FR 2294677 A1 19760716 FR 7339953 A 19731109 La présente invention concerne des systèmes de diagnostic cardiopulmonaire permettant l'exploration fonctionnelle respiratoire et hémodynamique de poumons séparés ou de leurs segments. Elle a trait, plus particulièrement, à des systèmes comportant des rhéopneumomètres ou pneumomètres à impédance (appelés "impedance pneumo-" ou nplethysmograph" dans la littérature anglo-saxonne) et, éventuellement des rhéocardiomètres, reliés à des paires d'électrodes placées sur le thorax du patient afin d'en mesurer les variations de l'impédance tissulaire en fonction de l'activité respiratoire et éventuellement hémodynamique. Des dispositifs de rhdopneumographie et de rhéocardiographie de l'art antérieur décrits, par exemple, dans l'article de PLASZCZYNSKI et DEGONDE intitulé technique d'acquisition de multiples informations respiratoires et cardiovasculaires à partir de deux électrodes placées sur le Quiet de la revue française "ELECTRONIQUE #i)IOAT.'#." N 47, pages 131 à 136,publide en 1968.Dans cet article, il a été proposé d'utiliser les variations de l'impédance tissulaire du thorax mesurées à l'aide d'un courant alternatif haute-fréquence (supérieur à 1 kW ) d'amplitude constante injecté dans celui-ci, ces variations modulant en amplitude la tension prélevée par deux électrodes placées sur le thorax en fonction,d'une part, de la respiration et, d'autre part, de l'hémodynamique du sujet. Etant donné que le phénomène respiratoire présente généralement un spectre de fréquence différent de celui de l'hémodynamîque, il a été proposé de séparer les signaux correspondant à ces deux phénomènes au moyen d'un système de filtres. Un système de mesure du phénomène respiratoire de ce type a été décrit, par exemple, dans le brevet français N 1.563.125 du 27 Février 1968 de la Demanderesse, dans lequel on effectue, entre autres, la mesure et l'enregistrement des variations de l'impédance transthoracique et ltétalonnage de ces mesures en fonction du volume d'air courant remr plissant les alvéoles pulmonaires au cours de chaque cycle respira toire composé d'une inspiration et d'une expiration. Le système objet de la présente invention permet d'effectuer, à l'aide d' un ensemble de plusieurs rhéopneumomètres et éventuellement rhéocardiomètres,alimentés chacun par une paire d'électrodes placées sur le thorax du sujet, des examens comparatifs de la ventilation et de l'hémodyn~amique du poumon droit et gauche ou de différents segments pulmonaires ; ces examens pouvant dans la plupart des cas augment e supplanter les examens de radiographie pulmonaire, dont la nocivité/ avec la quantité de radiation absorbée par le sujet ou de liprodol (une substance de contraste radiographique) injecté. Suivant l'invention, un système de diagnostic cardio-pulmonaire permettant lEgploration fonctionnelle respiratoire et hémodynamique de poumons séparés ou de leurs segments est principalement earactérisé par le fait qu'il comporte : 2n (n étant un nombre entier) rhéomètres de type classique comprenant chacun : un générateur de curant hautefréquence constant, un amplificateur d'entrée haute-fréquence, un étage démodulateur et au moins un amplificateur de sortie très basse fréquence muni d'un dispositif de filtrage, chacun desdits amplificateurs haute-fréquence étant relié, par l'intermédiaire d'un dispositif combinateur de liaisons classiques à une paire d'électrodes de mesure distinctes, l'une des électrodes de cette paire étant localisée par exemple sur la face antérieure du thorax du sujet et l'autre électrode de cette paire étant localisée par exemple sur la face postérieure de celui-ci, lesdites paires d'électrodss étant disposées par moitié approximativement symétriquement de part et d'autre de la colonne verticale - 2 n potentiombtres dits d'équilibrage ou d'étalonnage alimentés par les amplificateurs de sortie respectifs des rhéomètres et comportant des curseurs alimentant respectivement 2 n appareils de mesure etlou dispositifs enregistreurs, lesdits curseurs étant réglés de manière que, lorsque les entrées