FR2923150A1

FR2923150A1 - Cardiac rhythm measuring system for e.g. motor vehicle driver, has three electrodes measuring cardiac rhythm of user and positioned with respect to each other to not define equidistant point of electrodes in space containing heart of user

Info

Publication number: FR2923150A1
Application number: FR0758865A
Authority: FR
Inventors: Philippe Loiseau
Original assignee: IMRA Europe SAS
Current assignee: IMRA Europe SAS
Priority date: 2007-11-07
Filing date: 2007-11-07
Publication date: 2009-05-08
Anticipated expiration: 2027-11-07
Also published as: FR2923150B1

Abstract

The system (10) has three electrodes (E1, E2, E3) for measuring a cardiac rhythm of a user. The electrodes are positioned with respect to each other in a manner to not define an equidistant point of the electrodes in a space containing heart of the user, where the system is operated without direct contact with skin of the user when body of the user is movable with respect to the electrodes. The electrodes are positioned in a seat or a bed. A signal selecting unit (25) selects better quality signal among signals, where the selected signal is used to determine a cardiac rate of the user.

Description

-1- La présente invention concerne la mesure du rythme cardiaque d'un utilisateur. Elle concerne en particulier, mais non exclusivement, un système comprenant des électrodes agencées sur ou dans un siège sur lequel l'utilisateur est destiné à s'asseoir. On connaît déjà, notamment dans la publication WO 03/048789, un système de mesure du rythme cardiaque comportant deux électrodes, placées au voisinage de la peau du patient, capables de mesurer chacune des variations de potentiel électrique, permettant d'en déduire par la suite le rythme cardiaque de l'utilisateur. On sait que les potentiels électriques reçus par chacune des électrodes ne sont pas exclusivement dus au rythme cardiaque, du fait de la présence de bruit, par exemple du bruit issu d'autres organes du corps de l'utilisateur tels que les muscles ou le squelette. De plus, il est connu que l'environnement électrique est aussi une source importante de bruit pour le potentiel électrique des électrodes. On constate que chaque électrode reçoit sensiblement la même quantité de bruit. En revanche, chacune des deux électrodes ne reçoit pas le même potentiel électrique correspondant au rythme cardiaque de l'utilisateur. En effet, les deux électrodes ne sont en principe pas positionnées de façon symétrique par rapport au coeur de l'utilisateur, si bien que le signal électrique généré par le rythme cardiaque est reçu de façon décalée dans le temps, avec un retard différent sur chacune des deux électrodes. Les signaux reçus par les deux électrodes sont dits déphasés. Du fait de ce déphasage, les valeurs (ou niveaux) de ces signaux à un instant t sont différentes pour chacune des électrodes. Ainsi, à un instant t, le signal reçu par chaque électrode correspond à la somme de deux signaux, à savoir celui du bruit, commun aux deux électrodes, et celui du potentiel généré par le rythme cardiaque, différent pour chaque électrode. En conséquence, afin de supprimer ce bruit commun et d'obtenir un signal directement représentatif du rythme cardiaque, on relie les deux électrodes à un amplificateur différentiel qui a pour fonction d'amplifier la différence des signaux fournis par les électrodes. Grâce à cette étape de soustraction des signaux, le signal obtenu à la sortie de l'amplificateur différentiel est dépourvu de bruit commun, et est donc directement représentatif du rythme cardiaque de l'utilisateur. Ce système de mesure de l'état de la technique est généralement satisfaisant. The present invention relates to measuring the heart rate of a user. It relates in particular, but not exclusively, to a system comprising electrodes arranged on or in a seat on which the user is intended to sit. Already known, in particular in the publication WO 03/048789, a cardiac rhythm measuring system comprising two electrodes, placed in the vicinity of the skin of the patient, capable of measuring each of the electrical potential variations, making it possible to deduce therefrom following the user's heart rate. It is known that the electrical potentials received by each of the electrodes are not exclusively due to the heart rate, because of the presence of noise, for example noise from other organs of the body of the user such as the muscles or the skeleton. . In addition, it is known that the electrical environment is also a significant source of noise for the electrical potential of the electrodes. It is found that each electrode receives substantially the same amount of noise. On the other hand, each of the two electrodes does not receive the same electrical potential corresponding to the user's heart rate. Indeed, the two electrodes are in principle not positioned symmetrically with respect to the heart of the user, so that the electrical signal generated by the heart rhythm is received in a time-shifted manner, with a different delay on each two electrodes. The signals received by the two electrodes are said to be out of phase. Because of this phase shift, the values (or levels) of these signals at a time t are different for each of the electrodes. Thus, at a time t, the signal received by each electrode corresponds to the sum of two signals, namely that of the noise, common to both electrodes, and that of the potential generated by the heart rate, different for each electrode. Consequently, in order to suppress this common noise and to obtain a signal directly representative of the heart rhythm, the two electrodes are connected to a differential amplifier whose function is to amplify the difference of the signals supplied by the electrodes. Thanks to this step of subtraction of the signals, the signal obtained at the output of the differential amplifier is devoid of common noise, and is therefore directly representative of the user's heart rate. This measuring system of the state of the art is generally satisfactory.

