que couvrent les électrodes d'attaque, en calculant le volume de ces segments indivi- duels et en faisant ensuite la somme des mesures de volume individuelles pour obtenir un volume total, comme indiqué par Baan et col. Ceci ne résout cependant pas le problème de la nature inadéquate de la formule relative à un volume cylindrique, pour cette situation correspondant à une forme non cylindrique. Conformément à l'invention, on obtient une amélio- ration encore plus importante de la précision de mesure en calculant une valeur R0 qui est équivalente à celle qui serait mesurée en supposant que les électrodes d'attaque soient mutuellement séparées par une distance infinie. Lorsque cette condition existe, au moins dans un sens mathématique, les lignes de champ électrique qui s'étendent entre les électrodes deviennent rectilignes et parallèles de même que 1-es plans équipotentiels qui rencontrent les lignes de champ à angles droits. Connaissant la valeur RO, la formule V = ?L2/R0 s'applique alors même dans le ventri- cule droit de forme irrégulière, et il est possible d'obte- nir une indication plus précise du volume entre des paires 3C d'électrodes de détection. Lorsqu'on fait la somme des volumes des segments individuels pour obtenir une valeur de volume total, la valeur de volume total est également beau- coup plus précise. Le volume calculé comprend toujours le volume 3 VECALAGE dû au tissu environnant mais, comme on le montre dans l'Annexe A, le terme VDECALAGE a peu d'effet sur le cal- cul du volume de sang déplacé à chaque battement et donc du débit cardiaque, du fait que le volume déplacé à chaque bat- tement ne fait intervenir qu'une différence de volume. De plus, du fait que les mesures de volumes ventriculaires sont maintenant exactes, à l'exception de la seule valeur additive précitée, on peut déterminer avec précision toute variation du volume ventriculaire due à l'état du patient ou à une thérapie. A titre d'exemple, une diminution de 10 ml du volume en fin de diastole, mesurée après l'injection d'une drogue inotrope, constituera une mesure précise de l'effet de la drogue. Pour obtenir la valeur équivalente R0 pour l'uti- lisation dans la formule de volume, on utilise un cathéter ayant une électrode d'attaque distale pouvant être placée près de la pointe du coeur, et une électrode d'attaque proximale pouvant être placée près de la valvule aortique. Le cathéter comporte également une seconde paire d'électro- des d'attaque mutuellement espacées, les électrodes de la seconde paire se trouvant entre celles de la première paire. Des paires supplémentaires d'électrodes de détection sont placées entre les électrodes individuelles constituant la seconde paire. Les première et seconde paires d'électrodes d'attaque sont excitées séparément par des sources à cou- rant constant ayant des fréquences discrètes différentes. Ceci permet, par un filtrage approprié, d'isoler la contri- bution potentielle, au niveau de n'importe quelle paire don- née d'électrodes de détection, qui est attribuable à chacune des première et seconde sources précitées. En représentant graphiquement la résistance mesurée en fonction de l'inverse de la distance entre la paire d'électrodes de détection et la paire d'électrodes d'attaque correspondante, en coordon- nées cartésiennes, pour chaque composante de fréquence, on peut tracer une ligne passant par les deux valeurs de résis- tance portées sur le graphique, et en prolongeant (ou en extrapolant) la ligne jusqu'à l'intersection avec l'axe Y, on obtient l'impédance dans la condition dans laquelle les élec- trodes d'attaque sont séparées par une distance infinie. On peut réaliser ce qui précède en employant deux sources différentes, chacune d'elles étant excitée séparément et simultanément à deux fréquences différentes, ce qui permet d'isoler la contribution de chacune d'elles à l'aide de tech- niques de filtrage numériques. Selon une variante, on peut exciter alternativement les deux paires d'électrodes d'atta- que par la même source de courant, en enregistrant séparément dans le dispositif la résistance mesurée pour chacune des deux configurations d'attaque. Une fois qu'on connaît les deux valeurs de résistance et la distance entre la paire d'élec- trodes de détection et la paire respective d'électrodes d'attaque, on peut effectuer l'extrapolation précédente pour obtenir la valeur R0 équivalente désirée. Une fois qu'on connaît R0, on peut