La présente invention concerne des dispositifs de surveillance continue de paramètres vitaux d'un malade, et notamment des cycles cardiaque et respiratoire. Elle a trait, plus particulièrement, à de tels dispositifs permettant également de détecter et de surveiller en permanence des# déficits électra-mécaniques cardiaques définis par le rapport entre la fréquence du pouls hémodynamiquement efficace et celle du complexe systolique (Q & ) d'un électrocardiogramme. Les dispositfs de surveillance non sanglante classique reposent généralement sur la mesure du phénomène électrocardiographique qui ne reflète pas toujours l'action hémodynamique de la pompe cardiaque, essentielle pour la survie d'un organisme. Il est connu de mesurer la fréquence cardi#aque à l'aide d'un capteur photo-ou piézoélectrique du pouls périphérique prélevé sur un doigt ou une oreille du patient.Cette méthode présente un certain nombre d'inconvénients, dont la gêne causée au malade, la sensibilité au parasitage extérieur -et aux mouvements du patient et la propension à fournir de faux résultats de mesure, qui peuvent être évités au moyen du procédé décrit, par e emple, dans l'article de PLASZCZYNSKI et DEGoliDS intitulé 'tEechnique d'acquisition de multiples informations respiratoires et cardiovasculaires à partir de deux électrodes placées sur le sujet" de la revue française "ELECTRONIQUE MEDICALE" 47, pages 131 à 136, publiée en 1968.Dans cet article, il a été proposé d'utiliser les variations de l'impédance tissulaire du thorax mesurées à l'aide d'un courant alternatif haute-fréquence (supérieur à I kRz),d'ampli- tude constal1te-inJecté dans celui-ci, ces variations modulant en amplitude la tension prélevée par deux électrodes placées sur le thorax en fonction, d'une part, de la respiration et, d'autre part, de l'hémodynamique du sujet. Etant donné que le phénomène respiratoire présente généralement un spectre de fréquences différent de celui de l'hémodynamique, il a été proposé de séparer les signaux correspondant à ces deux phénomènes au moyen d'un système de filtres.Un système de mesure du phénomène respiratoire de ce type a été décrit, par exemple, dans le brevet français N0 1.563.125 du 27-Bévrier 1968 de la Demanderesse, dans lequel on effectue, entre autres, -la mesure de la fréquence respiratoire et des intervalles d'arrêt dits "délais d1apnée" à partir des variations de l'im?édance transthoracique. Le dispositif suivant l'invention permet,d1une part,d'.éviter les inconvénients précités de la surveillance du pouls périphérique et, d'autre part, d'effectuer une surveillance permanente des paramètres vitaux d'un malade, telles que ses activités respiratoire et cardiaque électrique et mécanique et d'obtenir par la comparaison de ces deux dernières activités un nouveau paramètre de diagnostic avec une réduction importante de la sensibilité au parasitage et des erreurs de mesure. Suivant l'invention, un dispositif de surveillance continue de paramètres vitaux d'un patient , comportant : un générateur hautefréquence pour injecter dans le thorax du patient un courant alternatif constant à travers une paire de résistances et une paire d'électrodes placées sur le thorax ; une première channe dite électrocardiographique alimentée par une paire d'électrodes placées sur le thorax pour en prélever des signaux correspondant à l'activité électrique cardiaque, ladite première chaine fournissant de premières impulsions rectangulaires, d'amplitude et de durée constantes, correspondant à de premières ondes périodiques caractéristiques de cette activité électrique ; une seconde channe dite rhéocardiaographique alimentée par une paire d'électrodes placées sur le thorax pour en prélever un signal haute -fréquence modulé par les variations de l'impédance engendrées, d'une part, par l'activité mécanique cardiaque et, d'autre part, par l'activité respiratoire, ladite seconde channe démodulant le signal haute-fréquence modulée, filtrant le signal démodulé pour en extraire la composante de modulation correspondant à cette activité mécanique cardiaque et fournissant de secondes impulsions