Néanmoins, un problème se pose lorsque les deux électrodes ne sont pas positionnées de façon optimale par rapport au coeur de l'utilisateur. En effet, l'amplificateur différentiel fournit un signal représentatif du rythme cardiaque à condition que les potentiels générés par le rythme cardiaque soient reçus par les électrodes en étant décalés dans le temps, ou autrement dit déphasés. Or, si les électrodes sont malencontreusement positionnées de façon symétrique par rapport au coeur, ou de manière équivalente si le coeur se trouve situé sur l'un des axes de symétrie du système formé par les deux électrodes, les -2- potentiels générés par le rythme cardiaque sont reçus sensiblement en même temps par chacune des électrodes (les signaux sont en phase ou phasés) avec des valeurs similaires à un instant t. Il en résulte que l'amplitude du signal fourni en sortie de l'amplificateur différentiel est faible, si bien qu'il présente un faible rapport signal / bruit résiduel. En conséquence le signal fourni est de mauvaise qualité pour toute méthode de détermination du rythme cardiaque et l'on n'obtient donc pas une information fiable sur le rythme cardiaque de l'utilisateur. La présente invention vise en particulier à remédier à cet inconvénient, en proposant un système de mesure robuste, c'est-à-dire fournissant un signal permettant une détermination fiable du rythme cardiaque, même lorsque le système de mesure n'est pas positionné dans sa configuration optimale par rapport au coeur de l'utilisateur. A cet effet, l'invention a pour objet un système de mesure du rythme cardiaque d'un utilisateur, comportant une première, une deuxième et une troisième électrodes de mesure du rythme cardiaque. On notera que ce système peut comprendre trois électrodes ou plus. Ainsi, en rajoutant au moins une troisième électrode au système de mesure, on récupère au moins un troisième signal, ce signal comprenant, comme les signaux des deux autres électrodes, d'une part du bruit commun et d'autre part des variations de potentiel électrique générées par les battements de coeur. Comme on utilise une troisième électrode, même si le coeur est dans une position différente de la position optimale pour le système de mesure à deux électrodes, il devient moins probable (voire improbable) de se trouver dans une position telle que le signal généré par le rythme cardiaque soit reçu en phase par toutes les électrodes, c'est à dire sans être décalé dans le temps de manière distincte sur l'ensemble des trois électrodes. En d'autres termes, avec trois électrodes, il est fortement probable d'avoir au moins une électrode recevant un signal généré par le rythme cardiaque retardé par rapport à celui reçu par l'une ou l'autre des électrodes. Du fait que l'on reçoive au moins un signal de rythme cardiaque décalé par rapport à un signal des autres électrodes, on peut utiliser des moyens de soustraction tels qu'un amplificateur différentiel recevant en entrée les deux signaux d'électrodes différents (car déphasés), fournissant en sortie la différence amplifiée entre ces deux signaux, de façon que le bruit commun aux deux signaux entrants soit supprimé, et que le signal sortant de l'amplificateur différentiel contienne une information représentative et de bonne qualité pour une détermination fiable du rythme cardiaque, même lorsque le système de mesure est positionné dans une des positions les plus défavorables décrites ci-dessus. Nevertheless, a problem arises when the two electrodes are not optimally positioned relative to the heart of the user. Indeed, the differential amplifier provides a signal representative of the heart rate provided that the potentials generated by the heart rate are received by the electrodes being offset in time, or otherwise out of phase. However, if the electrodes are unfortunately positioned symmetrically with respect to the core, or equivalently if the core is located on one of the axes of symmetry of the system formed by the two electrodes, the potentials generated by the heart rate are received substantially at the same time by each of the electrodes (the signals are in phase or phased) with similar values at a time t. As a result, the amplitude of the signal supplied at the output of the differential amplifier is small, so that it has a low residual signal-to-noise ratio. As a result, the signal provided is of poor quality for any method of determining the heart rate and therefore reliable information on the user's heart rate is not obtained. The present invention aims in particular to overcome this disadvantage, by proposing a robust measurement system, that is to say providing a signal allowing a reliable determination of the heart rate, even when the measurement system is not positioned in its optimal configuration with respect to the heart of the user. To this end, the subject of the invention is a system for measuring the heart rate of a user, comprising a first, a second and a third electrode for measuring the heart rhythm. Note that this system may comprise three or more electrodes. Thus, by adding at least one third electrode to the measurement system, at least one third signal is recovered, this signal comprising, as the signals of the two other electrodes, on the one hand common noise and on the other hand potential variations. electrical generated by the heartbeat. Since a third electrode is used, even if the core is in a position different from the optimal position for the two-electrode measurement system, it becomes less likely (or unlikely) to be in a position such that the signal generated by the heart rate is received in phase by all the electrodes, that is to say without being shifted in time distinctly on all three electrodes. In other words, with three electrodes, it is highly probable to have at least one electrode receiving a signal generated by the delayed heart rate with respect to that received by one or the other of the electrodes. Since at least one cardiac rhythm signal is offset relative to a signal of the other electrodes, it is possible to use subtraction means such as a differential amplifier receiving as input the two different electrode signals (because they are out of phase ), outputting the amplified difference between these two signals, so that the noise common to the two incoming signals is suppressed, and the signal output from the differential amplifier contains representative information of good quality for a reliable determination of the rate even when the measurement system is positioned in one of the most adverse positions described above.