calculer le volume de façon plus précise que ce qui était possible jusqu'à présent. Le procédé de l'invention permet d'effectuer sur 2_ des patients des mesures de volume déplacé à chaque batte- ment et de débit cardiaque,plus précises que ce qui était possible jusqu'à présent, et de façon continue. L'informa- tion de volume ventriculaire présente un intérêt dans le diagnostic d'affections et d'hypertrophie valvulaires. Elle facilite également la détermination de l'étendue et de l'effet d'un infarctus et d'une ischémie cardiaques, et elle est également utile pour évaluer et surveiller l'action de drogues pour traiter des affections telles qu'une défaillance cardiaque de nature congestive. Ces tech- 3Q niques de l'art antérieur tellesque la dilution thermique ou la dilution d'un indicateur ne peuvent être utilisées que dans des cas peu fréquents et elles ne conviennent pas pour des situations de monitorage à long terme. La technique pléthysmographique par mesure d'impédance ventriculaire à 3E deux sources de la présente invention permet à un clinicien d'observer visuellement chaque contraction ventriculaire, sans injection d'une substance quelconque dans le coeur ou un autre type d'intervention de l'opérateur, sur des durée- étendues et pendant des manoeuvres physiques telles qu'nr. exercice. Dans la mesure o le convertisseur analogiq.e- numérique peut échantillonner les mesures de volume ver.- culaire à une cadence de 100 Hz, aucun événement d'une durée supérieure à 10 millisecondes ne peut échapper à l'attention du médecin. On peut ainsi non seulement sur- veiller des variations de débit cardiaque à long terme, mais également déterminer l'effet de contractions pré-ven- triculaires d'une manière individuelle. Du fait que l'uti- lisation de la technique de la présente invention perme: de disposer du taux de variation du volume pour chaque bat:e- ment, il devient également possible d'estimer la contracti- vité du coeur. De plus, en contrôlant simultanément la pression et le volume ventriculaire, on peut calculer le travail correspondant à un battement, et on peut utiliser cette information dans le traitement d'une défaillance car- diaque de type congestif. Un but principal de l'invention est donc de pro- curer un procédé perfectionné pour déterminer le volume ventriculaire d'un coeur, en utilisant un cathéter de mesu- re d'impédance. Un autre but de l'invention est de procurer un procédé et un appareil pour mesurer le volume de sang déplacé à chaque battement du coeur et le débit cardiaque avec une précision supérieure à ce qui était possible jusqu'à présent en utilisant des techniques connues de l'art antérieur. Un autre but encore de l'invention est de procu- rer un procédé et un appareil pour mesurer le volume venrr- culaire d'un coeur animal, dans lesquels on calcule l'_-e- dance effective du ventricule comme si la source de pcten- tiel était à une distance infinie des électrodes de détec- tion. Un autre but encore de l'invention est de procurer un procédé d'application de la pléthysmographie par mesure d'impédance utilisant des sources à deux fréquences ou une source commutée, pour déterminer de façon plus précise le volume ventriculaire d'un coeur. L'invention sera mieux comprise à la lecture de la description détaillée qui va suivre d'un mode de réalisation préféré, et en se référant aux dessins annexés sur lesquels la figure 1 est une coupe du coeur montrant le cathéter de mesure d'impédance placé dans le ventricule gau- che; la figure 2 est un schéma synoptique d'un circuit utile pour la mise en oeuvre du procédé de l'invention; - la figure 3 est un graphique montrant la manière selon laquelle on obtient l'impédance corrigée (R0); et la figure 4 est une représentation graphique mon- trant la variation en temps réel du volume de la cavité au cours de battements cardiaques successifs. En considérant la figure 1, on voit une coupe d'un coeur humain 2, dont les cavités principales sont l'oreillet- te droite 4, le ventricule droit 6, l'oreillette gauche 8 et le ventricule gauche 10. Pour mesurer le volume déplacé à chaque battement et le volume total du ventricule gauche conformément à la présente invention, on place dans cette cavité un cathéter de mesure d'impédance 12 ayant une extré- mité proximale 14 et une extrémité distale 16. Le cathéter peut être fabriqué conformément aux indications données dans la demande de brevet des E.U.A. no 445 240, déposée