FR 2528304 A1 19831216 FR 8309797 A 19830614 L'invention concerne un appareil de monitorage de la respiration et des battements cardiaques d'un patient, et de traitement de signaux représentatifs reçus du patient, afin d'estimer l'état de santé du patient. L'invention estime plus particulièrement la respiration du patient afin de détecter l'état connu sous le nom d'apnée, et elle détecte de façon fiable cet état tout en éliminant de fausses indications de ce même état. Le terme médical "apnée" signifie un arrêt de la respiration ou ventilation pulmonaire. L'état d'apnée a été associé au cours des dernières années au "syndrome de la mort soudaine d'enfants", pour lequel on a noté un ensemble fâcheux de morts précoces d'enfants apparemment en bonne santé. Des programmes d'études et de recherches ont été conduits par des agences gouvernementales et autres afin de tenter d'identifier la cause du syndrome de mort soudaine d'enfants, et ces études ont révélé que les enfants qui présentent ce syndrome sont pas apparemment les enfants en bonne santé tels qu'on les considérait au début. Ces enfants semblent présenter de subtils défauts anatomiques et physiologiques de nature neurologique, cardiorespiratoire et/ou métabolique On a mis en évidence que le syndrome n'était pas provoqué par un mécanisme unique agissant à un moment donné, mais plutôt par un certain nombre de facteurs de développement, d'environnement et pathologiques qui se combinent, dans des interactions et des circonstances complexes, pour donner lieu à une suite d'événements entraînant la mort soudaine et imprévue de l'enfant. La plupart de ces recherches ont tourné autour de l'hypothèse selon laquelle l'apnée en cours de sommeil est en relation avec le syndrome.On a également considéré possible que des phases d'apnée se produisant pendant le sommeil et ne conduisant pas nécessairement à la mort soudaine de l'enfant, peuvent conduire à des aberrations dans le développement du système nerveux central. Il est évident que le cerveau d'un enfant sujet à de nombreuses phases d'apnée en cours de sommeil n'est pas alimenté convenablement en oxygène, ce qui peut conduire à un retard du développement cérébral et, par suite, à une perte supplémentaire de la commande de la respiration et à d'autres problèmes d'apnée. L'apnée peut être due à un certain nombre d'autres facteurs qui ne sont pas nécessairement en relation avec l'état des enfants, dont certains sont une lésion de la moelle épinière, une dystrophie musculaire, des affections pulmonaires, une intoxication par les médicaments et certains autres facteurs de risques qui sont devenus apparents lors de l'examen de personnes risquant d'être sujettes à l'apnée. Dans le cas d'adultes, l'habitude d'un ronflement lourd dénote un individu pouvant être sujet à l'apnée, en particulier lorsque ce ronflement est associé à d'autres facteurs tels que l'obésité, une lésion cardiaque sousjacente et/ou l'hypertension artérielle. Alors que les conditions d'apnée peuvent être surveillées en hôpital et en laboratoire au moyen d'électrodes connectées convenablement sur le corps du patient et par surveillance d'un affichage sur tube à rayon cathodique qui présente une forme d'onde correspondant à la respiration du patient, cette surveillance est peu pratique ou impossible dans des milieux moins contrôlés. Il existe un besoin en techniques et dispositifs permettant un monitorage approprié d'adultes ou d'enfants et détectant à temps une apnée pour déclencher une alarme afin qu'il puisse être remédié à cet état. Dans le cas de patients assoupis, il suffit souvent d'éveiller le patient au moyen d'une alarme sonore afin qu'il puisse devenir conscient et qu'il reprenne sa respiration normale.Il est donc important de mettre au point des techniques et des dispositifs pouvant être utilisés par des individus endormis, afin que les phases d'apnée puissent être détectées et corrigées avant l'apparition de détériorations ou de lésions physiologiques. Dans tous les cas, la détection d'une apnée exige une surveillance de la respiration et/ou du rythme cardiaque. Cette surveillance est réalisée par fixation ou couplage d'électrodes convenables ou d'autres dispositifs transducteurs sur le patient afin que des signaux produits par ces dispositifs puissent être transmis à un circuit de détection et d'analyse.Des transducteurs de monitorage sont bien connus dans la technique et se présentent généralement sous la forme de contacts électriques fixés, en bonne conductivité électrique, en plusieurs points sur le corps du patient, ces transducteurs étant associés à un circuit électrique convenable destiné à détecter et à surveiller de très légères variations d'im pédance et les tensions électriques développées par la respiration et l'activité cardiaque. On a développé d'autres formes de transducteurs utilisant des techniques de détection de pression et qui contrôlent des variations de pression apparaissant en diverses parties du corps lors du mouvement du corps pendant la respiration.Tous ces transducteurs contrôlent un paramètre physique qui est en corrélation avec la respiration et/ou les battements cardiaques, et ils convertissent le paramètre contrôlé en un signal électrique équivalent, et appliquent le signal à un circuit approprié dont la fonction ultime est de noter l'apparition d'un cycle de respiration et d'exécuter