Ainsi, le système de mesure est robuste : il permet de fournir un signal de bonne qualité et d'obtenir une détermination fiable du rythme cardiaque de l'utilisateur, même si -3- les électrodes n'ont pas été positionnées de façon optimale par rapport à son coeur. Ceci est particulièrement avantageux dans le cas où les électrodes de mesure sont prévues pour être installées sur ou dans un siège ou un lit, dans ou sur lequel l'utilisateur est destiné à s'asseoir ou à se coucher, auquel cas l'utilisateur est susceptible de changer de position au cours des mesures de rythme cardiaque, ou encore d'être mal positionné dès le début des mesures. Grâce au système de mesure présenté ci-dessus, même si l'utilisateur est mal positionné, de sorte que son coeur se trouve à une même distance de deux électrodes, rendant la mesure impossible avec ces deux électrodes du fait que les deux signaux des deux électrodes présentent le même retard dans le temps (même phase), la troisième électrode permet néanmoins d'obtenir un signal de retard différent (phase différente) permettant de déterminer le rythme cardiaque. En outre, indépendamment du changement de position d'utilisateur par rapport aux électrodes, le système est particulièrement avantageux pour mesurer le rythme cardiaque d'utilisateurs de différente corpulence. En effet, dans ce cas (par exemple un adulte et un enfant), la position du coeur varie d'un utilisateur à l'autre (même si l'utilisateur est bien positionné et reste immobile) et le système de mesure muni des trois électrodes permet d'obtenir un rythme cardiaque fiable quelque soit la corpulence de l'utilisateur. On notera que le système peut être prévu sur un support fixe (par exemple un siège ou un lit) ou bien porté par l'utilisateur sur un vêtement. Thus, the measuring system is robust: it makes it possible to provide a signal of good quality and to obtain a reliable determination of the user's heart rate, even if the electrodes have not been optimally positioned by report to his heart. This is particularly advantageous in the case where the measuring electrodes are intended to be installed on or in a seat or a bed, in or on which the user is intended to sit or lie down, in which case the user is may change position during heart rate measurements, or may be poorly positioned at the beginning of the measurement. Thanks to the measurement system presented above, even if the user is incorrectly positioned, so that his heart is at the same distance from two electrodes, making the measurement impossible with these two electrodes because the two signals of both electrodes have the same delay in time (same phase), the third electrode nevertheless makes it possible to obtain a different delay signal (different phase) making it possible to determine the heart rate. In addition, regardless of the change of user position relative to the electrodes, the system is particularly advantageous for measuring the heart rate of users of different body build. Indeed, in this case (for example an adult and a child), the position of the heart varies from one user to another (even if the user is well positioned and remains motionless) and the measuring system equipped with the three electrodes makes it possible to obtain a reliable heart rate regardless of the user's corpulence. Note that the system can be provided on a fixed support (for example a seat or a bed) or worn by the user on a garment.

On comprendra dans la suite que les électrodes comportent généralement un centre de symétrie (elles ont de préférence la forme d'un disque ou d'un carré), et que la position d'une électrode est entendue comme la position du centre de cette électrode. L'invention peut en outre comporter l'une ou plusieurs des caractéristiques suivantes. - Les trois électrodes sont positionnées les unes par rapport aux autres de manière qu'il ne soit pas possible de définir un point équidistant des trois électrodes dans l'espace susceptible de contenir le coeur de l'utilisateur. Ainsi, avec une telle configuration, le système de mesure garantit qu'il est impossible que le coeur se trouve dans une position telle que chacun des signaux de rythme cardiaque reçus par les trois électrodes ait un retard identique, c'est-à-dire une position dans laquelle un signal sortant fourni par un amplificateur différentiel serait peu fiable. Quelle que soit la position du coeur par rapport aux électrodes, on sait que l'un des signaux générés par les battements de coeur sur au moins une des électrodes sera forcément retardé de manière distincte par rapport à au moins un des signaux des autres électrodes. Selon un mode de réalisation préféré, les trois électrodes sont alignées. -4- - Le système est configuré pour fonctionner selon un mode "distant" de l'utilisateur, c'est-à-dire que les électrodes ne sont pas en contact direct avec la peau de l'utilisateur. Généralement, un tissu est intercalé entre les électrodes et la peau, par exemple un vêtement de l'utilisateur, ou un tissu recouvrant un siège ou un lit, dans lequel ou sur lequel sont installées les électrodes. Il est particulièrement intéressant d'utiliser trois électrodes dans ce mode distant, du fait que plus les électrodes sont éloignées de la peau du patient, moins l'on maîtrise leur position par rapport au coeur du patient compte tenu du fait qu'il n'existe pas obligatoirement de contrainte liant la position des électrodes par rapport à celle de l'utilisateur et donc à celle de son coeur, si bien que l'utilisation de deux électrodes seules peut fournir un signal peu exploitable du fait que le coeur se trouve équidistant des deux électrodes. - Le système est configuré pour fonctionner lorsque le corps de l'utilisateur est mobile par rapport aux électrodes, les électrodes étant par exemple positionnées sur un siège ou un lit, dans lequel ou sur lequel l'utilisateur est destiné à s'asseoir ou se coucher. It will be understood in the following that the electrodes generally comprise a center of symmetry (they are preferably in the form of a disk or a square), and that the position of an electrode is understood as the position of the center of this electrode. . The invention may further include one or more of the following features. - The three electrodes are positioned relative to each other so that it is not possible to define a point equidistant from the three electrodes in the space likely to contain the heart of the user. Thus, with such a configuration, the measurement system ensures that it is impossible for the heart to be in a position such that each of the heartbeat signals received by the three electrodes has an identical delay, i.e. a position in which an outgoing signal provided by a differential amplifier would be unreliable. Whatever the position of the core relative to the electrodes, it is known that one of the signals generated by the heartbeats on at least one of the electrodes will necessarily be delayed separately from at least one of the signals of the other electrodes. According to a preferred embodiment, the three electrodes are aligned. -4- - The system is configured to operate in a "remote" mode of the user, ie the electrodes are not in direct contact with the skin of the user. Generally, a tissue is interposed between the electrodes and the skin, for example a user's clothing, or a fabric covering a seat or bed, in which or on which the electrodes are installed. It is particularly interesting to use three electrodes in this remote mode, because the further the electrodes are from the patient's skin, the less their position is controlled with respect to the patient's heart, given that he does not there is not necessarily a constraint binding the position of the electrodes relative to that of the user and therefore to that of his heart, so that the use of two electrodes alone can provide a signal that can not be used because the heart is equidistant two electrodes. - The system is configured to operate when the body of the user is movable relative to the electrodes, the electrodes being for example positioned on a seat or a bed, in which or on which the user is intended to sit or stand. sleep.

