CH624567A5

CH624567A5 -

Info

Publication number: CH624567A5
Application number: CH942677A
Authority: CH
Inventors: Henri Grandgirard; Pierre Francois Serres
Original assignee: Dubernard Hospital Sa
Priority date: 1976-07-30
Filing date: 1977-07-29
Publication date: 1981-08-14
Also published as: FR2366000A1; ES461154A1; LU77864A1; IT1085950B; US4177801A; BE857296A; DE2733776A1; DK342477A; SE7708665L; GB1584595A; CA1103760A; FR2366000B1; NL7707967A; JPS5351687A

Description

La présente invention se rapporte à un appareil de mesure en continu de paramètres circulatoires d'un patient par voie externe ou non sanglante, ces paramètres étant:

— la pression artérielle,

— le pouls, et

— certaines grandeurs cardiovasculaires.

L'invention vise en outre des perfectionnements apportés à cet appareil en vue de :

— déterminer de façon continue la forme, l'amplitude et la fréquence du pouls;

— surveiller en continu des variations de la pression artérielle;

— afficher digitalement les pressions systolique, moyenne et diastolique.

On connaît des appareils pour la mesure de chacun des paramètres circulatoires précités, mais aucun ne permet l'obtention d'une telle pluralité de résultats.

On rappellera ici que les méthodes courantes de mesure par voie externe de la pression artérielle, par exemple, sont des méthodes manuelles ne permettant qu'une mesure ponctuelle.

Elles consistent à fermer une artère en envoyant une contre-pression de manière à percevoir l'apparition de paramètres liés à la turbulence intra-artérielle, par exemple le bruit de Korotkofî.

Il existe également une méthode de détermination automatique des pressions systolique et diastolique fondée sur l'effet Doppler d'ondes sonores réfléchies par la paroi artérielle. Toutefois, sa manipulation est délicate puisqu'elle nécessite la pose d'un capteur contre l'artère.

En outre, elle ne donne que des informations périodiques et les résultats fournis ne sont pas affichés digitalement.

Enfin, l'appareil en question ne permet pas la mesure de la pression moyenne.

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D'autre part, il existe un appareil pour la surveillance de la pression moyenne fondé sur une méthode oscillométrique. Cependant, cet appareil ne peut pas déterminer les autres paramètres circulatoires cités ci-dessus. De plus, il ne fonctionne qu'épiso-diquement.

Divers appareils permettant de déterminer certains des paramètres circulatoires précédents ont été décrits, par exemple, dans les brevets français Nœ 1105481, 1258471,1310264 et dans le premier certificat d'addition N° 63604 au brevet français N° 1036643.

Ces appareils sont incapables de déterminer la pluralité de paramètres circulatoires qui peuvent être mesurés au moyen de l'appareil selon l'invention. D'autre part, les résultats que ces appareils peuvent fournir dans leur application sont relativement imprécis et jamais affichés digitalement.

Dans tous ces appareils de l'état de la technique, la transformation en grandeur électrique d'impulsions pneumatiques fournies par un brassard est effectuée au moyen de dispositifs mécanique et pneumatique.

L'appareil selon l'invention, qui exploite également la transformation d'impulsions pneumatiques en grandeur électrique, utilise à cet effet une jauge de pression différentielle électronique dépourvue de tout élément mécanique et qui n'a jamais été utilisée jusqu'à présent pour la réalisation d'une telle transformation dans le cadre de l'application envisagée.

L'appareil selon l'invention permet de remédier aux désavantages énumérés ci-dessus en offrant au clinicien un appareil unique permettant de déterminer, de mesurer ou de surveiller une pluralité de paramètres circulatoires, par voie externe, et ce avec grandes précision et simplicité d'utilisation.

On sait que la déformation de la paroi artérielle produite par la variation de pression intra-artérielle au cours du cycle cardiaque provoque l'apparition d'une onde de choc. Cette onde de choc est engendrée par deux grandeurs intra-artérielles de nature différente suivant l'état de compression de l'artère.

Les deux grandeurs en question sont, d'une part, une variation de pression intra-artérielle normale au cours du cycle cardiaque et, d'autre part, une turbulence intra-artérielle induite.

Si l'artère n'est pas comprimée ou n'est que très légèrement comprimée, l'écoulement du sang à l'intérieur de cette artère s'effectue de façon supposée laminaire : la turbulence est pratiquement négligeable, mais la paroi artérielle est périodiquement déformée par l'ondée systolique.

Par contre, si l'artère est comprimée, l'écoulement laminaire est perturbé. Il apparaît une turbulence intra-artérielle qui exerce un coup de butoir sur la paroi artérielle.

Ces deux grandeurs, d'une part la pression intra-artérielle et d'autre part la turbulence induite, ainsi que leurs variations,

seront utilisées différemment par l'appareil selon l'invention.

L'onde de choc émise par les déformations périodiques de la paroi artérielle, elles-mêmes engendrées par les variations de pression intra-artérielle de l'artère non comprimée ou par la turbulence induite dans l'artère comprimée, peut être captée par un anneau en matière souple rempli d'air, par exemple un brassard appliqué autour d'un membre d'un patient.

La méthode, mise en œuvre par l'appareil selon l'invention pour la mesure de paramètres circulatoires par voie externe,

repose sur le principe que l'onde de choc en question, lorsqu'elle est captée par la face interne d'un tel brassard, préalablement gonflé à une certaine pression, peut engendrer sur cette face des déformations proportionnelles à l'amplitude du choc reçu. Les déformations de la face interne du brassard induisent, à leur tour, à l'intérieur de ce brassard, des variations de pression proportionnelles à l'amplitude du choc reçu. Ces variations de pression à l'intérieur du brassard sont ensuite captées par une jauge de pression différentielle électronique et peuvent être transformées en un signal analogique électronique continu d'amplitude proportionnelle à celle de l'impulsion pneumatique reçue.

Le procédé en question peut être réalisé en isolant ou non l'une des deux entrées de la jauge de pression différentielle par rapport au brassard.

Lorsqu'une des entrées en question est isolée par rapport au brassard, la jauge de pression différentielle mesure les variations de la contre-pression dues aux phénomènes intra-artériels par rapport à une pression constante de référence.

Par contre, lorsque aucune isolation d'une des entrées en question par rapport au brassard n'est réalisée, les variations de la contre-pression dans le brassard dues aux phénomènes intra-artériels sont captés par les deux entrées de la jauge de pression différentielle électronique.

Toutefois, l'une des entrées reçoit les variations en question de la contre-pression modifiées linéairement d'un facteur a après passage dans un réservoir étanche d'air relié à ladite entrée.

La jauge de pression différentielle mesure les variations de la contre-pression dues aux phénomènes intra-artériels modifiées d'un facteur |oc —1|.

