Dans le domaine de l'électronique médicale on exige sans cesse des mesures plus fiables de la cadence de respiration d'un être humain. La présente invention permet d'établir des moyens pour assurer cette mesure de façon sûre. Elle contr8le et traite les variations de l'impédance électrique du thorax pour fournir l'information concernant le rythme de la respiration. L'appareil correspondant comprend des circuits propres à empacher que l'activité cardiaque du sujet ne soit prise en compte comme activité respiratoire et ne déclenche intempestivement un compteur d'apnée ou analogue. Les appareils de ce genre surveillent la fréquence ou rythme de respiration du sujet, ils enregistrent la courbe de cette respiration et en signalent les irrégularités, telles que l'apnée. Les variations d'impédance dans la région thoracique provoquées par l'activité re3piratoi- - re sont toutefois troublées par des effets d'interfrence provoqués surtout par le coeur. Cette interférence est couramment désignée par l'expression "artefact cardio-vasculaire", et l'on utilisera ci-apres l'abréviation ACV admise dans la pratique. L'activité de la respiration et celle du coeur aboutissent l'une et l'autre h une variation périodique de l'impédance thoracique. Toutefois l'amplitude de la variation pro- vaquée par la seconde est substantiellement plus faible que celle résultant de la première et les pulsations cardiaques sont d'ordinaire plus élevées en fréquence que celles d'origine respiratoireo En vue d'éliminer ces perturbations, certains appareils connus envoient les signaux électriques résultant de la variation de l'impédance thoracique a un circuit de déclenchement qui n'émet un signal de sortie que lorsque l'amplitude de son signal d'entrée dépasse un seuil predéter- miné. La valeur de ce seuil peut être réglée h la main et on la choisit telle qu'elle soit inférieure à 'amplitude des signaux provenant de l'activité respiratoire, mais supérieure à celle des signau= correspondant à l'activité cardiaque. Un inconvénient de ce type d'appareil est que la valeur du seuil doit être réglée a nouveau de façon fréquente, étant donné que les amplitudes des signaux respiratoires different non pas seulement entre un sujet et un autre, mais.q en outr-e pour un même sujet quand il s'agit de périodes de temps relativement longues. Une autre difficulté est que la valeur en question us peu; pas se réegler de facon précise du fait que les variations périodiques d'impédance dues à l'activité cardiaque sont générnlement dpzs:;ées par celles provoques par la respiration. En vue d'éviter d'avoir ainsi a retoucher h la main le réglage du seuil de déclenchement, dans un autre type d'appareil de surveillance de la respiration, l'on a prévu un contrôleur de niveau. Ce contrôleur règle automatiquement la valeur du seuil à une certaine fraction de l'amplitude du signal respiratoire à l'instant considéré, par exemple aux deux tiers. La modification du réglage s'effectue avec un certain retard, de sorte qu'elle est surtout influencée par les signaux de respiration comportant une amplitude élevée, alors qu'elle tend à ne pas l'être par les signaux d'interférence qui se présentent entre ceux à forte amplitude. En outre on prévoit pour cette valeur de seuil une limite inférieure supérieure à la plus faible amplitude des signaux respiratoires. Toutefois la limite en question doit rester supérieure à l'amplitude maximale possible des signaux de battement du coeur. Dans la pratique ces deux conditions -ne peuvent être remplies simpultanément, car l'amplitude des signaux de respiration peut être égale ou même inférieure à celle des signaux résultant de l'activité cardiaque. Si la limite inférieure de la valeur de seuil est prévue assez élevée pour se trouver dans tous les cas au-dessus de l'amplitude des signaux d'origine cardiaque, il peut arriver que l'appareil ne réponde plus aux signaux respiratoires faibles. Si au contraire cette limite est assez basse pour tenir compte de tels signaux respiratoires faibles, la rectification automatique du réglage peut être défaillante si l'apnée apparaît ou si l'amplitude des signaux respiratoires n'est pas substantiellement plus élevée que celle des signaux cardiaques. En pareil cas l'on aboutit à une valeur de seuil correspondant à une amplitude inférieure à celle des signaux du coeur. Il en résulte que le circuit de déclenchement émet des sorties qui sont provoquées par l'activité cardiaque et qui aboutissent par conséquent à une indication erronée de celle de la