Plusieurs applications sont envisageables pour un système de mesure du rythme cardiaque dont les électrodes sont agencées dans un lit ou dans un siège, de préférence proches de la surface du dossier, à une position voisine de la position moyenne du coeur d'un utilisateur. Non seulement on peut prévoir un tel siège ou lit dans un service hospitalier, afin de mesurer le rythme cardiaque des patients, mais on peut également prévoir ce système dans le domicile d'un utilisateur particulier désirant surveiller son rythme cardiaque. L'utilisation à domicile du système de mesure est particulièrement intéressante notamment dans le cadre de la surveillance du rythme cardiaque de personnes âgées, le système de mesure pouvant éventuellement être relié à un service de surveillance à distance. Une autre application réside dans la mesure du rythme cardiaque d'un conducteur de véhicule automobile. En effet, en aménageant les électrodes dans le siège du conducteur, on peut mesurer son rythme cardiaque, plus précisément les variations de son rythme cardiaque, qui peuvent être révélatrices de l'endormissement du conducteur au volant. Ainsi, le système de mesure peut être relié à un système de détection de rythme cardiaque anormal ou de variation anormale du rythme cardiaque, apte à déclencher, par exemple, un avertisseur sonore alertant le conducteur. - La troisième électrode E3 est positionnée par rapport aux première E, et deuxième E2 électrodes de façon que, si la position effective du coeur de l'utilisateur par rapport aux électrodes est telle que les potentiels électriques générés par le coeur sont en phase lorsqu'ils sont reçus par les première E, et deuxième E2 électrodes, le potentiel électrique reçu par la troisième électrode E3 soit en opposition de phase avec celui reçu par la -5- deuxième électrode E2. Ainsi, dans le cas où la position de l'utilisateur est la plus défavorable et engendre des signaux non décalés dans le temps (en phase) pour les électrodes E, et E2, donc peu exploitables pour déterminer le rythme cardiaque, on fait en sorte que le signal reçu par la troisième électrode E3 soit décalé dans le temps (déphasé) de manière optimale par rapport à celui reçu par la deuxième électrode E2, de façon que la différence entre ces signaux permette une détermination fiable du rythme cardiaque. Quelle que soit la position du coeur de l'utilisateur, le rythme cardiaque peut donc être déterminé de façon satisfaisante. - Une position théorique du coeur d'un utilisateur étant définie par une distance Hth du coeur par rapport à un axe X, les trois électrodes sont positionnées de la façon suivante : ^ la première E, et la deuxième E2 électrodes sont à une distance L, et L2 de part et d'autre de l'axe X, de façon que L, = L2, les longueurs L, et L2 étant déterminées de façon que les potentiels électriques, générés par le coeur lorsqu'il est dans sa position théorique Hth, soient en opposition de phase l'un par rapport à l'autre lorsqu'ils sont reçus par les électrodes E, et E2, et ^ la troisième électrode E3 est positionnée à une distance L3 de l'axe X, cette distance L3 étant telle que : L3 = L2 û 2 x Hth l cm (centimetres). - Pour des électrodes telles que des électrodes carrées d'environ 4,5 cm de côté, la valeur L, est telle que 6,5 cm 8,5 cm, de préférence 7 cm 8 cm, et avantageusement L, = 7,5 cm ; et L3 est telle que 0,5 cm L3 2,5 cm, de préférence 1 cm L3 2 cm, avantageusement L3 = 1,5 cm. Ces positions correspondent à des positions théoriques dans lesquelles la mesure du rythme cardiaque semble optimale pour une certaine dimension des électrodes. - Le système comporte : ^ des premiers moyens de soustraction de signaux, par exemple un premier amplificateur différentiel, recevant en entrée les signaux SE1 et SE2 reçus par les première E, et deuxième E2 électrodes, et fournissant un signal SA caractéristique de SE, û SE2 ; ^ des deuxièmes moyens de soustraction de signaux, par exemple un deuxième amplificateur différentiel, recevant en entrée les signaux SE2 et SE3 reçus par les deuxième E2 et troisième E3 électrodes, et fournissant un signal SB caractéristique de SE3 û SE2 ; -6- ^ des moyens de sommation des signaux SA et SB fournis par les premiers et deuxièmes moyens de soustraction, la somme obtenue composant un signal Sc utilisé pour calculer le rythme cardiaque de l'utilisateur. Ainsi, chacun des signaux SA et SB fournis par les moyens de soustraction, dépourvu du bruit commun aux électrodes E1 et E2 d'une part, et E2 et E3 d'autre part, fournit un signal représentatif du rythme cardiaque de l'utilisateur, l'un des signaux SA ou SB pouvant être moins fiable que l'autre, en fonction de la position du coeur de l'utilisateur par rapport aux électrodes E1, E2 et E3. La somme des signaux SA et SB constitue alors un signal dont la qualité garantit une détermination fiable du rythme cardiaque. En effet, les électrodes sont positionnées de sorte que, si SA est mauvais, SB est satisfaisant, et vice-versa, si bien que les signaux SA et SB sortant des moyens de soustraction ne peuvent pas être de mauvaise qualité en même temps, et que la somme Sc est donc en permanence un signal de bonne qualité dont on peut extraire le rythme cardiaque. On entend par somme une opération consistant à cumuler algébriquement les signaux, sans que cette notion de cumul ne soit limitée à une pure addition de nombres différents. Par exemple, des