L'invention vise un appareil pour la mesure de paramètres circulatoires, par voie externe, appareil comportant un dispositif gonflable en forme d'anneau, duquel débouche une canalisation en Y dont l'une des branches est reliée à un premier capteur d'une jauge de pression différentielle électronique, et l'autre branche à un réservoir étanche d'air en amont duquel, par rapport au brassard, se trouvent un système d'obturation de ladite branche et la canalisation de refoulement d'une pompe à air, la seconde sortie du réservoir d'air étant reliée au deuxième capteur de la jauge de pression différentielle.

Comme système d'obturation, on peut concevoir par exemple un robinet d'arrêt ou un système électronique tel qu'une électrovanne.

Suivant les paramètres circulatoires à déterminer, l'appareil selon l'invention comportera une série de perfectionnements.

Comme on l'a mentionné précédemment, le procédé mis en œuvre par l'appareil selon l'invention exploite différemment l'onde de choc provoquée sur la paroi artérielle par l'écoulement sanguin, suivant que cette onde de choc est engendrée par l'évolution de la pression intra-artérielle au cours du cycle cardiaque ou par la turbulence induite par la compression de l'artère.

Ainsi, on exploitera les variations de pression intra-artérielle d'une artère non comprimée communiquées à un dispositif gonflable, qualifié de brassard dans ce qui suit, et qui est gonflé à une pression constante, très inférieure à la pression diastolique du patient afin de visualiser et/ou d'enregistrer de façon continue la forme, l'amplitude et la fréquence du pouls.

Le procédé mis en œuvre par l'appareil selon l'invention en vue de visualiser et/ou d'enregistrer, de façon continue, la forme, l'amplitude et la fréquence du pouls consistera à appliquer initialement aux deux entrées de la jauge de pression différentielle électronique, une pression égale à la contre-pression régnant dans le brassard, contre-pression maintenue constante et inférieure à la pression diastolique du patient, à isoler, par rapport au brassard, l'entrée de cette jauge reliée au réservoir d'air afin que les phénomènes intra-artériels normaux provoquant des variations de la contre-pression dans le brassard soient captés par l'autre entrée de ladite jauge et transformées en une grandeur électrique continue et proportionnelle aux phénomènes intra-artériels, puis à visualiser et/ou enregistrer de façon continue les paramètres circulatoires souhaités.

De préférence, la grandeur électrique issue de la jauge de pression différentielle électronique sera amplifiée avant son traitement ultérieur.

L'appareil selon l'invention adapté à la détermination de la forme, de l'amplitude et de la fréquence du pouls, suivant le procédé décrit ci-dessus, comportera, en outre, à la sortie de la jauge de pression différentielle électronique, des moyens aptes à visualiser et/ou enregistrer le signal électrique issu de cette jauge.

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Comme système de visualisation, on pourra utiliser, par exemple, un oscilloscope tandis que le système d'enregistrement pourra être tout type d'enregistrement classique, par exemple un enregistreur à plume.

Quant à la fréquence du pouls, on peut également la visualiser au moyen d'un fréquencemètre classique ou à affichage digital.

Avantageusement, l'appareil ainsi conçu comportera également des moyens d'amplification électronique reliés, d'une part, à la sortie de la jauge de pression différentielle électronique et,

d'autre part, aux moyens de visualisation et/ou d'enregistrement.

Le sphygmographe ainsi conçu permet de déterminer de façon continue, par voie externe non traumatique, les paramètres circulatoires désirés.

La contre-pression constante maintenue dans le brassard est très faible, de l'ordre de 15 mm Hg, lorsque celui-ci est appliqué sur la carotide, et de l'ordre de 30 à 40 mm Hg, lorsqu'il est fixé sur un membre. De cette façon, ni la circulation artérielle ni le retour veineux ne sont perturbés.

Les sphygmographes utilisés à l'heure actuelle sont d'utilisation assez délicate. Ils exigent un positionnement rigoureux du capteur. Cet inconvénient peut être supprimé au moyen du sphygmographe selon l'invention. La sensibilité de ce dernier est très grande, ce qui lui permet de déceler de très faibles modifications des paramètres enregistrés. D'autre part, la finesse du tracé, dans des conditions d'utilisation aussi simples, est remarquable. Ce tracé permet notamment de déterminer d'autres renseignements sphygmographiques que ceux cités ci-dessus, en particulier la fréquence respiratoire.

Le sphygmographe selon l'invention peut être utilisé en hémodynamique cardiovasculaire humaine et vétérinaire et pour la surveillance de la circulation périphérique.

Outre la détermination de la forme, de l'amplitude et de la fréquence du pouls, le procédé mis en œuvre par l'appareil selon l'invention pourra être utilisé pour la détermination d'autres paramètres circulatoires.

Suivant d'autres applications, ce procédé permettra soit de surveiller en continu les variations de pression artérielle, soit de déterminer de façon automatique et périodique les pressions systolique, moyenne et diastolique.

En vue de surveiller en continu les variations de pression arté- . rielle, on utilisera les variations de l'amplitude maximale de la pression intra-artérielle dans une artère faiblement comprimée en continu à une pression constante très inférieure à la pression diastolique du patient. Par contre, en vue de mesurer périodiquement les pressions systolique, moyenne et diastolique, on exploitera les variations de l'amplitude de la turbulence intra-artérielle dans une artère décomprimée depuis une pression suprasystolique jusqu'à une pression infradiastolique.

La courbe (1) de la fig. 1 représente les variations de l'amplitude de la turbulence induite dans une artère ou les variations de l'amplitude de l'onde de choc sur la face interne d'un brassard en fonction de la contre-pression P appliquée sur cette artère par le brassard en question depuis une pression suprasystolique jusqu'à une pression infradiastolique.

L'allure générale de la courbe (1) de la fig. 1 traduit parfaitement les observations expérimentales décrites par la suite.

Si on applique sur une artère une pression extérieure au moyen, par exemple d'un brassard gonflé à une pression suffisante pour écraser l'artère jusqu'à la fermer complètement, le sang ne peut plus circuler librement. Par conséquent, si les parois de l'artère sont collabées, aucune force pulsatoire n'est transmise au brassard. Si la pression d'écrasement est graduellement réduite, l'artère tend à se rouvrir: au moment de la réouverture, la valeur de la contre-pression du brassard correspond à la pression systolique du patient. Si on diminue davantage la pression extérieure, la turbulence induite dans l'artère augmente ainsi que l'amplitude de l'onde de choc sur les parois de l'artère se traduisant par une variation de pression captée par la face interne du brassard. Si la contre-pression continue à diminuer, la turbulence sanguine passe par un maximum : à cet instant, la contre-pression dans le brassard correspond à la pression moyenne du patient. Une diminution poursuivie de la contre-pression se traduit alors par une diminution de la turbulence intra-artérielle induite et, par conséquent, par une diminution de l'amplitude de l'onde de choc ainsi produite.