de tous lesdits rhéomètres sont réunies à l'aide du dispositif combinateur de liaisons à une mdme paire d'électrodes dites dtétalonnage dont la position est choisie de manière à présenter une modulation importante du signal haute-fréquence prélevé, lesdits appareils de mesure et/ou lesdits dispositifs enregistreurs indiquent la m#e valeur ; en vue d'effectuer des mesures des variations d'impédance des à l'ae- tivité respiratoire et/ou hémodynamique du-sujet qui résulte en une modulation du signal haute-fréquence, afin de déterminer la ventila, tion et/ou l'irrigation sanguine relatives des différents segments des poumons parcourus par les courants haute-fréquence injectés par 1 intermédiaire des différentes paires d'électrodes de mesure. 11 invention sera mieux comprise et d'autres de ses caractéristiques et avantages apparattront de la description ci-après, donnée à titre d'exemple, et des dessins snnesée sty rapportant, sur lesquels la Figure 1 représente le schéma synoptique d'un rhéopneumomètre de l'art antérieur avec un rhéopneumocardiomètre, pouvant servir ensemble de module de base à un système conforme à l'invention ~ la Figure 2 est un schéma synoptique d'un mode de réalisation d'un système conforme à l'invention ; et la Figure 3 est un mode de réalisation plus élaboré d'un ensemble de circuits de mesure pour un système illustré sur la Figure 2. La Figure t représente le schéma synoptique d'un rhéopneumomètre du brevet français précité, comportant un dispositif d'étalonnage électronique, indispensable pour la mesure exacte du volume ##air courant et surtout du volume-minute, les méthodes connues de comparai- son visuelle des indications dtun rhéopneumomètre et d'un spiromètre classique étant beaucoup trop impréossesh Sur la Figure 1, l'ensemble du rhéomètre est désigné par 3, l'ensemble du dispositif d'étalonnage est désigné par 4.Un générateur 5, dont la fréquence est par exemple 40 , envoie un courant alternatif constant grâce aux résistances 6, 7 de valeur élevée, par exemple 100 E Q, entre des électrodes t et 2 placées sur le thorax d'un sujet P. La tension aux bornes de ces électrodes t et 2 subit une modulation d'amplitude à cause de la va riation dtimpédance # Z tissulaire au cours des cycles respiratoires ainsi que cardiaques. les électrodes 1 et 2 alimentent en parallèle une première chatne rhéopneumographique 8 et une seconde chaste rhéocardiographique 9. Dans la première 8,la porteuse modulée en amplitude est amplifiée dans un amplificateur haute fréquence 81. D'amplificateur 81 alimente un détecteur 82 qui élimine la porteuse Le détecteur 82 alimente un amplificateur très basse fréquence 83 comportant un filtre passe-bas. Be détecteur 82 détecte la composante de modulation due à la respiration et le filtre limite la fréquence, par exemple à 2 Hz, c'est-à-dire 120 respirations/minute. l1amplificateur 83 comprend un étage de sortie, qui permet de prélever la variation de tension Au correspondant aux variations d'impédance transthoracique # Z sur la très faible impédance du po- tentiomètre 60 référencée à la masse. Le potentiomètre 60 a par exemple une valeur de 200 ~ M . Ainsi dans n'importe quelle position du curseur 84 du potentiomè tre 60 la fraction Lu U3 de la tension # U est toujours référencée au 3 zéro et l'équilibre du circuit n'est pas perturbé même s'il faut débiter un courant important, par exemple pour faire fonctionner un appareil enregistreur 100. La position du curseur 84 est établie exactement au cours de l'étalonnage effectué pour chaque emplacement des électrodes 1 et 2 et pour chaque sujet avant que celui-ci soit confié au rhéopneumomètre 3. Le curseur 84 du potentiomètre 60 alimente un premier appareil de mesure 87. L'étalonnage du rhéopneumomètre consiste en la détermination du coefficient de proportionnalité entre A Z et # V pour chaque cas particulier. Le dispositif d'étalonnage 4 du brevet français précité est électronique. Pendant l'étalonnage le sujet P respire pendant quelques minutes dans un masque 40, non extensible, connecté par un conducteur d'air 41 non