d'autres fonctions qui semblent nécessaires. L'invention concerne un appareil électronique destiné à recevoir et traiter des signaux électriques représentatifs du rythme cardiaque et de la respiration, et à établir une condition d'alarme lorsque le traitement indique que l'état d'apnée est présent chez un patient. L'appareil selon l'invention comporte un circuit destiné produire un signal d'électrocardiogramme et de respiration en phase et en décalage de phase, et à décaler la tension de l'un de ces signaux, ainsi qu'à comparer les signaux en des points prédéterminés afin de rattraper toute dérive propre au signal brut de respiration reçu du patient. En outre, l'invention concerne un circuit destiné à recevoir des signaux sslectriques représentatifs des battements cardiaques et un circuit destiné à se déclencher à une amplitude prédéterminée du signal de battement cardiaque et à rester ensuite bloqué pendant une durée prédéterminée, afin d'éliminer les signaux parasites produits par l'onde complexe du battement cardiaque.En outre, l'invention concerne un circuit destiné à comparer la fréquence du signal de respiration à la fréquence du signal de battement cardiaque et à éliminer ainsi de fausses indications de respiration qui apparaissent parfois à la suite d'une mauvaise interprétation du signal de battement cardiaque en tant que signal de respiration. En outre, l'invention comprend des circuits d'alarme destinés à produire des alarmes sonores et autres lors de la détection de la condition d'apnée, et des circuits de commande de limitation et de rythme destinés à conférer à l'appareil une sensibilité à des fréquences prédéterminées de battements cardiaques et de respiration. L'invention a pour objet principal un appareil de monitorage des battements cardiaque et de la respiration, et de traitement de signaux représentatifs de ces battements cardiaques et de cette respiration, afin de produire une alarme lorsqu'une condition d'apnée existe tout en empêchant de fausses alarmes dues à un mauvais traitement des signaux reçus. L'invention a pour autre objet une détection de signaux de battements cardiaques et de respiration apparents, apparaissant à la même fréquence, et la production d'une alarme d'apnée lorsqu'une telle condition existe. L'invention a en outre pour objet un appareil de monitorage d'apnée comportant des moyens permettant de régler les limites supérieure et inférieure du rythme de réception de battements cardiaques. L'invention a également pour objet de produire des signaux de monitorage de la présence d'une respiration ou d'un battement cardiaque. L'invention a en outre pour objet un appareil de monitorage d'apnée effectuant une détection automatique de défaut de circuit pour identifier des défauts de fonctionnement apparaissant dans l'appareil lui-même. L'invention sera décrite plus en détail en regard des dessins annexés à titre d'exemple nullement limitatif et sur lesquels - la figure 1 est un schéma simplifié de l'appareil selon l'invention ; - la figure 2 est un schéma de certains circuits de l'appareil représenté sur la figure 1 - la figure 3 est un schéma de certains autres circuits de l'appareil de la figure 1 - la figure 4 est un schéma d'autres circuits de l'appareil de la figure 1 - la figure 5 est un schéma de certains autres circuits de l'appareil de la figure 1 ; et - les figures 6A et 6B sont des diagrammes des temps montrant les signaux électriques utilisés dans l'appareil selon l'invention. La figure 1 représente, sous la forme d'un schéma simplifié, l'appareil selon l'invention relié à un patient 10. Deux électrodes 11 et 12 sont connectées par des fils convenables 13 et 14 à un oscillateur 100 et à un circuit détecteur/amplificateur 200. L'oscillateur 100 produit un signal porteur de fréquence relativement basse, de l'ordre de 30 kHz, lequel signal est appliqué aux fils 13 et 14 et est reçu par le circuit détecteur/amplificateur 200. Les électrodes 11 et 12 reçoivent de faibles signaux électriques produits dans le corps du patient 10, à savoir des signaux cardio-électriques représentatifs des battements cardiaques. En outre, l'impédance mesurée à travers le patient 10 varie avec la respiration de ce dernier, et ces variations d'impédance sont détectées par les électrodes 11 et 12, en association avec les courants de fréquence porteuse transmis au patient 10 par l'oscillateur 100, et elles font varier lentement l'amplitude à la fréquence porteuse pendant la progression de la respiration. Ainsi, les signaux reçus par le circuit détecteur/amplificateur 200 contiennent un signal correspondant à une information électrocardiaque, ainsi qu'une fréquence de 30 kHz modulée en amplitude, correspondant à la respiration. Tous ces signaux sont amplifiés dans le circuit détecteur/ amplificateur 200. Le signal de sortie du circuit détecteur/amplifi- cateur 200 est relié à un filtre/amplificateur 300 du signal électrocardiaque et à un filtre/amplificateur 400 de respiration. Le filtre/amplificateur 300 élimine les signaux indésirés et produit un signal électrocardiaque qui est introduit dans un circuit 500 de détection de signaux électrocardiaques. Le filtre/amplificateur 400 de respiration élimine de la même manière par filtrage les signaux indésirés et applique un signal représentatif de la respiration à un circuit 600 de détection de respiration. La