le 3Y; 29 novembre 1982 et cédée à la Demanderesse. Ce cathéter comprend ainsi au moins une gaine tubulaire comportant un ensemble d'électrodes de surface espacées disposées suffi- samment près de l'extrémité distale 16 du cathéter pour que ces électrodes s'étendent effectivement sur toute la longueur de la cavité dont on doit mesurer le volume, c'est-à-dire ici le ventricule gauche. Sur la figure 1, les électrodes de surface sont représentées sous une forme constituée par des anneaux espacés désignés par O à N. A chacune des électrodes annulaires est associé un conducteur allongé qui, conformé- ment à la demande précitée, peut être noyé dans la paroi du cathéter tubulaire 12, et qui s'étend sur toute la longueur de celui-ci, en se terminant dans l'un ou l'autre des con- necteurs électriques 18 ou 20. L'électrode la plus distale parmi les électrodes de surface est placée près de la pointe du ventricule gauche 10, tandis que l'électrode la plus pro- ximale parmi les électrodes de surface est placée près de la valail aortique 22. Dans un mode de réalisation pratique de l'inven- tion, on a trouvé commode d'employer douze électrodes de surface du type précité, chacune d'elles étant séparée de l'autre par une distance d'environ un centimètre. Ces valeurs ne sont cependant pas limitatives et, en fait, on considère qu'il est possible d'utiliser des cathéters diffé- rents ayant un nombre différent d'électrodes annulaires et un écartement entre électrodes différent, lorsqu'on mesure par exemple le volume du ventricule droit 6. On envisage également la possibilité que le cathéter 12 ait des lumières multiples et que d'autres capteurs lui soient associés pour contrôler simultanément des pressions et d'autres paramètres pendant que des mesures de volume sont en cours. Dans la mesure o le procédé de l'invention concerne essentiellement la mesure précise de volumes en utilisant la pléthysmogra- phie par mesure d'impédance, on n'envisagera ici que les aspects du cathéter concernant de telles mesures de volume. En considérant ensuite la figure 2, on voit un schéma synoptique du circuit électronique qu'il est possible d'utiliser pour mettre en oeuvre le procédé de l'invention. Comme il est représenté schématiquement à l'extrême gauche de la figure 2, le ventricule gauche 10 contient le cathéter 12 et ce cathéter comporte les électrodes de surface annu- il laires espacées 0 à N qui s'étendent à partir de son extrémi- té distale vers son extrémité proximale. Les connecteurs 18 et 20 sont conçus de façon à s'adapter à des éléments de con- necteurs correspondants 22 et 24. Les bornes de la moitié de connecteur 22 sont connectées individuellement par des con- ducteurs du câble 26 à la boite de commutateurs "A" désignée par la référence 28. De façon similaire, les bornes de la moitié de connecteur 24 sont connectées individuellement par des conducteurs du câble 30 à la boîte de commutateurs "Bi" désignée par la référence 32. Chacun des câbles 26 et 30 est câblé de façon que les électrodes 0 à N soient respectivement connectées à la jonction avec la boîte de commutateurs 28 ou 32. La boîte de commutateurs elle-même peut comprendre de façon caractéris- tique un certain nombre de commutateurs rotatifs à plusieurs positions dont la configuration permet de connecter l'une quelconque des différentes entrées à l'une quelconque des sorties. Selon une variante, on peut utiliser d'autres dis- positifs de commutation, comme des commutateurs à matrice de boutons-poussoirs, ou des commutateurs analogiques à comman- de numérique, pour réaliser les deux boîtes de commutateurs. Une première source de courant constant comprenant un oscillateur 34 et un amplificateur d'isolation 36 est asso- ciée à la boîte de commutateurs "A". La sortie de l'amplifi- cateur d'isolation est prévue pour être connectée par l'in- termédiaire de la boîte de commutateurs "A" de façon à appliquer le signal d'attaque de fréquence "A" entre l'élec- trode distale 0 et une électrode annulaire de surface qui est placée en une position proximale dans la cavité à mesu- rer, lorsque l'électrode distale 0 se trouve à la pointe de cette cavité. L'accolade marquée "A" à l'extrême gauche sur la figure 2 est destinée à indiquer que c'est la source de fréquence fA qui est appliquée entre les électrodes indi- quées. D'une manière similaire, une seconde source de courant constant comprenant un oscillateur 38 qui a une fré- quence fB