fonctions mathématiques peuvent être appliquées à chacun des termes de l'addition. Le résultat est une somme au sens de l'invention dès lors qu'il reflète l'effet cumulé des deux signaux. La différence entre deux signaux s'interprète de façon similaire. Several applications are possible for a heart rate measuring system whose electrodes are arranged in a bed or in a seat, preferably close to the surface of the backrest, at a position close to the average position of the heart of a user. Not only can such a seat or bed be provided in a hospital ward, to measure the heart rate of patients, but it can also provide this system in the home of a particular user wanting to monitor his heart rate. The home use of the measurement system is particularly interesting in particular in the context of monitoring the heart rate of the elderly, the measurement system possibly being connected to a remote monitoring service. Another application lies in measuring the heart rate of a motor vehicle driver. Indeed, by arranging the electrodes in the driver's seat, you can measure your heart rate, specifically the variations in your heart rate, which can be indicative of the driver falling asleep at the wheel. Thus, the measuring system can be connected to a system for detecting an abnormal heart rhythm or an abnormal change in heart rate, which can trigger, for example, a buzzer alerting the driver. - The third electrode E3 is positioned relative to the first E, and second E2 electrodes so that, if the effective position of the heart of the user relative to the electrodes is such that the electrical potentials generated by the heart are in phase when they are received by the first E, and second E2 electrodes, the electric potential received by the third electrode E3 is in phase opposition with that received by the second electrode E2. Thus, in the case where the position of the user is the most unfavorable and generates non-shifted signals in time (in phase) for the electrodes E, and E2, so little exploitable to determine the heart rate, we make sure that the signal received by the third electrode E3 is offset in time (out of phase) optimally with respect to that received by the second electrode E2, so that the difference between these signals allows a reliable determination of the heart rate. Whatever the position of the heart of the user, the heart rate can be determined satisfactorily. - A theoretical position of the heart of a user being defined by a distance Hth of the heart with respect to an axis X, the three electrodes are positioned as follows: the first E and the second E2 electrodes are at a distance L , and L2 on either side of the X axis, so that L = L2, the lengths L, and L2 being determined so that the electric potentials, generated by the core when it is in its theoretical position Hth, are in phase opposition with respect to each other when received by the electrodes E, and E2, and ^ the third electrode E3 is positioned at a distance L3 from the X axis, this distance L3 being such that: L3 = L2 - 2 x Hth 1 cm (centimeters). - For electrodes such as square electrodes of about 4.5 cm side, the value L is such that 6.5 cm 8.5 cm, preferably 7 cm 8 cm, and preferably L = 7.5 cm; and L3 is such that 0.5 cm L3 2.5 cm, preferably 1 cm L3 2 cm, preferably L3 = 1.5 cm. These positions correspond to theoretical positions in which the measurement of the heart rate seems optimal for a certain dimension of the electrodes. The system comprises: first signal subtraction means, for example a first differential amplifier, receiving as input the signals SE1 and SE2 received by the first E and second electrodes E2, and supplying a signal SA characteristic of SE, SE2; second signal subtraction means, for example a second differential amplifier, receiving as input the signals SE2 and SE3 received by the second E2 and third E3 electrodes, and providing a signal SB characteristic of SE3 - SE2; Summing means SA and SB signals provided by the first and second subtraction means, the sum obtained composing a signal Sc used to calculate the heart rate of the user. Thus, each of the signals SA and SB provided by the subtraction means, devoid of the noise common to the electrodes E1 and E2 on the one hand, and E2 and E3 on the other hand, provides a signal representative of the user's heart rate, one of the signals SA or SB may be less reliable than the other, depending on the position of the heart of the user relative to the electrodes E1, E2 and E3. The sum of the signals SA and SB then constitutes a signal whose quality guarantees a reliable determination of the heart rate. Indeed, the electrodes are positioned so that, if SA is bad, SB is satisfactory, and vice versa, so that the signals SA and SB coming out of the subtraction means can not be of poor quality at the same time, and that the sum Sc is therefore permanently a signal of good quality from which we can extract the heart rate. Sum is understood to mean an operation consisting in cumulating the signals algebraically, without this notion of cumulation being limited to a pure addition of different numbers. For example, mathematical functions can be applied to each of the terms of the addition. The result is a sum within the meaning of the invention since it reflects the cumulative effect of the two signals. The difference between two signals is interpreted in a similar way.

