FR 2371182 A1 19780616 FR 7634550 A 19761117 La présente invention concerne un détecteur à ultrasons de corpuscules véhiculés dans la circulation sanguine, notamment de bulles gazeuses. On sait que,lorsque le corps humain est soumis à une pression différente de la pression atmosphérique, ce qui est par exemple le cas d'un plongeur, le sang et les tissus se saturent en gaz, à un taux de saturation variant en fonction de la durée, de l'importance de la pression agissante et de la nature du gaz inerte du mélange respiré. Une décompression trop rapide vis-à-vis de l'échange gazeux pulmonaire crée un déséquilibre entre les pressions partielles des gaz dissous et la pression du milieu extérieur. Un tel déséquilibre provoque un dégagement de fines bulles dans les capillaires tissulaires, qui sont entraînées dans la circulation veineuse. Si ces bulles parviennent dans la circulation artérielle, elles peuvent créer de graves lésions. Il est donc important de pouvoir détecter ces bulles en circulation dans le sang afin de contrôler le phénomène de décompression et de contribuer notamment à la sécurité des plongeurs. Un procédé général connu de détection de corpuscules véhiculés dans la circulation sanguine, et notamment de bulles gazeuses, consiste à placer une zone irriguée du corps dans un faisceau ultrasonore produit par un émetteur et à mesurer la variation de la fre- quence de l'onde ultrasonore diffractée par les objets en déplacement,à la sortie d'un récepteur. La valeur de la variation de fréquence, due à l'effet Doppler, est en particulier liée à la vitesse des objets, à la célérité des ultrasons dans le sang et à leur fréquence incidente.-Dans le cas des bulles, l'amplitude de la fréquence diffractée est en outre fonction du diamètre des bulles et elle peut conduire à l'évaluation du volume gazeux transporté. Toutefois, la détection de la fréquence diffractée est rendue difficile du fait de l'existence de différents bruits de fond,notamment d'origine physiologique,et dont les signaux se superposent au signal de ladite fréquence. Les détecteurs à ultrasons connus sont agences de façon telle que le rapport signal/bruit soit aussi élevé que possible, mais le résultat n'est obtenu qu'au prix d'appareillages complexes et coûteux. Ces détecteurs comprennent généralement un émetteur et un récepteur d'ultrasons, le récepteur étant du type à changement de fréquence muni d'un étage mélangeur et d'un amplificateur fournissant un signal basse fréquence exploitable directement ou après enregistrement et dépouillement approprié. Ces détecteurs connus fonctionnent soit en émission continue des ultrasons, soit par impulsions. L'émetteur et le récepteur de ces détecteurs connus sont reliés à une sonde commune comportant deux transducteurs piézo-électriques, l'un d'émission et l'autre de réception, sous la forme de deux plaquettes disposées selon un dièdre. Cette sonde, en fonction de ses dimensions, peut être utilisée selon le mode précordial, transcutané, périvasculaire ou intravasculaire. Certains détecteurs à ultrasons connus ne permettent que la localisation d'un vaisseau sanguin dans lequel aucune circulation ne se produit. D'autres détecteurs connus ne fournissent de résultats exploitables qu'en temps différé, après un nombre élevé de mesures. Quoi qu'il en soit, les détecteurs à ultrasons connus actuel- lement sont des appareils de laboratoire, non transportables, nécessitant de nombreux réglages préliminaires et qui ne sont pas susceptibles de miniaturisation. La présente invention vise à remédier aux inconvénients cidessus en permettant la réalisation d'un détecteur à ultrasons précis, tout en étant d'un encombrement réduit et apte à être utilisé directement sur des emplacements de travail où des mesures s' imposent, par des opérateurs sans qualification particulière en matière de physiologie ou d'électronique. Le détecteur à ultrasons conforme à l'invention, du type à de fréquence détection d'ultrasons diffractés etgmodifiee par effet Doppler, comprenant un émetteur en continu d'ultrasons, un récepteur d'ul';ra- sons muni d'un étage mélangeur et d'un amplificateur basse fréquence, et une sonde à deux transducteurs piézo-électriques, reliée à l'émetteur et au récepteur par un câble de liaison, est caractérisé en ce qu'il est muni d'un étage de filtrage passe-bande disposé a la sortie de l'amplificateur basse fréquence du récepteur et dont la bande passante est spécifique de l'origine du signal utile. La spécificité de la bande passante permet, pour une fréquence 'parasltes, d'émetteur donnée, d'éliminer les bruits ,/ parfois à amplitude élevée, dont l'origine réside dans des phénomènes auxquels ne s'applique