différente de fA' et un amplificateur d'isolation , est connectée par l'inzermédiaire de la botte de commu- tateurs "B" 32 et du câble 30, de façon à appliquer le signal d'attaque d'une fréquence fB entre la paire d'élec- trodes de surface désignée par l'accolade marquée "B ". On notera que l'écartement entre les électrodes de la paire d'électrodes de surface "A" est supérieur à la distance entre les électrodes de la paire d'électrodes de surface "B", c'est-à-dire que la paire "A" englobe la paire "B". De façon caractéristique mais non limitative, la fréquence de l'oscillateur 34 peut être de 2600 Hz, tandis que la fréquence de l'oscillateur 38 peut être de 3600 Hz. L'application du signal d'attaque "A" par l'in- termédiaire de la boîte de commutateurs 28, entre l'élec- trode distale O et l'électrode plus proximale indiquée par l'autre extrémité de l'accolade "A", fait apparaître des potentiels correspondants entre les paires d'électrodes de détection 1, 2 et 3 qui sont placées entre ces électrodes d'attaque. De façon similaire, l'application du signal d'attaque "B" fait également apparaître des signaux de potentiel entre les paires d'électrodes de détection 1, 2 et 3. Du fait que la fréquence du signal d'attaque "A" est différente de la fréquence du signal d'attaque "B", il est possible d'effectuer une discrimination et de déterminer qu'elle est la contribution de potentiel due à chaque fré- quence d'attaque discrète. Les signaux de sortie de la boîte de commuta- teurs "A" 28 sont transmis par des amplificateurs d'isola- tion 42, 44 et 46 à des circuits amplificateurs/démodula- teurs 48, 50 et 52. De façon similaire, la boîte de commu- tateurs "B" 32 applique des signaux de sortie aux amplifi- cateurs d'isolation 54, 56 et 58 qui attaquent à leur tour les amplificateurs/démodulateurs 60, 62 et 64. Les démodulateurs 48, 50 et 52 ont pour fonction de filtrer et de démoduler les signaux d'entrée provenant d'une paire d'électrodes de détection, de façon à produire un signal de sortie proportionnel à l'impédance entre une paire d'électrodes de détection. Ainsi, le démodulateur 48 marqué "A"1' produit sur sa ligne de sortie 66 un signal proportionnel à l'impédance entre la paire d'électrodes de détection 1 qui est dû au signal d'attaque "A", et de façon similaire les démodulateurs 50 et 52 génèrent des signaux analogiques proportionnels à l'impédance entre les paires d'électrodes de détection 2 et 3 qui sont dus au signal d'attaque "A". D'une manière exactement identique, les démodulateurs 60, 62 et 64 produisent sur leurs lignes de sortie respectives 72, 74 et 76 des signaux analogiques qui sont respectivement proportionnels aux impédances entre les 1 paires d'électrodes de détection 1, 2 et 3 et qui sont dus à l'application du signal d'attaque "'B". Bien que sur la figure 2, le circuit de démodulation soit représenté sous la forme d'un bloc fonctionnel, on pourra se référer à la demande de brevet des E.U.A. précitée n 362 903 pour avoir des renseignements supplémentaires sur un mode de réalisa- tion spécifique. Chacune des lignes de sortie 66 à 76 précitées est dirigée vers un convertisseur analogique-numérique 78 à 88. Chacun de ces convertisseurs analogique -numérique peut consister en un convertisseur à 12 bits qui échantil- lonne le canal associé à une cadence de 100 Hz, par exem- pie, et qui émet son signal numérisé vers un système à microprocesseur 90. L'ordinateur est programmé de façon à générer une seule valeur d'impédance instantanée corrigée 3 pour chaque paire d'électrodes de détection, à partir des deux valeurs d'impédance mesurées aux deux fréquences d'attaque, et à convertir cette valeur en un volume de segment pour chaque paire d'anneaux, au moyen de la formule V = L2/RO, et à faire ensuite la somme des volumes cor- 3r respondant à chaque paire d'anneaux, pour produire le volume ventriculaire instantané total. On peut présenter ces para- mètres calculés sur un moniteur vidéo 92, ou bien, lorsqu'on désire un enregistrement permanent, on peut enre- gistrer les données au moyen d'un traceur/imprimante 94. En considérant la figure 3, on note qu'on obtient le paramètre RO utilisé dans la formule ci-dessus en repré- sentant graphiquement l'impédance entre une paire d'électro- des de détection qui correspond au signal d'attaque "A", et en représentant graphiquement l'impédance entre cette même paire d'électrodes de détection qui correspond au signal