A un moment donné, la turbulence intra-artérielle s'atténue brutalement et le flot sanguin redevient pratiquement laminaire: à cet instant, la contre-pression correspond à la pression diastolique du patient.

En admettant que la pression artérielle du sujet soumis à l'expérience ne varie pas, l'allure générale de la courbe de variations de la turbulence intra-artérielle en fonction d'une nouvelle contre-pression suprasystolique suivie d'une diminution de cette contre-pression jusqu'à une valeur infradiastolique se superposera à la courbe (1) de la fig. 1.

Si, pour une raison quelconque, la pression artérielle du sujet se modifie, cette modification entraînera une translation de la courbe (1) le long de l'axe des contre-pressions: une baisse de pression artérielle du patient se traduira par une translation de la courbe (1) vers la gauche, soit la courbe (2), tandis qu'une hausse de pression artérielle entraînera une translation de cette courbe (1) vers la droite, soit la courbe (3).

Par conséquent, toute baisse de pression artérielle pour une contre-pression constante dans le brassard entraîne une augmentation du phénomène intra-artériel mesuré et, réciproquement, toute hausse de pression artérielle du sujet entraîne une baisse du phénomène intra-artériel mesuré.

Le procédé mis en œuvre par l'appareil selon l'invention, appliqué à la surveillance continue de variations de la pression artérielle, consistera à maintenir la contre-pression dans le brassard à une valeur constante et inférieure à la pression diastolique du patient, à isoler ou pas, par rapport au brassard, l'une des deux entrées de la jauge de pression différentielle électronique afin que les phénomènes intra-artériels provoquant des variations de la contre-pression dans le brassard soient captés par ladite jauge et transformés en une grandeur électrique continue et proportionnelle aux phénomènes intra-artériels, à intégrer, par rapport au temps, la grandeur électrique ainsi produite, puis à déclencher une alarme visuelle et/ou sonore pour toute modification d'amplitude de la grandeur électrique intégrée.

De préférence, la grandeur électrique délivrée par la jauge de pression différentielle sera amplifiée avant son intégration.

L'appareil selon l'invention, adapté à la surveillance en continu de variations de la pression artérielle, suivant le procédé décrit ci-dessus, comportera, en outre, à la sortie de la jauge de pression différentielle électronique, un circuit intégrateur, par rapport au temps, des impulsions électriques délivrées de façon continue par ladite jauge-suivi de moyens de détection, à seuils réglables, des variations d'amplitude de la grandeur électrique intégrée, ces moyens de détection étant capables de déclencher une alarme visuelle et/ou sonore et comportant des moyens aptes à supprimer les artifacts, c'est-à-dire les variations fugaces d'amplitude électrique résultant de variations brèves de la grandeur électrique intégrée provoquées par des mouvements du patient.

Avantageusement, l'appareil ainsi conçu comportera également des moyens d'amplification électronique reliés, d'une part, à la sortie de la jauge de pression différentielle électronique et, d'autre part, au circuit intégrateur.

Lorsque la mise en œuvre de l'appareil ainsi décrit s'effectue après obturation de la branche de la canalisation en Y reliée au réservoir d'air, la jauge de pression différentielle électronique joue le rôle de jauge de pression absolue électronique.

Suivant un perfectionnement à l'appareil décrit précédemment, pour la surveillance en continu de la pression artérielle, on relie le détecteur de variations d'amplitude à un système quel5

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conque de visualisation et/ou d'enregistrement de la pression artérielle.

Suivant un autre perfectionnement à l'appareil décrit précédemment, on ajoute, à la sortie de la jauge de pression différentielle électronique, des moyens aptes à visualiser et/ou enregistrer la forme, l'amplitude et la fréquence du pouls.

L'appareil selon l'invention, adapté à la surveillance de variations de la pression artérielle, fonctionne par voie externe non traumatique.

La contre-pression constante maintenue dans le brassard est suffisamment faible pour ne gêner ni la circulation artérielle ni le retour veineux.

L'appareil en question est d'un emploi très facile et d'une très grande sensibilité. Il permet de déceler, par exemple, des hausses ou des baisses de pression diastolique avec une sensibilité importante. Par exemple, il pourra détecter des variations de pression diastolique de l'ordre de +1 mm Hg.

L'appareil selon l'invention pour la surveillance de variations de la pression artérielle peut être utilisé dans les mêmes domaines que le sphygmographe décrit précédemment.

En outre, l'appareil en question trouvera ses applications aussi bien en médecine humaine que vétérinaire ainsi que dans la recherche pharmacologique, en vue, par exemple, d'étudier des médicaments hypotenseurs.

La mesure automatique et périodique des pressions systolique, moyenne et diastolique au moyen du procédé mis en œuvre par l'appareil selon l'invention ainsi que leur affichage digital reposent sur l'exploitation de la courbe de la fig. 2 représentant les variations de l'amplitude des impulsions électriques à la sortie de la jauge de pression différentielle en fonction des variations de contre-pression dans le brassard depuis une valeur supérieure à la pression systolique du patient jusqu'à une valeur inférieure à la pression diastolique de ce patient.

Les pressions systolique (Ps), moyenne (Pm) et diastolique (Pd) correspondent chacune à un des trois points caractéristiques de la courbe de la fig. 2, ces points correspondant aux changements de pente de la courbe.

Le principe de la mesure des pressions systolique, moyenne et diastolique d'un patient, au moyen du procédé mis en œuvre par l'appareil selon l'invention, consistera essentiellement à faire varier la contre-pression dans le brassard depuis une valeur suprasystolique jusqu'à une valeur infradiastolique, tout en affichant digitalement les valeurs de la contre-pression dans le brassard correspondant aux points Ps, Pm et Pd de la courbe de la fig. 2.

Le procédé mis en œuvre par l'appareil selon l'invention, appliqué à la détermination périodique et automatique ainsi qu'à l'affichage digital des pressions systolique, moyenne et diastolique, consistera à faire varier la contre-pression dans le brassard depuis une valeur supérieure à la pression systolique du patient jusqu'à une valeur inférieure à la pression diastolique de ce patient, à isoler ou pas, par rapport au brassard, l'une des entrées de la jauge de pression différentielle électronique afin que les phénomènes intra-artériels provoquant des variations de la contre-pression dans le brassard soient captés par ladite jauge et transformés en une grandeur électrique continue et proportionnelle aux phénomènes intra-artériels, à relever en continu et à transformer les contre-pressions instantanées régnant dans le brassard en une grandeur électrique au moyen d'une jauge de pression absolue électronique reliée à ce dernier, cette dernière grandeur électrique étant délivrée de manière continue avec une amplitude proportionnelle à l'impulsion pneumatique reçue, à relever simultanément et électroniquement des renseignements aux trois points caractéristiques de la courbe de variations de l'amplitude de la grandeur électrique issue de la jauge de pression différentielle électronique en fonction de la contre-pression dans le brassard, et à afficher digitalement les trois valeurs de la contre-pression dans le brassard qui correspondent aux trois points précités et qui indiquent les pressions systolique, moyenne et diastolique.