sortie du circuit 500 de détection de signaux électrocardiaques est reliée à un circuit 700 d'alarme/ affichage dans lequel des indications de la présence d'un signal électrocardiaque sont développées, et un signal d'alarme sonore est produit en l'absence de signaux électrocardiaques. En outre, la sortie du circuit 500 de détection de signaux électrocardiaques est reliée à un circuit comparateur 800 dont les signaux sont comparés aux signaux de sortie du circuit 600 de détection de respiration. Le circuit 600 de détection de respiration est également relié à un circuit 900 d'alarme/affichage de respiration qui produit une indication visible de la présence d'une respiration et une alarme lorsque la respiration cesse. Le circuit 800 de comparaison des signaux électrocardiaques/ de respiration supprime le signal de respiration lorsque les fréquences du signal électrocardiaque et du signal de respiration sont identiques, dans une plage prédéterminée, et cette absence de signal de sortie est transmise au circuit 900 d'alarme/affichage de respiration. La figure 2 est une vue schématique de certains des circuits représentés sur la figure 1. A titre d'explication, le patient 10 est représenté comme équivalant à un circuit électrique comprenant un générateur de tension interne 16, une impédance fixe interne 17 et une impédance variable interne 18. Le signal développé par le générateur 16 de tension et d'impédance fixe 17 est représentatif de l'activité cardiaque, et l'impédance variable 18 représente les variations d'impédance qui se produisent pendant la respiration du patient 10. L'oscillateur 100 est représenté sous une forme schématique simplifiée comportant deux générateurs 101 et 102 de tension à phases inversées, travaillant à une fréquence prédéterminée. Les générateurs 101 et 102 de tension produisent des signaux respectifs par l'intermédiaire de réseaux de résistances, lesquels signaux sont limités en tension par un limiteur 103 et appliqués aux fils 13 et 14. Le circuit détecteur/amplificateur 200 reçoit les signaux modulés appliqués aux fils 13 et 14 et transmet les signaux reçus, par un réseau 202 de résistances, à l'entrée d'un amplificateur 204 qui est choisi de façon à réaliser une amplification d'environ un ordre de grandeur afin que le signal de sortie présent sur une ligne 205 soit égal à environ 10 fois l'amplitude des signaux d'entrée reçus et qu'il soit mis en référence par rapport à un point commun ou point de masse 206. La figure 3 représente sous une forme schématique simplifiée certains autres circuits indiqués sur la figure 1, en particulier le circuit de filtre/amplificateur 300 des signaux électrocardiaques, le circuit de filtre/ amplificateur 400 de respiration, le circuit 500 de détection de signaux électrocardiaques et le circuit 600 de détection de respiration. Les trajets des signaux communs ou de masse sont représentés schématiquement sous deux formes différentes sur les figures. Le symbole, dont un exemple est indiqué en 303, représente des~connexions communes à l'intérieur d'un circuit particulier, et le symbole 320, ainsi que d'autres symboles similaires, indiquent des connexions communes à tous les circuits. Le circuit 300 comprend globalement un réseau 302 de filtrage et un amplificateur 304 qui élimine par filtrage les composantes de la fréquence porteuse reçue sur la ligne 205.Le signal électrocardiaque résultant est appliqué à un amplificateur 304 où il est amplifié d'environ un ordre de grandeur. Le signal de sortie de l'amplificateur 304 est appliqué à un circuit hacheur 306 qui reçoit, par une ligne 105 provenant de l'oscillateur 100, un signal d'entrée de 30 kHz de façon à travailler à la fréquence porteuse. Le signal de sortie du hacheur 306 est une onde électrocardiaque hachée en impulsions de 30 kHz par le circuit 306. Ces signaux sont appliqués à un transformateur 308 d'où ils sortent sous la forme d'une série d'impulsions d'amplitude variable, qui sont appliquées à un démodulateur 307 et à un filtre/amplificateur 309, puis à une ligne 305 de sortie. Les impulsions présentes sur la ligne 305 sont appliquées à un circuit 500 de détection électrocardiaque, en particulier à un amplificateur 502. Le circuit de réaction à diode et condensateur de l'amplificateur 502 provoque l'application d'une impulsion unique de sortie sur une ligne 503 pour chaque signal d'impulsion électrocardiaque reçu par le circuit 500. Le signal appliqué à la ligne 503 est transmis à un amplificateur 504 qui est monté sous la forme d'un circuit d'amplification et de déclenchement à décalage de phase. Le signal reçu par la ligne 508 d'entrée de l'amplificateur est légèrement retardé en raison du circuit d'entrée 506 à résistance et capacité, et sa tension est également atténuée. Ce signal est comparé au signal reçu sur une ligne 509, et l'amplificateur 504 délivre un signal de sortie lorsque le signal présent sur la ligne 509 dépasse le signal appliqué à l'entrée 508. Il en résulte l'apparition d'un signal de sortie sur une ligne 505, ce signal étant une impulsion unique pour chaque signal électrocardiaque reçu par l'appareil. Le signal d'entrée du circuit filtre/amplificateur 400 de respiration est reçu par l'intermédiaire de la ligne 205. il est transmis par l'intermédiaire d'un transformateur 402 à un démodulateur 404 qui extrait le signal de respiration, variant