d'attaque "B", en employant un système de coordonnées car- tésiennes dans lequel l'axe des abscisses représente l'in- verse de la distance entre le point d'attaque et le point de détection. Si on fait passer une ligne par ces deux points et si on la prolongejusqu'à l'axe des ordonnées, son point d'intersection correspond à la valeur d'impédance qu'on mesurerait théoriquement si les électrodes attaquées étaient mutuellement séparées par une distance infinie. En utilisant cette valeur lorsqu'on calcule le volume des segments individuels, on obtient une précision notablement accrue du procédé pléthysmographique par mesure d'impédance pour déterminer le volume de la cavité, après sommation de chacun des volumes de segment, en comparaison avec les pré- cisions mentionnées par d'autres chercheurs. Ceci est par- ticUlièrement vrai dans le cas du ventricule droit pour lequel, du fait de sa forme, la technique de mesure d'im- pédance était précédemment incapable d'effectuer une mesure quantitative. Ainsi, en suivant le procédé décrit ici, il a été possible de développer une instrumentation pour mesurer le volume d'une cavité avec son volume de décalage, VO, ainsi que le volume déplacé à chaque battement cardiaque, et ceci en temps réel et avec une précision notablement supérieure à ce qui était possible d'obtenir en utilisant des techniques de l'art antérieur, comme la dilution ther- mique, le débit cardiaque de Fick et la dilution d'un colo- rant. En considérant la figure 4, on voit un signal représentant la manière selon laquelle le volume calculé de la cavité varie au cours de battements cardiaques succes- sifs. Le volume réel de la cavité est superposé à un volume de décalage, VO, qui résulte de la résistance parallèle du tissu environnant. La différence de volume entre le volume en fin de diastole et le volume en fin de systole est le volume déplacé à chaque battement. On peut obtenir une mesu- re du volume de décalage, VO, en calculant tout d'abord le volume en fin de diastole (VFD), le volume en fin de systole (VFS) et le volume déplacé à chaque battement (VB) dans des conditions de repos normales. On peut ensuite modifier le volume du coeur par l'action de drogues agissant sur le rythme cardiaque, ou par d'autres moyens. Enfin, on trace une représentation graphique de VFD et VFS en fonction de VB. L'extrapolation jusqu'à une condition VB = O procure une mesure de VO. Une fois qu'on a calculé cette valeur VO, on peut la soustraire de tous les calculs de volume, pour donner une mesure de volume ventriculaire plus précise. * Ainsi, le procédé de l'invention peut être utilisé non seu- lement pour mesurer le volume de segments individuels de la cavité et son volume total, mais également pour calculer le volume déplacé à chaque battement, en soustrayant simple- ment la valeur de creux par rapport à la valeur de crête sur la figure 4. On a décrit l'invention de façon très détaillée pour satisfaire à la réglementation des brevets et pour donner à l'homme de l'art les renseignements nécessaires pour mettre en oeuvre les principes originaux de l'inven- tion, ainsi que pour construire et utiliser les éléments spécialisés qui sont nécessaires. Il faut cependant noter que l'invention peut être mise en oeuvre au moyen d'équi- pements et de dispositifs spécifiques différents, et que diverses modifications, concernant aussi bien des détails des équipements que des procédures opératoires, peuvent être apportées sans sortir du cadre de l'invention. ANNEXE A Le volume déplacé à chaque battement (VB) est défini de la manière suivante: VB = VFD - VFS En utilisant l'équation cylindrique de base avec les valeurs mesurées pour la résistance en fin de diastole et la résistance en fin de systole (EDRMES, ESRMES), on obtient: 8 = eL2/EDRMES - QL2/ESRMES Les résistances mesurées réelles en fin de diastole et en fin de systole sont cependant une combinaison parallèle des résistances en fin de diastole (EDR) et en fin de systole (ESR) dues au volume de sang, et de la résistance des tissus RTISS' L2 eL2 VB - EDR*R TisS ESR*RTiS RTISS-EDR RTIss-ESR R -EDR R -ESR TISS TISS 2 ESR(RTISS -EDR) - EDR(RTISS - ESR) VB = e L EDR*ESR*RTISS 2 (ESR - EDR) RTISS VB L2 ESR*EDR*R TISS L2 ESR - EDR2 VB = t L ESR*EDR = L (1/EDR - 1/ESR) Vp = L / EDR - e L2 / ESR On peut ainsi utiliser les résistances mesurées pour le volume en fin de diastole et le volume en fin de systole, et calculer la valeur VB qui serait