FR 2638960 A1 19900518 FR 8914840 A 19891113 L'invention concerne d'une manière générale un système pour la surveillance du sang, et plus particulière- ment un système pour la surveillance continue et en direct de la concentration ionique spécifique de l'un quelconque de plusieurs constituants ioniques du sang. L'invention s'applique principalement aux situations mettant la vie en danger, rencontrées dans les centres de soins et les salles d'opérations, ou une action rapide est essentielle. Les pratiques actuelles de l'analyse du sang en laboratoire ou à l'aide de matériel demandant un quart d'heure ou plus pour donner des résultats sont, dans de nombreux cas, inadaptées et ce délai met en danger la vie du patient. Pour faciliter l'analyse du sang d'un individu, et en particulier la concentration ionique de plusieurs constituants ioniques du sang, le système décrit ici effectue cette tâche bien mieux que des dispositifs similaires de l'art antérieur. L'analyse de la concentra- tion ionique dans le sang exige des capteurs spéciaux qui peuvent réagir sélectivement à l'ion particulier dont la concentration fait l'objet d'une mesure. Comme l'home de l'art l'appréciera aisément, la concentration ionique dans le sang joue un rôle primordial pour la santé d'un individu et, par conséquent, des fluctuations de la concentration de certains composés ioniques peuvent avoir de graves implications pour l'individu. Par exemple, chez des patients souffrant d'arythmie, de chocs cardiaques et d'infarctus du myocarde, ces concentrations ioniques peuvent varier sensiblement pendant le traitement d'un patient et la mesure de ces variations de concentrations ioniques peut donner une information essentielle concernant le bien-être du patient. Les concentrations ioniques peuvent également changer en cours d'intervention chirurgicale, durant une thérapie pharmacologique, l'administration de fluide et d'électro- lytes au patient et durant d'autres types de traitement et de processus médicaux. Dans tous les cas précités, la mesure et la surveillance des niveaux de concentrations ioniques peuvent être, et en fait sont habituellement, exigées sur une base relativement continue. Ceci peut évidemment poser d'autres problèmes pour le patient par le fait que des quantités relativement grandes de sang doivent être prélevées et analysées en continu, et qu'un tel prélèvement continu peut être désagréable pour le patient et même impossible, suivant la nature de la condition du patient. Pour réaliser une analyse en "temps réel" des diverses concentrations d'ions dans le sang d'un patient et donc obtenir des valeurs plus précises pour des détermina- tions en cours de traitement, l'intervalle de temps entre le moment o le sang à analyser ("analyte") quitte le patient et celui o il est analysé doit être minimal. De plus, la température de l'analyte doit être aussi proche que possible de la température du sang du patient. Enfin, pour limiter l'exsanguination, un système conçu pour surveiller en continu une concentration ionique pendant des périodes de temps prolongées exige de prélever aussi peu de sang que possible du patient. L'état actuel de la technique utilise des membranes sélectives appliquees directement à la grille d'un transistor à effet de champ pour analyser la con- centration ionique dans le sang. De tels transistors à membrane sélective, ainsi appliqués, sont connus sous le nom de "ChemFETS". Par exemple, le brevet des Etats-Unis d'Amérique N 4 180 771 décrit un substrat semiconducteur comportant un isolant de grille en matière électriquement isolante recouvrant une partie d'un substrat autre que celle recouverte par un isolant de grille de manière que, lorsque la couche chimiquement sensible est exposée à une solution, le champ électrique dans le substrat soit modifié, ce qui fait varier la conductance du canal entre une zone de source et une zone de drain. Cette variation de conductance est liée à l'exposition chimique et peut être appliquée à un dispositif de mesure, par exemple un instrument de mesure de courant. Un dispositif similaire est également décrit dans le brevet des Etats-Unis d'Amérique N 4 322 680. On peut également se référer au brevet des Etats-Unis d'Amérique N 4 448 556. Le brevet des Etats-Unis d'Amérique N 4 641 249 décrit un dispositif qui compense des variations de caractéristiques dépendant de la température dans des transistors à effet de champ sensibles à des ions. Sibbald, Covington et