Un signal SA caractéristique de SE1 û SE2 est un signal SA dont la périodicité de répétition du signal cardiaque est sensiblement la même que la périodicité de répétition du signal cardiaque de la soustraction des signaux SE1 et SE2. On comprendra que, même si la périodicité de répétition est sensiblement la même, la valeur du signal SA à un instant t peut ne pas être égale à la valeur du signal SE1 à cet instant t moins celle du signal SE2. A signal SA characteristic of SE1 - SE2 is an SA signal whose periodicity of repetition of the cardiac signal is substantially the same as the periodicity of repetition of the cardiac signal of the subtraction of the signals SE1 and SE2. It will be understood that even if the repetition periodicity is substantially the same, the value of the signal SA at a time t may not be equal to the value of the signal SE1 at this instant t minus that of the signal SE2.

En effet, le signal SA peut par exemple résulter d'une amplification de la différence, au cours de laquelle les valeurs sont par exemple multipliées par une constante (la constante étant éventuellement dépendante du temps). Par simplification, on notera dans la suite SA = SE1 ù SE2, le fait que le signal SA est caractéristique de la soustraction SE1 û SE2 des signaux. Ainsi, on peut noter SB = SE3 ù SE2 et Sc = SA + SB = SE1 +SE3 ù 2SE2. -Le système comporte en outre des moyens de sélection du signal ayant la meilleure qualité parmi les signaux SA, SB et Sc, le signal sélectionné étant utilisé pour déterminer le rythme cardiaque de l'utilisateur. Ainsi, même dans le cas où la somme Sc des signaux sortant des deux amplificateurs différentiels SA et SB a une qualité moins élevée que la meilleure des qualités des signaux SA ou SB, les moyens de sélection permettent de conserver le signal SA ou SB de meilleure qualité que le signal Sc. Un signal -7- de bonne qualité est un signal dont on peut aisément déterminer la périodicité de répétition du rythme cardiaque. L'invention sera mieux comprise à la lecture de la description qui va suivre, donnée uniquement à titre d'exemple et faite en se référant aux dessins dans lesquels : - la figure 1 est une vue schématique en perspective d'un système de mesure selon un mode de réalisation de l'invention ; - la figure 2 est une vue schématique illustrant la configuration du système de mesure de la figure 1 ; - la figure 3 est un graphique illustrant le signal représentatif de la qualité d'un signal sortant de moyens de soustraction du système de la figure 1, en fonction de la position du coeur d'un utilisateur ; - la figure 4 est un graphique illustrant les signaux de rythme cardiaque fournis par deux électrodes du système de la figure 1, lorsque le coeur est à la position IV sur le graphe de la figure 3 ; - la figure 5 est un graphique illustrant la différence des signaux du graphe de la figure 4 ; et - la figure 6 est un graphique illustrant le signal représentatif de la qualité de la somme des signaux sortant des moyens de soustraction du système de la figure 1. Comme on peut le voir sur la figure 1, un système 10 de mesure du rythme cardiaque comporte une première E,, une deuxième E2 et une troisième E3 électrodes, un circuit 12 d'amplification et de filtrage, et un convertisseur analogique numérique 14. Les électrodes et le circuit 12, voire le convertisseur 14, sont agencés dans un siège 16, sur lequel un utilisateur dont on souhaite mesurer le rythme cardiaque peut s'asseoir. Ce siège peut être utilisé par exemple dans un hôpital, chez un particulier, ou encore dans un véhicule automobile. Les électrodes E,, E2, E3 sont agencées de façon à fonctionner selon un mode distant, dans le dossier 18 du siège 16, sensiblement à la hauteur du coeur d'un homme de taille moyenne. Les électrodes sont situées soit à la surface même du dossier 18 du siège, et sont donc destinées à être en contact direct avec les vêtements ou la peau de l'utilisateur, soit au voisinage de la surface du dossier 18, en étant recouvertes par exemple par un tissu habillant le dossier 18. Les électrodes E,, E2, E3 sont semblables. Elles comprennent chacune une plaque métallique, sur laquelle un circuit imprimé est connecté, des moyens électroniques de pré-amplification et de filtrage étant implantés sur ce circuit imprimé. Les électrodes sont dites "actives", du fait qu'elles comportent une source d'alimentation permettant la pré- amplification et le filtrage séquentiel des signaux reçus par les électrodes. -8- La plaque métallique de chaque électrode E,, E2, E3 a la forme générale d'un carré de 4,5 cm de côté. On définit la position de chaque électrode par la position du centre de ce carré. On comprendra que les électrodes peuvent avoir d'autres formes et d'autres tailles que celles de l'exemple. Indeed, the signal SA can for example result from an amplification of the difference, during which the values are for example multiplied by a constant (the constant being possibly dependent on time). For simplicity, it will be noted hereinafter SA = SE1 - SE2, the fact that the signal SA is characteristic of the subtraction SE1 - SE2 of the signals. Thus, we can denote SB = SE3 ù SE2 and Sc = SA + SB = SE1 + SE3 ù 2SE2. The system further comprises means for selecting the signal having the best quality among the signals SA, SB and Sc, the selected signal being used to determine the user's heart rate. Thus, even in the case where the sum Sc of the signals output from the two differential amplifiers SA and SB has a quality lower than the best quality of the signals SA or SB, the selection means make it possible to keep the signal SA or SB better. The quality of the signal Sc. A signal of good quality is a signal from which the frequency of repetition of the heart rate can easily be determined. The invention will be better understood on reading the description which follows, given solely by way of example and with reference to the drawings in which: FIG. 1 is a schematic perspective view of a measuring system according to an embodiment of the invention; FIG. 2 is a schematic view illustrating the configuration of the measurement system of FIG. 1; FIG. 3 is a graph illustrating the signal representative of the quality of a signal coming out of subtraction means of the system of FIG. 1, as a function of the position of the heart of a user; FIG. 4 is a graph illustrating the heart rate signals provided by two electrodes of the system of FIG. 1, when the heart is at position IV on the graph of FIG. 3; FIG. 5 is a graph illustrating the difference of the signals of the graph of FIG. 4; and FIG. 6 is a graph illustrating the signal representative of the quality of the sum of the signals leaving the subtraction means of the system of FIG. 1. As can be seen in FIG. 1, a system 10 for measuring the cardiac rhythm comprises a first E ,, a second E2 and a third E3 electrodes, a circuit 12 of amplification and filtering, and a digital analog converter 14. The electrodes and the circuit 12, or the converter 14, are arranged in a seat 16 , on which a user whose heart rate is desired can sit down. This seat can be used for example in a hospital, at home, or in a motor vehicle. The electrodes E ,, E2, E3 are arranged to operate in a remote mode, in the back 18 of the seat 16, substantially at the height of the heart of a man of average size. The electrodes are situated either on the same surface of the backrest 18 of the seat, and are therefore intended to be in direct contact with the clothes or the skin of the user, or in the vicinity of the surface of the backrest 18, being covered for example by a fabric covering the backrest 18. The electrodes E ,, E2, E3 are similar. They each comprise a metal plate, on which a printed circuit is connected, electronic means of pre-amplification and filtering being implanted on this printed circuit. The electrodes are said to be "active" because they include a power source enabling pre-amplification and sequential filtering of the signals received by the electrodes. The metal plate of each electrode E ,, E2, E3 has the general shape of a square 4.5 cm side. The position of each electrode is defined by the position of the center of this square. It will be understood that the electrodes may have other shapes and sizes than those of the example.

