FR2582122A1 - Dispositif de mesure automatique de la pression arterielle par monitorage autonome, informatise en ambulatoire vrai - Google Patents

Abstract

DISPOSITIF DE MONITORAGE AMBULATOIRE AUTONOME ET INFORMATISE DE LA PRESSION ARTERIELLE L'INVENTION CONCERNE UN DISPOSITIF PERMETTANT DE MESURER PENDANT 24HEURES AU MOINS, EN AMBULATOIRE VRAI, DE FACON AUTONOME, LA PRESSION ARTERIELLE DE SUJETS. IL EST CONSTITUE PAR UN BOITIER DE 1,5KG CONTENANT UN LOGICIEL MICROPROCESSEUR DE RYTHME DE POMPAGE, UN DISPOSITIF D'AFFICHAGE DES VALEURS, UNE CARTE MEMOIRE AMOVIBLE, UN MICROPHONE PIEZO-ELECTRIQUE ET UN CAPTEUR DE PRESSION PIEZO-RESISTIF, UN DISPOSITIF DE FILTRAGE DES SIGNAUX, UNE POMPE A MEMBRANE ET UNE VANNE A POINTEAU CYLINDRIQUE, DES PILES ALCALINES JETABLES, UN BRASSARD PRATIQUE ET FACILE A POSER, UNE TUYAUTERIE, DES CABLES ELECTRIQUES ET UN SYSTEME DE CONTENTION. LE DISPOSITIF SELON L'INVENTION EST PARTICULIEREMENT DESTINE A MESURER LA PRESSION ARTERIELLE PAR MONITORAGE AMBULATOIRE VRAI.

Description

SPECIFICKTION DE L'INVENTICN.

L'invention présente vise à fournir un enregistreur permettant le manito- rage ambulatoire de la tension artérielle, par voie non-invasive, donc non-sanglante, déterminant la systole, la diastole et la fréquence cardiaque, au moyen d'une mesure indirecte auscultatoire, par recueil des bruits de Korotkoff et par stockage des données obtenues sur une mémoire solide amovible. Cette invention répond sensiblement mieux aux exigences de la pratique que les appareils existant antérieurement et considère tous les progrès réalisés ces dernières années avec les composants de la micro-informatique moderne.Elle vise plus particulièrement à fournir un enregistreur de volume et de poids plus réduits, comparé aux appareils antérieurs, tout en présentant une sensibilité beaucoup plus grcsnde, éliminant tous les bruits parasites et notamment tous les artefacts résultant du port et de la manipulation de l'appareil et de ses annexes.

L'appareil permet, en plus du transfert immédiat des données enregistrées vers un ordinateur, de prélever la mémoire et de la transférer par tout autre moyen à l'ordinateur, par exemple en l'e#édiant par la poste.

Normalement ce transfert s'opère directement à partir de l'enregistreur à travers un modem (modulateur-démodulateur) pour opérer un traitement instantané qui se réalise à travers un logiciel à vocation universelle spécialement mis au point pour ce type d'enregistreur.

Dans ce but, l'invention propose un enregistreur comportant un boitier contenant toute la partie informatique et mécanique, un brassard d'un modèle nouveau, qui peut être fixé sur un bras en l'enserrant, portant sur sa face interne un moyen de captage des bruits de la systole et de la diastole et un moyen de captage de la pression d'air existant à l'intérieur de la vessie, des moyens portables de gonflage et de dégonflage cycliques du brassard, une source d'alimentation électrique intégrée, des moyens capteurs constitués d'une part par un microphone piézo-électrique et d'autre part par un capteur de pression piézo-résistif, le premier écoutant les bruits de Korotkoff, le second mesurant la pression d'air du brassard, enfin une tuyauterie nécessaire à pomper l'air à partir du boitier dans le brassard et deux câbles électriques reliant le microphone et le capteur au boitier. Il existe aussi un système de contention de l'appareil grâce à un étui spécialement approprié et à ule suspension constituée par un baudrier et par une ceinture ventrale.

HISICKIQUE L' L'INVENTICN.INVESTTION. L'INVENTICN.INVESTTION.

En 1905, un médecin russe, du nom de Korotkoff, met en relation les sons audibles au stéthoscope avec les turbulences engendrées par le flux sanguin lors de la repenaéation de l'artère humérale après son obstruction. Celle-ci est obtenue par la pose d'un brassard gonflable, posé au niveau du bras et gonflé au delà de la pression systolique du sujet.