Carter, dans "Online patient- monitoring system for the simultaneous analysis of blook K+, Ca2+, Na+ et pH using a quadruple-function ChemFET integrated-circuit sensor" Med & Bio. Eng. & Comp. 23:329- 338 (1985) (document appelé ci-après "document de Sibbald"), décrivent un système continu et en direct pour effectuer une analyse de sang portant sur K+, Ca2+, Na+ et pH, système dans lequel un dispositif ChemFET est incorporé dans une cellule miniature à circulation. Le système utilise un petit échantillon d'analyte (30 pl). Le système utilise aussi une vanne d'échantillonnage à tube à pincement, un échangeur de chaleur et une électrode de référence. On utilise aussi un système d'analyse par partage de l'analyte, dans lequel des échantillons d'analyte sont envoyés au transistor ChemFET en alternance avec une solution d'étalonnage qui est choisie pour établir des niveaux de concentrations d'ions de base de manière que chaque solution d'étalonnage agisse à la manière d'un repère de référence pour l'évaluation des données provenant des échantillons d'analyte. Un microcalculateur calcule l'écoulement alterné de sang et de solution de base à travers le transistor ChemFET. On peut également se reporter à Sibbald, Covington & Cooper, "On-Line Measure- ment of Potassium in Blood by Chemical-Sensitive Field Effect Transistor: A Preliminary Report" Clin. Chem 29:405-06 (1983) et au brevet des EtatsUnis d'Amérique N 4 502 938. Cependant, le système n'est pas sans problèmes graves qui portent sur l'objectif du système, à savoir une analyse précise, en temps réel, des niveaux de concentrations ioniques du sang d'un individu. Comme indiqué dans le document de Sibbald précité, les dispositifs ChemFET présentent une certaine sensibilité thermique. Par conséquent, une fluctuation de la température de l'analyte (provoquée par la différence de température entre la solution de base qui est à la température ambiante et le sang qui est à la température du corps) peut affecter l'analyse sensitive du transistor ChemFET. De plus, et comme cela n'est pas expliqué dans le document de Sibbald, l'utilisation d'une électrovanne à 12 volts pour fermer les conduites tubulaires engendre naturellement de la chaleur à proximité immédiate du tran- sistor ChemFET. Pour compenser les problèmes de "chaleur", le document de Sibbald décrit l'utilisation d'un petit échangeur de chaleur en verre dans une partie centrale étroite duquel le sang descend, cette partie étant entourée d'un volume relativement important de solution de base. Par conséquent, et comme cela est également noté dans le document de Sibbald, l'écoulement de sortie de la solution de base doit être très supérieur à celui de l'analyte chaud (un rapport de 3 à 1 est indiqué) pour assurer un échange de chaleur d'une efficacité appropriée. La nécessité de ce type d'agencement engendre non seulement des restrictions sévères imposées à la conception du système, mais également à l'utilité et à l'efficacité du système. Il est également reconnu, dans le document précité, qu'il est préférable d'analyser le sang à la température du corps, ce qui, conformément au système de Sibbald, est difficile. De plus, le document précité ajoute qu'une surveillance simultanée de plus de quatre espèces ioniques soulève des difficultés techniques considérables. La présente invention vise à résoudre ces problèmes. Aucun des dispositifs de l'art antérieur n'atteint l'objectif de la présente invention, c'est-à-dire une utilisation de moins de 8 microlitres de sang dans la chambre à analyte, avec un volume total global d'analyte en transit inférieur à 20 microlitres; un cycle d'anaiyse inférieur à une minute; un capteur à bon marché, à jeter après usage, capable d'analyser efficacement de nombreuses concentrations de constituants du sang; un système de vanne actionné par piston, dépourvu de mécanismes à commande électrique; un tube à bon marche, à jeter apres usage, pour l'analyte; et, surtout, un système de surveillance réellement continu et en direct par lequel l'exsanguination du patient est inférieure à cm3/24 heures. Par conséquent, la présente invention permet de mesurer avec précision la concentration ionique de l'analyte sur une période de temps continue, ce qui permet d'effectuer une analyse convenable de fluctuations discrètes et violentes. De cette manière, des données essentielles sont fournies en continu aux personnes responsables des soins du patient. L'invention propose donc l'analyse