La technicrue connue est remplie de dispositifs pour me sucrer la pression sana vine d'un sujet vivant. Le dispositif le plus simple et le plus ancien est me manchette pouvant être mise sous pression en combinaison a sec un manometre 3 mercure uui lit la pression dans la manchette, et m stéthoscope qui est utilisé pour écouter les sons de Korotko f Des méthodes et appareils plus compliqués basés sur le même principe de l'écoute des sons de Korotko ff remplacent le manomètre S merc ire par m indicate ir de pression mécanique ou électromécanique et utilisent une detection microphonique des sons de Korotkoff qui sont analysés électriquement.Dans me autre méthode avancée de mes ire de la pression sanguinde, la distance entre une manchette de mesure de la pression sanguine et la paroi d' une artère est déterminée avec précision1 par exemple en mesurant les glissements Doppler d'ondes sonores réfléchies par l'artère La distance å l'artère Tarie bien sûr en onction de la pression å l'intérieur des parois plus ou moins souples de l'artère. De plus, des dispositifs sont souvent insérés directement dans des vaisseux sanq uins po lu faire des mesures de la pression sanguine. Les méthodes basées sur l'écoute des sons de Korotkoff sont inévitablement plus ou moins imprécises pour mesurer la pression diastolique puisque l'homme ou le dispositif électromécanique doit distinguer le moment où us son disparaît. La méthode basée sur les glissements Doppler est sensible au positionnement de l'appareil de mesure par rapport a l'artère. Les méthodes par injection sont plus ou moins douloureuses et exigent l'attention d'in technicien expérimenté.Egalement, parmi les méthodes qui précè dent seule la technique par injection peut fournir me représenta- tion de la pression pulsatile vrai du sang en fonction -du temps, à l'intérieur d'us vaisseau sanguin, indépendamment de la pression appliquée de l'extérieur. L'appareil et le procédé de l'invention sont basés sur des mesures liées d la pression pulsatile, fonction du temps, dans un vaisseau sanguin La pression sanguine est mesurée atec précision et rapidement par le procédé et l'appareil de l'invention. On peut également obtenir use représentation substantiellement vraie de la pression sanguine pulsatile en fonction du temps dans un vaisseau sanguin. De plus, on peut obtenir des saleurs substantiellement proportionnelles a la courbe de souplesse du vaisseau sang uin. Dans ce qui suit, on décrit us appareil et us procédé pour produire l'information qui précède, et d'autres, concernant l'état physique d'us sujet vi rant. L'appareil et le procédé sont basés sur la déco uverte de ce que, si l'on trace la pression appliquée près d'un vaisseau sang uin en fonction d' me dérivée par rapport a v temps de la pression observe de la manchette, la dérivée par rapport au temps passe par use valeur maximum lorsque la pression appliauée est approximativement égale à la pression artérielle non dé formée à us instant de mesure pendant use pulsation du s ts et testé. L'invention comprend us appareil pour produire use in formation liée à l'état physique d'us sujet vivant, comprenant- us moyen pour trans former use quantité proportionnelle à me somme comprenant un composant fluctuant dans le temps représentant la pression pulsatile dans us vaisseau sana vin, plus use pression applequé de l'extérieur près de vaisseau sanguin, que l'on peut changer, en une représentation d'use dérivée par rapport au temps de la quantité, et us moyen pour analvser électroniquement des changements dans la représntation de la dérivée par rapport au temps produits en changeant la pression appliquée, pour produire us signal de sortie indiquant l'état phvsique d'us sujet vivant. Un moyen commode pour effectuer l'analyse comprend us moyen po us subs- tantiellement maximaliser la dérivée par rapport au temps en fonction de la pression appliquée à un moment de mesure dans use pulsa- tion. Dans un mode de réalisation préféré de l'invention, la sortie comprend une lecture indiauant la pression appliquée correspondant substantiellement à me valeur maximum de la dérivée première par rapport au temps. De ce fait, la sortie représente use pression sanguine substantiellement non formée à un instant d'une pulsation.De pré férence, l'instant de mesure est déterminé par rapport à