respiration. Conformément à la présente invention les signaux respiratoires obtenus à partir d'un pneumographe d'impédance sont appliqués à un processeur de forme d'onde qui accentue les parties de ceux-ci qui comportent une certaine baisse rapide d'impédance. En effet dans les signaux respiratoires de ce genre l'activité cardio-vasculaire provoque d'ordinaire une diminution d'impédance rapide et répétée. Les signaux respiratoires sont tout d'abord différenciés et filtrés pour accentuer les pentes correspondant à un certain taux négatif de variation d'impédance, qu'on désignera ci-après par l'expression -dz/dt. L'ACV apparaît dans ces signaux comme une pente négative qui suit immédiatement le complexe QRS du signal électrocardiographique du sujet (signal couramment désigné par l'abréviation ECG). Par conséquent un signal de conditionnement est émis après la détection de chaque complexe QRS. Ce signal agit sur un comparateur et si le signal respiratoire prend une allure orientée vers le bas pendant la durée du signal de conditionnement, le comparateur engendre lui-même une impulsion. Ces impulsions sont comptées par un compteur qui est r6enclenché si le signal de conditionrnent réapparatt sans coïncider avec un ACV. Lorsqu'un ACV a ét détecté quatre fois consécutives, le circuit de détection de respiration de l'appareil est déconditionno. Cela empêche que l'ACV ne soit compté comme d'ordre respiratoire et élimine en outre un raenclenchement erroné du compteur d'apnée. La présente invention vise par conséquent: - à permettre d'établir un pneumographe d'imp&dance fiable - à réaliser un moyen pour détecter l'ACV de façon précise dans les signaux respiratoires - à établir une analyse sûre des signaux respiratoires sur la base des battements du coeur - à réaliser un circuit de détection d'ACV qui ne réenclenche pas de façon intempestive un compteur chronom&trique d'apnéeo Le dessin annexa, donné a titre d'exemple permettra de mieux comprendre l'invention, les caractéristiques qu'elle présente et les avantages qu'elle est susceptible de procurer Fig. 1 est un schéma par rectangles d'un appareil de contr8le ou surveillance de respiration suivant l'invention. Fig. 2 est un diagramme de formes d'onde faisant ressortir le rapport dans le temps des diverses zones qui apparaissent suivant fig. 1. Fig. 3 illustre un signal respiratoire typique obtenu à l'aide d'un pneumographe d'impédance. Fig. 4 représente un signal ECG typique en montrant le complexe QRS. Si l'on se réfère aux dessins, fig. 1 représente un schéma par rectangles ou blocs d'un appareil de contr8%e ou surveillance de la respiration suivant une forme d'exécution préférée de l'invention. Chaque rectangle correspond à des circuits bien connum dans la technique. Il n'est donc pas jugé nécessaire de procéder à une description détaillée du fonctionnement de ceux-ci. On expliquera simplement chacun d'eux en fonction de sa contribution au système complet. Si l'on désirait une information détaillée concernant le contrôle de la respiration, l'on pourrait se référer à l'ouvrage Biophysical Measurements, édité par la présente Demanderesse en 1970. L'une des entrées de l'appareil suivant l'invention est constituée par des signaux de respiration 5 tels que ceux représentés en fig. 3. Ces signaux peuvent être obtenus à partir d'un pneumographe d'impédance (non représenté). Ce genre d'appareil comprend normalement deux électro- des qu'on applique à la peau du sujet près de la région de la cavité thoracique. Les électrodes ainsi disposés font passer un courant électrique à travers cette cavité en réponse à l'action d'une source montée en série dans le circuit. La source en question est d'ordinaire établie sous la forme d'un générateur de courant alternatif à tension et fréquence constantes. Le thorax présente vis-à-vis des électrodes une impédance électrique faite de deux composantes, savoir une première de valeur relativement constante, connue sous le nom d'impédance thoracique moyenne, et une seconde, au contraire variable, appelée impédance respiratoire. Cette impédance varie avec l'inhalation et l'exhalation; elle constitue ainsi une mesure de l'activité respiratoire du sujet. Le pneumographe peut également renfermer un impédancemètre comportant préférablement un pont de mesure d'impédance ainsi qu'un démodulateur et un amplificateur. La sortie de cet impédancemètre est constituée par l'onde respiratoire 5 semblable à celle représentée en fig. 3. Les pneumographes d'impédance de ce genre sont bien connus des techniciens. L'appareil