calculée si on connaissait les valeurs réelles de la résistance en fin de diastole et de la résistance en fin de systole pour le volume de sang. En d'autres termes, l'impédance des tissus n'a aucun effet sur la valeur calculée pour le volume déplacé à chaque battement. REVENDICATIONS 1. Un procédé pour déterminer le volume de sang instantané dans une cavité d'un coeur animal, caractérisé en ce qu'il comprend les opérations suivantes: (a) on introduit de façon percutanée un cathéter tubulaire allongé (12) dans ladite cavité (10), ce cathéter comportant sur sa surface un ensemble d'électrodes (O-N) espacées longitudina- lement qui sont individuellement connectées à un ensemble correspondant de bornes (18, 20) à l'extrémité proximale du cathéter, par des conducteurs traversant le cathéter tubu- laire (12),l'espacement longitudinal étant tel que l'élec- trode distale et l'électrode proximale sont respectivement placées à la pointe et près de l'entrée de la cavité (10); (b) on attaque tout d'abord l'électrode distale et l'élec- trode proximale, constituant une première paire d'électro- des d'attaque (A), avec une source de courant constant (34, 36); (c) on attaque ensuite l'électrode qui précède immé- diatement l'électrode distale, et l'électrode qui suit immédiatement l'électrode proximale, constituant une secon- de paire d'électrodes d'attaque (B), avec une source de cou- rant constant (38, 40); (d) on détecte sélectivement et séquentiellement le signal de potentiel qui est développé entre des paires d'électrodes de détection (1, 2, 3) pla- cées en position intermédiaire entre la seconde paire d'électrodes d'attaque (B) et qui est attribuable à l'application de la source de courant constant respective- ment aux première et seconde paires d'électrodes d'attaque (A, E), ces potentiels étant proportionnels à l'impédance instantanée du milieu présent entre les paires sélection- nées d'électrodes de détection intermédiaires (1, 2, 3); (e) on convertit en grandeurs numériques les signaux de potentiel détectés; (f) on applique ces grandeurs numéri- ques à un dispositif de calcul numérique programmé (90); (g) on génère une seule valeur d'impédance instantanée cor- rigée pour chaque paire d'électrodes de détection intermé- diaires (1, 2, 3), à partir des deux valeurs d'impédance détectées du fait de l'application de la source de courant constant respectivement aux première et seconde paires d'électrodes d'attaque (A, B); (h) on calcule à partir de cette valeur unique d'impédance instantanée corrigée un volume partiel pour chaque paire d'électrodes de détection (1, 2, 3); et (i) on fait la somme des volumes partiels pour chaque paire d'électrodes de détection (1, 2, 3), pour obtenir le volume ventriculaire instantané total. 2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'on excite simultanément les première et seconde paires d'électrodes d'attaque (A, B) par des sources de courant constant séparées respectives (34, 36; 38, 40) ayant des fréquences différentes. 3. Procédé pour déterminer le volume de sang instantané dans une cavité d'un coeur animal, caractérisé en ce qu'il comprend les opérations suivantes: (a) on introduit de façon percutanée un cathéter tubulaire allongé (12) dans ladite cavité (10), ce cathéter comportant sur sa surface un ensemble d'électrodes (0-N) espacées longitudina- lement qui sont individuellement connectées à un ensemble correspondant de bornes (18, 20) à l'extrémité proximale du cathéter, par des conducteurs traversant le cathéter tubu- laire (12),1'espacement longitudinal étant tel que l'élec- trode distale et l'électrode proximale sont respectivement placées à la pointe et près de l'entrée de la cavité (10); (b) on attaque l'électrode distale et l'électrode proximale (A) avec une source de courant constant (34, 36) d'une pre- mière fréquence (fA); (c) on attaque l'électrode précédant immédiatement l'électrode distale et l'électrode suivant immédiatement l'électrode proximale (B) avec une source de courant constant (38, 40) d'une seconde fréquence (fB) dif- férente de la première.fréquence; (d) on détecte sélecti- vement et séquentiellement le signal de potentiel développé 2 3 5 9 2 entre des paires d'électrodes de détection (1, 2, 3) placées en position intermédiaire entre l'électrode précédant immé- diatement l'électrode distale et l'électrode suivant immé- diatement l'électrode proximale, ce signal étant attribuable à la source