identiques aux premières et correspondant à des secondes ondes périodiques caractéristiques de cette composante de modulation; un premier et un second dispositif de mesure de fréquence comportant chacun un circuit intégrateur alimenté respectivement par ces pre mières et secondes impulsions et un dispositif indicateur galvanomé- trique muni de contacts d'alarme pour signaler le dépassement de valeursminimale et maximale admissibles, ledit dispositif est principalement caractérisé par le fait qu'il comporte, dans ladite pre- mière channe, un premier générateur d'impulsions monostable décîen- ché simultanément avec lesdites premières impulsions retour fournir une signal rectangulaire d'une durée prédéterminée incluant les intervalles de production des secondes ondes caractéristiques de la#dite composante de modulation correspondant à l'activité mécanique cardiaque et , dans ladite seconde channe, une première porte électronique insérée en aval du dispositif filtrant ledit signal démo- dulé pour ne laisser passer que lesdites secondes ondes caractéristiques et par le fait qu'il comporte, en outre, un dispositif de mesure du déficit cardiaque électro-mécanique alimenté respectivement par lesdites #premières et secondes impulsions pour fournir une troisième impulsion- chaque fois qu'une première impulsion n'est pas suivie d'une seconde impulsion et pour mesurer la #fréquence desdites troisièmes impulsions. L1invention sera mieux comprise et d'autres de ses caractériE; tiques et avantages apparattront à l'aide de la description ci après,donnée à-titre dtesemple, et des dessins annexés s'y rapportant, sur lesquels la Figure 1 représente un bloc-diagrsmmè d'une partie du dispositif conforme à l'invention, permettant l'acquisition des para- mètres vitaux choisis la Figure 2 est un bloc-diagramme de l'autre partie du dispositif suivant l'invention, destinée à la visualisation et au traitement des paramètres prélevés ainsi qu'à engendrer des signaux d'alarme en cas du dépassement des limites préréglées ou de pannes ; ;et la Figure 3 indiqué schématiquement un agencement avantageux des électrodes sur le thorax du patient pour la surveillance simultanée des activités cardiaque et pulmonaire du malade. Sur la Figure 1, le patient a été représenté en P et les contours- de son coeur C indiqués en pointillé. Deux électrodes 4 et 5 destinées à l'injection du courant alternatif haute-fréquence sont respectivement placées sur les deux cotés du thorax. Ces élec- trodes 4 et 5 sont respectivement reliées à un générateur hautefréquence 1 à travers des résistances.La fréquence des signaux fournis par le générateur 1 a été choisi de façon à Obtenir un signal haute-fréquence modulé en amplitude où la modulation par l'hémodyna- mique (action cardiaque) présente une profondeur compara#le#à celle de la respiration. L'expérience a montré que l'hémodynamique est favorisée avec l'augmentation de la fréquence ainsi qu'avec celle du courant injecté.D'excellents résultats ont été obtenus avec une fréquence de 1'ordre de 200 Miz et un courant de l'ordre de 2mA (la valeur maximale admise par les normes de sécurité selon lesquelles le courant peut augmenter linéairement avec la fréquence à partir de 1 kRz, c'est-à-dire de 10.o A à 1 k## il peut monter à 1mA pour 100 kRz). D'autres électrodes 6 et 7 sont placées sur le thorax du patient P entre les électrodes d'injection 4 5, de préférence de part et d'autre du coeur C. Ces électrodes 6, 7 permettent le prélèvement, d'une part, des signaux électrocardiographiques et, d'autre part, des signaux haute-fréquence modulés en amplitude par l'activité cardiaque et respiratoire du patient P. Ces électrodes de prélèvement 6 et 7 alimentent donc en parallèle une channe électrocardiographique (ECG)1 0, une channe rhéocardiagraphique (RCG) 20 et une chaîne rhéo pneumographique (liPG) 30, ces deux dernières permettant de mesurer respectivement l'activité cardiaque (pouls central) et pulmonaire (respiratoire) du patient P à partir du signal haute-fréquence modulé. La channe ECG t0 comprend un préamplificateur Il avec un filtre passe-bas incorporé, alimenté