De préférence, les grandeurs électriques issues respectivement de la jauge de pression différentielle électronique et de la jauge de pression absolue électronique seront amplifiées avant leur traitement ultérieur.

L'obtention électronique des renseignements, dont il a été question précédemment, ainsi que l'utilisation précise de ces renseignements seront explicitées en détail ci-dessous.

La fig. 2 représente l'enveloppe mathématique des amplitudes a de la grandeur électrique délivrée par la jauge de pression différentielle électronique en fonction de la contre-pression P du brassard.

da

La dérivée —— quitte la valeur zéro en Ps, s'annule et change de dP

signe en Pm et devient très grande en Pd.

da

La dérivée — peut être convertie en une dérivée mathématique de l'amplitude a par rapport au temps T, suivant l'égalité

da da da da dT . , . , da dT dT

—- = — x —, ce qui équivaut a — = —=

dP dT dP dP dP Vitesse de dégonfle-

Jp ment du brassard

La vitesse de dégonflement du brassard, si elle n'intervient pas dans la détermination de Ps et Pm, devra par contre être la plus petite possible pour pouvoir déterminer Pd avec précision.

Cette vitesse de dégonflement du brassard peut être maintenue constante durant la manipulation, de sorte que la dérivée da da

— peut être assimilée à k —, k étant une constante. dP dT

da

Du point de vue électronique, on ne considérera pas —,

Aa

Aa AT

mais bien la différentielle —=—. Dans cette équation, Aa repré-

ÄT

sente la différence d'amplitude de grandeur électrique entre les instants T+AT et T, alors que AP représente la différence de contre-pression dans le brassard entre les instants T+AT et T.

Pour une plus grande facilité, on choisit un intervalle de temps AT constant et égal, par exemple, à l'intervalle entre deux battements cardiaques. D'autre part, la vitesse de dégonflement du brassard étant choisie de façon à être lente et constante durant la manipulation, AP est lui-même assimilé à une constante.

Par conséquent, la suite du raisonnement pourra être effectuée sur les Aa uniquement.

On remarque qu'en Ps Aa quitte une valeur pratiquement nulle pour une valeur positive, qu'en Pm Aa s'annule et change de signe, et qu'en Pd Aa devient très grand.

Le procédé électronique décrit ci-après a pour but d'obtenir uniquement en Ps, Pm et Pd, des Aa quittant une valeur nulle et franchissant une valeur d'amplitude seuil préalablement programmée.

A cet effet, on transforme en signaux en marches d'escalier les différences d'amplitude Aa des impulsions électriques représentées sur la fig. 2. Ces marches d'escalier, qui évoluent comme le montre la fig. 3, sont obtenues à l'aide d'un circuit intégrateur comprenant un déphaseur. La hauteur de chaque signal en marches d'escalier est proportionnelle à Aa et de même signe.

Les signaux en marches d'escalier de cette fig. 3 sont alors différenciés, par rapport au temps, ce qui donne une série d'impulsions très brèves, proportionnelles à l'écart entre chaque marche d'escalier. Ces impulsions évoluent comme l'indique la fig. 4.

Le point A de la fig. 4 représente l'instant où les impulsions apparaissent, c'est-à-dire quittent une valeur nulle. Comme l'indique la fig. 4, l'axe des amplitudes nulles se situe sur l'axe des abscisses.

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Le point A correspond à la pression systolique. Quant au point B, il représente le moment où les impulsions changent de signe, c'est-à-dire passent par une valeur nulle et la quittent en conservant le signe acquis par le changement.

Le point B correspond à la pression moyenne.

Pour détecter le point C, où l'amplitude de l'impulsion est négative et maximale, des procédés analogues à ceux qui ont permis de passer de la fig. 2 à la fig. 4 sont appliqués aux impulsions négatives de la fig. 4, ces impulsions négatives étant au préalable rendues positives, au déphasage près.

Au point D, on a, comme aux points A et B, une amplitude d'impulsion qui passe par une valeur nulle et la quitte. Le résultat ainsi obtenu est représenté à la fig. 5.

Le point D représente la pression diastolique du patient.

Au moment où l'impulsion au point A franchit le seuil d'amplitude correspondant préalablement programmé, et représenté sur la fig. 4 par un trait discontinu, un top est émis, c'est-à-dire une impulsion électrique très brève, qui bloque une mémoire électronique. Le même procédé est appliqué respectivement aux points B et D, de sorte que deux autres mémoires peuvent être bloquées.

Pendant le dégonflement du brassard depuis une pression suprasystolique jusqu'à une pression infradiastolique, on relève en permanence la pression instantanée à l'intérieur de ce brassard et on la transforme au moyen d'une jauge de pression absolue électronique en une grandeur électrique continue et d'amplitude proportionnelle à l'impulsion pneumatique reçue. Cette grandeur % électrique est alors digitalisée par un voltmètre numérique. L'information digitale obtenue est alors envoyée sur les trois mémoires dont il a été question précédemment, chacune d'elles étant suivie d'un affichage digital.

Au moment du blocage de chacune de ces trois mémoires, l'information digitale correspondant à la pression dans le brassard à cet instant est affichée. Le blocage des mémoires s'effectuant uniquement aux points A, B et D des fig. 4 et 5, la pression instantanée à l'intérieur du brassard au moment des trois blocages en question correspond aux pressions systolique, moyenne et diastolique du patient.

L'appareil selon l'invention, adapté à la mesure périodique et automatique des pressions systolique, moyenne et diastolique ainsi qu'à leur affichage digital, comportera, en outre, d'une part, une jauge de pression absolue électronique reliée au brassard et à un voltmètre numérique, lui-même connecté à trois mémoires électroniques, suivies chacune d'un système d'affichage digital et, d'autre part, à la sortie de la jauge de pression différentielle électronique des moyens d'intégration en signaux en marches d'escalier, l'amplitude de ces signaux étant proportionnelle aux impulsions électriques délivrées par ladite jauge de pression différentielle ainsi que des moyens de différenciation, par rapport au temps, des nouvelles impulsions ainsi obtenues, ces moyens de différenciation étant eux-mêmes connectés à trois systèmes à seuil d'amplitude préalablement programmée, ceux-ci étant reliés chacun à une des trois mémoires électroniques.

Un premier moyen d'intégration est relié à un premier moyen de différenciation, lui-même connecté à deux des trois systèmes à seuil en question en vue d'un affichage digital ultérieur de la pression systolique et de la pression moyenne.

