Brevet FR2475881A1 — publié le 19810821

L'invention a trait à un dispositif de mesure de la pression sanguine comprenant un microphone pour capter les bruits provoqués par le sang dans une artère et des moyens de filtrage reliés au microphone. Un dispositif de mesure de la pression san- guine connu d'après le brevet US 2.827.040 présente un microphone destiné à capter les bruits de Korotkoff provo- qués par le sanà s'écoulant dans une artère. Le microphone est relié, par l'in-termédi-aire d'un amplificateur, d'un filtre passe-bande et d'un circuit de mise en forme d'im- pulsions, à un circuit à coïncidence. Un brassard gonflable, susceptible d'être fixé au bras de la -ersonne à examiner, est relié à un réservoir d'air présentant un ajutage de sortie qui, lors de la mesure, crée un flux d'air passant devant une thermistance. La thermistance, servant à la détection d'impulsions de pression, est également reliée, par l'intermédiaire d'un amplificateur et d'un circuit de mise en forme d'impulsions, au circuit à coïncidence. En outre, il est prévu un manomètre pour la détection de la pression systolique et un manomètre pour la détection de la pression diastolique. Les deux manomètres sont reliés chacun par une valve au réservoir d'air. Le réservoir d'air est en- core relié, par l'intermédiaire d'une valve, à un compres- seur et en outre, par l'intermédiaire d'une valve d'éva- cuation d'air, à l'atmosphère ambiante. Au surplus, il est encore prévu un dispositif de commande pour l'actionnement des différentes valves. Lors de la mesure d'une pression sanguine, on augmente graduellement la pression dans le réservoir d'air. De ce fait, dans certaines zones de pression, on obtient des impulsions aussi bien en raison des bruits de Korotkoff que des oscillations de pression, ces impulsions étant adressées au circuit à coïncidence. Lors de la première coïncidence d'impulsions, c'est-à-dire celle s'établissant pour la pression la plus faible, on relie temporairement au réservoir d'air, le manomètre servant à mesurer la pression diastolique de sorte qu'il mesure et indique la pression diastolique. On augmente ensuite davan- tage la pression. Lors de la coïncidence d'impulsions survenant à la pression la plus élevée, on relie tempo- rairement au réservoir d'air le manomètre servant à me- surer la pression systolique et on mesure ainsi la pres- sion systolique. Un autre dispositif de mesure de la pression sanguine connu d'après le brevet US 3.450.131 possède un microphone qui est relié, par l'intermédIaire d'un ampli- ficateur réglé, aux entrées de trois filtres passe-bande différents. Ceuxci ont des fréquences de passage de 40, et 1000 Hz. Les sorties des trois filtres passe-bande sont reliées à un circuit logique. Le dispositif comporte en outre un brassard gonflable et un capteur de pression qui est relié à un appareil d'enregistrement de la pression par l'intermédiaire d'un convertisseur analogique/numé- rique déconnectable et d'un circuit à porte. Lors d'une mesure de la pression sanguine, on gonfle le brassard à une pression supérieure à la pression systolique et on le dégonfle ensuite lentement. On obtient ainsi, dans une certaine zone de pression, des bruits de Korotkoff qui sont transformés en signaux électriques par le microphone. Le circuit logique relié aux sorties des filtres est alors constitué de façon telle qu'il identifie comme des bruits parasites, les signaux qui présentent une composante à 1000 Hz alors qu'il identifie comme des bruits de Korotkoff les signaux qui présentent une composante à 40 Hz et une composante à 100 Hz mais aucune composante à 1000 Hz. Pour chaque signal identifié comme bruit de Korotkoff, le convertisseur analogique/numérique et le circuit à porte sont pilotés par le circuit logique de façon que la pression mesurée à ce moment par le capteur de pression se trouve enregistrée dans l'appareil d'en- registrement de la pression.La première valeur de pression enregistrée correspond donc à la pression systolique et la dernière valeur de pression enregistrée à la pression diastolique. En outre, il y est en plus évoqué la possibi- lité de prévoir un circuit auxiliaire conçu de façon telle que seules la pression systolique et la pression diastoli- que soient enregistrées. Dans les dispositifs de mesure de la pression sanguine connus d'après les deux brevets américains 2.827. 