continue de la concentration ionique dans le sang de manière que, en même temps, l'écoulement de sang du patient vers l'analy- seur soit aussi faible que possible et que le temps de décalage entre l'instant auquel le sang quitte le patient et l'instant auquel l'analyse est effectuée soit aussi faible que possible. Les capteurs utilisés conformément à l'inven- tion sont d'un modèle extrêmement petit. De tels capteurs doivent évidemment être très précis et très fiables. Enfin, ces capteurs sont à jeter après usage, du fait qu'ils entrent en contact direct avec le sang du patient. On e satisfait ces critères en rendant les capteurs "passifs" de manière qu'ils ne contiennent qu'une électrode, recouverte par une membrane sélective des ions et l'électrode de référence. Conformément à l'invention, la fonction d'amplification du signal généré par le capteur est écartée de la zone du capteur. Ainsi que l'homme de l'art peut aisément l'apprécier, en maintenant les capteurs à l'écart du matériel d'amplification/mesure, on annule automatique- ment les contraintes affectant fondamentalement les dispositifs de l'art antérieur dans lesquels les moyens d'amplification ne sont pas séparés du capteur. De ce fait, le matériel de mesure peut être conçu pour améliorer notablement l'opération d'amplification des signaux très faibles générés à partir de la concentration ionique à l'emplacement de la membrane, telle que déterminée par les capteurs, car on peut faire face plus aisément aux con- traintes de dimension et aux problèmes de température lorsque ce matériel est placé à l'écart des capteurs. De plus, étant donné que les capteurs de la présente invention sont d'une conception "passive", c'est-à-dire qu'ils ne contiennent pas d'éléments électroniques d'amplification et qu'ils sont donc moins compliqués que les capteurs à transistors ChemFET de l'art antérieur, les capteurs de l'invention ont un coût de production notablement plus bas. Conformément à un autre aspect de l'invention, la faible consommation d'analyte est satisfaite par une régulation des écoulements à la fois de l'analyte et de la solution témoin. Ce procédé permet le passage de la solution témoin et de l'analyte sur les capteurs, l'une à la suite de l'autre, de manière que, lorsque la solution témoin s'écoule sur le capteur pour générer une lecture de base, l'analyte ne s'écoule pas sur le capteur; lorsque l'analyte s'écoule sur le capteur, la solution témoin ne s'écoule pas. Ce procédé permet à l'analyte d'être soumis aux capteurs en alternance avec une solution témoin qui sert de base pour étalonner le matériel de mesure avant la soumission de chaque échantillon d'analyte, ainsi que pour "rincer" le système avant chaque cycle d'échantillonnage. Il est donc nécessaire que la solution témoin et l'analyte s'écoulent par un tube qui mène aux capteurs, sans se mélanger.- Un mélange peut se produire dans la zone qui sépare la solution de base de l'analyte; dans cette zone, une certaine diffusion d'un fluide dans l'autre est inévitable. Cependant, dans les autres zones du circuit, l'alternance entre la solution de base et l'analyte empêche cette diffusion. Pour réaliser cette tâche, il est nécessaire d'utiliser des vannes spéciales qui sont synchronisées de façon à ouvrir la conduite d'alimentation en solution de base tout en maintenant fermée la conduite d'alimentation en analyte, puis à ouvrir la conduite d'alimentation en solution de base tout en maintenant fermée la conduite d'alimentation en analyte. Des vannes fonctionnant dans des conditions d'ouverturefermeture ont été utilisées précédemment dans des dispositifs antérieurs de mesure de concentrations ioniques, comme décrit dans le document de Sibbald précité et dans les brevets des Etats-Unis d'Amérique N 4 657 658, N 4 399 225, N' 4 315 754, N' 4 314 824 et N 4 322 680. Ces actions sont généralement effectuées par l'utilisation de vannes commandées par énergie électrique. De plus, ces vannes sont habituellement placées à proximité immédiate du capteur. En conséquence, "l'encombrement" propre de ces vannes, leur poids, la chaleur dégagée par leur fonctionnement, ainsi que la puissance qu'elles consomment font que ces types de vannes ne conviennent pas d'une manière idéale pour l'exécution de la fonction demandée. Des fluctuations discrètes de la température de l'analyte, qui affectent nécessairement la précision de la mesure, sont inévitables du fait de la présence d'une électrovanne au