D'autre part, le premier moyen de différenciation est relié à un second moyen d'intégration en signaux en marches d'escalier,

suivi d'un second moyen de différenciation, lui-même connecté à un système à seuil d'amplitude préalablement programmée en vue d'un affichage digital ultérieur de la pression diastolique.

Avantageusement, l'appareil ainsi conçu comportera en outre des moyens d'amplification électronique situés directement à la sortie de la jauge de pression différentielle électronique et à la sortie de la jauge de pression absolue électronique.

Lorsque la mise en œuvre de l'appareil décrit précédemment pour la détermination de la pression artérielle s'effectue après obturation de la branche de la canalisation en Y reliée au réservoir d'air, la jauge de pression différentielle électronique joue le rôle de jauge de pression absolue électronique.

Il est évident que, dans ces conditions, la jauge de pression différentielle électronique pourrait être remplacée par une jauge de pression absolue de type électronique ou pneumatique.

En définitive, toute jauge de pression capable de fournir à sa sortie une grandeur électrique dont l'amplitude décrit la courbe de la fig. 2 en fonction de la contre-pression dans le brassard peut remplacer avantageusement, dans cette application, la jauge de pression différentielle électronique en question.

De même, toute jauge de pression capable de transformer les contre-pressions dans le brassard en une grandeur électrique continue et proportionnelle à celles-ci pourra être utilisée avantageusement en lieu et place de la jauge de pression absolue électronique prévue à cet effet.

L'appareil selon l'invention ainsi perfectionné en vue de déterminer les pressions systolique, moyenne et diastolique, fonctionne par voie externe non traumatique.

Son utilisation est à la fois simple et précise. Il permet de déterminer et d'afficher les pressions systolique, moyenne et diastolique, avec une précision de ±2 mm Hg, à la fois en médecine humaine et vétérinaire.

En cela, l'appareil en question est supérieur aux appareils déjà connus dans cette application. Par ailleurs, son système d'affichage est entièrement nouveau et permet de visualiser la valeur de la pression moyenne.

On précisera également qu'il est possible de combiner en un seul appareil l'appareil selon l'invention pour la mesure de la pression artérielle et celui pour la surveillance de variations de cette même pression artérielle.

A l'appareil selon l'invention pour la mesure de la pression artérielle, on peut adjoindre, à la sortie de la jauge de pression différentielle, un intégrateur, par rapport au temps, des impulsions électriques issues de cette jauge, suivi de moyens de détection à seuils réglables des variations d'amplitude de la grandeur électrique intégrée, ces moyens étant capables de déclencher ime alarme visuelle et/ou sonore.

D'autre part, on peut envisager de placer, à la sortie du premier intégrateur de signaux en marches d'escalier prévu dans l'appareil pour la mesure de la pression artérielle, des moyens de détection à seuils réglables des variations d'amplitude de la grandeur électrique intégrée, ces moyens étant capables de déclencher une alarme visuelle et/ou sonore.

On a ainsi conçu un appareil unique permettant de surveiller des variations de la pression artérielle, par exemple entre deux déterminations et affichages de celle-ci.

II est également possible d'ajouter, à la sortie de la jauge de pressions différentielles électronique, dans le cas des deux variantes décrites ci-dessus, des moyens aptes à visualiser et/ou enregistrer la forme, l'amplitude et la fréquence du pouls.

Un tel appareil sera utile, par conséquent, pour déterminer la forme, l'amplitude et la fréquence du pouls ainsi que les pressions systolique, moyenne et diastolique. En outre, cet appareil permettra de surveiller des variations de la pression artérielle.

Toutes les variantes de l'appareil selon l'invention décrites ci-dessus font également partie de la présente invention.

On mentionnera également que, dans l'appareil selon l'invention, dans ses perfectionnements décrits ci-dessus ainsi que dans toutes leurs variantes, il est possible de rendre automatiques certaines phases de fonctionnement.

Par exemple, il est possible de prévoir un système électronique permettant le gonflement du brassard jusqu'à une pression prédéterminée ainsi que la fermeture automatique du système d'obturation fixé sur l'une des branches de la canalisation en Y.

De même, on peut envisager de rendre automatiques les gonflement et dégonflement du brassard suivant ime fréquence préprogrammée.

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Les caractéristiques et avantages de l'invention ressortiront d'ailleurs de la description qui va suivre, à titre d'exemple, en référence aux dessins schématiques annexés sur lesquels:

— la fig. 1, comme mentionné précédemment, représente des courbes de variations de la turbulence intra-artérielle induite en fonction de la contre-pression d'un brassard comprimant une artère; ces courbes représentent également les variations de l'amplitude de la grandeur électrique issue de la jauge de pression différentielle électronique après intégration par rapport au temps;

— la fig. 2 représente l'enveloppe mathématique de l'amplitude a des impulsions électriques issues de la jauge de pression différentielle en fonction de la contre-pression P dans le brassard;

— la fig. 3 représente un diagramme d'amplitudes a, diagramme obtenu après intégration des amplitudes de la fig. 2 en signaux en marches d'escalier en fonction de la contre-pression P dans le brassard;

— la fig. 4 représente un diagramme d'amplitudes a, diagramme obtenu après différenciation, par rapport au temps, des signaux en marches d'escalier représentés à la fig. 3, et ce en fonction de la contre-pression P dans le brassard;

— la fig. 5 représente un diagramme d'amplitudes a, diagramme obtenu après intégration des amplitudes négatives de la fig. 4 en signaux en marches d'escalier, puis différenciation, par rapport au temps, de ces signaux en marches d'escalier, et ce en fonction de la contre-pression P dans le brassard;

— la fig. 6 représente un diagramme d'un appareil selon l'invention;

— la fig. 7 représente un diagramme du sphygmographe;

— la fig. 8 représente un diagramme d'un appareil selon l'invention, adapté à la surveillance continue de variations de la pression artérielle;

— la fig. 9 représente un diagramme d'un appareil selon l'invention, adapté à la détermination périodique et à l'affichage des pressions systolique, moyenne et diastolique;

— la fig. 10 représente un diagramme d'un intégrateur en signaux en marches d'escalier.

Conformément à la forme de réalisation illustrée par la fig. 6, un appareil selon l'invention pour la mesure de paramètres circulatoires par voie externe comporte un brassard 1 réalisé sous la forme d'une enveloppe torique creuse en matière plastique ou en caoutchouc dont la cavité intérieure étanche est reliée à une canalisation 2 se divisant en deux branches 2a et 2b. La branche 2a aboutit directement au capteur 3a de l'appareil 3, tandis que la branche 2b aboutit à une entrée d'un réservoir étanche d'air 4, la sortie de ce réservoir d'air étant reliée au capteur 3b de l'appareil 3. Un robinet d'arrêt 5 est inséré dans la branche 2b dans laquelle débouche, en aval dudit robinet par rapport au brassard, la tuyauterie de refoulement 6 d'une pompe à air 7.