L'écoute simultanée de la variation des sons, après gonflage au delà de la systole montre que tout bruit a disparu. Au fur et à mesure que le brassard se dégonfle par un dégonflage progressif, il arrive un moment ou l'on commence à entendre un certain bruit qui va en s'intensifiant. Ce temps d'apparition est très court et est en relation avec la pression maxima, ou systole. Ce moment correspond à ce qui a été appelé la phase
I. Au fur et à mesure que le brassard se dégonfle, les bruits changent de tonalité et il apparaît un moment où ce bruit devient sourd puis cesse.

Ces deux périodes constituent les phases IV et V de Korotkoff et correspondent à la diastole. Pour les uns la diastole vraie est celle de la phase IV, pour les autres, celle de la phase V.

Le problème fondamental réside donc dans la prise correcte de la systole et de la diastole et est d'autant plus important qu'il s'agit de l'appliquer à une mesure ambulatoire vraie, donc à des sujets qui vaquent à leurs occupations habituelles, de jour comme de nuit. La solution à ce problème constitue l'une des réalisations majeures de notre invention.

BASES GENEKsslES DE LA PRESENE INVI####I(N
La mesure correcte de la tension artérielle dans le but de son utilisation en antulatoire a été abordée diversement par un certain nombre de chercheurs. Ils ont surtout dû faire face à de nombreuses difficultés inhérentes aux méthodes ambulatoires, qui doivent etre aussi fiables et reproductibles que les méthodes classiques.Ils ont cherché à éliminer les bruits parasites extérieurs qui peuvent influencer l'écoute des bruits physiologiques ainsi que les artefacts engendrés par divers facteurs extérieurs, comme les vibrations dues à la marche, les vibrations des moyens de locomotion, les faux mouvements du bras, la contraction des muscles du bras enregistreur, les chocs contre divers obstacles, le contact inopiné avec des obstacles, une mauvaise position du bras pendant la nuit ou des heurts directs sur le manchon pendant la durée de gonflement du brassard. Ils ont aussi essayé de trouver les moyens adéquats pour visualiser correctement les valeurs des pressions tensionnelles et pour les garder en mémoire, si ce n'est pour les enregistrer.

Nous passerons rapidement en revue les divers systèmes proposés. Gilford (US Patent 2.827.040), dans son sphygmomanomètre automatique, utilise un détecteur d'impulsion de pression à thermistor, qui mesure un intervalle de temps aux extrémités desquelles on place les systoles et diastoles.

L'examen doit être répété deux fois avant que les valeurs trouvées soient considérées comme exactes. La pression est mesurée pendant la période d'augmentation de la pression, si bien que la première valeur affichée constitue la diastole et la seconde, la systole. Kompelien (US Patent 3.051.165) a recours à un transilluminateur placé au niveau du lobe de l'oreille, mesurant le moment de l'opacité la plus forte du courant sanguin et constituant la systole et celui de la clarté la plus grande, correspondant à la pression la plus faible, donc à la diastole. Eirnbaun (US Patents 3.996.226 & 3.893.452) a recours à un cathéter intra-artériel. Richter et coll.(US Patent 3.187.292) intègre le premier et le dernier son de Korotkoff dans un cycle automatique de mesure.Follett (US
Patent 3.3nu.230) génère des impulsions de faible intensité répétées régulièrement servant de calibrage au fur et à mesure des diminutions espacées et régulières de la pression. On superpose ensuite les deux types de signaux pour en apprécier la différence par inspection visuelle.

London (US Patents 3.202.148 & 3.319.623) emploie une colonne d'indicateurs lumineux correspondant aux divers niveaux de pression et dont un certain nombre sont activés par les bruits de Korotkoff. Les spots lumineux les plus élevés et les plus bas constituent l'intervalle systolediastole. Un enregistreur automatique sur papier montre les deux valeurs extrêmes. Vogt (US Patent 3.450.131) utilise un filtre de 1.000Hz pour distinguer les signaux des artefacts et qui sont utilisés pour la discrimination des portes de signaux de K. Sanctuary (US Pat. 3.654.915) considère comme artefact tout bruit de K ni précédé ni suivi par un autre son de K. La pression est testée par un manomètre à colonne de mercure possédant toute une série de senseurs. Les mesures sont indiquées par une colonne de lampes et peuvent être enregistrées par une imprimante.