un moment de ré férence dans la pulsation, le moment de ré RE- rence étant le moment o la dérivée première par rapport au temps change de siane, passant du négatif au positif, et où la pression appliquée est substantiellement égale à la pression diastolique du vaisseau sanguin. Cela permet de faire des comparaisons valables d'use valeur de pression sanguine à us instant par rapport au moment de référence dans une pulsation avec une pression sanguine au même instant relatif dans use autre pulsation.L'instant de la mesure est également de préférence proche du moment de ré férence, et la dérivée première par rapport au temps est négative, ce qui fait aue la sortie est une approximation étroite de la pression diastolique du vaisseau sanguin. Dans us autre mode de réalisation préféré de l'inven- tion, la sortie indique plusieurs instants de mesure et les pressions appliquées correspondantes lorsque la dérivée par rapport au temps de la quantité est substantiellement maximalisée pour chacun des plusieurs instants de mesure, ce qui fait que l'on obtient une représentation de la pression sanguine substantiellement non de formée en fonction du temps dans us vaisseau sanguin. Dans us autre mode de réalisation préféré de l'inven- tion, la sortie indique plusieurs dérivées premières par rapport au temps et les pressions appliquées carespondantes à 1 'instant de me- sure, ce qui fait que l'on obtient- use représentation de la souples- se du 'aisseau sanguin Dans- us autre mode de réalisation préféré de l'invention, la sortie comprend une saleur indiquant larression appliquée correspondant sttstantiellement à un maximum de la dérive seconde par rapport au temps. Ce mode de réalisation est particulièrement utile lorsque la pression mesurée est la pression systolique du vaisseau sanguin. L'invention comprend de plus us procédé pour produire une information relative à l'état physique d'us sujet iuant. Le procédé consiste à transformer use auantité proportionnelle à une somme comprenant us composant fluctuant dans le temps, représentant la pression pulsatile à l'intérieur d'us vaisseau sanguin, plus une pression appliquée de l'extérieur près du vaisseau sanguin, que l'on peut chanter, en une représentation d' use dérivée par rapport au temps de la quantité, et à analvser électroniquement des changements dans la représentation de la dérivée par rapport au temps induits par des changements de la pression appliquée, pour produire- une sortie indiquant l'état physique d' us sujet vivant. Une technique d'analyse commode consiste à substantiellement maximaliser la dérive par rapport au temps en fonction de la pression appliquée à m instant de mesure dans la pulsation. Dans us mode de réalisation pré fiiré de l'invention, la sortie comprend une valeur de la pression appliauée correspondant substantiellement au maximun de la dérivée par rapport au temps. De ce fait, la sortie est représentative de la pression sanguine s s- tentiellement non formée à un instant pendant une pulsation.De préférence, l' instant de la mesure est déterminé par rapport a un moment de référence pendant la pulsation, le moment de référence étant le moment oii la dérivée première par rapport au temps chanae de signe, passant du négatif au positif, et oh la pression est substantiellement égale à la pression diastolique du vaisseau san guin. Cela permet de faire des comparaisons valables d'use valeur de la pression sanguine à un instant par rapport au moment de ré rence dans une pulsation a tec une pression sanguine au même instant relatif dans une autre pulsation.Egalement, l'instant de la mesure est de pré férence proche du moment de ré ierence, et la déri vée première par rapport au temps est négative, ce aui fait aue la pression appliquée est une approximation étroite de la pression diastolique du 'aisseau sanguin. Dans us autre mode de réalisation préféré, le procédé comprend de fo fournir une sortie indiquant plusieurs instants de mesure et les pression appliquées carespondantes lorsque la déri uée par rapport au temps de la quantité est substantiellement maxi malaisée par chac m des plusieurs instants de mesure, ce qui fait que l'on obtient une représentation de la pression sanguine s s- tantiellement non déformée, en fonction du temps, à l'intérieur d'un vaisseau sanguin. Dans us autre mode