L'appareil 3 est avantageusement réalisé sous la forme d'une jauge de pression différentielle électronique, en soi connue, qui, à partir de deux pressions différentes, émet un signal analogique électronique proportionnel à la différence des pressions considérées reçues respectivement par les capteurs 3a et 3b de cette jauge. Il peut s'agir, par exemple, de l'appareil qui se trouve dans le commerce sous la référence LX 3700 D de la société américaine National Semi-Conductor, et qui comprend un pont de Wheat-stone à quatre piézorésistances. Les capteurs 3a et 3b de cette jauge de pression différentielle électronique sont en réalité deux piézorésistances voisines du pont de Wheatstone à quatre piézorésistances dont il a été question précédemment.

On peut également utiliser comme appareil 3 des systèmes commercialisés par Crouzet ou Schlumberger, soit à pont de piézorésistances avec incorporation éventuelle d'un amplificateur et d'un circuit thermostaté, soit à haute fréquence avec décalage de phase proportionnel aux différences de pression.

La canalisation 2 sera réalisée avantageusement au moyen de tuyaux en matière souple, de préférence en caoutchouc, et le diamètre intérieur de ces canalisations sera d'environ 2 mm.

Le réservoir d'air 4 pourra être constitué, par exemple, d'une enceinte creuse telle qu'une sphère creuse ou un cylindre creux en verre du genre résonateur de type Helmoltz. Il pourra s'agir également d'un ensemble de cavités creuses.

Quant au robinet d'arrêt 5, il pourra s'agir, par exemple, d'un simple robinet manuel ou, de préférence, d'une électrovanne.

On décrira, par la suite, le fonctionnement de l'appareil.

Après que le brassard a été placé autour d'un membre du patient, la pompe 7 est enclenchée, le robinet 5 étant ouvert. On gonfle le brassard jusqu'à une certaine valeur de pression : cette pression est identique dans le brassard et dans les deux capteurs 3a-3b de l'appareil 3. On ferme le robinet. La pression reste la même dans le capteur 3b du fait de l'étanchéité du corps de pompe 7. Le réservoir d'air 4 sert uniquement de pression de référence, de façon à pallier un éventuel manque d'étanchéité du corps de la pompe.

Les variations de pression dues aux phénomènes intra-artériels engendrent une onde de choc reçue par la paroi artérielle qui la retransmet à la face interne du brassard induisant dans l'enceinte intérieure de celui-ci de faibles variations de pression. La pression dans le brassard, augmentée des faibles variations de pression dues aux phénomènes intra-artériels, est transmise dans le capteur 3a.

La différence de pression entre les capteurs 3a-3b, après amplification, déséquilibre le pont de Wheatstone à quatre piézorésistances de l'appareil 3, ce qui engendre une tension électrique.

La tension électrique issue de l'appareil 3 est continue et proportionnelle aux variations de pression dues aux phénomènes intra-artériels.

L'appareil décrit peut également fonctionner en maintenant le robinet d'arrêt 5 ouvert durant toute l'opération.

Dans ce cas, la pression initiale de gonflement du brassard, augmentée des variations de pression dues aux phénomènes intra-artériels, est transmise, d'une part, au capteur 3a et, d'autre part, au réservoir d'air 4 qui modifie linéairement, d'un facteur a, l'amplitude du phénomène vibratoire de fréquence constante. Le réservoir d'air joue, ainsi, le rôle de résonateur.

Le coefficient a de modification en question est le suivant:

Q

-s/(l—H2)+4eV Q = nombre de cavités résonnantes.

Fréquence cardiaque (~ 1,2 Hz) ou ses harmoniques

Fréquence de résonance propre du résonateur s = coefficient d'amortissement du système résonnant, (s <2% si on utilise du verre et du caoutchouc.)

La jauge de pression différentielle électronique 3 mesure alors la différence entre les pressions régnant dans les capteurs 3a-3b, la multiplie par un coefficient K et la transforme en une grandeur électrique, comme décrit précédemment.

Le sphygmographe décrit conformément à la forme de réalisation représentée à la fig. 7 comprend le brassard 1, la canalisation 2 divisée en ses deux branches 2a et 2b, le robinet 5, la pompe à air 7, le réservoir d'air 4 et la jauge de pression différentielle électronique 3 comportant les capteurs 3a et 3b. En outre, à la sortie de l'appareil 3 se trouve un système d'amplification électronique 8 tel qu'un amplificateur électronique formé de un ou plusieurs étages linéaires d'amplification à circuits intégrés, suivi d'un fréquencemètre 9 et d'un enregistreur 10 de type graphique ou oscilloscopique.

Le fonctionnement du sphygmographe ainsi conçu peut être décrit comme suit.

On place le brassard 1 autour d'un membre du patient et on enclenche la pompe 7, le robinet 5 étant ouvert. On gonfle le brassard jusqu'à obtention, à l'intérieur de celui-ci, d'une pression très inférieure à la pression diastolique du patient (environ 15 mm Hg). On ferme le robinet 5. La jauge de pression différentielle 3

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mesure la différence entre les pressions régnant dans les capteurs 3a-3b, la multiplie par un coefficient K et la transforme en une tension électrique qui est envoyée dans l'amplificateur électronique 8. La tension électrique amplifiée est alors envoyée dans le fréquencemètre 9 qui affiche la fréquence cardiaque et dans l'enregistreur 10 dont le stylet trace des courbes représentant la forme du pouls.

Conformément à la forme de réalisation représentée à la fig. 8, un appareil selon l'invention pour la surveillance de variations de la pression artérielle comprend le brassard 1, la canalisation 2 divisée en ses deux branches 2a et 2b, le robinet 5, la pompe à air 7, le réservoir d'air 4, la jauge de pression différentielle électronique 3 comportant les capteurs 3a et 3b. En outre, à la sortie de l'appareil 3 se trouve un système d'amplification électronique 11 tel qu'un amplificateur électronique formé de un ou plusieurs étages linéaires d'amplification à circuits intégrés, par exemple un amplificateur SFC 2741 EC commercialisé par la firme Sescosem.

L'amplificateur 11 est lui-même relié à un intégrateur 12 de type classique, suivi d'un système d'alarme 13 à seuil réglable qui détecte et compare des amplitudes d'impulsions électriques à un niveau d'amplitude prédéterminé. Le système d'alarme en question délivre des signaux sonores et/ou lumineux pour des amplitudes d'impulsions électriques de durée suffisamment longue dépassant l'amplitude seuil.

L'appareil ainsi conçu, pour la surveillance en continu de variations de la pression artérielle, fonctionne comme suit.

On a donné, à titre d'exemple, le fonctionnement et l'utilisation de cet appareil dans le cas d'une surveillance de baisse de pression artérielle.