voisinage du capteur, alors que des mesures continuelles portant sur la solution de base et sur le sang doivent être effectuées pour que l'on obtienne une mesure appropriée de la concentration ionique. Par conséquent, en utilisant un système de capteur séparé du matériel d'amplification et de mesure, on peut utiliser des vannes électriques légères, plus petites, qui effec- tuent le travail nécessaire d'une manière meilleure et plus efficace que dans l'art antérieur. Les vannes utilisées conformément à l'invention sont d'une conception du type à piston, selon laquelle un fluide (de l'air ou un liquide) occupe la partie intérieure à la fois du tube raccordé à la zone de l'actionneur à piston/cylindre, ainsi que la zone du logement de l'action- neur à piston/cylindre. Un mécanisme à pompe à fluide, raccordé fonctionnellement à la conduite de fluide, peut, lorsqu'il est mis en action, élever la pression exercée sur le fluide à l'intérieur de la conduite. Ainsi qu'on peut aisément l'apprécier, une élévation de la pression du fluide amène le fluide à s'écouler vers l'intérieur du mécanisme à pompe à fluide, de sorte que le fluide que ce mécanisme renferme exerce sur l'actionneur une force le déplaçant vers l'extérieur. A ce moment, un piston relié à ladite pompe à piston est déplacé à force vers l'extérieur et, sous une pression suffisante, le piston, en portant contre le tube d'analyte ou contre le tube de la solution de base, empêche efficacement l'écoulement de l'analyte ou de la solution de base. En variante, un câble du type "Bowden" peut être utilisé pour commander l'actionneur. L'utilisation d'un tel mécanisme présente plusieurs avantages. Premièrement et principalement, la suppression d'un mécanisme à électrovanne élimine la chaleur excédentaire supplémentaire à l'intérieur du système. Ainsi, en utilisant un tel mécanisme, on pourrait utiliser un dispositif ChemFET dans la présente invention, en variante de l'utilisation d'un dispositif d'analyse conforme à l'invention. Deuxièmement, un mécanisme commandé par une pression de fluide, et non par de l'énergie électrique, risque moins d'être exposé aux dégradations et défaillances normales rencontrées dans des dispositifs électriques. Enfin, si une température homogène est exigée dans la zone d'analyse, la température du fluide peut être contrôlée et stabilisée pour maintenir cette homogénéité. Pour atteindre le but qui est de réaliser un système de surveillance continue, en direct, réellement efficace, les zones actives du capteur, demandées pour obtenir une sensibilité utilisable, sont très petites afin de permettre un faible volume de la chambre du capteur pour que le volume d'analyte demandé soit avantageusement minimal. En parvenant à ce but, seule une quantité minimale de sang doit être prélevée du patient, sans que la nécessité absolue et essentielle d'une analyse précise soit compromise. L'invention sera décrite plus en détail en regard des dessins annexes à titre d'exemples nullement limitatifs et sur lesquels: la figure 1 est une vue de face du capteur biochimique à jeter après usage selon l'invention; la figure 2 est une vue de côté du capteur de la figure 1; - la figure 3 est une vue en coupe suivant la ligne A-A du capteur de la figure 1; les figures 4A et 4B sont des vues de face illustrant en détail la plaque du capteur de la figure 1; la figure, 5 est une coupe transversale illustrant en détail la partie intérieure de l'ensemble du boîtier du capteur; la figure 6 est une vue partielle d'une variante de réalisation illustrant un autre procédé à utiliser pour commander un actionneur a piston/cylindre; la figure 7 est une élévation de la partie intérieure de l'actionneur à piston/cylindre montré sur la figure 5; la figure 8 est une coupe transversale d'une forme avantageuse de réalisation de l'actionneur de vanne à pincement; la figure 9 est une vue en perspective illustrant la forme préférée de réalisation de l'inven- tion; et la figure 10 est un schéma du circuit du système d'analyse de sang à surveillance continue selon l'invention. Pour des raisons de simplicité, les dessins représentent un modèle utilisant cinq capteurs correspon- dant à la mesure de cinq ions. Il est cependant évident que le nombre de capteurs pouvant être utilisés dans la présente invention n'est pas limité simplement aux illustrations jointes. Un boitier 10 comporte un raccord unique 1 d'entrée pour l'analyte, un raccord 3 d'entrée pour la solution de