040 et 3.450.131, on mesure donc comme pression diastolique la plus petite pression pour laquelle survient encore un bruit de Korot}koff. Pour cela, on établit la présence d'un bruit de Korotkoff par le fait que les signaux élec- triques correspondants qui franchissent les filtres passe- bande disponds dans l'appareil, dépassent une certaine valeur de seuil. On a maintenant procédé à des mesures compa- ratives, dans lesquelles les valeurs de la pression dias- tolioue sont mesurées d'une part indirectement, c'est-à-dire en utilisant un brassard gonflable, et d'autre part direc- tenent ou par voie sanglante, c'est-à-dire en reliant di- rectement les artères à un appareil de mesure de la pres- sion. Il résulte de ces mesures comparatives que les mé- thodes indirecte et sanglante concordent de façon plus ou moins bonne selon les différents patients, des écarts parfois notables pouvant survenir. Si l'on considère la pression sanguine mesurée par voie sanglante comme la pression sanguine véritable, les méthodes de mesure indi- rectes provoquent des erreurs de mesure, dont l'importance dépend des caractéristiques individuelles des patients examines. En soi, on sait depuis longtemps que les bruits de Korotkoff ne deviennent pas seulement plus faibles mais encore modifient leur fréquence lors de la diminution de la pression du brassard jusqu'au voisinage de la pression dias- tolique. On peut à ce sujet citer par exemple le "Handbuch der inneren Medizin", tome 9, cinquième partie, "Herz und Kreislauf" de G. von Begmann, W. Frey et H. Schwiegk, pu- blié en 1960 par la maison d'édition allemande Springer- Verlag. Dans le langage professionnel, les médecins font une distinction en particulier entre "quatrième" et "cinquième" bruits de IKorotkoff. Ce cinquième bruit est plus faible-et plus grave que le quatrième bruit. Les autorités médicales recommandent actuellement de mesurer la pression sanguine diastolique auquatrième bruit de Korotkoff. Des expériences ont maintenant montré que la pression sanguine diastolique, mesurée à l'occasion du 3 quatrième bruit de Korotkoff, est de 7 à 15 % supérieure à la pression sanguine mesurée lors du cinquième bruit de Korotkoff,chez environ 80 à 90 % des personnes examinées. Une telle différence n'a en général pas d'importance si l'on considère les variations de la pression sanguine sur- venant normalement à court terme. Cependant, pour environ à 20 % des personnes examinées, la pression diastolique mesurée au quatrième bruit de Korotkoff est de jusqu'à 70 % supérieure à la pression mesurée au cinquième bruit de Korotkoff. Avec les appareils de mesure de la pression sanguine connus décrits ci-dessus, la pression sanguine diastolique est toujours mesurée pour le même bruit de t Korotkoff, en l'occurrence vraisemblablement le quatrième bruit. Il en résulte que des erreurs de mesure importantes peuvent survenir chez une certaine proportion des personnes examinées. L'invention s'est donc donné, entre autres, com- me objectif, de réaliser un dispositif de mesure de la pres- sion sanguine à action indirecte, grâce auquel les erreurs de mesure évoquées ci-dessus peuvent être éliminées ou pour le moins diminuées. L'invention repose maintenant sur la mise à profit de la constatation que l'on peut diminuer les er- reurs de mesure lors de la mesure indirecte de la pression sanguine, si l'on ne considère pas seulement la modifica- tion de l'intensité sonore mais également le spectre de fréquence des bruits de Korotkoff qui se modifie;%de façon variable selon les individus. Cet objectif est atteint par un dispositif de mesure de la pression sanguine du genre défini en pré- ambule, caractérisé en ce qu'il comporte un organe de réglage, grâce auquel on peut mettre au point au choix l'une au moins de deux fonctions de transfert différentes des moyens de filtrage, et en ce que le facteur de trans- mission des moyens de filtrage, pour les deux fonctions de transfert, dépend de façonsdifférentes de la fréquence. D'autres caractéristiques avantageuses de l'invention apparaîtront à la lecture de la description suivante. Dans un but de clarification, on doit remar- quer que, par 'pression sanguine"et "pression dans la cham- bre ci air", on désigne toujours la pression relative me- surée par rapport à la pression atmosphérique ambiante. L'invention sera maintenant décrite plus en détail à propos d'une forme de réalisation particulière représenté aux dessins annexés dans lesquels: la figure 1i représende, en vue de dessus, un dispositif de mesure de la pression sanguine, 1a figure 2 représente un bloc-schéma du dispositif de mesure de la pression sanguine, la figure 3 représente le