On place le brassard 1 autour d'un membre du patient. Le robinet 5 étant par exemple ouvert, on enclenche la pompe 7 et on gonfle le brassard jusqu'à obtention à l'intérieur de celui-ci, d'une pression constante et inférieure à la pression diastolique du patient.

La jauge de pression différentielle 3 mesure la différence entre les pressions régnant dans les capteurs 3a-3b et, comme décrit précédemment, la transforme en une tension électrique. Les impulsions électriques recueillies à la sortie de l'amplificateur 11 sont alors intégrées en surfaces par rapport au temps, au moyen de l'intégrateur 12, pour obtenir un niveau continu et proportionnel à l'aire de l'impulsion. La tension électrique issue de l'intégrateur 12 est alors dirigée vers le système d'alarme 13. L'alarme fonctionne lorsque l'amplitude de la tension électrique atteint une amplitude seuil préalablement fixée durant un temps suffisamment long, par exemple 5 à 6 s.

Sur la fig. 1, on a supposé que ai représente, pour une contre-pression P' du brassard, l'amplitude de la tension électrique issue de l'intégrateur au départ de la manipulation. L'expérimentateur programmera, par exemple, comme amplitude seuil, la valeur de l'amplitude a'>ai.

Si, au cours de l'expérience, la pression artérielle du sujet diminue, la courbe (1) obtenue au départ de l'essai se déplace et vient occuper la position de la courbe (2), par exemple. Dans ce cas, une alarme se déclenchera pour l'amplitude a2>a'.

Conformément à la forme de réalisation représentée à la fig. 9, un appareil selon l'invention pour la détermination et l'affichage des pressions systolique, moyenne et diastolique, comprend le brassard 1, la canalisation 2 divisée en ses deux branches 2a et 2b, le robinet 5, la pompe à air 7, le réservoir d'air 4 et la jauge de pression différentielle électronique 3 comportant les capteurs 3a et 3b.

En outre, à la sortie de l'appareil 3 se trouve un système d'amplification électronique 14 tel qu'un amplificateur électronique formé de un ou plusieurs étages linéaires d'amplification à circuits intégrés, par exemple un amplificateur SFC 2741 EC.

L'amplificateur 14 est lui-même relié à un premier intégrateur 16 de signaux en marches d'escalier. Un tel intégrateur est représenté à la fig. 10. Celui-ci comprend le déphaseur 17 de -

composé d'un condensateur et d'un amplificateur sans contre-réaction, le différenciateur 18 de type classique formé d'un 5 condensateur et d'une résistance, les diodes 19 et 20, l'amplificateur électronique 21, la porte 22, le condensateur 23 et l'amplificateur 24 monté en adapteur d'impédance.

L'intégrateur 16 est connecté à un premier différenciateur 25 de type classique. A la suite du différenciateur 25 se trouve un io deuxième intégrateur 26 de signaux en marches d'escalier identique à l'élément 16.

A la suite de cet intégrateur 26 se situe le différenciateur 27. Les deux différenciateurs 25 et 27 sont eux-mêmes connectés à des circuits à seuils d'amplitude: le différenciateur 25 est relié au cir-15 cuit 28 seuil de la pression systolique et au circuit 29 seuil de la pression moyenne, tandis que le différentiateur 27 est relié au circuit 30 seuil de la pression diastolique.

Ces circuits seuils sont constitués de telle manière que les impulsions issues des différenciateurs sont envoyées en opposition 20 à ime tension électrique seuil; seules les impulsions, issues des différentiateurs, supérieures à la contre-tension peuvent passer vers un amplificateur.

Les circuits seuils 28,29 et 30 sont reliés respectivement aux mémoires électroniques 31, 32 et 33, elles-mêmes connectées res-25 pectivement aux systèmes d'affichage digital 34, 35 et 36.

D'autre part, le brassard est relié à une jauge de pression absolue électronique 37 à pont de Wheatstone de piézorésistances,

cette jauge étant elle-même connectée à un amplificateur électronique 38 tel que ceux cités précédemment. L'amplificateur 38 est 30 relié au voltmètre numérique 39 connecté aux trois mémoires électroniques 31, 32 et 33.

Le système d'affichage 34 indique la pression systolique, le système d'affichage 35 la pression moyenne, et le système d'affichage 36 la pression diastolique.

35 L'appareil ainsi conçu pour la détermination et l'affichage de la pression artérielle fonctionne de la façon suivante.

On place le brassard 1 autour d'un membre du patient. Le robinet 5 étant, par exemple, ouvert, on enclenche la pompe 7 et on gonfle le brassard jusqu'à obtention, à l'intérieur de celui-ci, 40 d'une pression supérieure à la pression systolique du patient.

On procède alors au dégonflement du brassard, suivant une vitesse lente et constante, depuis la pression initiale, suprasystolique, jusqu'à une pression infradiastolique. La vitesse de dégonflement sera telle que le passage de la pression suprasysto-45 lique à la pression infradiastolique s'effectuera, par exemple, en 15 à 20 s.

La jauge de pression différentielle 3 mesure, à chaque instant du dégonflement, la différence entre les pressions régnant dans les capteurs 3a-3b et, comme décrit précédemment, la transforme en 50 une tension électrique. Les impulsions électriques recueillies à la sortie de l'amplificateur 14 sont ensuite déviées en totalité vers le déphaseur 17 de l'intégrateur 16 en signaux en marches d'escalier représenté à la fig. 10. Ce déphaseur 17 est constitué d'un condensateur et d'un amplificateur sans contre-réaction, dans lequel le 55 signal électrique pénètre par l'entrée négative.

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Le signal, déphasé d'une valeur de -, est alors différencié, par rapport au temps, au moyen de l'élément 18. La diode 20 sélectionne alors la partie positive du signal différencié, ce qui, après 6° passage dans l'amplificateur 21, commande l'ouverture de la porte électronique 22.

D'autre part, les impulsions provenant de l'amplificateur 14 sont également déviées vers la diode 19 qui en sélectionne la partie positive et la transmet à la porte électronique 22.

65 Cela permet d'enregistrer, sur le condensateur 23, la valeur maximale du signal provenant de l'amplificateur 14, ce qui donne des marches d'escalier dont la hauteur est proportionnelle à l'amplitude du signal issu de cet amplificateur.

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L'amplificateur 24 monté en adapteur d'impédance permet de lire la tension aux bornes du condensateur 23 et de la retransmettre en basse impédance vers le différenciateur 25.

A la sortie du différenciateur 25, le signal est envoyé, d'une part, vers les systèmes à seuils d'amplitude 28 et 29 et, d'autre part, vers le second intégrateur 26 en signaux en marches d'escalier identique à l'intégrateur 16. Toutefois, dans ce second intégrateur 26, le signal électrique pénètre dans l'amplificateur sans contre-réaction, non plus par l'entrée négative, mais bien par l'entrée positive.