référence et un raccord 2 de sortie pour les déchets fluides. Des bornes 4A, 4B; 4C, 4D et 4E de sortie de capteur sont moulées dans la moitié 10A du boîtier 10 du capteur. Ces bornes sont disposées en une configuration linéaire qui correspond à celle d'un connecteur miniature 224 associé au circuit hybride représenté en 220 sur la figure 5. Ce connecteur permet une mise en place aisée des capteurs et leur enlèvement aisé apres utilisation. De plus, les raccords 1 et 3 d'entrée d'analyte sont conçus de façon à comporter des lèvres 1A et 3A, respectivement, qui permettent un raccordement hermétique et sûr. De la même manière, la sortie 2 des déchets comporte aussi une lèvre similaire 2A. Comme illustré sur la figure 2, le boîtier 10 est formé de deux moitiés 10A et lOB afin de permettre l'assemblage du capteur 100, qui est représenté en détail sur la figure 3. Une plaque 101 de capteur (figures 4A et 4B) est installée et fixée en place au moyen d'une colle inerte, à liaison stable, du type époxy, ou d'une autre matière analogue qui assure l'étanchéité complète de la plaque 101 contre la périphérie d'un canal 102 à analyte. Les capteurs de la plaque 101 sont exposés vers une paroi du canal 102. De plus, les extrémités du canal 102 sont reliées, respectivement, à l'entrée 1 d'analyte et à la sortie 2 de déchets de manière que, lorsque l'analyte s'écoule dans le canal 102, il vienne en contact avec chaque élément capteur de la plaque de capteurs. En aval des éléments capteurs 101A-10lD, la plaque 101 présente une très petite perforation 103 dont le diamètre est de l'ordre de quelques milliers de micro- mètres. La perforation 103 est produite par un procédé à faisceau laser et permet un contact ionique avec la solution de référence qui est amenée à un très faible débit depuis le canal 104 de référence sur le côté opposé de la plaque 101. La pression de la solution de référence dans le canal 104 est ajustée afin de permettre un écoulement de la solution de référence de seulement quelques microlitres par heure, ce qui évite l'obturation de la perforation 103 dont le diamètre est d'un ordre de grandeur compris entre 500 et 2000 micromètres, avantageusement 1000 micromètres. La plaque 101 comporte, en opposition aux éléments capteurs 101A-101D et exposé au canal 104, un motif métallique obtenu par des procédes de dépôt en phase vapeur, par sérigraphie ou par tout autre procéde conve- nable. Ce motif métallique peut être constitué de l'un quelconque des métaux nobles tels que l'argent, l'or, le platine ou le palladium. Le motif de référence et les motifs métalliques des éléments 101A-101D s'étendent.à partir de la zone de contact avec les solutions de référence et de l'analyte, respectivement, et sont recouverts de plots 106 d'argent/palladium pour permettre une connexion aisée par fils sur les bornes extérieures 4A, 4B, 4C, 4D et 4E. L'étanchéité du canal 104 est assurée par une bague torique élastique 105 d'étanchéité en caoutchouc, en Néoprène ou en toute autre matière convenable. Cette bague se loge dans une gorge 105A ménagée dans le dessus du boîtier 10A et porte fermement contre le substrat de verre de la plaque 101, réalisant un joint hermétique pour la solution de référence. Les connexions des éléments 10lA-10lD avec les plots 106 sont effectuées par l'intermédiaire de trous métallisés, par exemple le trou 107 (ayant un diamètre du même ordre de grandeur que la perforation 103), laquelle technique est utilisée classiquement dans les circuits hybrides et les plaquettes à circuits imprimés. La plaque 101 de capteurs est fabriquée en verre, en quartz ou en toute autre matière analogue à du verre, de faible porosité, de grande stabilité mécanique, inerte à l'analyte et aux solutions de référence et capable de supporter sans déformation les températures élevées demandées durant le procédé de fabrication, par exemple la cuisson des plots 106. Une face de la plaque 101 reçoit une série de motifs métalliques 10lA, chaque motif correspon- dant à chaque élément capteur. Le métal utilisé ne doit pas réagir avec l'analyte ou avec la solution de référence. L'épaisseur du motif peut être de plusieurs micromètres à plusieurs milliers de micromètres. Comme on le voit aisément, le motif métallique forme les électrodes sensibles ou captrices 101A-101D. Les électrodes captrices 10lA-10lD sont constituées d'une zone active (à savoir la zone 101AA) sur laquelle est appliquée une membrane sélective des ions, et une