par les électrodes prélèvement; le fil- tre passe-bas étant destiné à éliminer les signaux modulés. Le pré ampliSicateur 11 alimente un amplificateur passe-bande 12 permettant de séparer les implusions brèves appelées complexes systoliques QRS des composantes basse-fréquence du signal ECG.Les complexes ORS sont appliqués à une première entrée 151 d'un premier circuit dé- clencheur 15 (appelé "trigger circuit" dans la littérature anglosaxonne), du type de Schmitt par exemple, qui bascule d'un état dans un autre lorsque le signal d'entrée dépasse une tension de seuil prédétermnée, ce seuil pouvant etre varié au moyen d'une tension appliquée sur une seconde entrée 152 du circuit 15.Cette tension commandant le seuil est obtenue ici à partir du complexe QRS nréle- yé sur la sortie de ltamDlificateur 12 dans un premier circuit de commande du seuil 14 comportant un détecteur d'enveloppe chargé par un circuit RC parallèle. Ce circuit 14 se comporte comme un circuit intégrateur ayant une très petite constante de temps de charge du condensateur et une longue constante de décharge, cette dernière étant destinée à protéger le déclencheur 15 contre des signaux parasites par l'élévation du seuil de déclenchement pendant un intervalle de temps correspondant environ à la moitié de la période cardiaque la plus brève La sortie du circuit de commande 14 alimente donc la seconde entrée du déclencheur 15. Le déclencheur 15 fournit des impulsions alimentant un premier filtre d'inhibitirnou circuit de protection sélective 16 comportant une diode chargée par un circuit RC parallèle suivi d'un circuit de différentiation (ou filtre passe-haut). La diode charge quasiinstantanément le condensateur du circuit RC à l'amplitude maximale de la première impulsion fournie par le déclencheur 15 ; après la disparition de cette impulsion, le condensateur se décharge graduellement à travers la résistance parallèle.Les fronts avant des impulsions suivantes ne sont tansmises par le différentiateur qu'avec des amplitudes correspondant à la différence entre l'amplitude de l'impulsion d'entrée et la tension résiduelle aux bornes du condensateur, c1est-à-dire que leurs amplitudes sont autant plus réduites qu'elles sont proches de 11 impulsion précédente. La constante de temps RC est choisie de façon à ne permettre le passage d'impulsions d'amplitude notable ayant une fréquence supérieure à 2 ou 3 Hz environ. Les impulsions différentiées issues du filtre dtinhibition 16 alimentent respectivement les entrées de- commande d1un premier 17 et d'un second 18 basculeur monostable, Le premier basculeur monostable 17 fournit des impulsions rectangulaires d'amplitude et de durée constante, cette dernière étant d'environ 80 ms, qui caractérisent la fréquence de l'activité électrique du coeur et sont utilisées dans le circuit de vi ualisation et de traitement des informations illustré par la figure 2.Le second basculeur monostable 18, commandé par des impulsions différentiées du circuit 16 avec un éventuel retard, ou par les impulsions fournies par le premier monostable 17 (front avant ou arrière); est destiné à commanderune porte analogique 24 insérée dans la channe rhéocardiographique 20 de manière à réduire notablement les effets des signaux parasites. il fournit des impulsions d'une durée supérieure à 100 ms afin de permettre pendant ce temps le passage des signaux rhéographiques caractérisant l'activité mécanique (pompage) du coeur qui est postérieure à l'activité électrique systolique indiquée par les complexes ORS. La channe RCG 20 comprend un étage préamplificateur 21 avec un filtre passe-bande incorporé,dont la fréquence centrale correspond à celle du générateur 1. Le préamplificateur 21 alimente un détecteur d'enveloppe 22 démodulant le signal haute-fréquence modulé en amplitude, le détecteur 22 alimente à son tour un étage amplificateur basse-fréquence 23 comprenant des filtres permettant l'élimination au moins partielle de la composante respiratoire de la modulation du signal haute-fréquence. Cet amplificateur 23 alimente lten- trée de signal de la porte analogique 24, dont l'entrée