de réalisation préré, le procédé comprend de fo fournir une sortie indiquant plusieurs dérives premières par rapport au temps et la pression appliquée correspondante à l'instant de la mesure, ce qui fait que l'on obtient une représentation de la souplesse du 'aisseau sanguin. Dans un autre mode de réalisation pré féré, le procédé comprend de fournir une sortie indiquant la pression appliquée correspondant substantiellement à un maximun de la dérivée seconde par rapport au temps. Ce mode de réalisation est particulièrement utile lorsque la pression mesurée est la pression systolique du vaisseau usanguin. D'autres aspects, caractéristiaues et avantages de l'in vention apparaîtront de la description détaillée aui suit, et des dessins annexés dans lesquels des références numérique semblables désignent des parties semblables. La Figure 1 illustre schématiquement le procédé de l'in- vention, La Figure 2 illustre schématiquement l'appareil et le procédé de l'invention en combinaison a tec une installation de me sure de la pression sanguine, La Figure 3 illustre un mode de réalisation de l'inven- tion dans lequel est déterminée la déritee seconde par rapport au temps de la pression de la manchette, La Figure 4 illustre us mode de réalisation de l'inven- tion dans lequel on obtient une sortie indiquant plusieurs instants de mesure et les pression appliquées correspondantes lorsque la dérivée première par rapport au temps est maximalisée, La Figure 5 illustre la variation dans la dérivée première par rapport au temps à l'instant r dans use pulsation, en fonction de la pression de manchette appliquée, La Figure 6 illustre les formes d'impulsions de pression de manchette successi'as en fonction du temps lorsque la pression de manchette mesurée passe de 90 mm Hg à 80 mm Hg et à 70 mm Hg, La Figure 7 illustre les formes du volume artériel en onction de la pression à la paroi de l'artère, et des courbes de souplesse d'use artère. Il est entendu que, lorsqu'on parle ici de "maximaliser" use quantité, cela ne signifie pas nécessairement- use maximalisation de sa valeur positive. Le terme "maximaliser" est donc utilisé dans un sens large pour inclure use maximalisation de la valeur négative ou de la valeur positive d'use quantité. Lorsque la quantité maximalisée est la dérivée première par rapport au temps, on entend en particulier 7n maximum négati f. En se reportant maintenant aux dessins , et en partir lier aux Figures 1 et 2, onpeut mieux comprendre les modes de réalisatinn préférés de l'invention. Comme cela apparaît peut-étre le plus clairement à la Figure 1, une quantité proportionnelle à la somme d'us composant fluctuant dans le temps (indiqué par "Pulsation") représentant la pression pulsatile dans us aisseau sanguin, plus use pression que l'on peut changer, appliquée de l'extérieur près du vaisseau sanguin (indiquée par "Pression appliquée") est transformée en use représentation d'use dérivée par rapport au temps de la quante. Des changements induits dans la représentation de la dérivée par rapport au temps sont analysés électroniquement dans ce cas en étant substantiellement maximalisés en fonction de la pression appliquée à us instant de mesure (indiqué par "Instant de mesure") dans use pulsation, pour produire une sortie indiquant l'état physique du sujet testé. En se reportant à la Figure 2, un moven 1 est illustré pour transformer la quantité proportionnelle à ladite somme en ladite représentation d'use drivée par rapport au temps. Est également illustré us moven 2 pour analvser électroniquement des change mentis dans la représentation de la dérivée par rapport au temps induits en faisant larmier la pression appliquée. A la Figure 2 le moyen 2 comprend de façon plus spécifique us moyen pour substanti- ellement maximaliser ladite dérivée par rapport au temps en fonction de la pression appliquée à un instant de mesure dans use pulsation. En se reportant plus particulièrement aic détails de la Figure 2, on voit en position autour d'un bras 5 contenant une artère 9 us moyen pour appliquer use pression que l'on peut changer près d'un aisseau sanguin, ce moven d'application d'use pression comprenant us moyen de mesure de la pression sanguine, en particu lier une manchette 3. La manchette 3 peut être une manchette tvpique comme celles utilisées lorsaue l'on