Pendant chaque cycle de l'opération le brassard est gonflé à une valeur déterminée, puis la pression est réduite progressivement à travers une valve de fuite linéaire (leak) distincte de la valve aveugle (dump), utilisée à la fin de chaque cycle de mesure. De plus son système incluait une série de lampes pour caractériser les diverses mesures et comprenait éventuellement un enregistreur sur papier.Quoiqu'il en soit la majorité de ces systèmes ont eu recours à un concept de dégonflage du brassard selon un mode linéaire ou exponentiellement décroissant dans l'idée de pouvoir corréler les mesures avec la fréquence cardiaque la plus basse, ce qui évidemment entraîne des erreurs d'appréciation assez considérables, les systèmes utilisés n'étant pas assez souples pour s'adapter automatiquement aux variations de la fréquence cardiaque, qui, comme on le sait, sont fréquentes au cours de la journée ou sous des influences diverses, telles que le sport, la course, les émotions etc. Ce dernier système, comme d'ailleurs les autres mentionnés, n'était pas vraiment applicable à la mesure ambulatoire vraie, car non réellement portable, tributaire d'une prise de courant extérieure, non construit pour un monitorage de longue durée.

Squires et coll.(US Patent 4.216.779) mettent alors au point un système permettant une vue digitale directe des valeurs mesurées, enregistrées sur bande magnétique et analysables à grande vitesse sur un plotter. Ils utilisent un transducteur de pression et la pression est diminuée à des intervalles successifs commandés par les battements cardiaques, ou, en l'absence de ces battements, par intercalage de palliers de dégonflages régulièrement espacés.Ils ont recours à un enregistrement des signaux émis sur une bande magnétique, tournant dans un enregistreur porté séparément de celui qui programme et dirige la mesure de la tension artérielle. On enregistre donc simultanément deux dérivations d'un électrocardiogranne de 24 heures, donc d'un HCLTER-E0G, alors que la mesure de la tension s'effectue seulement toutes les 7,5 à 30 minutes.

Les valeurs de la pression artérielle précédente obtenue sont mémorisées à chaque mesure et entrent en considération pour la prochaine mesure, qui est automatiquement incrémentée d'une valeur égale à 30mm de Hg, ceci pour la valeur de pression du gonflage. Le transducteur est placé à l'intérieur d'une poche à air du brassard, poche distincte de la poche à air servant à recevoir l'air au moment du cycle de gonflage-dégonflage.

Le transducteur est appliqué juste au dessus de l'artère humérale afin de pouvoir capter dans les meilleures conditions les bruits de K.

Finalement Squires et coll. font disparaître la bande magnétique et la remplacent par une mémoire solide. Ils n'ont plus recours au port d'un enregistreur de HOLTER-ECG et n'obtiennent plus de ce fait un enregistrement corrélatif d'un électrocardiogramme de 24 heures, ce qui allège considérablement le confort des patients, tenus jusque là à porter deux enregistreurs, celui du WELTER contenant la cassette et celui destiné à la mesure de la pression artérielle Par contre ils enregistrent la fréquence cardiaque à l'aide d'une seule dérivation holtérienne, à travers trois électrodes placées sur le thorax.

L'enregistreur de la TA peut être connecté directement, après la prise des mesures de la TA de 24 heures, à un trend-setter qui imprime les valeurs enregistrées et détermine un profil tensionnel graphique. Il peut également transmettre les données à un ordinateur, à travers un modem, qui traite les données de la même manière.

DESCRIPTION DE NUIRE INVENTION
L'invention concerne un certain nombre de dispositifs concernant tout aussi bien la présentation externe de l'enregistreur que les modalités de captage des bruits de Korotkoff. La technique de ce captage a été très perfectionnée ainsi que les éléments mécaniques: le poids général et le volume de l'enregistreur ont été considérablement réduits, qui ne sont plus que la moitié des autres modèles, la forme de l'appareil a été adaptée physiologiquement au corps, les capteurs de pression, constitués par un microphone présentant une taille plus importante que les antérieurs et par un transducteur (fig.4), servant à la sensibilisation du système par mesure de la pression d'air règnant dans la vessie, constituant une coopération active pour les mesures, la pompe à membrane9 de conception nouvelle, a l'avantage d'un poids ainsi que d'une taille nettement plus petits liés à un fonctionnement remerquablement plus puissant, avec un cycle plus rapide et un seuil de bruit très bas, à la limite de l'audible, la valve (fig.6), d'une conception et d'une structure très particulières, à fonctionnement très silencielu: et assurant une étanchéite parfaite, - la source électrique qui utilise des piles alcalines à bas voltage et à ampèrage élevé, de durée plus étendue, de capacité 3 ou 4 fois celle d'une pile ordinaire, l'absence de microélectrodes fixées antérieureirtrit au niveau du thorax, un brassard à pose ultra-rapide, de concept électronique de mesure rigoureusement superposable aux systole et diastole.