extensible à un transducteur volume-tention 42 dont plusieurs réalisations ont été décrites dans ce brevet, et qui transforme le volume d'air A v reçu du sujet en une tension A U1. Be dispositif 4 est équipé d'un étage de sortie à faible impédance référencé à la masse et ltétalonnage se fait à l'aide d'un potentiomètre 43 afin de recueillir une tension connue donnée pour une unité de volume donné par exemple 5 mV/ml. Cette tension A U2 doit titre en opposition de phase par rapport à la tension tU3 prélevée sur le curseur 84 du potentiomètre 60. La tension de sortie étalonnée iz U2 est appliquée par la liaison 46 au meme appareil de mesure 86 que la tension issue du curseur 84 du rhéopneumomètre 3. L'appareil de mesure 86 est un indicateur de volume d'air courant. En faisant varier la position du curseur 84 on stabilise l'aiguille de l'appareil 86 sur la position O qui est la compensation exacte de la tension# U2 par la tensiona U3. Ces deux tensions peuvent également être comparées sur un oscilloscope ou tout autre indicateur. Dans le cas représenté sur la Figure 2, les valeurs des résistances 44, 85 sont choisies afin d'obtenir la pleine déviation de l'ai- guille de l'appareil 86 à gauche pour - 2,5 V et à droite pour + 2,5 V. ainsi une fois l'étalonnage terminé, la déviation totale de l'aiguille, gauche et droite, correspond au volume d'air courant égal à 1.000 mi, soit + 500 mi inspiration-expiration. Pour un enfant on peut effectuer de la mssme façon un étalonnage à ~ + 50 mi. La seconde chine 9 est rhéocardiomàtrique, c'est-à-dire destinée à indiquer des variations d'impédance tissulaire d'origine hémodyna- mique et comporte à cette fin un amplificateur haute-fréquence 91 accordé sur la fréquence du générateur 5, un détecteur d'amplitude 92 et un amplificateur basse fréquence 93 réunis en cascade.Cet amplifi- cateur basse-fréquence 95 comporte en dehors d'un filtre passe-bas permettant d'éliminer la porteuse, un filtre passe-haut destiné à éliminer la composante respiratoire qui chez un sujet adulte présente une fréquence nettement inférieure à celle de la composante hémodyna- mique. l'amplificateur 93 alimente un potentiomètre 70 dont le curseur 94 permet de régler la sensibilité d'un second appareil de mesure 97. Dans un appareil simple, il est possible d'alimenter l'amplificateur 93 par le détecteur 82, otest~i-dire de séparer les composantes de modulation aprba la détection. Une meilleure élimination des diverses composantes de modulation est obtenue par l'utilisation de filtres actifs comportant des amplificateurs opérationnels. Les curseurs respectifs 84 et 94 des potentiomètres 60 et 70 peuvent alternativement Outre réunis à un appareil enregistreur 100 au moyen dtun inverseur 110 ; cet appareil enregistreur 100 permet de visualiser alternativement l'activité respiratoire ou hémodynamique thoracique du sujet P. La Figure 2 illustre sohématiquemen un système d'exploration fonctionnelle comparative respiratoire et hémodynamique du thorax conforme à la présente invention et comportant une pluralité de rhéomètres 51 à 35 alimentés respectivement par des paires d'élecH trodes 11, 21 à 16, 26 disposés à différents endroits du thorax du sujet P. Un nombre égal de paire d'éleotrodes 11-21 à 16-26 sont respectivement disposées du c8té droit et gauche du thorax, par exemple, au long dos lignes asilaires antérieures (doirte 11 à 13 gauche 14 à 16) et postérieures 21 à 23, gauche 24 à 26). En fonctionnement normal, clest-à-dire pour effectuer des examens comparatifs des différents segments de poumons, chacune des électrodes localisées sur les lignes asilaires antérieures (11 à 16) conssti- tue, avec celle des électrodes localisées sur les lignes axilaires postérieures (21 à 26) qui lui est la plus proche (disposées do préférence en regard Itune de l'autre), une paire d'électrodes (11-21 à 16-26) réunies aux deux bornes d'entrée de l'un des rhéomètres (31 à 36) analogue au rhéomètre 3 de la Figure 1. Chacune de ces paires d'électrodes (11-21 à 1#26), respectivement réunies aux rhéomètres 31 à 36, injecte un