de courant constant (34, 36) d'une première fré- quence et à la source de courant constant (38, 40) d'une seconde fréquence, et ces potentiels étant proportionnels à l'impédance instantanée du milieu présent entre les paires sélectionnées d'électrodes de détection intermédiaires (1, 2, 3); (e) on convertit en grandeurs numériques les signaux de potentiel détectés; (f) on applique ces grandeurs numé- riques à un dispositif de calcul numérique programmé (90) (g) on génère une seule valeur d'impédance instantanée cor- rigée pour chaque paire d'électrodes de détection intermé- diaires (1, 2, 3), à partir de deux valeurs d'impédance correspondant aux première et seconde fréquences (fA fB) (h) on calcule à partir de la valeur unique d'impédance instantanée corrigée un volume partiel pour chaque paire d'électrodes de détection (1, 2, 3); et (i) on fait la som- me des volumes partiels pour chaque paire d'électrodes de détection (1, 2, 3), pour produire le volume ventriculaire instantané total. 4. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que la valeur unique d'impédance instantanée corrigée correspond à celle obtenue entre deux des électrodes de détection intermédiaires (1, 2, 3) dans le cas o Ies sour- ces seraient mutuellement séparées par une distance infinie. 5. Procédé selon la revendication 3, caractérisé en ce que la valeur unique d'impédance instantanée corrigée 3 correspond à celle obtenue entre deux des électrodes de détection intermédiaires (1, 2, 3) dans le cas o les sour- ces seraient mutuellement séparées par une distance infinie. 6. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend en outre l'opération qui consiste à 3 détecter les valeurs maximale et minimale du volume ventri- culaire instantané total et à déterminer à partir d'elles le volume déplacé par la cavité (10) à chaque battement car- diaque. 7. Procédé selon la revendication 3, caractérisé en ce qu'il comprend en outre l'opération qui consiste à détecter les valeurs maximale et minimale du volume ventri- culaire instantané total et à déterminer à partir d'elles le volume déplacé par la cavité (10) à chaque battement car- diaque. 8. Procédé selon l'une des revendica- tions 1 et 3, caractérisé en ce qu'il comprend en outre l'opération consistant à multiplier le volume déplacé à chaque battement par le rythme cardiaque de l'animal pour obtenir une valeur mesurée du débit cardiaque. 9. Appareil pour mesurer le volume de sang ins- tantané dans une cavité du coeur, caractérisé en ce qu'il comprend, en combinaison: (a) un cathéter intravasculaire tubulaire et allongé (12) ayant une extrémité proximale et une extrémité distale, avec une première paire d'électrodes d'attaque (A) fixées sur sa surface extérieure et mutuelle- ment espacées d'une distance prédéterminée, d1, qui est inférieure à la longueur de la cavité (10), une, seconde paire d'électrodes d'attaque (B) fixées à la surface exté- rieure du cathéter et mutuellement espacées d'une distance prédéterminée, d2, la distance d2 étant inférieure à d, les électrodes de la seconde paire d'électrodes d'attaque étant placées entre celles de la première paire d'électro- des d'attaque, et un ensemble de paires d'électrodes de détection (1, 2, 3) fixées à la surface du cathéter et mutuellement espacées dans la direction longitudinale de ce dernier entre la seconde paire d'électrodes d'attaque (B), les première et seconde paires d'électrodes d'attaque (A, B) et l'ensemble de paires d'électrodes de détection (1, 2, 3) étant individuellement connectées électriquement à des bornes (18, 20) à l'extrémité proximale du cathéter (12); - 23 (b) une première source de courant constant (34, 36) ayant une fréquence f1; (c) une seconde source de courant cons- tant (38, 40) ayant une fréquence f2; (d) des moyens de commutation (28, 32) reliés aux bornes pour connecter la première source de courant constant (34, 35) à la première paire d'électrodes d'attaque (A) et pour connecter la secon- de source de courant constant (38, 40) à la seconde paire d'électrodes d'attaque (B); (e) des moyens détecteurs de signal (42-52; 54-64) pouvant 8tre connectés par l'inter- médiaire des moyens de commutation (28, 32) à des paires prédéterminées parmi l'ensemble de paires d'électrodes de détection (1, 2, 3), pour produire des ondes de signal cor- respondant à l'impédance du milieu présent entre la paire d'électrodes de détection qui est sélectionnée par les moyens