Le circuit 12 d'amplification et de filtrage est agencé au voisinage des électrodes E,, E2, E3, de préférence dans le dossier 18, de façon que les câbles reliant les électrodes et le circuit 12 soient courts et que les signaux soient le moins possible exposés au bruit environnant. Ce circuit 12 comprend des premiers 20 et des deuxièmes 22 moyens de soustraction de signaux, par exemple un premier 20 et un second 22 amplificateurs différentiels. L'amplificateur 20 est connecté aux électrodes de façon à recevoir en entrée les signaux SE1 et SE2 fournis par les électrodes E, et E2, amplifier la différence de ces signaux et fournir en sortie un signal SA caractéristique de SE1 ù SE2, noté SA = SE, ù SE2. L'amplificateur 22 est connecté aux électrodes de façon à recevoir en entrée les signaux SE3 et SE2 fournis par les électrodes E3 et E2, amplifier la différence de ces signaux et fournir en sortie un signal SB = SE3 ù SE2. On notera que la pré-amplification assurée par les circuits imprimés des électrodes est d'un autre ordre par rapport à l'amplification assurée par le circuit 12. En effet, la pré-amplification est par exemple capable de multiplier l'amplitude d'un signal par 10. Le circuit 12 d'amplification assure quant à lui une amplification qui peut être beaucoup plus importante, pouvant par exemple amplifier un signal d'un facteur supérieur à 1000. Les sorties des amplificateurs 20, 22 sont reliées à des moyens de sommation 24, capables de faire la somme des signaux SA et SB et de fournir en sortie un signal Sc caractéristique de la somme SA + SB. On rappelle que cette somme est une opération consistant à cumuler algébriquement les signaux, afin de refléter l'effet cumulé des deux signaux. Selon un mode de réalisation particulier, le système 10 comporte également des moyens 25 de sélection des signaux SA, SB et Sc, afin de fournir en sortie celui de meilleure qualité. Le convertisseur analogique numérique 14 comprend un échantillonneur, fonctionnant à une fréquence donnée, en l'occurrence comprise entre 250 Hz et 1 kHz. Le convertisseur 14 est déporté sous le siège 16, mais pourrait également être agencé dans d'autres emplacements plus éloignés, par exemple sur une table ou sur un tableau de bord d'un véhicule, du fait qu'une fois que les signaux ont été amplifiés par le circuit 12, le bruit capté par le câblage n'est plus critique. Le convertisseur 14 peut par ailleurs être connecté à des moyens d'affichage, tels qu'un écran d'information du rythme cardiaque, ou encore des moyens d'avertissement, par exemple une alerte sonore capable -9- d'informer d'un changement de rythme cardiaque de l'utilisateur. Par ailleurs, le convertisseur 14 peut également être connecté à un ou plusieurs terminaux de communication, éventuellement par communication sans fil, par exemple pour assurer un service de surveillance du rythme cardiaque d'un utilisateur. The amplification and filtering circuit 12 is arranged in the vicinity of the electrodes E 1, E 2, E 3, preferably in the backrest 18, so that the cables connecting the electrodes and the circuit 12 are short and the signals are the least possible exposed to the surrounding noise. This circuit 12 comprises first 20 and second 22 signal subtraction means, for example a first 20 and a second 22 differential amplifiers. The amplifier 20 is connected to the electrodes so as to receive as input the signals SE1 and SE2 provided by the electrodes E1 and E2, to amplify the difference of these signals and to output an SA signal characteristic of SE1 ù SE2, denoted SA = SE, where SE2. The amplifier 22 is connected to the electrodes so as to receive as input the signals SE3 and SE2 provided by the electrodes E3 and E2, to amplify the difference of these signals and to output a signal SB = SE3 - SE2. It will be noted that the pre-amplification provided by the printed circuits of the electrodes is of another order with respect to the amplification provided by the circuit 12. In fact, the pre-amplification is for example capable of multiplying the amplitude of a signal by 10. The amplification circuit 12 provides an amplification that can be much greater, for example, can amplify a signal by a factor greater than 1000. The outputs of the amplifiers 20, 22 are connected to means summation signals 24, capable of summing the signals SA and SB and of outputting a signal Sc characteristic of the sum SA + SB. It is recalled that this sum is an operation of cumulating the signals algebraically, in order to reflect the cumulative effect of the two signals. According to a particular embodiment, the system 10 also comprises means 25 for selecting signals SA, SB and Sc, in order to provide the output of better quality. The digital analog converter 14 comprises a sampler operating at a given frequency, in this case between 250 Hz and 1 kHz. The converter 14 is offset under the seat 16, but could also be arranged in other more distant locations, for example on a table or on a dashboard of a vehicle, because once the signals have been amplified by the circuit 12, the noise picked up by the wiring is no longer critical. The converter 14 may also be connected to display means, such as a heart rate information display, or warning means, for example a sound alert capable of informing a change of heart rate of the user. Moreover, the converter 14 may also be connected to one or more communication terminals, possibly by wireless communication, for example to provide a service for monitoring the heart rate of a user.