de commande reçoit les impulsions du second monostable 18 de la channe ECG 10. De cette façon, le signal RCG demodulé et filtré ntest transmis à des circuits suivants que pendant des intervalles de temps prédéterminés consécutifs à des complexes ORS, ces intervalles de temps étant choisis de façon à cotncider avec l'activité mécanique la plus intense du coeur qui entratnent des variations d'impédance thoracique d'amplitude et de vitesse maximale. Le blocage de la porte 24 pentu dant le restant du temps permet d'éliminer la transmission de la plus grande partie des parasites g8nants. Les signaux RCG transmis par la porte 24 alimentent, d'une part, 11 entrée de commande 271 d'un second déclencheur 27 identique au premier 15 et, d'autre part, un second circuit de commande de seuil 26, analogue au premier 14 Le second circuit de commande de seuil 26 peut avoir une constante de temps légèrement réduite du fait de l'existence de la porte 24 et il alimente, d'une part, l'entrée de commande de seuil 272 du second déclencheur 27 et, d'autre part comme il sera expliqué ci-après, celle 352 d'un troisième déclencheur 35 faisant partie de îa cha#ne RPG 30. Le second déclencheur 27 alimente un second filtre d'inhibition 28 identique au premier 16, qui commande un troisième basculeur monostable 29, identique au premier 17, pour fournir des impulsions des mêmes amplitude et durée que ce dernier. la chaise RPG 30 comporte également en série un étage préamplificateur 31, un étage démodulateur 32 et un étage amplificateur basse-fréquence 33, ce dernier comportant des circuits de filtrage permettant d'éliminer une partie des composantes de modulation des à l'activité mécanique du coeur. L'amplificateur basse-fréquence 33 alimente l'entrée de commas de 351 du troisième déclencheur 35, dont l'entrée de commande de seuil 352 est reliée au second circuit de commande du seuil 26 afin de réduire la possibilité d'erreurs de déclenchement par la composante cardiomécanique résiduelle du signal RPG en faisant varier le seuil du déclencheur en fonction de l'amplitude du signal RCG. Un effet analogue peut oestre obtenu en insérant un troisième circuit de commande seuil (non représenté) entre l'entrée 352 et la sortie soit de la porte 24 soit de l'amplificateur 23 de la chaise RCG 20. Ce troisième circuit pouvant avantageusement avoir une constante de temps RO réduite pour suivre assezfidèlement les variations du signal RCG. Le troisième déclencheur 35 alimente à travers un troisième filtre d'inhibition 36, analogue au premier 16 et second 28, un quatrième basculeur monostable 37 fournissant sur sa sortie des impulsions rectangulaires de durée constante et égale à 100 - 120 ms environ pour alimenter le circuit de la Figure 2. Sur la Figure 2, on a représenté les circuits de traitement et de visualisation des paramètres vitaux dont l'acquisition a été représentée sur la Figure 1, ainsi que les différents circuits d'alarme lorsque ces paramètres varient au delà des valeurs limites préréglées. Le circuit de la silure 2 comporte un circuit indicateur de la fréquence SCG 100 alimenté par des impulsions issues de la chaine 10 produites par le premier monostable 17. Le premier circuit indicateur 100 comprend un premier circuit intégrateur électronique (du type Illler)et un premier galvanomètre à bobine mobile 102, par wrem- ple, l t intégrateur 101 étant relié à la sortie de la channe 10 au moyen d'une diode 103.Le galvanomètre comporte une aiguille pour indiquer la fréquence moyenne des complexes ORS, ainsi que deux contacts réglables. permettant d'actionner un dispositif d'alarme 69 à travers un conducteur 104 lorsque la fréquence ZCG descend au dessous d'une valeur minimale (MIN) ou dépasse une valeur maximale (I#IA#X) préréglées. Le circuit de la Figure 2 comporte également un indicateur de la fréquence RCG 200 constitué d'éléments 201 à 204 de façon identique à l'indicateur 100, ainsi qu'un indicateur de la fréquence respiratoire 300 agencé de manière analogue à llexception de la constante de temps d'intégration. Les impulsions correspondant à la fréquence respiratoire sont