courant haute fréquence constant dans le thorax du sujet P qui va respectivement de l'une (11 à 16) des électrodes de cette paire à l'autre (21 à 26) et elle y prélève des signaux haute-fréquen9e modulés en amplitude en fonction de la ventilation et de l'irrigation sanguine relatives du segment thoracique parcouru par le courant infecté. Afin de pouvoir effectuer des examens comparatifs de ces différents segments, il est donc indispensable d'étalonner et d'équilibrer les indications de tous les rhéomètres 31 à 36 au moyen d'un signal d'étalonnage appliqué simultanément aux entrées de tous les rhéomètres. le signal d'étalonnage est obtenu de préférence, en réunissant les entrées des rhéomètres 31 à 36 à une même paire d'électrodes localisées sur le thorax de znani#e è fournir un signal haute-fréquence dont la modulation en fonction dellactivitd respiratoire est maximale, Avec la dispositiondes électrodes décrites ci-dessus et illustrée sur la Figure 2, on obtient un signal d' étalonnage optimal en réunissant respectivement les bornes d'entrée correspondantes des rhéomètres 31 à 36 aux électrodes dites d'étalonnage 12 et 25, dont 1 une 12 est localisée sur la ligne axillaire antérieure droite et dont l'autre 25 sur la ligne axilaire postérieure gauche ; ces deux électrodes étant d'autre part disposées au voisinage de la circonfé- rence maximale de la cage thoracique. Lorsque les rhéomètres 31 à 36 sont réunis en parallèle à la paire d'éleotrodes d'étalonnage 12 - 25 et mis en route ensemble, leurs potentiomètres de sortie 61 à 66 (correspondant au potentiomètre 60 du circuit de la Figure 1) sont respectivement réglés de manière re que les appareils indicateurs 101 à 106 et 111 à 116 qu'ils alimentent, fournissent des indications d'amplitude identique, de préférence, les déviations maximales correspondant au coefficient 1. étalonnage terminé, un dispositif combinateur de liaison310, comprenant autant de paires d'entrées qu'il a de paires d'électrodes associées et autant de paires de sortie3qutil y a de rhéomètres et agencé de manière classique utilisée en électroencéphalographie, permet de relier respectivement entrée de chacun des rhéomètres 31 à 36 à llune des paires d'électrodes de mesure 11-21 à 16-26 qui lui est associée et lton peut procéder à l'examen comparatif de la fonction respiratoire des poumons séparés et/ou de leurs segments respectifs. Les tensions prélevées sur les curseurs des potentiomètres 61 à 66 et correspondant à la composante de modulation du courant hautefréquence dde à l'activité respiratoire du sujet, sont respectivement appliquées, d'une part, à un dispositif enregistreur 100 par exemple à six canaux 101 à 106 et, d'autre part, à six appareils de mesure 111 à 116 pouvant indiquer la relative ventilation du segment pul molaire intéressé par le courant fourni par chacun des générateurs. Dans le cas le plus simple, tous les générateurs#haute-fréquence 51 à 56 des rhéomètres 31 à 36 fonctionnent à la même fréquence et leurs courants lors de l'étalonnage s'additionnent. Ceci peut entrant ner des erreurs ##étalonnage parce que les puissances fournies par tous les générateurs 51 à 56 ne sont pas nécessairement rigoureusement identiques.Dans un mode de réalisation perfectionné, les génie rateurs 51 à 56 fournissent des signaux à des fréquences différentes espacées l'une de l'autre d'environ 20 kRz (par exemple allant de 30 à 130 kHz), les amplificateurs haute-fréquence (voir 81, 91 Figure 1) des rhéomètres étant respectivement accordés sur les fréquences de leurs générateurs incorporés, ce qui permet d'éviter les erreurs d'étalonnage provenant des différencee des courants respectifs injectés par les différents générateurs 51 à 56 dans le thorax du patient.Toutefois, il est nécessaire de faire adhérer avec soin les différentes électrodes à la peau car les différentes résistances de contact ne peuvent pas étre compensées. (voir le brevet français N 1.524.246 du 28 Mars 1967 de la Demanderesse). Lorsque le dispositif combinateur 10 est actionné, après l'étalon- nage, pour relier chacun des rhéomètres