zone prolongée (a savoir 10lAB) qui sert à la connexion de la zone active, par exemple à la borne 4A de capteur. La zone active des électrodes 10lA-101D est d'environ deux millimètres carrés. Cependant, ce paramètre peut varier très largement. Par exemple, une zone cent fois plus petite serait suffisante pour donner des résultats satisfaisants. Une partie de la zone prolongée est recouverte d'une mince couche d'argent/palladium pour permettre la liaison d'un fil 108 qui connecte les électrodes lO1A-10lD aux bornes de sortie respectives, par exemple la borne 4A. La membrane sélective est formulée de façon à présenter la sélectivité demandée pour l'ion souhaité. Le procédé d'application de la membrane doit donner des caractéristiques à la fois uniformes et pouvant être répétées. Ceci peut être obtenu par évaporation d'une quantité mesurée d'une concentration fixe du composé de la membrane appliqué sur la zone active de l'électrode. Cette zone de la membrane doit être légèrement plus longue que la zone de l'électrode active afin qu'elle la recouvre complètement. Sur le côté opposé des électrodes 10lA-10lD est déposée une électrode de référence 101F similaire aux électrodes captrices. L'électrode 101F est placée en aval des électrodes 10lA-10lD et peut être réalisée dans l'un quelconque des métaux nobles. La figure 5 est une vue intérieure complète de l'assemblage 200 du boîtier. Le boîtier 10 du capteur est représenté avec l'entrée 1 d'analyte raccordée étroitement à un tube 214 d'analyte au moyen de la lèvre d'entrée 1A. Le tube 214 (qui permet au sang provenant du patient de passer dans le boitier 10 en mélange avec de l'heparine) est raccordé de façon ajustée à une canule 202 à deux lumières dont l'extrémité 202A est insérée dans la veine du patient. La canule 202 est également raccordée de façon ajustée à un tube 216 qui permet l'introduction d'héparine vers la canule. Un tube 218 permet l'introduction d'une solution de base dans le boîtier 10 du capteur. De plus, la canule 202 est à jeter après usage. 26'38960 i Etant donné qu'une particularité importante de l'invention est de permettre la commutation des écoulements de l'analyte et de la solution de base vers le capteur 10, les tubes 218 et 214 (ainsi que le tube 216) sont réalisés en une matière plastique. Par conséquent, aux fins de l'invention, le terme "élastique" désigne un tube qui peut être fermé en étant pincé par le mécanisme de vanne de la présente invention, afin que l'écoulement de solution dans le tube soit suffisamment empêché durant la manoeuvre du mécanisme de vanne. Les tubes 218, 216 et 214 ont un diamètre extérieur d'environ deux millimètres et un diamètre intérieur d'environ un demi-millimètre. Comme illustré sur la figure 5, un actionneur 240 à piston/cylindre est placé à proximité immédiate du tube 214, un piston 241 lui étant relié; un actionneur 280 à piston/cylindre est placé à proximité immédiate du tube 218, un piston 281 lui étant relié; et un actionneur 260 à piston/cylindre est placé à proximité immédiate du tube 216, un piston 261 lui étant relié. La commande de ces actionneurs est effectuée par l'application d'une pression de fluide sur les pistons, un fluide étant maintenu dans des tubes 204, 206 et 208, respectivement. Les tubest 204, 206 et 208 sont eux-mêmes reliés à une pompe à fluide (non représentée) qui est elle-même commandée par un calculateur (non représenté). Par conséquent, lorsque la pression s'élève dans les tubes 204, 206 et 208, les pistons 241, 261 et 281, respectivement, viennent en contact avec les tubes 214, 216 et 218, respectivement, et les ferment par pincement. La commande des actionneurs 240, 260 et 280 à piston/vanne peut être réalisée, en variante, par un actionnement mécanique au moyen de câbles "Bowden", comme illustré sur la figure 6. Ainsi, par exemple, le tube 204A contient des câbles flexibles 294 d'acier torsadé, de très faible diamètre. Les câbles 294, bien que quelque peu plus rigides qu'un fluide, peuvent transmettre une force et un déplacement, par exemple au piston 261 (figure 5). La figure 7 illustre la forme préférée de réalisation d'un actionneur 260A de vanne à pincement utilisé conformément à l'invention. L'actionneur 260A utilise un soufflet ou "ballonnet" 265 du type à accordéon qui s'expanse dans une direction lorsque la pression du fluide qu'il renferme s'élève. La partie 265 est moulée en une matière souple compatible avec le service prévu. Un piston 261A