fait usage d'us stéthoscope pour entendre les sons de Korotkoff.Une partie dumoven d'application d'une pression est également, al-ec la manchette, la pompe 13 qui peut être une simple poire en caoutchouc ou une pompe à mo teur, agissant par le t tibe 17. La pression résultante dans la man- chette est la somme de la pression fournie par la pompe et d'use pression pulsée due aux pointes de pression pulsatile fonction du temps dans l'artère. La pression dans la manchette est mesurée par le transducteur de pression 21, ou par- un a autre moven commode. La sortie du transducteur de pression 21 comprend us signal somme S, ce signal étant représentatif de la pression dans la manchette, qui est transformé par le moyen 1 en une dérivée parr rapport au temps. Dans le mode de réalisationillustré à la Figure 2, le signal, après passage du moyen de transformation 1 au moyen de maximalisation 2, représenté comme se faisant par la ligne 23, est préamplifié dans le préamplificateur 25 est est alors introduit par la ligne 27 dans un convertisseur analogique-numérique 29 dont l'u- tilisation est décrite plus loin.Le signal passe également par la ligne 30 dans us différentiateur 31 dans leauel il est différentié, par exemple sous la forme d'une dérivée première par rapport au temps, S. Le signal différentié est alors fourni par la ligne 32 dans une unité de mémoire 33. L'unité de mémoire peut être une mémoire typique dont le fonctionnement est décrit plus en détail plus loin. Le signal différentié est également fourni par la ligne 35 au comparateur 37 La sortie du comparateur 37 est fixée à un niveau représentant 11 usité si le sianal di z erentié S est supérieur à zé- ro, et à un niveau représentant zéro si le signal différentié est inférieur ou égal à zéro.Pour atteindre cela, le signal différen- tié est comparé à- une masse de référence représentée par la liane 36. La sortie du comparateur passe, comme indiqué par la liane 38, à la minuterie 41. Lorsque la valeur fournie par le comparatueur à la minuterie est 1, le convertisseur analogique-numérique 43, qui est contrôlé par la minuterie comme l'indique la ligne 44, instruit la mémoire 33 de charger use ou plusieurs valeurs du signal différentié dans l'usité 45 qui fait la moyenne du signal. La ou les valeurs précises du signal différentié à charger sont déterminées dans le mode de réalisation pré féré par le réglage du commutateur multiplexeur 47. Le commutateur multiple- xeur sert à permettre de sélectionner la partie de la mémoire qui doit etre échantillonnée, et n1est pas entièrement nécessaire au fonctionement de l'appareil. L'unité faisant la moyenne du signal n'est de même pas entièrement nécessaire, mais est utile pour produire une valeur moyenne du signal différentié plutôt qu. use sa- leur pro venant d'us endroit particulier dans la mémoire. Dans le mode de réalisation illustre à la Figure 2, la mémoire 33 emmagasine des saleurs du signal différentié S à des multiples de par exemple 10 millisecondes, c'est-à-dire à n, 80, 70, 60, 50, 40, 30, 20 et 10 millisecondes ayant que le signal différentié change de signe en passant du négatif au positif, soit, ce qui est équivalent, avant que la sortie fournie par le comparater 37 à la minuterie 41 ne deenne représentati'e de 11 usité. Physiquement, le changement de signe du signal différentié correspond au changement de direction de la pression sanguine pulsatile, qui passe d'use chute à une remontée, qui se produit pour la pression dite diastolique du sujet testé. Ainsi, par l'utilisation du comparateur, us moment de référence est défini à l'intérieur de chaque pulsation comme étant substantiellement égal à l'instant où la pulsation de pression atteint substantiellement la pression diasto lique. Une valeur moyenne du signal différentié S à us moment choisi sur la courbe de la pression sanguine pulsatile fluctuant dans le temps est obtenue en fournissant les sorties à des moments choisis avant la pression diastolique à l'usité 45, à partir de la mémoire 33 et en passant par le commutateur multiplexeur 47.Si les sorties 5, 6, 7 et 8 de la mémoire 33 donnent accès à des sa- leurs représentant le signal différentié 5O, 60, 70 et 80 millise condes a Tant le moment ou se produit la pression diastolique du sujet testé, 1' ' unité effectuant la movenne du signal fournit