à une paire d'électrodes, les appareils indicateurs 111 à il 6 et les différents canaux 101 à 106 du dispositif enregistreur 100 indiquent des valeurs relatives, c? est-à-dire en pourcentage par rapport à la valeur d'étalonnage, et permettent d'effectuer des comparaisons entre les deux poumons et différents segments pulmonaires qui en font partie, & n d' établir un diagnostic basé sur leur ventilation. Il est églarnent possible d'utiliser les indications hémodynamiques fournies par le canal rhéocardiograpnique (9 de la Figure 1) de chacun des rhéomètres en respectivement reliant leurs sorties à des appareils indicateurs classiques et/ou aux différents canaux 101 à 106 du dispositif enregistreur 100. L'étalonnage des différents rhéomètres peut également être effectué sur les électrodes d'étalonnage 12-25. Dans un mode de réalisation perfectionné du système conforme à l'invention, on utilise un rhéomètre supplémentaire 30, dit de contrt'e dont les entrées sont respectivement réunies en permanence aux électrodes d'étalonnage et qui alimente à travers son potentiomètre de sortie 60 un appareil de contrôle 110 permettant de visualiser pendant l'exa- men les variations du signal d'étalonnage. Il est également possible d'étalonner le rhéomètre de contrtle 30 par rapport à un spiromètre 4 comme dans la Figure 1, pour que les indications des spirogrammes enregistrées par l'appareil 100 ou celles des appareils de mesure 111 à 116 correspondant à un volume d'air étalonné. On remarquera ici que les appareils de mesure 110 à 116 peuvent Outre constitués par des indicateurs de volume d'air courant qui fours niassent des indications obtenues par le redressement et l'intégration de la composante de modulation dûe à l'activté respiratoire du sujet examine. Un circuit de mesure perfectionné est schématiquement représenté sur la Figure 3. Dans ce circuit, le volume d'air courant mesuré par le rhéopneumomètre de contrdle 30 de la Figure 2 et son appareil de mesure associé 110 est comparé, après l'étalonnage du système de la manière décrite précédemment, à la valeur mesurée par chacun des rhéomètres 31 à 36. Sur la Figure 3, l'appareil de mesure 110 du volume d'air courant alimenté par le curseur du potentiomètre 60 comporte un premier étage amplifieateur-différentiateur 120, un second étage redresseur-int4- grateur 130, un troisième étage ampliiioateur continu de sortie 140 et un dispositif indicateur 150. Le premier étage 120 comporte un coemnatateur d'entrée 123 à trois positions, dont ltune permet de relier directement le curseur du potentiomètre d'étalonnage 60 à une résistance d'entrée 124 et dont ce les deux autres effectuent respectivement le couplage de/curseur à cette résistance 124 par l'intermédiaire de deux condensateurs 121, 122 de valeurs différentes. L'autre borne de la résistance 124 est reliée à la grille d'un premier transistor à effet de champ 126 monté en étage à drain commun dont la source est reliée à une charge résistive 127. Cette charge 127 comporte un potentiomètre, dont le curseur alimente l'entrée inverseurs d'un premier amplificateur opérationnel '128, dont l'entrée non-inverseuse est réunie à la masse par l'inter- médiaire d'une résistance 117. La sortie del'amplificateur 128 est reliée par l'intermédiaire d'une première résistance de contreréaction 129 à la grille du transistor 126, qui est d'autre part réunie à la masse au moyen d'une résistance 125. Ce transistor 126 permet d'obtenir une impédance d'entrée très élevée.Ce premier étage 120 permet d'introduire à l'aide du commutateur 123 deux constantes de temps de différentiation différentes, qui permettent d'éliminer des variations lentes de la composante continue du signal pour rendre le phénomène plus stable (suppression d'une fluctuation éventuelle de la ligne de référence) la sortie du premier étage 120, c'est-h-dire celle de l'amplica- teur 128,est reliée à un étage redresseur-intégrateur 130 comportant une diode 132 réunissant cette sortie à l'une des bornes d'un conden~ dateur 133, dont l'autre borne est à la masse.Le point commun de la