également fournies à un circuit 50 permettant de déclencher l'alar- me dès que l'apnée, c'eat-à-dire l'garrot respiratoire, dépasse des intervalles de temps prédéterminés. Ce circuit 50 est agencé de façon analogue à celle décrit dans le brevet précité de la demanderesse et il comprend un générateur de dents-de-soie 51 engendrant des signaux en dents-de-scie linéaires durant les intervalles entre deux impulsions successives fournies par la channe RPG 30. Les dents-de-scie ainsi obtenues sont appliquées à un amplificateur opérationnel 52 à gain commutable à l'aide d'un commutateur 524 inséré dans le circuit de contre-réaction 523, 525 de l'amplificateur 52. Celui-ci alimente ùn déclencheur 54 à seuil de basculement fixe (voir basculeur de Schmitt ou comparateur de tension). Il est éga- lament possible de commuter le seuil du déclencheur 54 au lieu du gain de l'amplificateur 52 pour obtenir l'alarme correspondant à différents délais d'année. Le déclencheur 54 alimente une des entrées du dispositif d'alarme 60. Le circuit de la figure 2 comporte également un circuit de mesure du déficit électro-mécanique 40, c'est-à-dire de la fréquence des complexes systoliques QRS ne correspondant à aucune activité mécanique de pompage au coeur, ce qui est une indication très appréciée pour le diagnostic. Il comprend un comparateur cne périodes 41 à 43 comprenant deux générareurs de dents-de-scie 41 et 42 alimentés respectivement par les impulsions de sortie des channes ECG 10 et RCG 20. Chacun des générateurs engendre des signaux en dents-descie croissant linéairement avec le temps écoulé entre deux impulsions a1 entrée successives.Lorsque, après une impulsion ECG correspondant à un complexe systolique QRS,une#impulsion RCG n'est pas produite signalant ainsi l'absence d'un battement de coeur , la dentde-scie sortant du générateur 42 continue de croftre, tandis que le générateur 41 recomme.nce une nouvelle dent-de-scie. Un comparateur de tension 43, par exemple un basculeur de Sohmitt, est alimenté sur son entrée de commande par la dent-de-sèle RCG venant du générateur 42 et sur son entrée de seuil (de comparaison) par la dent-de-scie ECG du générateur 41 et il fournit sur sa sortie un signal rectangulaire, dont le front arrière est déclenché par l'arrivée de la prochaine impulsion RCG. Le comparateur de tension 43 alimente l'entrée de commande d'une porte électronique 44 recevant sur son entrée de signal les impulsions ECG correspondant à des complexes ORS. La porte 44 fourni nit à l'entrée de commande d'un basculateur monostable 45 des impulsions ECG produites en l'absence d'impulsions ROG. Le monostable 45 alimente, d'une part, un intégrateur électronique 401 suivi d'un galvanomètre 402 muni d'un contact d'alarme de maximum relié au dispositif d'alarme 60 par un conducteur 404 et, d'autre part, un intégrateur électrochimique ou un compteur électromécanique 45 pour la surveillance de longue durée. Le galvanomètre 402 indique ainsi en temps réel le nombre de complexes systoliques ECG qui n'a pas été suivi de l'éjection sanguine cardiaque, c'est-à-cire ce complexes ORS hémodynamiquement inefficaces. Il est à remarquer ici qu'il convient, dans le circuit 40, de retarder les impulsions ECG afin de les faire cotncider avec les impulsions RCG. Il est, d'autre part, possible d'utiliser un compteur-c-écompteur d'impulsions ou chaque impulsion BCG fait avancer le comptage tandis que chaque impulsion RCG le fait reculer. En prélevant périodique- ment l'indication du compteur, il est possible de déterminer la fréquence des impulsions RCG manquantes (en temps différé). Il est également possible de relier les deux intégrateurs 101 et 201 aux entrées du comparateur 43 et effectuer une comparaison des tensions correspondant respectivement aux fréquences ECG et RCG moyennes. Sur la Figure 3, on a indiqué un exemple d1emplacements avan- tageux pour les électrodes de prélèvement alimentant un dispositif de surveillance du type décrit. Ici, les électrodes 6 et 7 aliment tant en parallèle les -chaines ECG 10 et RCG 20 sont placés à proximité au coeur et de part et d'autre de