ZUSE DE PRESSICN
Elle constitue la partie originale et la plus importante de ce brevet
Elle est obtenue par l'utilisation conjointe d'un microphone piézo-électrique à caractères spécifiés ci-dessous, donc de grande taille et d'un capteur de pression piézo-résistif pour la pression règnant à l'intérieur du brassard. Ce dernier est constitué par une gaine de toile rectangulaire, d'une largeur de 10 à 15 cm et d'riz longueur de 25 à 80 cm, suivant le type de bras.Il présente, à l'une de ses extrémités, une boucle métallique allongée, permettant à l'autre extrémité de coulisser à travers elle et de se replier sur la face supérieure par simple repli sur une couche "velcro". Un pareil système permet de fixer le brassard en quelques instants et ne nécessite point de rouler longuement la partie libre du brassard autour du bras. Le brassard contient une vessie d'où part un seul tuyau, servant pour le gonflage. Celle-ci est gonflée à une pression allant de 0 à 300 nnflg. Après l'arrêt de fonctionnement du compresseur, le microphone détecte ou non des bruits. En leur absence on commande le dégonflage du brassard.En cas de maintien de ces derniers, on gonfle la vessie d'une valeur supérieure de 30 mSHg à la valeur précédente jusqu'à atteindre un pallier silencieux, prouvant qu'on a bien dépassé la systole. Naturellement, lorsqu'on dégonfle en l'absence de bruit, le compresseur est bloqué, et l'apparition de bruits ne provoquera pas sa mise en route. La valeur de pression systolique est alors mise en mémoire, majorée de 30 mSHg, servant de limite pour déterminer le seuil supérieur de la mesure suivante ne nécessitant plus d'effectuer tous les tests successifs d'obtention du pallier silencieux. Ceux-ci restent néanmoins toujours possibles, en cas d'áugmentation importante de la pression artérielle.

Le dégonflage du brassard est assuré par une électrovanne progressive commandée par un moteur pas-à-pas (fig.6) et non pas par une électro-vanne fonctionnant en tout ou rien. Le moteur est asservi à la pression, de manière à assurer le dégonflage du brassard en des temps toujours identiques, en 30 secondes par exemple, quelle que soit la pression initiale.

Ceci assure une précision constante dans la mesure des pressions. De plus ce type d'électrovanne n'engendre aucune variation de pression parasite, ce qui est un avantage très important, tant pour la mesure des pressions que pour la détection des bruits de Korotkoff. Ce système évite les variations de pressions brutales reçues par le micro et, par suite, impossibles à différentier des signaux significatifs.

LE MICROPH0NE PIEZO-ELM;TRIQUE, (fig.4)
Il sert à recueillir les bruits de KCROEKOFF en détectant les pulsations de l'artère humérale. On le pose sous le brassard, au niveau de la gouttière brachiale, après avoir recherché avec soin la localisation de cette artère. En fait, grâce aux caractéristiques nouvelles de notre microphone, cette recherche dure un temps très court par rapport à tous les autres systèmes utilisant des microphones. Cette durée est de ltordre de 30 secondes, au lieu de 5 à 15 minutes, comme c'est le cas avec la plupart des autres microphones utilisés, aussi bien en poste fixe, qu'en semi-embulatoire ou en ambulatoire vrai.Le microphone est constitué essentiellement par une plaque rectangulaire dans lequel est enchassé un disque circulaire de céramique piézo-électrique fixé sur un disque de laiton très mince qui sert de membrane. Le tout est fixé sur une plaque rectangulaire très rigide, qui sert de support et de blindage à la cellule qui se trouve à l'intérieur de ce système. La face de la cellule qui est fixée sur le disque de laiton est reliée à la masse. Sur l'autre côté de la cellule, donc sur la partie à haute impédance, l'ensemble est entouré par la masse métallique. C'est à ce niveau-là que l'on recueille la tension.