diode 132 et du condensateur 133 est relié par l'intermédiaire d'une résistance à 11 entrée du troisième étage 140 constituée par la gr d'un second transistor à effet de champ 142. Ce circuit 130 comporte une constante de temps de charge du condensateur 133 à travers la diode 132 qui est très réduite, et une constante de temps de décharge à travers la résistance 134 en série avec la résistance d'entrée du troisème étage 140 qui est importante. Ceci permet de transmettre au dispositif indicateur 150 à travers l'étage 142 une valeur proche à la valeur crête ou crête-à-crête des variations d'impédance duos à l'activité respiratoire du sujet. L'étage de sortie 140 est un amplificateur de courant continu comportant un étage d'entrée constitué par le second transistor 142 et un second amplificateur opérationnel 144 ainsi qu'une seconde résistance de contre-réaction/reliant la sortie de l'amplificateur 144 à la grille du transistor 142. La sortie de l'amplificateur 144 fournit une valeur proportionnelle à l'amplitude des variations d' im- pédance à un dispositif indicateur 150, pouvant autre constitué par un voltmètre électronique par exemple. les autres appareils de mesure 111 à 116 sont, dans un mode de géalisation simple, constitués de la mEme façon que l'élément 110 alimenté par le rhéomètre de contrôle. Dans un mode de réalisation perfectionné permettant de tenir compte des fluctuations de la valeur cl'étalonnage dans le temps, on insère respectivement entre les étagea de sortie 240, 340... 740 et les dispositifs indicateurs 151 à 156 qu'ils alimentent, des diviseurs analogiques 161 à 166 en forme de circuit intégré comportant des multiplicateurs analogiques à quatre quadrants (du type MC 1595 de Motorola, par exemple). Ces diviseurs analogiques 161 b 166 sont destinés à effectuer des divisions respectives entre les amplitudes des variations dtim- pédance mesurées à l'aide des rhéomètres 31 à 36 sur les paires d'électrodes de mesure 11-21 à 16-26 et l'amplitude de ces variations mesurée à l'aide du rhéomètre de contr8le 30 sur les électrodes d'échantillonnage 12-25. Â cette fin, chacun des diviseurs analogiques 161 à 166 est, d'une part, réuni à l'un des étages de sortie 240 à 740 et, d'autre part, à étage de sortie 140 afin que chacun des dispositifs de mesure 151 à 156 indique les rapports respectifs des amplitudes des variations d'impédance sur les paires d'électrodes de mesure assôciées , à celle mesurée sur les électrodes d' étalonnage. L'équilibrage du gain des différents rhéomètres s'effectuera de la même façon que l'étalon- nage décrit précédemment. Une cinquantaine d'enfants de l'âge de quelques mois à 14 ans atteints des affections diverses : emphysèmes pulmonaires, obstructions bronchique, sténoses pleurésies et autres, ont été examinés à l'aide du système suivant l'invention. pulmonaires les résultats sont plus parlan que des radiographies/et broncho- graphies, car il reflètent les situations dynamiques fonctionnelles et non seulement des images statiques. Une localisation précise des atteintes pulmonaires respiratoires est réalisée. R DICATIONS 1. Système de diagnostic cardio-pulmonaire permettant l'explora- tion fonctionnelle respiratoire et hémodynamique de poumons séparés ou de leurs segments par la mesure des variations d'impédance dues à l'activité respiratoire et/ou hémodynamique du sujet (P), afin de déterminer la ventilation et/ou l'irrigation sanguine relatives des différents segments parcourus par des courants haute-fréquence injectés dans le thorax, ledit système comportant : 2n (n étant entier) rhéomètres (31 à 36) comprenant chacun :un générateur de courant hautefréquence constant (51 à 56), un amplificateur haute-fréquence d'entrée, un étage démodulateur et au moins un amplificateur très basse-fréquence de sortie muni d'un circuit de filtrage, l'entrée de chacun des rhéomètres (31 à 36) étant relié durant la mesure, par l'intermédiaire d'un dispositif combinateur de liaisons (10), à une paire d'électrodes de mesure distincte (11-21 à 16-26), les électrodes de chacune des paires étant