celui-ci,afin de favoriser la modulation du signal ;te à l'activité cardiaque. Une autre paire d'électrodes 8 et 9 est placée du c#té droit du thorax afin de favoriser la modulation respiratoire du signal pour alimenter la chat- ne RPG 30. Pour des raisons pratiques (pansements sur le thorax, faible surface dans le cas de prématurés etc...), il est possible de n'utiliser qu'une seule paire d'électrodes pour l'injection du courait et le prélèvement du signal (voir brevet précité), avec une augmentation du risque de parasitagse. L'invention est applîcablesurtoutaux dispositifs de surveillance continue des malades dans des centres de soins intensifs après une intervention chirurgicale, dans des services de surveillance des prématurés ou dgr services de réanimation. REvEND#ATIONS -1 - Dispositif de surveillance continue de paramètres vitaux d-'un patient comportant : un générateur haute-fréquence (1) inJec- tant dans le thorax du patient (P) un courant alternatif constant à travers une paire de résistances (2, 3) et une paire d'électrodes (4, 5) placées sur le thorax ; une première chaîne dite électrocardiographique (io) alimentée par une paire d'électrodes (6, 7) placées sur le thorax pour en prélever des signaux correspondant à l'activite électrique cardiaque, ladite première channe (10) fournissant des premières impulsions rectangulaires d ' amplitude et de durée constantes correspondant à de premières ondes périodiques, caractéristiques de cette activité électrique ; une seconde chaine dite rhéocardiographique (20) alimentée par une paire d'électrodes placées sur le thorax pour en prélever un signal haute-fréquence modulé par les variations de l'impédance engendrées, itune part, par l'activité mné- canique cardiaque et, d'autre part, par activité respiratoire, ladite seconde chaste (20) démodulant le signal haute-fréquence modulé, filtrant le signal démodulé pour en extraire la composante de modulation correspondant à cette activité mécanique cardiaque et fourni sant de secondes impulsions, semblables aux premières, et correspondant à de secondes ondes périodiques,caractéristiques de cette composante de modulation ; et un premier (100) et un second (200) dispositif de mesure de fréquence alimentés respectivement par ces premières et secondes impulsions mesurant respectivement la fréquence moyenne desdites impulsions et signalant le dépassement de valeurs minimales et maximales admissibles, ledit dispositif étant caractérisé par le fait qu'il comporte, d'une part, un circuit d'élimination de signaux parasites comprenant, dans ladite première chaîne (1O), un générateur d'impulsions monostable (18), déclenché å partrv des signaux engendrant lesdites premières impulsions et fournissant un signal de commande rectangulaire d'une durée prédéterminée incluant les intervalles de production-des secondes -ondes caractéristiques de ladite composante de modulation correspondant à l'activité mécanique cardiaque et, dans ladite seconde chaîne (20),une première porte électronique (24) commandée par le signal de commande fourni par ledit générateur monost.Able (18) et insérée en aval du circuit filtrant le signal démodulé (23) et en amont du circuit fournissant lesdites secondes impulsions (29),ladite porte (24) étant ainsi débloquée au moins durant les intervalles de production desdites secondes ondes caractéristiques,et, d'autre part, un dispositif de mesure du déficit cardiaque électro-mécanique (40) alimenté respectivement par lesdites premières-et secondes impulsions et fournissant à l'aide d'un circuit comparateur despériodes (4t-45) respectives de ces impulsions, une troisième impulsion chaque fois qu'une première impulsion caractérisant- l'activité électrique cardiaque n'est pas immédiatement suivie par une seconde impulsion caractérisant l'activité mécanique et correspondant à un même battement du coeur, ledit défioit étant indiqué par la fréquence moyenne desdites troisièmes impulsions. 