suivant l'invention comporte une seconde entrée constituée par une impulsion 15, telle que celle représentée en fig. 2A, cette impulsion étant engendrée par les battements du coeur. Elle peut être prélevée à partir d'un appareil classique de contrôle ECG (non représenté) convenablement relié au sujet. Elle se présente préférablement sous la forme d'une impulsion apparaissant après la fin du complexe QRS bien connu des cardiologues. La durée de l'impulsion 15 peut être typiquement de 100 millisecondes. On a représenté à titre d'exemple en fig. 4 une onde ECG comportant le complexe QRS. Si l'on revient à fig. 3, les inflexions négatives qui apparaissent sur les signaux 5 sont représentatives de l'activité ACV. Fig. 2C illustre un signal respiratoire 5 convenablement agrandi pour faire ressortir le détail de celle-ci. Elle comporte la particularité de présenter une variation négative d'impédance qui suit le complexe QRS. La pente négative, ou diminution de l'impédance thoracique due à l'activité ACV, est provoquée par la perfusion du sang à travers le système-vasculaire pulmonaire, telle qu'elle est déclenchée par l'action de refoulement du ventricule gauche du coeur. Le signal de respiration 5 est tout d'abord amené à un processeur de forme d'onde 10. Ce processeur 10 peut être constitué par un circuit différenciateur, redresseur, limiteur et de filtrage, qui accentue les parties du signal 5 présentant une certaine valeur négative de la pente dz/dt et qui atténue le reste du signal. Les ACV comportent en gérnéral un dz/dt de -4 ou -5 ohm/seconde. Le signal de sortie différencié 25 a été représenté en fig. 2D. Il est amené à un comparatenr 30 qui reçoit comme autre entrée un signal de conditlonnement 35 illustré en fig. 2B. Le signal 35 est engendré à partir de l'impulsion 15 de déclenchement QRS mentionnée plus haut. L'impulsion de conditionnement 35 est réalisée de la façon suivante: L'impulsion 15, ou impulsion de déclenchement QRS, est tout d'abord amenée à un dispositif 20 susceptible d'assurer un retard dont la valeur peut être de 50 millisecondes. Ce temps compense le retard électromécanique inhérent à la dynamique des muscles cardiaques et qui se présente après le déclenchement du complexe QR.S, mais avant que la diminution d'inmpdance provoquée par le refoulement du ventricule gauche n'apparaisse elle-même dans le signal respiratoire. LVimpulsion de déclenchement QRS ainsi retardée est alors amenée à un circuit 40 de conditionnement du comparateuzr. Ce circuit peut être du type chronom&trique EmetLant une impulsion de sortie pendant 215 millisecondes. L'impulsion de sortie en question constitue celle de conditionnement 35 déjà mentionnée plus haut et qui a été représentée en fig. 2B. Ainsi l'impulsion 35 conditionne le comparateur 30 pour une période de temps égale par exemple à 215 millisecondes. Ce com-parateur peut être constitué par un composant connu existant dans le commerce et qui comporte un niveau de référence prédeterminé, tel que celui de la masse. Le comparateur 30 ainsi établi détecte donc les passages à zéro du signal de respiration différencié 25. La sortie du comparateur 30 est constituée par une impulsion 45 comportant un bord ascendant qui apparaît pendant la période du signal 35, comme montré en fig. 3So Toutefois ce bord ascendant de l'impulsion 45 n'a de sens pour le comparateur que s'il apparaît un passage à zéro dans 1e sign al 25 prn-ant la période de temps de 215 millisecondes sus-mentionnée. L'impulsion 45 est envoyée a un discri inateur ZS qui pent être de n'importe quel genre classique. Celui-ci n'agit que sur les bo-ds ascendants qui se situent dans un intervalle de recodnition éterminé. 2466974- Tout bord ascendant remplissant cette condition provoque une impulsion de sortie qualifiée à partir du discrimateur 50. Cette impulsion est appliquée à l'entrée d'un compteur d'ACV 60. Si au contraire il n'y a pas d'impulsion appropriée à l'entrée du discriminateur 50, celui-ci engendre une impulsion de ré-enclenchement, laquelle est amenée à l'entrée correspondante du compteur 60. Le compteur 60 reçoit les impulsions de sortie du discriminateur jusqu'à ce qu'il ait enregistré un nombre prédéterminé de telles impulsions consécutives. Il engendre alors un signal de déconditionnement , par exemple après avoir compté quatre impulsions en succession. On peut d'ailleurs utiliser tout nombre d'impulsions désiré pour s'assurer de la présence d'une activité ACV. Le détecteur de respiration 80 reçoit les signaux 5 du pneumographe