schéma des moyens de filtrage servant à recueillir au choix différents bruits de Kcrotkoff, cub ds la figure 4 est un diagramme-illustrant la courbe des fréquences de la fonction de transfert des mo- yens de filtrage, et la figure 5 est un diagramme illustrant le déroulement temporel d'une mesure de la pression sanguine. Le dispositif de mesure de la pression san- guine représenté à la figure 1 possède un brassard 1 sus- ceptible d'être fixé au bras de la personne à examiner et un appareil désigné dans son ensemble par 3. Le brassard 1 contient une chambre à air gonflable déformable, formée d'une poche de caoutchouc, ainsi qu'un microphone et il est relié de façon détachable à l'appareil 3 à l'aide d'une conduite 5 qui présente un tuyau souple relié à la chambre à air ainsi qu'un câble relié au microphone et, du côté de l'appareil, un connecteur enfichable 7. L'appareil 3 pos- sàde un boîtier 9 avec un raccord fileté 9a sur lequel est fixée de façon détachable, à l'aide d'un écrou de raccorde- ment 11, une pompe 13 avec un corps de pompe sensiblement cylindrique en caoutchouc. Sur le bottier 9 sont fixés un raccord à air 15 du type à gorges et un raccord électrique 17, formé d'une fiche-châssis, sur lequel le connecteur 7 peut être enfiché. En outre,il est prévu un raccord 19 formé d'une fiche-châssis pour le raccordement d'un casque écouteur. L'appareil présente en outre trois interrupteurs a poussoir 21, 23, 25, une unité d'affichage numérique 27 et différents éléments constructifs, pneumatiques et élec- triques, disposés à l'intérieur du bottier 9. A la figure 2, on a représenté de façon schématique la chambre à air gonflable 31 et le microphone 33 qui appartiennent au brassard 1, ainsi qu'une partie des éléments constructifs, pneumatiques et électriques, disposés dans l'appareil 3. La chambre à air-31 est reliée, par le tuyau souple contenu dans la conduite 5 et par des conduits d'air disposés dans l'appareil 3, à la pompe 13 par l'intermédiaire d'un clapet de non-retour 35 ainsi qu'à une valve d'évacuation 37 pilotable électriquement et à un capteur de pression 39. La pompe 13 est encore pourvue d'une entrée d'air munie d'un clapet de non-retour 41. Les deux clapets de non-retour 35 et 41 sont montés de façon telle que,par compression et libération manuelles alterna- tives du corps de pompe, de l'air puisse être aspiré dans l'ambiance et refoulé dans la chambre à air 31. Le microphone 33 est relié par des conduc- teurs électriques à l'entrée de moyens de filtrage 51 dont la sortie est-reliée aussi bien au raccord d'écou- teur 19 qu'à un discriminateur 53 qui comporte un potentio- mètre de réglage 54, pour-le réglage d'une valeur inférieure de seuil, ainsi qu'un circuit de mise en forme d'impulsions. La sortie de ce potentiomètre 54 est reliée à un organe de lun maonut aoc commande 55. Le capteur de pression 39 comporte/en pont con- vertisseur de mesure, constitué d'éléments piézo-résistifs et relié à l'entrée d'un amplificateur 57. La sortie de celui-ci est reliée à l'organe de commande 55 d'une part par un différenciateur 59, d'autre part par une liaison parallèle qui court-circuite ce dernier. Le capteur de pression 39 et l'amplificateur 57 sont encore reliés à un dispositif 75 de recalage automatique à zéro qui est relié par un conducteur à une sortie de l'organe de commande 55. La sortie du différenciateur 59 est également reliée à l'organe de commande 55 et en outre à une entrée d'un régulateur 61. L'organe de commande 55 est également relié à une entrée du régulateur 61 dont la sortie est reliée à l'organe d'actionnement électromagnétique de la valve d'évacuation 37. L'organe de commande 55 présente de plus deux raccords reliés respect:lvement à des condensateurs 63 e J crnmant une mémoire analogique. L'organe de commande est dc plus relié à un organe de pilotage d'affichage - 67 qui comprend notamment un convertisseur analogique/numé- rique et qui est relié à l'unité d'affichage 27. Un discri- minateur 69 présente une entrée encore reliée à la sortie du différenciateur 59 et une sortie reliée à une entrée d'un mesureur de fréquence cardiaque 71 ainsi qu'à l'organe de commande 55. Le mesureur de fréquence cardiaque 71 pos- seate encore une entree de pilotage reliée à l'organe de commande 55 et une manalogique eéalernent reliée à l'organe de commande 55. L'interrupteur à poussoir 21 est relié à l'organe de commande 55 et l'interrupteur à poussoir 23 à l'élément F7 de pilotage d'affichage. En outre, il est prévu une source de