Un top (ou impulsion brève) est émis, par le circuit 28, dès qu'y parvient une impulsion d'amplitude supérieure à l'amplitude programmée. Cela a pour effet de bloquer la mémoire électronique 31. Ensuite, la mémoire électronique 32 puis la mémoire 15 électronique 33 se bloquent, à leur tour, de la même manière, c'est-à-dire dès qu'un top parvient respectivement des circuits 29 et 30.

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D'autre part, durant le dégonflement du brassard, les pressions instantanées régnant dans ce brassard sont transformées en une tension électrique continue par la jauge de pression absolue électronique 37. Cette tension électrique est alors amplifiée par passage dans l'élément 38 et dirigée vers un voltmètre numérique 39 où elle est digitalisée. L'information digitale est alors envoyée sur les trois mémoires 31,32 et 33.

Lors du blocage, dont il a été question précédemment, les mémoires affichent sur les systèmes d'affichage digital 34, 35 et 36 respectivement la pression systolique, la pression moyenne et la pression diastolique du sujet.

En vue de surveiller des variations de la pression artérielle entre deux déterminations de celle-ci, il est possible de relier l'amplificateur 14 à un intégrateur classique suivi d'un système de détection de variations d'amplitude comme décrit à la fig. 8. De même, il est possible de relier l'intégrateur 16 de signaux en marches d'escalier à un système de détection de variations d'amplitudes.

2 feuilles dessins

Claims

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1. Appareil pour la mesure de paramètres circulatoires par voie externe, comportant un dispositif gonflable en forme d'anneau, caractérisé en ce que du dispositif gonflable débouche une canalisation en Y dont l'une des branches est reliée à un premier capteur d'une jauge de pression différentielle électronique et l'autre branche à un réservoir étanche d'air en amont duquel, par rapport au brassard, se trouvent un système d'obturation de ladite branche et la canalisation de refoulement d'une pompe à air, la seconde sortie du réservoir d'air étant reliée au deuxième capteur de la jauge de pression différentielle.

2. Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce que la jauge de pression différentielle électronique est du type comprenant un pont de Wheatstone à quatre piézorésistances.

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REVENDICATIONS

3. Appareil selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que le système d'obturation est une vanne commandée manuellement ou par un dispositif électronique.

4. Appareil selon la revendication 3, caractérisé en ce que la vanne est une électrovanne.

5. Appareil selon l'une des revendications précédentes pour la détermination continue de la forme, de l'amplitude et de la fréquence du pouls, caractérisé en ce qu'il comporte, à la sortie de la jauge de pression différentielle électronique, des moyens aptes à visualiser et/ou enregistrer le signal électrique issu de cette jauge.

6. Appareil selon la revendication 5, caractérisé en ce que les moyens aptes à visualiser et/ou enregistrer sont un oscilloscope, un enregistreur à plume ou vin fréquencemètre à affichage digital ou non.

7. Appareil selon l'une des revendications précédentes pour la surveillance en continu de variations de la pression artérielle, caractérisé en ce qu'il comporte, à la sortie de la jauge de pression différentielle, un circuit intégrateur, par rapport au temps, des impulsions électriques délivrées de façon continue par ladite jauge, suivi de moyens de détection, à seuils réglables, des variations d'amplitude de la grandeur électrique intégrée, ces moyens de détection étant capables de déclencher une alarme visuelle et/ou sonore et comportant des moyens aptes à supprimer les variations fugaces d'amplitude électrique résultant de variations brèves de la grandeur électrique intégrée provoquées par des mouvements du patient.

8. Appareil selon la revendication 7, caractérisé en ce que les moyens de détection des variations d'amplitude sont reliés à un système de visualisation et/ou d'enregistrement des variations de la pression artérielle.

9. Appareil selon l'une des revendications précédentes pour la mesure des pressions systolique, moyenne et diastolique, ainsi que pour leur affichage digital, caractérisé en ce qu'il comporte, d'une part, une jauge de pression absolue électronique reliée au dispositif gonflable et à un voltmètre numérique, lui-même connecté à trois mémoires électroniques, suivies chacune d'un système d'affichage digital et, d'autre part, à la sortie de la jauge de pression différentielle électrique, des moyens d'intégration en signaux en marches d'escalier, l'amplitude de ces signaux étant proportionnelle aux impulsions électriques délivrées par ladite jauge de pression différentielle, ainsi que des moyens de différenciation, par rapport au temps, des nouvelles impulsions ainsi obtenues, ces moyens de différenciation étant eux-mêmes connectés à trois systèmes à seuil d'amplitude préalablement programmée reliés chacun à une des trois mémoires électroniques.

10. Appareil selon la revendication 9, caractérisé en ce qu'un premier moyen d'intégration en signaux en marches d'escalier est relié à un premier moyen de différenciation, lui-même connecté à deux systèmes à seuil d'amplitude préalablement programmée en" vue d'afficher ultérieurement la pression systolique et la pression moyenne.

11. Appareil selon la revendication 9, caractérisé en ce que le premier moyen de différentiation est relié à un second moyen d'intégration en signaux en marches d'escalier suivi d'un second moyen de différenciation, lui-même connecté à un système à seuil d'amplitude préalablement programmée en vue d'afficher ultérieurement la pression diastolique.

12. Appareil selon l'une des revendications 9 à 11, caractérisé en ce que le moyen d'intégration en signaux en marches d'escalier comprend un condensateur connecté à une porte électronique reliée, d'une part, à une diode et, d'autre part, à un circuit électronique comprenant un condensateur et un amplificateur sans contre-réaction, ce circuit étant suivi d'une diode et d'un amplificateur.

13. Appareil selon l'une des revendications 9 à 12, caractérisé en ce qu'il comporte à la sortie de la jauge de pression différentielle électronique un intégrateur, par rapport au temps, des impulsions électriques délivrées par ladite jauge suivi de moyens de détection à seuils réglables des variations d'amplitude de la grandeur électrique intégrée, ces moyens de détection étant capables de déclencher une alarme visuelle et/ou sonore en vue de surveiller des variations de la pression artérielle.

14. Appareil selon l'une des revendications 9 à 13, caractérisé en ce qu'il comporte à la sortie du premier intégrateur de signaux en marches d'escalier des moyens de détection à seuils réglables des variations d'amplitude de la grandeur électrique intégrée, ces moyens de détection étant capables de déclencher une alarme visuelle et/ou sonore en vue de surveiller des variations de la pression artérielle.

- 15. Appareil selon l'une des revendications 9 à 14, caractérisé en ce qu'il comporte à la sortie de la jauge de pression différentielle électronique des moyens aptes à visualiser et/ou enregistrer le signal électrique issu de cette jauge en vue de déterminer la forme, l'amplitude et la fréquence du pouls.