comme sortie une valeur représentative du signal différentié moven, S, approximativement 65 millisecondes axant la pression diastolique. Comme la pression sanguine pulsatile fluctuant dans le temps varie lentement-dans cette région et qu'une courbe représentant la relation pression sanguin temps est substantiellement linéaire dans cette région, la pression appliquée correspondant au siqnal différentié moyen maximun est une approximation étroite de la pression diastolique. La sortie de l'usité 45 faisant la moyenne du signal passe, comme l'indique la ligne 48, au convertisseur analogique-nu- mérique 43. Le signal S, information transformée par le convertis- seur analog1;ue-nunérique 29 susmentionné, et le signal di ff-eren- tié moyen, Sm in information transformée par le con'ertisseur analo- gique-nunérique 43, sont synchronisés pour être transformés simul tanément par des signa fournis par la minuterie 41 à chacun des convertisseurs analogique-numérique, comme l'indiquement les lignes 46 et 44, respecti'ement. Le signal différentié moven sous me forme nunérique passe du convertissseur analogique-nunérique 43 au registre à décalages 53, comme l'indique la ligne 49. De façon similiaire, le signal sous use forme numérique passe du convertisseur analogique-nunérique 29 au registre à décalages 55, comme l'indique le ligne 54.La minuterie fournit de plus us signal de réglage, comme l'indique la ligne 56 aux ux registres à décalages pour le si zonal différentié et le signal, pour instruire les registres dumo- ment où ils doivent être alimentés par les convertisseurs analogi que-n umérique. Des parties successives du contact S du registre à décalages 53 pour le signal di ffçerentié sont sommées et pondérées par l'usité de sommation et de pondération 57 selon us algorithme approprié, et sont ensuite présentées au comparateur numérique 61, comme l'indique la ligne 62. Par exemple, quatre valeurs successives du signal différentié moyen, Sm, peu lent etre transformées en me movenne par l'unité de sommation et de pondération. L'usité de sommation et de pondéation retarde la sortie sommée et pondérée et la passe ensuite au comparateur 61.Dans le comparateur 61, des sommes pon dérées successives sont comparées et, lorsque la dernière somme a use valeur souhaitée par rapport a la précédente, par exemple lorsqu'elle lui est supérieure, le comparateur 61 ordonne au verrou 65 de prendre l'in formation S en une position choisie du registre à décalages 55, comme l'indique la ligne 66, par exemple de prendre le signal de pression S qui correspond au signal différentié moyen maximum, et le comparateur ordonne au registre 63, comme l'indique la ligne 67, de prendre la sortie de l'unité 57, par la ligne 68.Le signal passe du registre. à décalages 55 dans le mr- rou et est ensuite transforme d'une forme binaire en une forme décimale en code binaire par le convertisseur binaire-décimal 69, et il est affiché par l'usité de lecture 73. La Figure 3 illustre un mode de réalisation de l'inven- tion dans lequel on souhaite fournir une dérive seconde par rapport au temps, le signal doublement di fférentié S. Cela est parti culièrement utile dans la mesure de la pression systolique, le tracé du signal doublement différentié en fonction du signal S passant par un maximum relativement net lorsque la pression ai- guée approche la pression systolique du sujet testé.C'est une technique spécialement utile puisque le signal di fférentié est to > jours approximatitement nul dans cette région de la pulsation, et que le tracé du signal en fonction du signal différentié peut présenter relativement peu ou pas de changement. A la Figure 3, us second différantiateur 77 reçoit le signal di fférentié du différentiateur 31, comme l'indique la li one 32. Le second différentiateur transforme le signal différentié S en le signal doublement différentié S, et le passe ensuite à la mémoire 33, comme l'indique la ligne 81.Dans ce mode de réalisation de l'invention, il est clair que des opérations- ultérieures sur 1 ' in formation emmagasinée en mémoire procèdent exactement comme dans le mode de réalisation décrit précédemment, si ce n 'est que le signal dablement différentié remplace le signal différentié dans toutes les opérations restantes. La Figure 4 illustre us mode de réalisation de l'in'en- tion