tension d'alimentation 73, comprenant une batterie, qui est reliée aux bornes de tension d'alimenta- tion des différents éléments actifs et au raccord de masse. L'interrupteur à poussoir 25 ainsi que l'organe de commande sont reliés à la source de tension d'alimentation 73 qui, en plus de la batterie, présente encore certain- éléments logiques ainsi qu'un régulateur pour la stabilisa- tion de la tension d'alimentation. La batterie est contenue dans un bac susceptible d'être fermé par un couvercle. Le taicrophone 33 est relié à la borne d'entrée 81 et à la borne de masse 83 des moyens de filtrage 51 qui sont représentés séparément à la figure 3. La borne 81 est reliée par l'intermédiaire d'un condensateur 34 à l'entrée non-inverseuse 85a et par l'intermédiaire d'une résistance 37 à l'entrée inverseuse 85b d'un amplificateur 85. L'entrée o30 noninverseuse 85a est reliée à deux résistances 89, 91 montoeson parallèle, la résistance 39 étant reliée directe- ment et la résistance 91 par l'intermédiaire d'un interrup- teur 93, à la borne de masse $3. Par l'intermédiaire d'une résistance 95 et d'un condensateur 97 monté en parallèle par rapport à celle-ci, la sortie 85c de l'amplificateur 35 est reliée à l'entrée inverseuse 35b, laquelle est encore reliée i la borne de masse 33 par l'intermédiaire d'une résistance 99 et d'un condensateur 1.G montés en série. La sortie S5c de l'amplificateur 85 est reliée à la borne de sortie 103 des moyens de filtrage. En outre, l'amplificateur 85 est encore relié à la source de tension d'alimentation 73 par des conducteurs non re- présentés. Le potentiomètre de réglage 54 et l'interrup- teur 93 sont disposés à l'intérieur du boîtier 9, de sorte qu'ils ne peuvent être réglés ou actionnés qu'après ou- verture du couvercle qui ferme le bac de batterie. Désignons par "facteur de transmission" T le rapport entre la tension mesurée, par rapporti-à la masse, à la borne de sortie 103 et la tensionmesurée, par rapport à la masse, à la borne d'entrée 81. La variation du facteur de transmission T par rapport à la fréquence f est repré- sentée à la figure 4 pour les deux positions de l'inter- 1D- rupteur 93. Lorsque l'interrupteur 93 est ouvert comme représenté à la figure 3, la fonction de transfert des moyens de filtrage 51 est rendue par le facteur de trans- mission selon la courbe 111. Au contraire, lorsque l'inter- rupteur 93 est fermé, le facteur de transmission -varie - - 20 selon la courbe 113. A la fréquence f2, le facteur de transmission rendu par la courbe 111 possède un maximum assez aigui la valeur de ce maximum étant désig-née par T2 et étant par exemple de 100. La fréquence limite basse, pour laquelle le facteur de transmission selon la courbe 111 est de T2/rV, est désignée par f1. La courbe 113 monte lentement, atteint un maximum en forme de plateau et re- descend ensuite, le facteur de transmission maximal pour la courbe 113 ayant la valeur T1. La fréquence limite inférieure de la fonction de transfert représentée par la courbe 113 est désignée par f3. La partie en forme de-pla- teau et la partie descendante de-la courbe 113 coïncident, au moins approximativement, avec des parties de la courbe 111. Comme on le voit à la figure 4, il en résulte donc, pour la variation de la fréquence représentée par la courbe 113, une fréquence limite inférieure f3 qui est supérieure à la fréquence limite f1 et à la fréquence f2 La fréquence limite inférieure f1 de la courbe de fréquence 111 est d'au moins Hz. En outre, elle est d'au plus 30 Hz, et de préférence d'au plus 25 Hz, par exemple d'environ 20 Hz. Par contre, la fréquence limite f3 est d'au moins 35 Hz et de préférence d'au moins 40 Hz et au plus d'environ 60 Hz, par exemple de l'ordre de 50 Hz. La fréquence f2, pour laquelle la courbe 11-1 atteint son maximum, est comprise entre 25 et Hz environ et par exemple de 30 Hz. Le maximum en forme de plateau de la courbe 113 se trouve au-dessus de f2 et s'étend de O0 à 120 Hz environ. Pour les deux courbes, la fréquence limite supérieure est d'environ 130 à 200 Hz. Le facteur de transmission maximum T2 de la courbe 111 est 0 d'au moins 30 % et par exemple de 50 % plus grand que le facteur de transmission maximal T1 de la courbe 113. On doit encore remarquer que les blocs et éléments constructifs électroniques représentés aux figures 2 et 3 peuvent être condensés en circuits intégrés. Dans ce qui suit, on va maintenant décrire le fonctionnement du dispositif de mesure de la pression sanguine à l'aide du diagramme de la figure 