de commutation, et attribuables aux première et seconde sources de courant constant (34, 36; 38, 40); (f) des moyens (78-88) connectés fonctionnellement aux moyens détecteurs de signal pour échantillonner les ondes de signal à une cadence prédéterminée et pour convertir ces ondes de signal en valeurs numériques représentatives de valeurs d'impédance; et (g) des moyens de calcul (90) con- nectés de fagon à recevoir les valeurs numériques préci- tées, ces moyens de calcul étant programmés pour extrapoler, à partir des valeurs d'impédance mesurées aux fréquences d'attaque f1 et f2' une valeur d'impédance effective qu'on mesurerait si les distances d1 et d2 étaient infiniment grandes, et à calculer le volume des segments compris entre des paires sélectionnées d'électrodes de détection (1, 2, 3) en utilisant la formule V = L2/RQ, dans laquelle L est la distance entre des électrodes de la paire sélectionnée d'électrodes de détection, P est la résisti- vité du milieu et R0 est ladite valeur d'impédance effecti- ve. 10. Appareil pour mesurer le volume de sang instantané dans une cavité (10) du coeur, caractérisé en ce 2S86925 qu'il comprend, en combinaison: (a) un cathéter intravascu- laire tubulaire et allongé (12) ayant une extrémité proxima- le et une extrémité distale, avec une première paire d'élec- trodes d'attaque (A) fixées sur sa surface extérieure et mutuellement espacées d'une distance prédéterminée, dl, qui est inférieure à la longueur de la cavité (10), une seconde paire d'électrodes d'attaque (B) fixées à la surface exté- rieure du cathéter et mutuellement espacées d'une distance prédéterminée, d2, la distance d2 étant inférieure à di, les électrodes de la seconde paire d'électrodes d'attaque étant placées entre celles de la première paire d'électro- des d'attaque, et un ensemble de paires d'électrodes de détection (1, 2, 3) fixées à la surface du cathéter et mutuellement espacées dans la direction longitudinale de ce dernier entre la seconde paire d'électrodes d'attaque (A, B), les première et seconde paires d'électrodes d'attaque et l'ensemble de paires d'électrodes de détection (1, 2, 3) étant individuellement connectées électriquement à des bornes (18, 20) à l'extrémité proximale du cathéter (12); (b) une source de courant constant (34, 36; 38, 40); (c) des moyens de commutation (28, 30) reliés aux bornes précitées pour connecter séquentiellement la source de courant cons- tant (34, 36; 38, 40) à la première paire d'électrodes d'attaque (A) et à la seconde paire d'électrodes d'attaque (B); (d) des moyens détecteurs de signal (42-52; 54-64) pouvant être connectés par l'intermédiaire des moyens de commutation (28, 30) à des paires prédéterminées parmi l'ensemble de paires d'électrodes de détection (1, 2, 3), pour produire des ondes de signal correspondant à l'impé- dance du milieu présent entre la paire d'électrodes de détection sélectionnée par les moyens de commutation (28, ), et attribuables à la connexion de la source de courant constant à la première paire d'électrodes d'attaque (A) et à la seconde paire d'électrodes d'attaque (B); (e) des moyens (78-88) connectés fonctionnellement aux moyens détecteurs de signal (42-52; 54-64) pour échantillonner les ondes de signal à une cadence prédéterminée et pour con- vertir ces ondes de signal en valeurs numériques représenta- tives de valeurs d'impédance; et (f) des moyens de calcul (90) connectés de façon à recevoir les valeurs numériques précitées, ces moyens de calcul étant programmés de façon à extrapoler à partir des valeurs d'impédance mesurées sous l'effet de la connexion de la source de courant constant (34-36; 38-40) à la première paire d'électrodes d'attaque (A) et à la seconde paire d'électrodes d'attaque (B), une valeur d'impédance effective qui serait mesurée si les dis- tances d1 et d2 étaient infiniment grandes; et à calculer le volume des segments compris entre des paires sélection- nées d'électrodes de détection (1, 2, 3) en utilisant la formule V = L2/R0 dans laquelle L est la distance entre électrodes de la paire sélectionnée d'électrodes de détec- tion (1, 2, 3), e est la résistivité du milieu et R0 est la valeur d'impédance effective. 11. Appareil selon l'une des revendi- cations 9 et 10, caractérisé en ce que les moyens de calcul (90), sont en outre programmés de façon à faire la somme des volumes des segments individuels pour déterminer le volume instantané total de la cavité (10).