dans lequel l'information produite en ce qui concerne l'état physique du sujet testé comprend la souplesse de l'artère du sujet. Dans ce mode de réalisation, on soullaite ln tracé du signal différentié S en fonction du signal S à us moment convenablement choisi d'use pulsation. A la Figure 4, des voleurs moyennes successives du signal différentié, Sm, passent, comme l'indique la ligne 85, au con vertisseur numérique-analogique 87 et de là, comme l'indique la ligne 89, à use entrée pour l'axe X, 91, de l'enregistreur X-Y 93. Les pleurs du signal S qui correspondent a valeurs du signal différentié sont fournies de manière coordonnée par le convertis- seur analogique-numérique 29, comme l'indique la ligne 95, au con l-ertisseur numérique-analogique 97 et de 1d, comme l'indique la ligne 99, à l'entrée pour l'axe Y 101 de l'enregistreur X-Y. L'entrée 103 pour l'axe Z de l'enregistreur X-Y reçoit des signal de la minuterie 41, comme l'indique la ligne 105, ce qui fait que le style de l'enregistreur reçoit l'ordre de toucher le papier de l'enregistreur pour chaaue sianal de la minuterie.Un intégrateur 107 est également illustré; il permet d'obtenir une courbe proportionnelle à un tracé du volume artériel en fonction de la pression à 1 'endroit de la paroi artérielle par intégration de la courbe du signal différentié en fonction du signal. De nouveau, les composants dont on a discuté précédemment en liaison avec la Figure 2 sont présents et remplissent leurs fonctions usuelles. La Figure 5 illustre la forme de la courbe du signal dérivée, S, et elle illustre en particulier la cassure nette qui se produit dans cette courbe lorsque la pression appliquée près de la paroi de l'artère est substantiellement égale à la pression instan tanée P pendant la pulsation à l'intérieur de l'artère. La courbe a illustrée présente us maximum négatif pour le signal dérivée, comne cela se produit en fait physiquement. Les saleurs du signal di f férentié pour des pressions de manchette de 70, 80 et 90 mm Hq sont marquées sur la courbe. On peut choisir tout instant commode dans la pulsation pour la mesure.Il est simplement nécessaire d'éviter des instants dans la pulsation où le signal déridée Tarie trop rapidement ou est nul, par exemple au pic de pression svstoligue, pendant la croissance systolique ou au noeud dicrotique. La Figure 6 illustre des pulsations successives A, B et C de la pression sanguine, et elle illustre en particulier le chan cement de forme de ces courbes près de la pression diastolique, soit aux points a, b et c (correspondant au temp #, # étant inférieur à la période T de la pulsation), lorsaue la pression appliquée passe de bien plus que la pression diastolique de l'artère, comme en a, à une valeur égale à la pression diastolique comme en b, et à moins que la pression diastolique comme en c.La courbe A correspond à une pression appliquée de 90 mm Hq, la courbe B à 80 mm Ha et la courbe C à 70 mm Hg pour use pression diastolique supposée de 80 mm Hg. Les relativement grands changements dans la dérive par rapport au temps de la pression appliquée, P, lorsque la pression applique s'approche de la pression diastolique du sujet testé, sont illustrés graphiquement à la Figure 6. La Figure 7 illustre le volume artériel Va en fonction de la pression Pap à la paroi artérielle, et illustre également la souplesse de l'artère,,ya= dVa/dPap, en fonction de la pression à la paroi de l'artère. Le changement brusque de la valeur du volu- me artériel correspond à un écrasement de l'artère, use avaleur po sitixe de la pression à la paroi de l'artère indiquant que Pa, la pression artérielle interne, dépasse la pression appliquée de l'ex- térieur. Il est clair que la souplesse de l'artère présente une valeur maximun en fonction de la pression à la paroi de l'artère lorsque la pression appliquée est égale à la pression artérielle interne. Il faut remarquer que la courbe de souplesse de l'artè- re présentée à la Figure 7, et la courbe du signal dérive S pré sentée à la Figure 5 sont proportionnellss l'use su à l'autre; c'est plus clair si l'on fait tourner l'use de ces courbes de 900 pour que les axes de pression se correspondent. Dans la description qui précède des modes de réalisation préférés de ltinlention, les techniques électroniques utilisées comprennent- use combinaison