5. Pour ef- fectuer une mesure, on relie le brassard 1 par la conduite à l'appareil 3 et on fixe le brassard sur le bras de la personne à examiner. L'appareil 3 est conçu de façon telle qu'il puisse être commodément tenu d'une seule main, la pompe 13 servant de poignée. Si nécessaire, les trois interrup- teurs à poussoir 21, 23 et 25 peuvent être aussi actionnés avec la main qui tient l'appareil. On va tout d'abord discuter la variation de la pression p dans la chambre à air 31, en fonction du temps t. La variation temporelle de la-pression p est représentée par la courbe 121 sur le diagramme de la figure 5. Lorsque le brassard est fixé, l'appareil est mis en marche à l'instant to à l'aide d'une courte pression sur l'interrupteur à poussoir marche/arrt 250Dans l'intervalle de temps compris entre l'instant t et l'instant t1, le capteur de pression 39 est recalé automatiquement à zéro par le dispositif de recalage à zéro 75. La fin de ce recalage se trouve signalée par le fait que l'unité d'affichage 27 indique la valeur zéro. Entre les instants t1 et t2, de l'air est refoulé coup par- coup dans la chambre à air 31 avec la pompe 13, de sorte qu'il s'établit dans cette chambre une pression d'air qui est supérieure à la pression systolique. Peu après l'achèvement du pompage, de l'air commence, à l'instant t3, à sortir de la chambre à air 31 par-la valve 37 en s'échappant à l'atmosphère, de sorte. que la pression baisse dans la chambre à air 31. De ce fait, le capteur de pression 39 engendre une tension proportion- nelle à la pression p et le différenciateur 59 détermine le quotient différentiel dp/dt. Le régulateur 61 agit sur la valve d'évacuation 37 de façon telle que le quotient différentiel dp/dt reste constant pendant la phase de me- sure proprement dite, jusqu'aux oscillations de pression qui sont provoquées par l'activité cardiaque et qui seront décrites plus en détail ci-après. Lorsque maintenant la pression p commence à diminuer à oartir d'un maximum supérieur à la pression systolique pS, on observe à partir de l'instant t4 des oscillations de pression qui sont dues aux pulsations cardiaques. Ces oscillations de pression sont captées par le différenciateur 59. Le discriminateur 69 crée une im- pulsion à chaque oscillation de pression, provoquée par une pulsation cardiaque, pour laquelle le quotient dif- férentiel dp/dt dépasse un seuil prédéterminé d'au moins Pa/s et par exemple de 400 Pa/s. Ces impulsions forment une série d'impulsions qui est désignée par 123 à la figu- re 5. Lorsque la pression dans la chambre à air 31, en décroissant, se trouve à l'intérieur d'une certaine zone, le sang provoque par son écoulement dans l'artère entourée par le brassard 1, pour chaque ondée sanguine provoquée par une pulsation cardiaque, des souffles, c'est-à-dire les bruits de Korotkoff. Ces bruits de Korotkoff sont trans- formés par le microphone 33 en signaux électriques de fréquence sonore et adressés au discriminateur 53, par l'intermédiaire des moyens de filtrage 51, qui provoquent de préférence aussi une amplification. Lorsque la tension des signaux de bruits de Korotkoff dépasse la valeur de seuil inférieure, établie par le discrirminateur 53, le circuit de mise en forme d'impulsions appartenant à ce discriminateur amène chaque foi. une impulsion à l'oroane -14 de commande 55. Cette série d'impulsions est désignée par à la figure 5 et s'étend de l'instant t5 à l'instant t6 ' Dans l'organe de commande 55, les impulsions créées par les oscillations de pression et les impulsions créées par les bruits de Korotkoff sont adressées à une porte ET. Comme il ressort de la figure 5, les impulsions dues aux oscillations de pression sont plus larges que les impulsions dues aux bruits de Korotkoff. La porte ET cons- titue un circuit à coïncidence et, pendant chaque impul- Sion de la série d'impulsions 123, elle ouvre une fenêtre pour les impulsions de la série d'impulsions 125. Les signaux provenant du microphone ne continuent donc à être traités que lorsqu'ils tombent dans une fenêtre ouverte par une oscillation de pression, c'est-à-dire lorsqu'il existe une coïncidence entre les signaux de bruits et les oscillations de pression. Les bruits de Korotkoff peuvent ainsi être distingués des bruits parasites et ces derniers être éliminés. L'organe de commande 55 possède un commuta- teur électronique qui relie la sortie de l'amplificateur 57 à la mémoire 63, à partir de la mise en marche de l'ap- pareil. L'organe de commande -55.possède aussi des premier