pas la détection en cours. On peut par exemple, grâce à cet étage de filtrage, faire sélectivement des mesures de bruit de coeur, de présence de bulles dans le sang ou de circulation veineuse, ces différents bruits ayant tous une origine physiologique. Selon une autre caractéristique du détecteur selon l'invention, l'étage de filtrage est constitué par trois amplificateurs opérationnels intégrés, montés en cascade par l'intermédiaire de condensateurs adaptés, l'amplificateur opérationnel intermédiaire étant à surtension ajustable. La mise en oeuvre d'amplificateurs opérationnels intégrés permet un filtrage plus net des basses fréquences et l'emploi exclusif de condensateurs adaptés, ainsi que l'obtention simul tanée d'un gain en tension et d'une sortie à basse impédance suffisante pour une écoute directe par un organe de production de son usuel, tel qu'un écouteur à moyenne impédance. D'autres caractéristiques et avantages de l'invention ressortiront encore de la description qui va suivre. Aux dessins annexés, donnés à titre d'exemples non limitatifs la figure 1 représente un schéma d'ensemble du détecteur selon l'invention; et la figure 2 représente un graphique de la courbe de réponse de l'etage de filtrage, dans le cas de la mesure portant sur les bulles gazeuses dans le sang au niveau précordial. En se référant à la figure 1, le détecteur selon l'invention comporte un circuit de faible encombrement, entièrement muni de semi-conducteurs, ce qui en améliore la fiabilité tout en ne nécessitant qu'une puissance d'alimentation réduite. Ce circuit comprend un émetteur d'ultrasons E, une sonde S, ainsi qu'un récepteur constitué d'un étage mélangeur-amplificateur basse fréquence M et d'un étage de filtrage passe-bande F. Le circuit comprend en outre une source d'alimentation A en série avec un interrupteur général I, ainsi qu'un organe de contrôle C de cette source d'alimentation. L'émetteur E comprend un oscillateur piloté par un quartz 1 dont on utilise la résonance parallèle. De ce fait, le signal obtenu est pur et présente une grande stabilité en fréquence, ce qui réduit le bruit lors du mélange de ce signal dans l'étage mélangeur M qui sera décrit ci-après. Indépendamment du faible niveau de bruit engendré par l'oscillateur à quartz, le montage en résonance parallèle supprime des réglages qui seraient nécessaires sur un oscillateur à circuit accordé et accroît la fiabilité et la capacité de reproductibilité au niveau de la fabrication. L'étage pilote proprement dit comprend les transistors 2 et 3 branchés selon un montage d'oscillateur connu en soi et le signal de sortie est appliqué, par l'intermédiaire d'un condensateur de liaison 4, à l'entrée d'étage amplificateur de puissance du type dit "pushpull" comprenant deux transistors complémentaires 5-6.Le signal de sortie de cet étage est transmis au transducteur piézo-électrique d'émission 7 de la sonde S, par l'intermédiaire d'un condensateur de liaison 8, sous faible impédance. Un signal de référence est en outre prélevé sur l'émetteur du transistor 5, sur la ligne 9, et son rôle sera précisé ci-après. Comme mentionné plus haut, la sonde S comprend le transducteur d'émission 7, ainsi qu'un transducteur de réception 10. Du fait des caractéristiques propres des transducteurs, en particulier leur impédance aux fréquences utilisées, il est souhaitable de réaliser l'adaptation de la sonde à son câble de liaison et aux étages reliés, à savoir, d'une part l'étage de sortie de 11 émetteur et, d'autre part, l'étage mélangeur du récepteur. Le câble de liaison comporte le conducteur 11 d'entrée du transducteur d'émission 7, le conducteur 12 de sortie du transducteur de réception 10 et le conducteur 13 de masse. Conformément à l'invention, l'adaptation est réalisée en insérant les transducteurs respectifs dans un circuit oscillant qui joue le rôle d'un transformateur d'impédance. Le circuit oscillant du transducteur d'émission 7 comprend une bobine 14 et un condensateur 15, celui du transducteur de réception 10 comprenant une bobine 16 et un condensateur 17. L'étage mélangeur M du récepteur reçoit le signal de la sonde par l'intermédiaire d'un condensateur de liaison 18. Ce signal est appliqué sur la base d'un transistor 19 monté en émetteur commun, dont le collecteur est relié à un circuit accordé constitué d'une bobine 20, de préférence ajustable, et d'un condensateur 21 à ses bornes. Le faible courant de collecteur résultant réduit le niveau de bruit de cet etage et permet l'adaptation d'impédance avec le 'câble. La présence, prévue par l'invention, du circuit accordé dans le circuit de collecteur du transistor 19 assure un préfiltrage des signaux de