lentement, du signal électrocardiaque présent dans la forme d'onde comprenant les signaux bruts, et applique le signal de respiration, transmis par la fréquence porteuse, à un filtre 406. Ce dernier élimine les composantes de la fréquence porteuse du signal reçu, amplifie la forme d'onde de respiration résultante et transmet un signal représentatif de la respiration à une ligne 405 de sortie. Le signal de sortie présent sur la ligne 405 est appliqué à un circuit 600 de détection de respiration et il est utilisé pour commander les deux entrées d'un amplificateur 602 à décalage de phase. Une ligne 603 d'entrée reçoit un premier signal de respiration par l'intermédiaire d'un réseau R-C 606, et une ligne 604 d'entrée reçoit un second signal de respiration, retardé et décalé en tension, par l'intermédiaire d'un réseau R-C 608. L'amplificateur 602 produit un signal de sortie lorsque le signal présent sur la ligne 604 devient supérieur au signal présent sur la ligne 603. Ce signal de sortie est transmis à une ligne 605 de sortie et il est représentatif de l'apparition d'un événement respiratoire. En se référant à présent à la figure 4 , on y voit représenté le circuit 800 de comparaison des signaux électrocardiaques et de respiration. Ce circuit reçoit des signaux d'entrée de chacun des circuits de détection 500 et 600 , par l'intermédiaire des lignes 505 et 605, respectivement, et il produit sur une ligne 805 un signal de sortie qui est représentatif d'une condition d'apnée détectée. La ligne 505 d'entrée aboutit à un circuit de bascule monostable 802. Le circuit 802 produit une impulsion unique de sortie sur une ligne 804 pour chaque signal électrocardiaque d'entrée reçu sur la ligne 505. L'amplitude et la durée de cette impulsion sont constantes, quelles que soient les variations du signal d'entrée reçu. Le signal présent sur la ligne 804 est transmis par l'intermédiaire d'un réseau d'entrée 806 à un circuit comparateur/amplificateur 808. Le réseau 806 établit un signal de tension continue moyenne appliqué à l'entrée du circuit comparateur/amplificateur 800, l'amplitude de ce signal étant directement proportionnelle au rythme cardiaque. Le signal présent sur la ligne 605 est transmis à un circuit de bascule monostable 810 qui développe une impulsion unique d'amplitude et de durée fixes sur une ligne 814 de sortie, pour chaque signal de respiration reçu par l'intermédiaire de la ligne d'entrée 605. Le signal présent sur la ligne 814 est transmis par l'intermédiaire d'un réseau 812 à deux comparateurs/amplificateurs 808 et 818.Le réseau 812 convertit le signal d'impulsion présent sur la ligne 814 en un signal de tension continue moyenne dont l'amplitude est représentative du rythme respiratoire. Cette tension est présente à une jonction 811 et elle apparaît aux bornes d'un réseau résistif comprenant une résistance variable 813. Une partie de cette tension est prélevée par une ligne 822 et transmise au circuit 808 en tant que seconde entrée du comparateur. Le signal de tension continue moyenne présent à la jonction 811 est également appliqué aux bornes du réseau résistif comprenant une résistance variable 815, et une partie de ce signal est appliquée à une ligne 816 et transmise au comparateur 818 en tant que seconde tension d'entrée de comparaison. Le niveau de la tension présent sur la ligne 816 est toujours supérieur au niveau de la tension présent sur la ligne 822, d'une quantité prédéterminée et établie par le réglage de la résistance variable 815. Ainsi, la tension de respiration appliquée au comparateur 808 par l'intermédiaire de la ligne 822 est représentative d'un rythme respiratoire, et la tension d'entrée appliquée au comparateur 818 par l'intermédiaire de la ligne 816 est représentative d'un rythme respiratoire supérieur et prédéterminé. Les niveaux respectifs des tensions de respiration sont comparés dans les comparateurs 808 et 818 à des tensions représentatives du rythme cardiaque afin de produire des signaux comme décrit plus en détail ciaprès. Le comparateur 808 produit un signal de sortie lorsque le rythme cardiaque réel détecté dépasse le signal de respiration présent sur la ligne 822. Le comparateur 818 produit un signal de sortie sur une ligne 819 lorsque la tension du rythme respiratoire présente sur la ligne 816 dépasse la tension du rythme cardiaque présente sur la ligne 803. Le seul instant où un signal apparaît sur les deux lignes 809 et 819 est lorsque le signal représentatif du rythme cardiaque se trouve dans la plage étroite des valeurs des signaux représentatifs des deux rythmes respiratoires, développés sur les lignes 816 et 822. Les signaux des deux rythmes respiratoires présents sur les lignes 816 et 822 sont des signaux de rythme respiratoire supérieur et inférieur, produits artificiellement. Les signaux présents sur les lignes 809 et 819 sont appliqués à un circuit logique "OU Exclusif" 893 qui produit un signal de sortie lorsque l'une ou l'autre des lignes d'entrée porte un signal, mais non lorsque les deux lignes d'entrée portent un signal, et non plus lorsqu'aucune des lignes d'entrée ne portent de signal. Lorsque la plage du rythme respiratoire, telle que développée artificiellement et décrite ci-dessus, est inférieure ou supérieure au rythme cardiaque, la ligne 892 reçoit un signal qui est combiné au signal provenant de la ligne 890 dans une porte "ET" 894. Lorsque des signaux sont présents sur les deux lignes 890 et 892, la porte 894 permet l'apparition d'un signal de sortie sur la ligne 805. Le signal présent sur la ligne 890 est représentatif de la réception d'un signal de respiration et il est donc en coincidence temporelle avec la réception de chaque signal de respiration. Ainsi, le circuit 800 fonctionne de manière à recevoir, à ses entrées, des signaux respectifs représentatifs d'un événement cardiaque et d'un événement respiratoire. Le circuit 800 produit un signal de sortie lorsqu'un événement respiratoire se produit, pourvu qu'à ce moment, le rythme respiratoire et le rythme cardiaque ne soient pas synchrones, compte tenu de paramètres prédéterminés. Le signal présent sur la ligne 805 est donc représentatif d'une "condition de sécurité", et l'absence d'un signal sur la ligne 805 est représentative d'une condition d'apnée. En se référant à présent à la figure 5, on y voit représenté les circuits 700 et 900 d'alarme/ affichage. Le circuit 700 d'alarme/affichage reçoit par la ligne 505 un signal appliqué à un circuit de bascule monostable double 702. Le signal reçu par la ligne 505 est représentatif d'un signal de battement cardiaque. Le signal de sortie du circuit monostable 702 apparaît d'abord sur une ligne 703a et il présente une amplitude et une durée prédéterminée, d'environ 5 microsecondes, et il est appliqué simultanément à des portes "ET" 720 723, 725 et 726. Le signal présent sur la ligne 703a est suivi séquentiellement d'un signal de 165 microsecondes qui est appliqué de façon à rendre conducteurs simultanément des transistors 706 et 708 pendant la durée de la présence de l'impulsion sur la ligne 703.Le transistor 706 décharge un condensateur 707 et le transistor 708 décharge un condensateur 709. Le condensateur 707 reçoit une charge de tension sous l'effet du passage d'un courant à travers l'une des résistances d'un réseau résistif 710, cette résistance étant sélectionnée au moyen d'un commutateur 712. Le condensateur 709 reçoit une charge de tension par passage d'un courant à travers l'une des résistances d'un réseau résistif 711, cette résistance étant sélectionnée par un commutateur 713. Les résistances respectives du réseau résistif 710 ont des valeurs à peu près égales à trois fois celles des résistances correspondantes du réseau résistif 711. Le réseau résistif 710 est identifié comme étant un sélecteur de rythme cardiaque à "préréglage bas", et le réseau résistif 711 est identifié comme étant un sélecteur de rythme cardiaque à "préréglage haut". Etant donné que les circuits associés aux transistors 706 et 708 fonctionnent de façon sensiblement similaire, la description d'un seul de ces circuits suffit. Le commutateur 712 est un sélecteur conçu pour connecter électriquement, en série, l'une des résistances du réseau résistif 710 avec le condensateur 707. Une fois que le commutateur 712 a été placé dans une position choisie à l'avance, le condensateur 707 commence à se charger à une vitesse déterminée par la constante de temps inversée de la résistance choisie et du condensateur 707. Cependant, chaque fois qu'un signal électrocardiaque est reçu par l'intermédiaire de la ligne d'entrée 505, la ligne 703 applique un signal de conduction de 165 microsecondes au transistor 706. Ce signal de conduction de courte durée a pour effet sur le transistor 706 de court-circuiter en fait la charge de tension du condensateur 707 et de décharger ce dernier.Immédiatement après la réception de chaque signal électrocardiaque, le transistor 706 se bloque de nouveau et l'effet de charge par résistance/ condensateur recommence. La tension présente sur la ligne 704 est donc une tension continue dont l'amplitude est une fonction de l'intervalle de temps mesuré à partir du dernier signal électrocardiaque reçu. Cette tension est appliquée à un comparateur 715 et elle est comparée à un potentiel continu fixe de référence appliqué à l'autre entrée du comparateur. Lorsque la tension présente sur la ligne d'entrée 704 dépasse la tension de référence, le comparateur 715 produit un signal de sortie sur une ligne 717. Le signal est inversé par un inverseur 727 et il est appliqué à une porte "ET" 720 dont l'autre entrée reçoit. le signal présent sur la ligne 703a.La cotncidence d'un signal sur la ligne 703a et d'un signal sur la ligne 7.17. a pour effet l'apparition d'un signal sur une ligne 721, ce qui provoque l'incrémentation d'une unité d'un compteur 724. Ce dernier peut être préréglé manuellement afin de produire un signal de sortie sur une ligne 726 & chaque fois que son compte cumulé a atteint l'une de plusieurs quantités prédéterminées. Par exemple, le compteur 724 peut être réglé pour produire un signal de sortie à un compte de "3", "5" ou "7". Lorsqu'un signal est introduit sur la ligne 726, il déclenche une alarme sonore 730 et un affichage visuel 732. L'alarme 730 et l'affichage 732 sont associés à une indication de Bradycardie ou rythme cardiaque lent. Les circuits associés au transistor 708, jusqu'S et y compris l'élément d'affichage 760 et l'alarme 762, fonctionnent essentiellement de la même manière que celle décrite précédemment. La différence essentielle entre les circuits associés au transistor 706 et ceux associés au transistor 708 réside dans le fait que les résistances du réseau résistif 711 ont respectivement