moyens pour détecter l'apparition du/signal de Korotkoff qui franchit la susdite porte ET. Lorsque le premier si- gnal de Korotkoff survient, la mémoire 63 est séparée d'avec le conducteur venant de l'amplificateur 57 du canal de me- sure de la pression. Dans cette mémoire 63 est donc emmaga- sinée la valeur de la pression présente lors de la survenue du premier signal de bruit de Korotkoff, c'est-à-dire celle de la pression systolique. Lorsque maintenant la pression baisse dans la chambre à air 31, le premier bruit de Korotkoff est suivi d'autres bruits de Korotkoff. L'organe de commande comporte des moyens qui relient brièvement la sortie de l'amplificateur 57 à la mémoire 65 pour chaque bruit de Korotkoff, c'est-à-dire pour chaque impulsion de la série d'impulsions 125. A chaque bruit de Korotkoff, une nouvelle valeur de la pression se trouve donc emmagasinée dans la mémoire 65, l'amplitude de ces valeurs de la pression di- minuant graduellement. Comme déjà décrit, la série d'im- pulsions 125 s'étend jusqu'à l'instant t6- Comme il ne se produit plus d'autres impulsions après l'instant t6, la valeur de la pression p mesurée à l'instant-t6 reste em- magasinée dans la ménoire 65 jusqu'à l'arrêt de l'appareil. Cette valeur de mémoire représente alors la pression dias-- tolique PD' L'organe de commande 55 possède en outre un circuit qui détermine à quel moment, pendant un interval- le de temps prédéterminé de2 à 10 s, par exemple de 5 s; il n'apparaît plus de bruit-de Korotkoff. A la fin de cet in- tervalle, c'est-à-dire à l'instant t7: l'organe de commande 7' 55 adresse au régulateur 61 un signal qui lui fait ouvrir complètement la valve 37. La pression p diminue alors très rapidement et atteint à nouveau à l'instant t8 la valeur zéro, c'est-à-dire la pression atmosphérique am- biante. L'organe de commande 55 est en outre conçu de façon telle qu'il relie la sortie de l'amplificateur 577, à l'élément de pilotage d'affichage 67, jusqu'à l'ins- tant t7 à intervalles réguliers de par exemple 0,3 s. L'unité d'affichage 27 affiche donc chaque fois la pression momentanée. L'organe de commande 55 pourrait cependant être construit de façon telle que la pression soit affichée chaque fois, lors de chaque impulsion de la série d'impul- sions 123, pendant l'intervalle de temps s'étendant de l'instant t4 à l'instant t7 L'organe de commande 55 met en outre momen- tanément en action le mesureur de fréquence cardiaque 71 de sorte que celui-ci mesure la fréquence cardiaque pendant la survenue de la série d'impulsions 123 et calcule la valeur moyenne de ces impulsions. Cette valeur moyenne est emmagasinée dans la mémoire du mesureur de fréquehce cardiaque 71. L'organe de commande 55 est encore conçu de façon telle que la mémoire 63 ou 65 ou la mémoire em- magasinant la fréquence cardiaque puissent être interrogées de façon cyclique par une courte poussée sur l'interrupteur poussoir 21. La valeur de mémoire pertinente, emmagasinée sous forme analogicque, est alors amenée à l'élément de pi- lotage d'affichage 57 et transformée par celui-ci en un signal nu.urique. Ce dernier est amené à l'unité d'affichage 27 de sorte que celle-ci indique au choix la pression systolique, la pression diastolique ou la fréquence car- diaque. L'élément de pilotage d'affichage 67 contient un réseau intercalé entre les conducteurs des mémoires 63, 565 et les convertisseurs analogique/numérique, ce réseau pouvant être commuté par l'interrupteur à poussoir 23. Lors de l'affichage de la pression, ceci permet de choisir une indication en k-lopascals ou en Torrs, la commutation s'effectuant par une courte pression sur l'interrupteur à poussoir 23. Lorsque les valeurs de mémoires ont été lues toutes les trois, l'appareil3 peut être arrêté par une courte pression sur l'interrupteur à poussoir marche-arret de sorte que la mesure se trouve terminée. Le fonctionnement général du dispositif ayant ét[ exposé, il reste encore à expliquer le but de la com- mutabilité de la fonction de transfert des moyens de fil- trage 51. Comme il ressort de l'exposé qui précède, la pression momentanée qui règne dans la chambre à air 31 lors de la dernière impulsion de la série d'impulsions 125 est identifiée et mesurée comme pression diastolique PD' Lorsque la pression s'approche de la pression diastolique en décrois- sant à partir de valeurs plus élevées, les bruits de Korotkoff deviennent moins forts. En même temps, leur spectre de fréquence se décale vers des fréquences plus basses. Un tel décalage vers