réception. Le collecteur du transistor 19 est en outre relié directement à la base d'un transistor 22, dont la jonction base 23-émetteur 24 effectue la fonction de mélange entre le signal issu du transistor 19 et le signal de r#férence provenant de l'émetteur E sur la ligne 9, par l'intermédiaire d'une résistance ajustable 25, elle-même en série avec une résistance de protection 26 et un condensateur 27. Le circuit du collecteur 28 du transistor 22 comprend, d'une part, un circuit de charge constitué par une cellule de filtrage du type Résistance-Capacité comportant une résistance 29 et un condensateur 30 et, d'autre part, une cellule de filtrage des courants haute-fréquence résiduels, comportant la résistance 31 et le condensateur 32. La fraction du signal de référence provenant de la ligne 9 peut être ajoutée à l'entrée du transistor mélangeur 22 afin d'améliorer la détection du signal résultant du mélange. Cette fraction de signal ajoutée n'engendre pratiquement pas de bruit, en raison de la structure de l'oscillateur. Il y a lieu de noter que l'étage mélangeur effectue également une amplification du signal à basse fréquence détecté par la joncticn base-émetteur du transistor 22. L'étage de filtrage F est relié à la sortie 33 de l'étage mélangeur et comprend trois amplificateurs opérationnels en cascade 34, 35 et 36. L'entrée du premier amplificateur opérationnel 34 est reliée à la sortie 33 par un condensateur de liaison 37. De même, ces amplificateurs opérationnels sont connectés entre eux par des condensateurs adaptés 38 et 39 respectivement, la sortie du trqisième amplificateur 36 ayant également lieu par l'intermédiaire d'un condensateur 40 pouvant être relié à un écouteur téléphonique à moyenne impédance T (non représenté). L'amplificateur opérationnel intermédiaire 35 comporte un potentiomètre 41 préréglable, permettant d'ajuster simultanément le gain et le coefficient de surtension de l'amplificateur. De ce fait, on peut prérégler la surtension au voisinage de la fréquence de coupure désirée, ce qui rend cette dernière plus franche. L'ampli ficateur opérationnel final 36 est muni d'une résistance ajustable 42 permettant de régler le gain final. Les trois amplificateurs opérationnels ci-dessus sont du type intégré. Par ailleurs, l'emploi exclusif de condensateurs adaptés et l'obtention d'un gain en tension permettent de former une sortie à basse impédance convenant au fonctionnement d'un casque à écouteurs. Dans le cas de la détection de la présence de bulles gazeuses dans le sang, il y a lieu de fixer la fréquence d'émission à 5 MHz, la bande passante de l'étage de filtrage étant comprise entre 800 Hz et 4 kHz, pour une mesure au niveau précordial. On obtient ainsi une courbe de réponse conforme au graphique de la figure 2, dans lequel on a porté, en abscisses selon une échelle logarithmique, la fréquence de la bande passante en kHz et, en ordonnées, le gain en dB. On constate en particulier que, dans ce cas, les fréquences inférieures à 800 Hz environ sont suffisamment amorties sur le seuil o dB de référence. Or, ces fréquences correspondent sensiblement aux bruits du coeur dont la fréquence maximale est- de l'ordre de 500 Hz. Le choix de la fréquence basse de 800 Hz est cependant avantageux et permet une localisation plus facile de la zone optimale de det5eOcsiS précordiale, grâce au repérage des bruits résiduels/dus aux parois du coeur. A titre d'exemple, dans le cas de la détection au niveau précordial et pour obtenir la courbe de réponse selon la figure 2, les trois amplificateurs opérationnels présentent respectivement des caractéristiques de coupure basse à -6 dB, -12 dB et -6 dB par octave, ce qui assure globalement une coupure franche à 800 Hz de -24 dB par octave. Bien entendu, si le détecteur selon l'invention doit être utilise en cardiologie ou en écoute d'autres bruits physiologiques, il y a lieu de sélectionner un autre domaine de fréquence, au niveau de l'étage de filtrage. Le circuit décrit ci-dessus comprend des éléments connus en soi et ne nécessite pas, de ce fait, de description plus détaillée quant à son agencement et à la valeur de ses composants. Notamment, le circuit C de contrôle de la source d'alimentation comportant une diode électroluminescente est d'un type usuel. Conformément à l'invention, chaque étage est de structure telle que le bruit soit le plus réduit possible, notamment au niveau de l'oscillateur de l'émetteur et de l'étage mélangeur du récepteur. La mise au point du détecteur selon l'invention est effectuée uniquement par des réglages internes, lors de la fabrication ou de la maintenance. Ces réglages portent sur le dosage du signal de référence, l'accord