respectivement localisées sur les faces antérieure (11 à 16) et postérieure (21 à 26) du thorax du sujet (P), lesdites paires étant disposées par moitié (n) approximativement symétriquement de part et d'autre de la colonne vertébrale du sujet (P) ; et 2n potentiomètres dits d'équilibrage ou d'étalonnage (61 à 66), respectivement alimentés par les amplificateurs de sortie des rhéomètres (31 à 36) et comportant des curseurs alimentant respectivement 2n appareils de mesure (111 à 116) et/ou dispositifs enregistreurs (100) ; et étant caractérisé par le fait que, en vue d'effectuer son équilibrage avant chaque mesure pour permettre des mesures comparatives, ledit dispositif combinateur de liaisons (10) est agencé de manière à réunir, en position d'équilibrage, les entrées de tous les rhéomètres (31 à 36) à une même paire d'électrodes dites d'étalonnage (12-25), dont la position est choisie de manière à présenter une modulation maximale relative du signal haute-fréquence prélevé, ces électrodes d'étalonnage (15-25) étant, de préférence, situées au voisinage de la circonférence maximale du thorax, l'une sur la face antérieure d'un côté et l'autre sur la face postérieure de l'autre côté de celui-ci, les curseurs étant alors réglés de manière que tous les appareils de mesure (111 à 116) et/ou les dispositifs enregistreurs (100) fournissent la même indication. 2 - Système suivant la revendication 1, caractérisé par le fait qu'il comporte en outre un rhéomètre supplémentaire (30), dit de contrdle, dort les entrées sont réunies en permanence à la paire d'd- électrodes d'étalonnage (12 - 25) et qui alimente par l'intermédiaire d'un potentiomètre supplémentaire (60) au moins un appareil de mesure (110) ou dispositif d'enregistrement, ledit appareil de mesure com- portant un dispositif indicateur (iso) de courant ou de tension. 3 - Système suivant l'une des révendications précédentes, caractérisé par le fait que chacun desdits appareils de mesure (110 à 116) est constitué par un dispositif fournissant une indication proportionnelle au volume d'air courant caractérisant l'activité respiratoire du sujet. 4 - Système suivant la revendication 3, caractérisé par le fait que chacun desdits dispositifs indiquant le volume d'air courant comporte en cascade : un étage amplificateur (120) avec une constante de temps de différentiation variable par commutation ; un étage détecteur et intégrateur (130) comportant un condensateur (133) et présentant une constante de temps de charge très réduite et une constante de temps de décharge importante de manière à fournir un signal proportionnel à la valeur cette de l'amplitude des variations d' impé- dance mesurées par les rhéomètres ; un étage amplificateur continu de sortie (140) et un dispositif indicateur de tension ou de courant (150). 5 - Système suivant l'une des revendications 2 à 4, caractérisé par le fait que les appareils de mesure (111 à 116) alimentés par des rhéomètres (31 à 36) respectivement reliés aux paires d' électrodes de mesure (11-21, 16-26) comportent ohacun inséré en amont du dispositif indicateur (151 à 156) un diviseur analogique (161 à 166) alimenté, d'une part, par l'un des Rhéomètres (31 à 36) et, d'autre part, par le rhéomètre de contrtle (30) afin de fournir au dispositif indicateur (151 à 156) une valeur correspondant au rapport des amplitudes des variations d'impédance respectivement prélevées sur les électrodes de mesure à l'amplitude de ces variations prélevée sur les électrodes d'étalonnage. 6 - Système suivant l'une des revendications précédentes, carac térisé par le fait que les générateurs de courant (50 à 56) de tous les rhéomètres fournissent un courant ayant approximativement la paume fréquence. 7 Système suivant l'une des revendications 1 à 6, caractérisé par le fait que chacun des générateurs de courant (50 à 56) fournit un courant ayant une fréquence différente, ces fréquences étant espacées de manière que les amplificateurs haute-fréquence d'entrée accordés respectivement sur cette fréquence ne transmettent pas les fréquences des autres générateurs.