les basses fréquences se produit entre les bruits désignés, dans le langage professionnel professionnel, par quatrieimn/àruits de Korotkoff. C'est en raison de leurs intensités sonores relatives et de leurs sonorité différentes que les médecins distinguent ces deux bruiLs l'un de l'autre. Ainsi que l'analyse des spectres de fréquence l'a montré, les composantes de forte intensité sonore du spectre de fréquence, au quatrième bruit de Korot- koff, se situent bien au-dessus d'une valeur comprise entre 50 et 80 Hz. Au contraire, le cinquième bruit de Korotkoff atteint sonmaximum d'intensité vers 30 Hz. Lorsqu'on ouvre l'interrupteur 93 et que la fonction de transfert des moyens de filtrage 51 est rendue par la courbe 111 de la figure 4, les fréquences sont re- levées jusqu'à la région de la fréquence f2 qui, comme on l'a déjà dit, est par exemple égale à 30 Hz environ. Dans ce cas, le signal électrique de fréquence sonore, créé par le cinquième bruit de Korotkoff et amené au discriminateur 53, est si fortement relevé qu'il dépasse la valeur de seuil de ce discriminateur et provoque l'émission d'une impulsion de la série d'impulsions 125. La pression dias- tolique est alors mesurée lors du cinquième bruit de Ko- rotkoff. Au contraire, lorsque l'interrupteur 93 est fermé et que la fonction de transfert des moyens de filtrage 51 est représentée par la courbe 113 de la figure 4, le fac- teur de transmission T n'a qu'une valeur relativement fai- * ble au voisinage de la fréquence f2. Le signal électrique, créé par le susdit cinquième bruit de Korotkoff et amené au discriminateur 53, n'est plus alors suffisant pour dé- passer la valeur de seuil de ce discriminateur. Dans ce cas, la dernière impulsion de la série d'impulsions 125 est créée par le quatrième bruit de Korotkoff, si bien que la pression diastolique est mesurée lors du qua- trième bruit de Korotkoff. quatrièe quaflème e% Il est à nouveau à signaler que les/Cinquieme bruits de Korotkoff sont identifiés par les médecins en rai- son de leur intensité relative et de leur sonorité. Les quatrième et cinquième bruits de Korotkoff ne sont donc pas nécessairement identiques respectivement aux quatrième et cinquième impulsions de la série d'impulsions 125. Le dispositif de mesure de la pression san- guine qui vient d'être décrit est destiné notamment à des patients qui mesurent. eux-,mêmes leur pression sanguine et qui présentent de temps en temps les résultats de ces mesures à leur médecin traitant. Comme il a déjà été exposé en préambule,les caractéristiques individuelles des pa- - tients, en particulier la conformation particulière de leurs artères, peuvent influer sur l'intensité sonore et le spectre de fréquence des bruits de Korotkoff. En examinant son patient, le médecin peut mesurer sa pression sanguine ou tension artérielle à l'aide du dispositif. Le médecin a alors la possibilité d'écouter les bruits de Korotkoff à l'aide d'un stéthoscope ou d'un casque écouteur branché sur le raccord 19 et de lire alors en continu la pression sanguine. Sur la base de son interprétation acous- tique des bruits de Korotkoff et des autres connaissances qu'il a de son patient, le médecin peut décider s'il con- vient, dans un cas particulier,de mesurer la pression sanguine lors du quatrième ou du cinquième bruit de Korot- koff. Au cas o-l'intensité sonore des bruits de Korotkoff diffère notablement de la valeur normale, le médecin peut, à l'aide du potentiomètre de réglage 54, adapter aux carac- téristiques individuelles du patient la valeur de seuil du discriminateur 53. Par sélection du quatrième ou du cin- quième bruit de Korotkoff comme critère pour la mesure de la pression diastolique et si besoin est par variation de la valeur de seuil du discriminateur 53, il est possible d'améliorer la concordance des valeurs de mesure de la pression diastolique avec la pression diastolique effective qui est mesurée par voie sanglante. En outre, ceci amé- liore la force d'expression des mesures qui sont rendues plus faciles à comparer aux valeurs desmesures effectuées sur d'autres patients. Le dispositif peut être modifié sous diffé- rents aspects. C'est ainsi par exemple que l'on pourrait agencer les moyens de filtrage intercalés entre le micro- phone et le discriminateur de façon telle que l'on puisse mettre en circuit non seulement deux fonctions de transfert telles différentes, maïs au choix trois!fonctions ou davantage. De cette manière, la fonction de transfert pourrait etre mieux adaptée aux caractéristiques