L'oeillet qui tient une partie du circuit imprimé est lié au blindage du coaxial qui met l'ensemble au potentiel de la masse et qui sert de blindage. Le fil central n'est pas relié au blindage, car celà le mettrait à la masse mais à une partie isolée du circuit imprimé, un relais isolant qui est relié luiinême à l'âme du coaxial de telle manière qu'une traction sur ce fil ne soit suivie d'aucun effet artefactuel ou parasitaire. Le petit fil part de là et est relié à la face interne de la céramique piézo-électrique, qui de cette façon n'est soumis à aucune traction, à aucune flexion ou à aucune désinsertion quelconque.

La tension recueillie peut atteindre avec, ce qui est très important et autorise tous les traitements ultérieurs. Un tel système permet de capter un signal de grande amplitude et d'une excellente qualité non-artéfactée.

Cette tension est transférée par un CI (fig.4) dans un câble non-blindé, de longueur quelconque, en même temps que la pression (fig.4). D'une dimension efficace de 35 mm sur chaque bord, le microphone est particulièrement bien protégé contre les actions parasites, tels que les ronflements, les tractions mécaniques sur le fil, etc.. Il recueille séparément les bruits de la systole et de la diastole, chacune des valeurs étant filtrée de façon séparée et sélective, sachant que la fréquence des bruits systoliques est liée à une vitesse du courant sanguin de l'ordre de lm/sec, et les bruits diastoliques, à une vitesse de l'ordre de 10 m/sec, d'après la formule: 1= C/v, où 1 est la longueur d'onde, C la vitesse de circulation du sang et v, la fréquence du bruit.

Les bruits sont corrélés et intégrés à partir des potentiels recueillis.

Dans le tensiomètre proprement dit, ce signal est soumis à un traitement de filtrage qui a pour but d'extraire à partir des fréquences cardiaques, qui sont de 0,5 à 2 Hz environ, les fréquences plus grandes que 60 Hz, avec une atténuation très grande, de tordre de 30 db/octave. A la sortie du système on observe une tension continue en l'absence des bruits de
Korotkoff, ou une succession de pics à fréquence cardiaque, en présence des bruits. Il est de ce fait naturellement très facile de faire la discrimination.Une protection très notable contre les artéfacts est ième obtenue en validant l'information de la systole seulement après le n pic, au troisième par exemple et de la diastole, seulement n secondes après la disparition du signal.Ceci évite au départ de déclencher sur un coup parasite et de considérer au cours de la mesure comme la diastole l'absence d'un ou de deux signaux. Ceci entraîne un léger décalage dans les mesures de pression, mais qui va être compensé par la logique du fil.

LE CAPTEUR DE PRESSICN.(fig.4)
Les pressions sont mesurées directement sur le brassard à l'aide d'un capteur incorporé à celui-ci. Ce capteur, à jauge piézo-résistive, de petite dimension, fixé sur le manchon du brassard, ainsi que son électronique associée, mesure la pression régnant dans la poche. On s'affranchit ainsi des effets du tuyau de gonflage qui sont d'un ordre triple: perte de charge importante, retard dans la transmission des mesures, oscillations dûes au gonflage et au dégonflage. Les variations de pression de la chantre de gonflage sont directement recueillies par le capteur qui permet d'en déterminer les oscillations et l'amplitude.

Il est destiné sutout à éliminer l'inertie du système de mesure et à compenser ainsi des pertes de charge normalement inévitables. On obtient une mesure plus "réelle", moins soumise aux fluctuations du système d'enregistrement, donc un enregistrement plus régulier et surtout plus rapide. Contrairement à d'autres systèmes, ce capteur ne se trouve pas situé dans une chambre spéciale, car il est important de mesurer ces variations de pression règnant dans la chambre même de gonflage. Ceci évite une mesure discriminatoire entre les pressions et les bruits, car la séparation des chambres d'air n'augmente pas la précision des mesures.

Enfin l'électronique assure l'interchangabilité des brassard - capteur et autorise une liaison électrique non-blindée de longueur quelconque.

LE FILTRAGE DES SIGNAUX (fig. 3; fig.5; fig.7 à 14).