d'opérations analogiques et numé- riques. Il faut comprendre qu'il existe de nombreuses techniques équivalentes dans lesquelles des composants décrits plus haut comme nunériques pewent être analogiques, et vice versa. Bien entendu, l'invention n'est pas limitée aux modes de réalisation représentés et décrits, qui n'ont été choisis qu'à titre d'exemple. REVENDICATIONS 1. Appareil pour produire une information indiquant 1'état physique d'un sujet vivant, caractérisé par us moyen pour appliquer une pression selectivement changeable, de l'extérieur, près us vaisseau sanguin du sujet, et un moyen pour mesurer une quantité fluctuante proportionnelle à une somme, cette somme comprenant un composant fluctuant dans le temps représentant la pression pulsatile dans le 'aisseau sanguin, plus la pression sélectivement changeable appliquée de l'extérieur près du vaisseau sang uin, m us moyen po w trans former la quantité en une représentation électronique d'une dérivée par rapport au temps d'aumoins son composant fluctuant, us moven pour analvser les changements dans la représentation électronique de la dérive par rapport au temps, induits par des changements de la pression appliquée, et us moyen pour produire une sortie dumoven d'analyse, indiquant l'é tat physique du sujet vivant. 2. Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce que le moyen pour transformer la quantité engendre- use représentation d'use dérivee de celle-ci par rapport auiemps, et le moyen d'analyse comprend un moyen pour s ubstantiellement maximaliser la dérivée par rapport au temps d'au moins le composant fluctuant de la quantité en fonction de la pression appliquée à us instant de mesure pendant la pulsation, de telle sorte que le moven de pro duction d'une sortie engendre à partir du moyen de maximalisation ladite sortie indiquant ltétat physique du sujet vivant. 3. Appareil selon la revendication 2, caractérisé en ce que le moven de transformation comprend us moven pour trans former la quantité en une représentation d'use dérivée première par rapport au temps de celle-ci, et le moven de production d'une sortie comprend us moven pour fournir comme sortie une lecture indiquant la pression appliquée correspondant substantiellement à une valeur maximum de la dérivée première. 4. Procédé pour produire une information indiquant 1'état physique d'un sujet vi vant, caractérisé par: appliquer une pression selectivement changeable de ltexterieur, près d'us aisseau sanguin du sujet, mesurer une quantité proportionnelle à une somme, cette somme comprenant un composant fluctuant dans le temps représantant la pression pulsatile à l'intérieur du vaisseau sanguin, plus la pression changeable appliquée de l'extérieur près du lais- seau sanguin, transformer la quantité en une représentation élec tronique d' une dérivée par rapport au temps d'au moins son compo- sant fluctuant, analyser électroniquement les changements induits dans la représentation de la dérivée par rapport au temps par des changements de la pression appliquée, et produire à partir de l'a- nalyse: use sortie indiquant l'état physique du sujet tivant. 5. Procédé selon la revendication 4, caractérisé en ce que la quantité est transformée en use representation électronique de sa dérive par rapport au temps, l'analvse consiste h. à lbstan- tiellement maximaliser la dérivée par rapport au temps d'au moins le composant fluctuant de la quantité en fonction de la pression appliquée à un instant de mesure pendant la pulsation, et la sortie est produite à partir de la maximalisation pour indiquer l'é tat physique du sujet tivant. 6. Procédé selon la revendication 5, caractérisé en ce que la quantité est transformée en use représentation d'une déri vée première par rapport au temps, et la sortie produite indique une taler de la pression appliquée correspondant s'bstantielle- ment au maximun de la dérivée première. 7. Appareil selon 1' une quelconque des resendications 1 à 3, caractérisé en ce que la pression est use pression d'étran- plement appliquée à un vaisseau sanguin du sujet, le moven de mes re comprend un moven sensible associé au moven d'application de la pression pour produire un signal électrique qui est fonction de la somme, le moyen de transformation et d'analyse comprend un mo- yen de traitement électronique pour calculer la dérivée par rapport au temps, échantillonner le signal différentié à us instant de mesure pendant me pulsation et déterminer la pression appliquée correspondant slibstantiellement à us maximun du signal différentié à l'instant de mesure, et le moyen de production de la sortie est connecté au moyen de traitement électronique. 