des valeurs sensiblement égales à un tiers de la valeur de chacune des résistances du réseau résistif 710. Il en résulte une charge du condensateur 709 à une vitesse supérieure à celle de la charge du condensateur 707. Par conséquent, les circuits associés au transistor 708 sont associés à une alarme de rythme cardiaque rapide, connu autrement sous le nom de tachycardie. La fonction des compteurs 724 et 754 est de cumuler les comptes d'événements électrocardiaques successifs qui sont respectivement inférieurs à une valeur préréglée ou supérieurs à une valeur préréglée. Chacun de ces compteurs ne cumule que le nombre de ces battements cardiaques successifs lents ou rapides ,et s'il apparatt un battement cardiaque intermédiaire se trouvant dans la plage d'acceptation, les deux compteurs sont remis automatiquement à zéro. Ainsi, les compteurs ne déclenchent pas leurs alarmes respectives avant l'apparition d'un certain nombre de battements cardiaques successifs lents ou rapides, mais des battements cardiaques plus ou moins normaux ne s'intercalent pas dans ces compteurs. La figure 5 représente également le circuit 900 d'alarme et d'affichage qui reçoit un signal d'entrée par la ligne 805 lorsqu'un événement respiratoire s'est produit. Une bascule monostable 902 produit un signal de sortie sur une ligne 903 lorsqu'un signal est reçu sur la ligne d'entrée 805. Le signal de la ligne 903 est appliqué à un oscillateur astable/compteur 924 qui mesure l'intervalle de temps écoulé depuis l'apparition du dernier événement respiratoire. Dès qu'un événement d'apnée est détecté, par absence d'un signal sur la ligne 903, le compteur 924 commence à effectuer un cumul en temps réel, et lorsqu'une valeur prédéterminée de temps réel s'est cumulée, le compteur 924 produit un signal sur une ligne 926. Le temps de comptage prédéterminé réel peut être choisi manuellement sur une plage de durée variable. Par exemple, le compteur 924 peut être réglé pour effectuer un cumul pendant une durée de 10 secondes à 30 secondes ou de toute valeur intermédiaire. Dans le cas où le symptôme d'apnée disparaît pendant que le compteur effectue son cumul, le signal apparaît sur la ligne 903 et un signal inversé, appliqué à une ligne 904, remet à zéro le compteur 924. Dès que le compte cumulé a eu pour résultat la production d'un signal sur la ligne 926, une alarme sonore 930 est déclenchée et un affichage visuel 932 est également actionné. La figure 6A représente la forme de certains signaux entrant dans le fonctionnement du circuit 600 de détection de respiration. La course 51 représente un signal de respiration typique ayant habituellement une période de l'ordre de 2-20 secondes. En particulier, la courbe 51 représente la tension de respiration présente sur la ligne 603 (voir figure 3) qui est appliquée à une entrée du circuit amplificateur et déphaseur 602. La courbe 52 représente un signal de respiration décalé dans le temps, présentant un certain décalage de tension, qui est présent sur la ligne 604 constituant l'autre entrée de l'amplificateur 602. La courbe 53 montre l'effet "d'hystérésis" provoquée par le circuit connecté au circuit amplificateur et déphaseur 602, donnant naissance à certaines tensions décalées de déclenchement lorsque les courbes 51 et 52 atteignent un point de croisement. La courbe 54 montre le signal présent sur la ligne 605 qui est la sortie du circuit 602 de détection de respiration. La figure 6B montre les formes de signaux que l'on peut trouver dans le circuit 500 de détection de signaux électrocardiaques. Par exemple, la courbe 55 représente la forme de la tension électrocardiaque présente sur la ligne 305 (voir figure 3). La courbe 56 représente la tension présente sur la ligne 501, due au circuit de réaction à résistance-condensateur-diode de l'amplificateur 502. La courbe 57 représente un signal déphasé et réduit en amplitude, appliqué à l'entrée 508 de l'amplificateur 504. La courbe 58 représente la tension présente sur la ligne 509, qui est la partie de la courbe 56 dépassant la tension de la courbe 57. Enfin, la courbe 59 montre une impulsion de tension de sortie présente sur la ligne 505, qui est représentative d'un événement respiratoire. En fonctionnement, l'appareil selon l'invention est relié à un patient à l'aide d'électrodes classiques ou par d'autres dispositifs similaires de couplage qui permettent une mesure de la conductivité et des caractéristiques électriques du corps humain. L'appareil selon l'invention reçoit continuellement du corps des signaux qui sont décomposés et analysés comme décrit précédemment, afin de fournir une indication visuelle de chaque battement cardiaque et de chaque événement respiratoire. Des préréglages supérieur et inférieur peuvent être ajustés pour la surveillance des battements cardiaques, de manière à produire une alarme sonore et/ou visuelle lorsque les battements cardiaques surveillés sortent de la plage de préréglage.Les événements respiratoires sont surveillés et l'intervalle de temps compris entre deux respirations est comparé à un temps de référence sélectionné à l'avance de manière que, lorsque le temps compris entre deux respirations dépasse le temps sélectionné à l'avance, une condition d'apnée soit enregistrée et une alarme sonore et/ou visuelle soit déclenchée. L'appareil selon l'invention contient des circuits particuliers