Les bruits de Korotkoff ne présentant pas toujours la même intensité, l'amplitude du signal enregistré peut présenter des variations de niveau allant de 1 volt à plusieurs dizaines de volts. Il convenait d'effectuer une filtration dans une bande passante suffisamment large pour pouvoir les mesurer dans toutes les gammes. En effet si la filtration est réalisée à un niveau trop bas, les bruits de Korotkoff deviennent inaudibles et disparaissent. On a donc décidé d'effectuer cette filtration à une fréquence relativement élevée, de l'ordre de 60 Hz, quel que soit le niveau d'écoute de ces bruits, tout en sachant que la fréquence de résonance du microphone peut être de 2000 à 3000 Hz. La diminution des bruits correspond à la phase IV, donc de diminution de la fréquence, c'est ce qui permet de déterminer de façon très précise l'apparition de la diastole.L'avantage de notre système consiste donc à délimiter de façon rigoureuse cet espace, grâce à un découpage en fréquence.

LA CUYlPT#ILISATICN DES IMPULSICNS.

A partir du moment où un signal apparait, le système commence à comptabi- liser à partir du 3ème bruit. Puis le système comptabilise jusqu a la diastole. En même temps est réalisée une mise en forme en signaux carrés, ce qui permet d'exclure tout mouvement anormal pouvant se produire pendant la durée de la prise du signal.

LE AtJUR.(fig.5)
Le moteur utilisé est un moteur à rotor sans fer, possédant un réducteur de transmission muni d'une courroie crantée et non pas d'un pignons La raison de cette substitution tient au fait que le niveau sonore est considérablement abaissé et que le fonctionnement de la courroie crantée est plus doux. Dans ce moteur il n'y a pas de variations de réductance, ce qui lui donne un rendement de près de 80%, la partie cuivre tournant, alors que le fer reste fixe.

LA VANNE.(fig.5)
Elle constitue l'une des parties les plus originales de cette invention.

Au lieu de présenter un embout en pointeau, elle affecte une section droite d'un cylindre. Ceci a comme avantage de permettre une fuite parfaitement contrôlable de l'air au moment du dégonflage. Elle est fixée sur une vis entraînée par un moteur pas à pas, de faible voltage, mais de couple relativement élevé pour permettre une avance et un retour du piston réguliers, sans consommation élevée de courant, car l'économie de l'énergie dans ce système est fondamental.

LA SOURCE ELDCERI9CE.

Elle est constituée par deux piles de 4,5 volts alcalines du commerce, jetables et non par de lourdes batteries cadmium-nickel rechargeables.

Ces dernières en effet présentent l'inconvénient majeur de présenter des fuites de charge souvent importantes, en fonction de divers facteurs, tels que la température ou lrhumidité. Les piles de 4,5 v ne présentent aucun de ces inconvénients mais ont l'avantage de la simplicité dans leur utilisation. On évite également l'achat de chargeurs encombrants et onéreux. De plus leur durée de vie est de l'ordre de 3 jours, si bien qu'un enregistrement de cette durée peut être effectuée aisément.

LA PChPE.

La pompe est une minipompe à membrane spécialement construite pour cet appareil, donc très compacte, mais de capacité suffisante pour réduire la durée du pompage à un taux acceptable . Cette durée est de l'ordre de 10 secondes, pour une pression maxima de 300 mm Hg. Son cycle de gonflage est réglé par la mémoire du microprocesseur, qui fournit à chaque mesure un incrément maximum de 30 trnflg. La valeur de chaque mesure obtenue est gardée en mémoire et augmentée de cette valeur au prochain gonflage. Si cette valeur est dépassée, la mémoire vive augmente la pression d'un nouvel incrément de 30m~Hg, jusqu'à obtention de la valeur de pression maxima. Le dégonflage se réalise par la suite en trente secondes environ.

GESTICN DE L'ENSEMBLE DU SYSTEME. (fig. 1; fig.2).

L'ensemble est suffisamment puissant pour assurer: le fonctionnement au coup par coup (test), le fonctionnement programmé à 3, 7,5, 15 et 30 minutes. L'heure, qui est enregistrée à chaque fois, l'affichage des valeurs, le calcul du rythme cardiaque, le contrôle du gonflage de brassard, le contrôle du dégonflage, la correction éventuelle des valeurs de la systole et de la diastole, et en fin de compte, la mise en mémoire dans un circuit EEPRJW (fig.3), qui peut être lue in situ ou être interchangée. Le tout est naturellement protégé lors du changement des piles.

DESoellTICN DES FIGURES.

La figure 1 concerne le schéma général du circuit du microprocesseur ainsi que de l'horloge. La figure 2 représente les circuits annexes du microprocesseur. La figure 3 est celle de la cairnande de la mémoire.