du circuit accordé du récepteur, le dosage de la surtension et du volume d'écoute de l'étage de filtrage. Le dosage du signal de référence a lieu par l'intermédiaire de la résistance ajustable 25. On évite ainsi la saturation du récepteur, qui se traduirait notamment par une absence de signal dans l'écouteur. L'accord du circuit accordé est effectué par le réglage de la bobine 20, comportant par exemple un noyau mobile, de façon connue en soi. Ce réglage permet d'obtenir une tension maximale après détection, et il est réalisé en l'absence de modulation du type Doppler. Le dosage de la surtension de l'amplificateur opérationnel intermédiaire 35, par l'intermédiaire du potentiomètre 41, permet d'obtenir en même temps un réglage de la fréquence de coupure. Le dosage du volume d'écoute, comme mentionné plus haut, est effectué par l'intermédiaire de la résistance ajustable 42 de l'amplificateur opérationnel final 36. Suivant une forme d'exécution préférée du détecteur selon l'invention, l'ensemble du circuit est réalisé sous forme compacte, par exemple sur carte de circuit imprimé, et il est disposé dans un boîtier capable de résister aux chocs. Un matériau tel que la fonte d'aluminium convient par exemple à la réalisation de ce boîtier Eventuellement, un second boîtier peut renfermer la source d'alimentation, telle que des piles ou des accumulateurs, et conférant une autonomie de fonctionnement suffisante au détecteur. Les appareils réalisés de cette manière peuvent fonctionner à des pressions atteignant 30 bars, ce qui correspond à un#evaleur très suffisante pour une utilisation du détecteur encaisson/décompression. Bien entendu, des joints d'étanchéité convenables sont prévus sur de tels bottiers, de façon que les boîtiers ainsi réalisés soient également étanches à liteau de ruissellement dans le cas d'une utilisation en zone non abritee. Ne comportant aucun organe de réglage extérieur, du fait que tous les éléments de circuit sont préréglés à la fabrication, le détecteur selon l'invention peut être utilisé en toutes conditions et par des utilisateurs non spécialisés. Dans le cas de la détection des bulles gazeuses dans le sang notamment, il est directement uti-lisable par un plongeur sur les lieux de sa remontée en surface, ou bien en caisson afin de suivre la progression d'une décompression contrôlée. Il suffit en effet à l'utilisateur d'appliquer la sonde sur la zone précordiale et de vérifier à# l'écoute la présence de la bande de fréquence sélectionnée, cette bande étant dans la gamme des fréquences audibles. Bien entendu, l'invention n'est pas limitée aux exemples que l'on vient de décrire et l'on peut apporter à ceux-ci de nombreuses modifications sans sortir du cadre de cette invention. En particulier, l'appareil peut être utilisé pour des mesures de détection de bulles sanguines sur un organisme soumis à un abaissement de pression de toute origine, ce qui est également le cas pour des occupants d'aéronefs. REVENDTCAT IONS 1.- Détecteur à ultrasons de corpuscules véhiculés dans la circulation sanguine, notamment de bulles gazeuses, du type à de frequence détection d'ultrasons diffractés etlmodifiee par effet Doppler, comprenant un émetteur en continu d'ultrasons, un récepteur d'ultrasons muni d'un étage mélangeur et d'un amplificateur basse fréquence, et une sonde à deux transducteurs piézo-électriques, reliée à l'émetteur et au récepteur par un câble de liaison, caractérisé en ce qu'il est muni d'un étage de filtrage passe-bande disposé à la sortie de l'amplificateur basse fréquence du récepteur et dont la bande passante est spécifique de l'origine du bruit détecté. 2.- Détecteur selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'étage de filtrage est constitué par trois amplificateurs opérationnels intégrés, montés en cascade par l'intermédiaire de condensateurs adaptés l'amplificateur opérationnel intermédiaire étant à surtension ajustable. 3.- Détecteur selon la revendication 2, caractérisé en ce que la fréquence des ultrasons de l'émetteur est de 5 MHz, la bande passante de l'étage de filtrage étant comprise entre 800 Hz et 4 kHz. 4.- Détecteur selon l'une des revendications 1 à 3, caractérisé en ce que l'émetteur comporte un oscillateur a quartz à faible niveau de bruit. 5.- Détecteur selon l'une des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que les transducteurs sont insérés chacun dans un circuit oscillant dont l'impédance à la résonance est adaptée à l'impédance du câble de liaison. 6.- Détecteur selon l'une des revendications 1 à 5, caractérisé en ce que l'impédance de sortie de l'étage de filtrage est adaptée à celle d'un organe de production de son tel qu'un écouteur.