8. Appareil pour mesurer de fanon indirecte la pression diastolique du sang dansureartere d'us mammifère, caractérisé par un moyen entrant en contact atec le corps du mammifère par l'ex- térieur et recouvrant artère de celui-ci, ce moven comprenant us moyen pour appliquer use pression changeable à l'artère pour au moins partiellement écraser celle-ci, et us moyen transducteur pour détecter des pulsations représentant la pression dans l'artère et fournir us signal électrique représentant la forme d'onde de la pression sanguine dans l'artère due au battement du coeur, en fonction du temps, et comprenant des pression diastoliques et systoli- ques, un moyen différentiant le signal électrique du moyen transducteur au moins à des instants précédant juste un accroissement de la pression diastolique vers la pression systolique pour déterminer la pente de la forme d'onde dans cette région pendant chaque hattement de coeur, et us moyen pour déterminer lorsque la valeur diffé- rentiée passe par un maxim un pour fournir la pression diastolique. 9. Appareil selon la revendication 8, caractérisé en ce que le moven entrant en contact a Tec le corps a la forme d d'une manchette qui entoure l'artère et dans laquelle le moyen transducteur mesure la somme de la pression appliauée par le moven entrant en contact a'ec le corps et de la pression pulsatile représentant la pression dans l'artére. 10. Procédé selon l'use quelconque des re'endications 4 à 6, caractérisé en ce que la pression est une pression appliquée à m aisseau sanguin du sujet, la somme est détectée électro uniquement pour produire us signal électrique qui est une fonction de ladite somme, la transformation et l'analyse comprend de traiter lectroniquement le signal pour (1) produire ladite dérivée par rapport au temps d'au moins la représentation des fluctuations de pression pulsatile du signal, (2) échantillonner le signal diffé- rentié à un instant de mesure pendant tne pulsation et (3) déterminer la pression appliquée correspondant sibstantiellement à use valeur maximun du signal différentié # l'instant de mesure, et la sortie est produite à partir du traitement électronique pour indiquer l'état physique du sujet. Il. Méthode pour détecter la pression diastolique dans use artère d' us mammifère dans laquelle la pression sang vine s vit une forme d'onde qui comprend une pression diastolique et une pression systolique pour chaque battement de coeur, caractérisée par:: appliquer use pression changeable au corps du mammifère, par lex- térieur, et autour d'une artère, laquelle pression est capable d'au moins écraser partiellement l'artère, détecter les pulsations dans la pression sanguine dans l'artère et fournir use sortie représentant une forme d d'onde en fonction du temps de la pression sanguine dans l'artère due aubattement du coeur et comprenant des pressions diastoliques et svstoliques, déterminer la pente de la forme d'onde immédiatement avant la montée svstoliaue dans la forme d'onde pour plusieurs battements du coeur en différentiant la sortie, et déter- miner lorsque la pente passe par un maximum, pour ainsi déterminer la pression diastolique, 12. Méthode selon la revendication 10, caractérisée en ce que la détermination du maximum de la pente est obtenue en déterminant lorsque la sortie di fférentiée passe par un maximum négati f. 13. Méthode selon la revendication Il ou 12, caractérisée en ce qu'une manchette est prévue pour appliquer une pression d'étranglement sur us vaisseau sanguin, la pression sanguine est dé tectée en un point de la pulsation de pression sanguine immédiate- ment a oyant la montée systolique et est différentiée en ce point pour former: une dérivée première par rapport au temps de la pression sanguine en ce point, la dérivée première est maximalisée en fonction de la pression appliquée, et une sortie correspondant qénéralement à une ale au de la pression appliquée qui correspond à un maximun de la dérivée première par rapport au temps est fournie.