La figure 4 correspond au capteur de pression et du microphone piézoélectrique. La figure 5 est celle du schéma du filtrage, donc de l'extrac- tion des bruits de Korotkoff. Le figure 6 est celle du système de la vanne. Les figures 7 à 14 concernent l'évolution du filtrage et la résolution du problème des signaux nets de la diastole et de la systole, insensibles aux artefacts: la fig.7 correspondant aux tout premiers enregistrements obtenus des oscillations des pressions, montrant qu aucune distinction tant de la systole et de la diastole n'était apparente, la fig.8, à la première détection réalisée du signal de la systole et de la diastole dont les limites sont encore floues, la fig. 9, au tout premier signal net tant de la systole que de la diastole, la fig. 10, à une définition beaucoup plus précise des signaux de la systole et de la diastole, la fig. 11, au filtrage nettement défini et réalisé de la diastole et de la systole, la fig.12, à la distinction maintenant sans équivoque systole et diastole, la fig. 13, à l'exclusion de la répercussion au début du gonflage de perturbations extérieures (bruits, chocs, etc..) sur l'apparition claire et nette des signaux de la systole et de la diastole, et enfin, la fig. 14 à un autre et ultime exemple démontrant l'insensibilitéde du captage et de la précision des signaux de la systole et de la diastole à lségard d'artefacts produits artificiellement, tant au début que durant le gonflage

Claims (8)

REVENDICATIONS 1- Dispositif de la mesure de la tension artérielle en méthode ambulatoire vra comportant un boîtier contenant la source électrique, la pompe, la vanne (fig; 6 le système de commande et de régulation automatique (fig. 1 ; fig. 2 ; fig. 3), brassard de forme et d'aspect particulier, un microphone piezo-electrique carré de grande taille, un capteur piezo-resistif applique sur la vessie du brassard, jeu de tuyauterie unique et de câbles électriques reliant les organes de captage au boîtier.
1. 2- Dispositif non-invasif, non douleureux, source électrique autonome, de ta et de poids réduits de moitie par rapport à des enregistreurs antérieurs, à form plus esthétique et mieux adaptée à la configuration physiologique humaine, n'uti sant point d'électrodes extérieures pour capter la fréquence cardiaque.
2. 3- Dispositif suivant la revendication 1 ou 2 utilisant un mode de filtrage de signaux (fig. 5) éliminant pratiquement tout artefact pouvant se produire tant a début que durant le gonflage du brassard et se signalant par la netteté de défin tion des signaux de la systole et de la diastole.
3. 4- Dispositif suivant la revendication 1, 2 ou 3, ayant recours à l'utilisatio d'une source électrique facilement disponible et amovible, notamment grâce à des piles alcalines du marché évitant le recours à des batteries et à des chargeurs onéreux.
4. 5- Dispositif suivant l'une quelconque des revendications précédentes utilisant un moteur à courroie de transmission crantée, à niveau sonore extrêmement bas, u pompe à membrane de petit volume mais à capacité de pompage maxima et une électr vanne à pointeau cylindrique, permettant une fuite parfaitement controlable (fig 6- Dispositif suivant la revendication 1, caractérisé en ce qu'il assure la de tection précise et rigoureuse de l'apparition, puis de la diminution d'intensité des bruits de Korotkoff conditionnant l'exactitude du repérage de la systole et la diastole (fig. 3 ; fig. 5).
5. 7- Dispositif suivant l'une quelconque des revendications préfedentes comporta l'utilisation d'un seul tuyau d'air et de deux câbles électriques.
6. 8- Dispositif suivant l'une quelconque des revendications précédentes, comportant une carte memoire-EEPROM amovible, indépendante d'une source électrique et conservant la mémoire enregistree (fig. 3), contenant un programme de traitement des signaux prélevés par le microphone et le capteur.
7. 9- Dispositif muni d'une fiche de sortie multiple pour la connection avec un ordinateur muni de moyens d'affichage < > ##suivant l'une quelconque des reven- dications précédentes comprenant des moyens de calcul et, 10- Dispositif de contrôle du rythme -de pompage par un ligiciel permettant le g < flage périodique du brassard, selon un rythme déterminé (fig. 1).
8. 11- Dispositif affichant < sur deux écrans, situes sur la face supérieure de l'enregistreur, fournissant successivement : l'heure, la systole, la diastole et la fréquence cardiaque (fig. 2)#