fonctionne de la manière décrite pour le piston 261. La figure 8 est une vue en coupe montrant la partie intérieure d'une autre version d'un actionneur à piston/cylindre. Le piston 261 estdimensionné pour appliquer une force de pincement d'environ 4,45 N pour une pression dans la conduite de 28 kPa. La course maximale d'un tel piston est d'environ 2,5 millimètres. Ainsi que l'homme de l'art peut aisément l'apprécier, en actionnant les pistons 241, 261 et 281 des actionneurs à piston/cylindre 240, 260 et 280 par la pression d'un fluide, l'efficacité à empêcher l'écoulement de fluides dans les tubes 214, 216 et 218 est maintenue sans le grave problème rencontré dans l'art antérieur, et en particulier sans l'excédent de chaleur généré dans la zone des capteurs par suite de l'utilisation d'électrovannes. La figure 5 illustre aussi un circuit hybride 220. Le circuit 220 contient la totalité de l'électronique demandée pour amplifier, convertir les signaux en une forme numérique, ainsi que multiplexer les signaux pour simpli- fier les transmissions de signaux vers la partie restante du matériel. Le circuit 220 contient également des douilles 224A, 224B, 224C, 224D et 224E destinées à recevoir les connecteurs 4A, 4B, 4C, 4D et 4E des capteurs placés dans le boîtier 10, ainsi qu'un connecteur 222 au moyen duquel tous les signaux des capteurs sont conduits à la partie extérieure de l'assemblage 200 du boitier. L'assemblage 200 du boîtier est avantageusement réalisé en une matière convenant à un moulage par injec- tion, tel que le styrène ou des matières analogues. Cette matière est plus avantageusement transparente afin qu'il soit possible d'observer visuellement les composants intérieurs du boîtier. Cependant, le boitier 220 peut être moulé en aluminium ou en l'un quelconque des divers métaux utilisés pour couler des formes complexes. La zone entourant à la fois le capteur 10 et l'amplificateur 220 doit être protegee électrostatiquement pour éviter le captage de parasites indésirés. La figure 9 représente la forme préférée de réalisation de l'invention. Une plaque 300 de couvercle s'ajuste sur le boîtier 200 et doit être transparente afin que l'on puisse à tout moment contrôler visuellement l'écoulement dans le système. A cet égard, les tubes 214, 216, 218, 204, 206 et 208 peuvent également être trans- parents. Une sangle 400 permet de fixer le boitier à un appendice du patient, plus avantageusement le poignet, et elle est avantageusement réalisée en "VELCRO". Les conduites de fluide 214, 216, 218, 204, 206 et 208, ainsi que la conduite 2 de déchets et la conduite 3 de solution de référence du boitier 10 sont raccordées à un mécanisme de pompage (non représenté). Une source d'héparine et une source de solution de base, ainsi qu'une source de fluide pour la commande des actionneurs a piston/cylindre 240, 260 et 280, sont raccordées à une telle pompe. De plus, un récpient pour déchets est également placé à proximité du mécanisme de pompage. Un connecteur électrique 522 peut être formé de câbles à fibres optiques reliés au connecteur 222 de sortie. En variante, un couplage optique peut être utilisé conformément aux objectifs de l'invention pour transmettre des signaux des capteurs 10lA10lD à la console de commande à calculateur (figure 8), par l'utilisation d'un câble à fibres optiques (non représenté). Cette conversion des signaux provenant des capteurs 0llA-101D en signaux optiques peut avoir lieu à l'intérieur du boîtier 10, et les données peuvent ensuite être transmises par multiplexage à ladite console. La figure 10 est un schéma de la présente invention, et l'homme de l'art comprendra aisément les opérations entrant dans le fonctionnement du matériel de mesure auquel le système de l'invention est connecté. Conformément à l'invention, un calculateur 700 est programmé de manière à analyser les données provenant des capteurs et à synchroniser les opérations effectuées par les pompes à fluide placées à l'intérieur du boitier 800 de pompage. Par exemple, l'écoulement d'héparine doit nécessairement être ajusté durant le cours de la surveil- lance, tel qu'établi sur les données générées et analysées par le calculateur 700. En réponse à des exigences spécifiques concernant la nécessite d'un anticoagulant, le calculateur. commande en conséquence une pompe se trouvant à l'intérieur du boîtier 800 de pompage pour élever/abaisser la pression de fluide dans le tube 206; cette élévation de pression actionne