2 - Dispositif suivant la revendication 1, caractérisé par le fait que ledit comparateur de périodes comporte un premier générateur de dents-de-scie (41) alimenté par lesdites premières impulsions un second générateur de dents-de-scie (42) alimenté par lesdites secondes impulsions, lesdits générateurs de dents-de-scie (41, 42) fournissant des signaux en forme de dents-de-scie croissent linéairement dans l'intervalle entre deux impulsions successives et stan- nulant pendant la durée de celles-ci, un cofliparateur de tension (43) respectivement alimenté sur ses deux entrées par les signaux fournis par lesdits premier et second générateurs de dents-de-scie (41, 42) pour fournir des signaux rectangulaires dès que l'amplitude du signal fourni par le second générateur de dents-de-scie (42) dépasse celle du signal fourni par le premier (41) ;; une seconde porte électronique (44) commandée par lesdits signaux rectangulaires et alimenté par lesdites premières impulsions et un second générateur d'impulsions monostable (45),déclenché par les signaux fournis par la seconde porte (44) et fournissant lesdites troisièmes impuslions. 3 - Dispositif suivant l'une des revendications précédentes, caractérisé par le fait que ledit dispositif de mesure du déficit (40) comporte en outre un totalisateur desdites troisièmes impulsions sur une longue période. 4 - Dispositif suivant l'une des revendications 1 à 3, comportant, en outre, une troisième channe dite rhéopneumographique (30) alimenté par une paire d'électrodes (6, 7 ou 8, 9) placées sur le -thorax pour en prélever ledit signal haute-fréquence modulée et comprenant: un démodulateur (32) pour démoduler ledit signal hautefréquence; un dispositif de filtrage (33) pour extraire la composante de modulation correspondant à ltactivite respiratoire, ladite troi sième chatne (30) fournissant des quatrièmes impulsions correspondant à des ondes périodiques, caractéristiques de cette activité respira toise;; un troisième dispositif de mesure de fréquence (300) analogue aux premier et second dispositifs (100, 200) et étant caractérisé par le fait que ladite seconde chaine (20) comporte, pour produire lesdites secondes impulsions, un second déclencheur à seuil (27) comportant une première entrée de commande (271) alimentée par lesdites secondes ondes issues de ladite première porte (24) et une seconde entrée de seuil (272) alimentée par un dispositif de commande (26) comportant en série un détecteur d'amplitude et un circuit composé d'une résistance et d'un condensateur en parallèle et recevant lesdites secondes ondes, ledit second déclencheur (27) basculant d'un premier état dans un second état lorsque le niveau du signal sur l'entrée de commande (271) dépasse celui sur l'entrée de seuil (272), et par le fait que ladite troisième chape (30) comporte, en outre, un troisième déclencheur à seuil (35) semblable au second, dont la première entrée (35 i) est alimentée par ledit dispositif de filtrage (33) et dont la seconde entrée -(352 > est alimentée par ledit dispositif de commande (26) de la seconde chape (20) pour éviter la production dtizpulsions indésirée dtes à l'activité mécanique cardiaque. 5 - Dispositif suivant la revendication 4, caractérisé en ce que lesdits premier (100), second (200) et troisième (300) dispositifs de mesure de fréquence comportent chacun en cascade un circuit intégrateur (10t, 201, 301) et un dispositif indicateur (102, 2(12, 302) muni d'une aiguille mobile indiquant la fréquence moyenne desdites impulsions et des contacts d'alarme (MIN, HAX) réglables en position signalant le dépassement des valeurs minimale et maximale admissibles préréglées et par le fa4: : que ledit dispositif de mesure du déficit cardiaque (40) comprend, en outre, un quatrième dispositif de mesure de fréquence (400) mesurant la fréquence moyenne desdites troisièmes impulsions et comportant en cascade un circuit intégrateur (401) et un dispositif indicateur (402) muni d'une aiguille mobile et d'un contact d'alarme réglable en position, signalant le dépassement de la valeur maximale admissible préréglée. 6 - Dispositif suivant la revendication 5, caractérisé par le fait que lesdits dispositifs indicateurs (102, 202, 302, 402) sont constitués par des appareils galvanométriques à bobine mobile.