d'impédance précité et il joue le rôle d'une porte pour les envoyer à une borne dé sortie 90 si le signal de déconditionnement 70 n'est pas présent. Cela constitue le mode opératoire normal en l'absence d'activi- té ACV. Si au contraire un signal de déconditionnement 70 apparait à l'entrée du détecteur 80, les signaux de respiration 5 ne passent pas à la sortie. Par conséquent l'activité ACV n'est pas traitée comme signaux respiratoires et ne peut provoquer une information de respiration erronée, ni ré-enclencher à tort un compteur d'apnée. Il doit d'ailleurs être entendu que la description qui précède n'a été donnée qu'à titre d'exemple et qu'elle ne limite nullement le domaine de l'invention dont on ne sortirait pas en remplaçant les détails d'exécution décrits par tous autres équivalents. 2466974t - REVENDICATIONS - 1. Appareil pour le contr8le de l'activité respiratoire et la détection de l'activité cardiaque d'un patient, ainsi que pour fournir une indication chaque fois que la respira- tion manque pendant un nombre prédéterminé de battements suc- cessifs du coeur, caractérisé en ce qu'il comprend en combi- naison les éléments suivants dont certains au moins sont con- nus à l'état isolé ou dans des combinaisons différentes de celle ciaprès: a) des premiers moyens (10) propres à recevoir un premier signal d'entrée (5) comportant une première compo- sante indicatrice de la respiration du sujet et une seconde correspondant aux battements de son coeur; b) des seconds moyens (20) propres & recevoir un second signal d'entrée (15) ne correspondant qu'aux seuls bat- tements du coeur de ce sujet; c) des moyens de traitement (10, 399 50) qui répon- dent au premier signal pour en émettre un troisième (pre- mière sortie de 50) chaque fois que la pente de ce premier signal (5) dépasse une valeur predéterminée; d) des moyens de comparaison (30, 50) associés aux moyens de traitement et propres à émettre un signal de sortie chaque fois que le troisième signal commence pendant un laps de temps prédéterminé apres la réception du second et à émet- tre d'autre part un signale de ré-enclenchement (seconde sor- tie de 50) chaque fois qu'il n'en est pas ainsi; e) et des moyens de comptage (60) engendrant un si- gnal de déconditionnement (70) chaque fois qu'il a été émis un nombre prédéterminé de signaux de sortie sans émissico in- termédiaire d'un signal de ré-enclenchement, ce signal de dé- conditionnement indiqu.ant liabsenoe de respiration pendant un nombre prédéterminé de baeteeents de oeour successifs. 2. Appareil suivant la revendication 19 caractérisé en ce que la valeur prédéterminée de la pente du premier signal est négative. 3. Appareil suiant la d rev 5) t.i e fcaractéri-sé en Cle que le premier signal d'entrée (5) est vrine fonction v.riant dans le temps de l'impédance respiratoire et de l'activité ACV, tandis que la valeur de la pente négative se situe dans le domaine compris entre -4 et -5 ohms/seconde. 4. Appareil suivant la revendication 1, caractérisé en ce que la composante du premier signal d'entrée (5) corres- pondant aux battements du coeur représente une diminution de l'impédance thoracique provoquée par ces battements et en ce que le second signal d'entrée (15) est constitué par une im- pulsion numérique qui représente la fin de chaque complexe QRS de l'onde ECG du sujet, tandis que les seconds moyens récepteurs (20) comprennent des dispositifs (20) propres à retarder le second signal d'entrée pendant un temps suffi- sant pour compenser le retard électromécanique inhérent à la dynamique des muscles du coeur entre l'émission d'un complexe QRS et la diminution correspondante de l'impédance thoracique. 5. Appareil suivant la revendication 4, caractérisé en ce que le temps de retard est d'environ 50 millisecondes, 6. Appareil suivant la revendication 1, caractérisé en ce que le nombre prédéterminé de signaux de sortie est de quatre. 7. Appareil suivant la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend en outre un détecteur de respiration (80) pro- pre à recevoir le premier signal d'entrée (5) et à ne le lais- ser passer vers une borne de sortie (90) qu'en l'absence du signal de déconditionnement (70). 8. Appareil suivant la revendication 1, caractérisé en ce que le laps de temps prédéterminé correspondant au troi- sième signal se situe entre 50 et 265 millisecondes. 9. Appareil suivant la revendication 4, caractérisé en ce que le second signal d'entrée (15) est reçu immédiatement après la fin de chaque complexe QRS de l'onde E0G du sujet.