destinés à comparer le rythme des battements cardiaques reçus au rythme des respirations reçues. Ces circuits particuliers apportent une protection contre tout défaut d'information qui pourrait autrement se produire, par exemple une condition dans laque#lle la respiration du patient a totalement cessé tandis que les battements cardiaques se poursuivent pendant une durée limitée. Pour éviter le risque, pour l'appareil selon l'invention, de recevoir et d'enregistrer les battements cardiaques à la fois en tant que signal de battement cardiaque et signal de respiration, les circuits particuliers réalisent une comparaison des rythmes de ces deux signaux reçus. Si les rythmes des deux signaux sont différents de plus d'une plage de valeurs prédéterminées, les circuits déterminent que les signaux proviennent réellement de deux signaux d'entrée distincts. Cependant, si les rythmes des deux signaux sont compris dans une plage prédéterminée d'analogie, les circuits déterminent qu'ils proviennent d'un seul signal extérieur, et une alarme d'apnée est déclenchée. Il va de soi que de nombreuses modifications peuvent être apportées à l'appareil décrit et représenté sans sortir du cadre de l'invention. REVENDICATIONS 1. Appareil de contrôle de signaux représentatifs de la respiration et des battements cardiaques d'un patient (10), et de traitement des signaux pour produire des signaux d'alarme dans des conditions prédéterminées de respiration et de battements cardiaques, caractérisé en ce qu'il comporte des capteurs (11, 12) destinés à être reliés au patient pour produire des signaux électriques complexes représentatifs des battements cardiaques et de la respiration du patient, un premier détecteur {200) relié aux capteurs afin de recevoir les signaux complexes de celui-ci et de détecter et d'en séparer des signaux représentatifs de battements cardiaques, ce détecteur étant également destiné à produire un premier signal unique pour chaque signal de battement cardiaque détecté , un second détecteur (200) relié aux capteurs afin de recevoir les signaux complexes et de détecter et d'en séparer des signaux représentatifs de la respiration du patient, ce second détecteur étant également destiné à produire un second signal unique pour chaque signal de respiration détecté , un premier circuit (500) de détection de rythme monté de façon à recevoir le premier signal et à produire un premier signal de rythme représentatif du rythme de réception du premier signal, un second circuit (600) de détection de rythme monté de façon à recevoir le second signal et à produire un second signal de rythme représentatif du rythme de réception du second signal, et des moyens (800) de comparaison montés de façon à recevoir les premier et second signaux de rythme et à produire un signal d'apnée lorsque les premier et second signaux de rythme sont égaux, dans des limites prédéterminées. 2. Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce que les capteurs comprennent en outre un oscillateur (100) destiné à produire un signal de fréquence fixe, constituant une porteuse pour les signaux électriques représentatifs de la respiration du patient. 3. Appareil selon la revendication 2, caractérisé en ce que le premier détecteur comprend en outre des moyens (300) destinés à éliminer par filtrage le signal de l'oscillateur des signaux complexes. 4. Appareil selon la revendication 3, caractérisé en ce que le second détecteur comprend en outre des moyens (400) destinés à éliminer par filtrage le signal de l'oscillateur des signaux complexes. 5. Appareil selon l'une des revendications 1 et 4, caractérisé en ce qu'il comporte en outre un circuit (700) d'alarme électrocardiaque monté de façon à recevoir le premier signal du premier détecteur et à produire une alarme électrocardiaque lorsque la fréquence de répétition du premier signal sort d'une plage présélectionnée de fréquences de répétition. 6. Appareil selon l'une des revendications 1 et 5, caractérisé en ce qu'il comporte en outre un circuit (900) d'alarme de respiration monté de façon à recevoir le signal d'apnée desdits moyens de comparaison et à produire un signal d'alarme d'apnée lorsque le signal d'apnée dépasse une durée prédéterminée. 7. Appareil selon la revendication 6, caractérisé en ce que le circuit d'alarme électrocardiaque comprend en outre un premier élément (715) de comparaison destiné à comparer la fréquence de répétition du premier signal à un premier signal prédéterminé représentatif d'une basse fréquence de répétition, et à produire une alarme électrocardiaque lorsque la fréquence de répétition du premier signal descend au-dessous de ladite basse fréquence de répétition. 8. Appareil selon la revendication 7, caractérisé en ce que le circuit d'alarme électrocardiaque comprend en outre un second élément de comparaison destiné à comparer la fréquence de répétition du premier signal à un second signal prédéterminé représentatif d'une fréquence de répétition élevée, et à produire, une alarme électrocardiaque lorsque la fréquence de répétition du premier signal dépasse la fréquence de répétition élevée. 