individuelles d'un patient. En outre, on pourrait effectuer la sélection de la fonction de transfert à l'aide non pas d'un interrupteur mais d'un autre orgahe de réglage à commande manuelle tel qu'un potentiomètre; il serait alors possible d'influer de façon continue sur l'étage de fréquence de la fonction de transfert. Il est à noter que trois autres demandes de brevet ont été déposées le même jour par la demande- resse au sujet du présent dispositif de mesure. Il doit encore être signalé qu'au lieu d'un microphone séparé et d'un capteur de pression séparé, on pourrait prévoir un captéur de son et de pression servant à capter non seulement les bruits provoqués par le sang mais iO aussi la pression sanguine quasi statique et la modulation de pression créée par les battements du coeur. Ce capteur de son et de pression combiné pourrait être contenu soitr dans le brassard gonflable, soit dans l'appareil avec les composants électroniques. Les signaux électriques émis par le capteur de son et de pression pourraient être triés par un aiguillage de fréquence avant d'être dirigés suivant le cas vers le canal de son ou de pression du système électro- nique. REVENDICATIONS 1. Dispositif de mesure de la pression saniuirce _corprenant un microphone (33) pour capter les bruits provoques par le sang dans une artère et des moyens de filtrage (51) reliés au microphone (33) caractérisé en ce q'i cor.iporte un organe de réglage (93) grâce auquel on peut mettre au point au choix l'une d'au moins deux fonctions de transfert différentes des moyens de filtrage (51V e ei ce que le facteur de transmission (T) des moyens de fil!rago (51), pour les deux fonctions de transfert, dépend de façons diffèrentes de la fréquence. 2. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé an ce que l'organe de réglage est un interrup- eur (93). 3. Dispositif selon l'une des revendications % eF 2, caractérisé en ce que la fréquence rlimie inférieure (f-- f3) des moyens de flltrage (51) est différente aux diverses fonctions de transfert. i. Dispositif selon la revendication 3, carac- térisé en ce que la valeur de la fréquence limite inférieure (f%, f3) est comprise entre 10 et 30 Hz à l'une des fonc- tions de transfert et d'au moins 35 'z à l'autre ou l'une des autres fonctions de transfert. 5. Dispositif selon l'une des revendications 23 1 à -., caractérisé en ce que le facteur de transmission maximal (T1, T2) des moyens de filtrage (51) est différent aux diffErentes fonctions de transfert. 6. Dispositif selon la revendication 5, prise en combinaison avec l'une des revendications 3 et 4, carac- térisé en ce que le facteur de transmission maximal, à la fonction de transfert qui correspond à la fréquence limite inférieure la plus basse (fl), est supérieur au facteur de transmission maXimal, à la fonction de transfert qui cor- respond à la fréquence limite inférieure la plus élevée (f3). 7. Dispositif selon l'une quelconque des re- vendications i à 6, caractérisé en ce que la sortie des moyens de filtrage (51) est reliée à un organe de commande (55) par l'intermédraire d'un discriminateur (53); en ce qu'un capteur de pression (39), servant à capter la pression dans une chambre déformable gonflable (31) qui est desti- née à être fixée à la personne à examiner, est relié à l'organe de commande (55) par l'intermédiaire d'un diffé- renciateur (59) et d'un discriminateur (69); en ce que les discriminateurs (53, 69) comportent des moyens pour adres- ser des impulsions à l'organe de commande (55) lorsque les signaux qui leur sont adressés par les moyens de filtrage (51) ou le différenciateur (59) dépassent une valeur de seuil; et en ce que l'organe de commande (55) possède des moyens pour déceler les bruits qui apparaissent en même - temps qu'une oscillation de pression due aux pulsations cardiaques. 8. Dispositif selon la revendication 7, ca- ractérisé en ce que la chambre (31) est reliée à un organe d'évacuation (37) pour dégonfler la chambre (31); en ce que le dispositif comporte une mémoire (65); et en ce que l'organe de commande (55) comporte des moyens pour emmaga- siner, dans la mémoire (65),celle à une pulsation cardiaque. 9. Dispositif selon l'une des revendications 7 et 8, caractérisé en ce que le microphone (33) et le cap- teur de pression (39) sont combinés en un capteur de son. et de pression qui est contenu soit dans un brassard gonflable (1) destiné à être fixé à la personne à examiner, soitdans un appareil (3) relié de façon détachable à ce brassard par une conduite (5).