le piston 261 qui, lui-même, ferme par pincement la conduite 216 ou libère l'écoulement d'héparine dans cette conduite 216. De façon similaire, le calculateur 800 est programmé pour assurer un écoulement synchronisé d'analyte dans le tube 214 et de solution de base dans le tube 218. Ainsi, une pompe raccordée au tube 208 est mise en marche de manière qu'une élévation de la pression de fluide actionne le piston 281 pour empêcher l'écoulement de solution de base dans le tube 218; simultanément, la pompe raccordée au tube 204 reste à une pression nulle ou légèrement négative afin d'établir un niveau neutre de pression dans la conduite 204 pour que le piston 241 ne ferme pas le tube 214 en le pinçant. Durant le cycle suivant, le processus ci-dessus est inversé. Conformément à l'objectif de produire des données continues et fiables concernant le niveau ionique du sang d'un patient, le présent système permet aussi de connecter un moniteur, une imprimante et des indicateurs d'alarme au calculateur. Par conséquent, si certaines concentrations ioniques préalablement programmées sont dépassées durant une période quelconque de surveillance, une alarme peut être déclenchée, attirant ainsi l'attention des personnes responsables des soins du patient. Il va de soi que de nombreuses modifications peuvent être apportées au système décrit et représenté sans sortir du cadre de l'invention. REVENDICATIONS 1. Système de surveillance continue et en direct du sang- pour mesurer des concentrations ioniques, caractérisé en ce qu'il comporte un dispositif (10) de captage de la concentration d'au moins un ion relié fonctionnellement à une conduite (214) d'alimentation en analyte pour recevoir un analyte, la conduite d'alimenta- tion en analyte étant reliée fonctionnellement à un actionneur (240) à piston/cylindre pour analyte, ledit dispositif de captage étant relié fonctionnellement, en même temps, à une conduite (218) d'alimentation en solution de base destinée à recevoir une solution pour générer une base ionique, ladite conduite d'alimentation en solution de base étant reliée fonctionnellement à un actionneur (280) à piston/cylindre, ledit actionneur à piston/cylindre pour l'analyte et ledit actionneur à piston/cylindre pour la solution de base étant reliés fonctionnellement à des moyens de pompage (800) qui, eux-mêmes, sont reliés fonctionnellement à des moyens destinés à faire fonctionner en alternance l'actionneur à piston/cylindre pour analyte et l'actionneur à piston/cylindre pour la solution de base, ledit dispositif de captage étant relié fonctionnellement à des moyens (220) destinés à amplifier et transmettre des signaux générés par la concentration ionique dudit analyte. 2. Système selon la revendication 1, carac- térisé en ce que le dispositif de captage est un transistor du type ChemFET. 3. Système selon la revendication 1, carac- térisé en ce que le dispositif de captage comprend une plaque (101) à capteur dont une première face porte au moins une électrode captrice (10lA-101D) présentant une zone active (101AA) recouverte par une membrane sélective d'ions et reliée à une zone prolongée (10lAB) qui, elle- même, est reliée à une borne (4A) de capteur, et une électrode de référence (101F) sur la face opposée de ladite plaque. 4. Système selon la revendication 3, carac- térisé en ce que la plaque est en une matière analogue à du verre, de faible porosité, inerte à la fois à l'analyte et aux solutions de référence. 5. Système selon la revendication 4, carac- térisé en ce que la plaque à capteurs est en quartz. 6. Système selon la revendication 3, carac- térisé en ce que la zone prolongée est recouverte d'un revêtement d'argent/palladium. 7. Système selon la revendication 3, carac- térisé en ce que la zone active est d'environ 2 millimètres carrés. 8. Système selon la revendication 3, carac- térisé en ce que la membrane sélective est sélective d'un ion spécifique. 9. Système selon la revendication 3, carac- térisé en ce que l'électrode de référence présente, dans sa partie centrale, un orifice ayant un diamètre compris entre environ 500 et 2000 micromètres, avantageusement de 1000 micromètres. 10. Système selon la revendication 9, carac- térisé en ce que l'électrode est constituée d'un métal noble. 11. Système selon la revendication 1, carac- térisé en ce que les moyens destinés à amplifier et transmettre des signaux générés par la concentration ionique de l'analyte comprennent un câble à fibres optiques.