9. Appareil pour surveiller la respiration et les battements cardiaques d'un patient (10), caractérisé en ce qu'il comporte des capteurs (11, 12) destinés à être reliés au patient pour capter des signaux électriques complexes représentatifs des battements cardiaques et de la respiration du patient, un oscillateur (100) destiné à produire une fréquence porteuse et relié awi capteurs, un détecteur (200) destiné à recevoir et à détecter les signaux de battements cardiaques et de respiration, ce détecteur étant relié aux capteurs et à l'oscillateur, un circuit (500) de détection de battements cardiaques, relié au détecteur et comportant des moyens destinés à produire un signal unique en réponse à chaque battement cardiaque détecté, un circuit (600) de détection de respiration relié audit détecteur et comportant des moyens destinés à produire un signal unique en réponse à chaque respiration détectée, et un circuit (700) d'alarme de battements cardiaques monté de manière à recevoir le signal unique en réponse à chaque battement cardiaque détecté, ce circuit d'alarme comportant des moyens destinés au préréglage de rythmes minimal et maximal de battement cardiaque, et des moyens destinés à produire un signal de rythme de battement cardiaque reçu en réponse auxdits signaux uniques reçus, le circuit d'alarme comportant en outre des moyens destinés à produire une alarme lorsque le signal de rythme et de battement cardiaque reçu descend au-dessous du rythme minimal préréglé ou s'élève au-dessus du rythme maximal préréglé de battement cardiaque, et un circuit (900) d'alarme de respiration monté de façon à recevoir le signal unique en réponse à chaque respiration détectée, ce circuit d'alarme comportant des moyens destinés à produire un signal de rythme de respiration reçu en réponse auxdits signaux uniques reçus, et des moyens destinés à comparer le signal de rythme de respiration reçu au signal de rythme de battement cardiaque reçu, le circuit d'alarme de respiration comprenant en outre des moyens destinés à produire une alarme (930) d'apnée lorsque le signal de rythme de battement cardiaque reçu et le signal de rythme de respiration reçu sont sensiblement égaux. 10. Appareil pour surveiller la respiration et les battements cardiaques d'un patient (10) et pour produire des signaux d'alarme dans des conditions prédéterminées de battement cardiaque et de respiration, caractérisé en ce qu'il comporte des capteurs (11, 12) conçus pour être reliés au patient afin de capter des signaux électriques complexes représentatifs des battements cardiaqueset de la respiration du patient, un oscillateur (100) destiné à produire une fréquence porteuse et relié aux capteurs, un détecteur (200) destiné à recevoir et à détecter les signaux de battements cardiaques et de respiration, et relié aux capteurs et à l'oscillateur, un circuit (500) de détection de battements cardiaques relié au détecteur et comportant des moyens destinés à produire un signal unique en réponse à chaque battement cardiaque détecté, un circuit (600) de détection de respiration relié au détecteur et comportant des moyens destinés à produire un signal unique en réponse à chaque respiration détectée, un circuit (700) d'alarme de battement cardiaque monté de manière à recevoir le signal unique en réponse à chaque battement cardiaque détecté, ce circuit d'alarme de battement cardiaque comportant des moyens destinés à prérégler des rythmes minimal et maximal de battement cardiaque, des moyens destinés à produire un signal de rythme de battement cardiaque reçu en réponse auxdits signaux uniques reçus, et des moyens destinés à déclencher une alarme (730) lorsque le signal de rythme de battement cardiaque reçu tombe à l'extérieur du rythme minimal préréglé ou du rythme maximal préréglé de battement cardiaque, l'appareil comportant en outre un circuit (900) d'alarme de respiration monté de façon à recevoir ledit signal unique en réponse à chaque respiration détectée, ce circuit d'alarme de respiration comportant des moyens destinés à produire un signal de rythme de respiration reçu en réponse auxdits signaux uniques reçus, des moyens destinés à comparer le signal de rythme de respiration reçu au signal de rythme de battement cardiaque reçu, et des moyens destinés à déclencher une alarme 230 d'apnée lorsque le signal de rythme de battement cardiaque reçu et le signal de rythme de respiration reçu sont sensiblement égaux. 11. Appareil selon l'une des revendications 9 et 10, caractérisé en ce qu'il comporte en outre une minuterie (924) reliée au circuit d'alarme de respiration afin de produire un autre signal d'alarme au bout d'un temps prédéterminé après le déclenchement de ladite alarme d'apnée. 12. Appareil selon l'une des revendications 9 et 10, caractérisé en ce que le circuit de détection de battement cardiaque comprend en outre des moyens (506) destinés à déphaser le signal de battement cardiaque et à produire ainsi un signal de battement cardiaque déphasé, et des moyens (504) destinés à comparer le signal de battement cardiaque et le signal de battement cardiaque déphasé pour produire un signal de sortie lorsque les deux signaux varient d'une quantité prédéterminée. 13. Appareil selon l'une des revendications 9 et 10, caractérisé en ce que le circuit de détection de respiration comprend en outre des moyens (608) destinés à déphaser le signal de respiration et à produire ainsi un signal de respiration déphasé, et des moyens (602) destinés à comparer le signal de respiration et le signal de respiration déphasé pour produire un signal de sortie lorsque les deux signaux varient d'une quantité prédéterminée.