La configuration des électrodes E,, E2, E3 va à présent être décrite, en se référant à la figure 2. L'axe X est un axe central du support des électrodes, en l'occurrence l'axe de symétrie du dossier 18. Lorsque l'utilisateur est en position assise classique dans le siège, on considère que sa colonne vertébrale est sensiblement sur l'axe X. Cette position de l'utilisateur correspond à une position théorique de l'utilisateur. Le coeur d'un être humain se situant généralement dans la partie gauche de son corps, on suppose que la position théorique du coeur de l'utilisateur assis dans la position théorique est située à une distance Hth par rapport à l'axe X. Sur la figure 2, on a représenté en pointillés le coeur 26 dans sa position théorique. Dans l'exemple, on considère que Hth = 3 cm. On détermine les distances L, et L2 des électrodes E, et E2 par rapport à l'axe X de façon que L, = L2 et que les signaux des potentiels électriques générés par le coeur lorsqu'il est dans sa position théorique Hth, reçus par les électrodes E, et E2, soient en opposition de phase l'un par rapport à l'autre. Ces distances peuvent être déterminées expérimentalement. Dans l'exemple, L, = L2 = 7,5 cm. The configuration of the electrodes E1, E2, E3 will now be described, with reference to FIG. 2. The axis X is a central axis of the support of the electrodes, in this case the axis of symmetry of the backrest 18. When the user is in a conventional sitting position in the seat, it is considered that his spine is substantially on the X axis. This position of the user corresponds to a theoretical position of the user. The heart of a human being generally located in the left part of his body, it is assumed that the theoretical position of the heart of the user sitting in the theoretical position is located at a distance Hth with respect to the X axis. Figure 2, there is shown in dashed heart 26 in its theoretical position. In the example, it is considered that Hth = 3 cm. The distances L 1 and L 2 of the electrodes E 1 and E 2 are determined with respect to the axis X so that L 1 = L 2 and the signals of the electric potentials generated by the core when it is in its theoretical position Hth, received by the electrodes E 1 and E 2 are in phase opposition with respect to each other. These distances can be determined experimentally. In the example, L = L2 = 7.5 cm.

On a représenté sur la figure 4 la valeur A, en millivolts (mV), en fonction du temps en secondes (s), des potentiels électriques générés par le coeur lorsqu'il est dans la position théorique Hth et reçus d'une part par l'électrode E,, sur la courbe 28, et d'autre part par l'électrode E2, sur la courbe 30. On notera que, par simplification, les courbes 28, 30 représentent uniquement le signal généré par les pulsations cardiaques, sans inclure le bruit commun du signal reçu par chaque électrode. Comme on peut le voir sur la figure 4, les courbes 28, 30 sont en opposition de phase, du fait que les potentiels générés par le coeur 26 sur les électrodes E, et E2 sont décalés dans le temps, c'est-à-dire que l'électrode E2 reçoit le signal plus tard, du fait qu'elle est située à une distance plus éloignée du coeur 26 que l'électrode E,. Ainsi, on détermine la position optimale des électrodes E, et E2 par rapport à l'axe X, c'est-à-dire les distances L, = L2, en faisant en sorte que le maximum de la courbe 28 corresponde au minimum de la courbe 30, si bien que la différence des deux courbes 28, 30, visible sur la courbe 32 de la figure 5 fournit un signal caractéristique de la pulsation cardiaque et de bonne qualité. En effet, chaque courbe 28, 30 étant en opposition de phase et contenant des pulsations cardiaques correspondant au rythme cardiaque de l'utilisateur, la différence entre ces courbes fournit un signal dont l'amplitude (distance entre un pic maximum et un pic minimum de la courbe -10- 32) est relativement élevée, si bien que le signal est de bonne qualité pour déterminer la périodicité des pulsations cardiaques. En conséquence, à la sortie de l'amplificateur différentiel 20, le signal SA résultant de la différence (amplifiée dans cet exemple) entre les signaux SE1 et SE2 reçus par les électrodes E, et E2 a une allure similaire à celui de la courbe 32, du fait que le bruit contenu dans chacun des signaux entrants SE1 et SE2, communs à chacun des signaux, a été supprimé au cours de la soustraction des signaux SE1 û SE2. Ce signal de sortie SA permet donc de déterminer, lorsque les courbes 28, 30 sont en opposition de phase (donc les signaux générés par le coeur décalés dans le temps de manière optimale) le rythme cardiaque de l'utilisateur de façon particulièrement fiable. En revanche, lorsque les courbes 28, 30 ne sont pas en opposition de phase, l'amplitude du signal de la courbe 32 de la figure 5 peut être relativement faible. En particulier, lorsque les courbes 28, 30 sont en phase, on peut obtenir un signal quasiment nul. La qualité du signal fourni en sortie de l'amplificateur différentiel 20 pour déterminer le rythme cardiaque de l'utilisateur se traduit par l'amplitude de la courbe 32 de la figure 5, à savoir que plus la distance entre les pics maxima et minima de la courbe 32 est grande, meilleure est la qualité du signal et meilleure est la fiabilité de la détermination du rythme cardiaque. En conséquence, lorsque les courbes 28, 30 sont proches d'être en phase, il devient alors beaucoup plus difficile voire impossible de déterminer le rythme cardiaque car le signal représentatif de ce rythme cardiaque, la courbe 32 de la figure 5, présente une amplitude trop faible voire nulle. En conséquence, la qualité du signal fourni en sortie de l'amplificateur différentiel 20 pour déterminer le rythme cardiaque de l'utilisateur, dépend du décalage temporel (déphasage) des courbes 28, 30. FIG. 4 shows the value A, in millivolts (mV), as a function of time in seconds (s), of the electric potentials generated by the core when it is in the theoretical position Hth and received on the one hand by the electrode E ,, on the curve 28, and secondly by the electrode E2, on the curve 30. Note that, for simplicity, the curves 28, 30 represent only the signal generated by the heartbeats, without include the common noise of the signal received by each electrode. As can be seen in FIG. 4, the curves 28, 30 are in phase opposition, because the potentials generated by the core 26 on the electrodes E 1 and E 2 are shifted in time, that is to say say that the electrode E2 receives the signal later, because it is located at a distance farther from the core 26 than the electrode E ,. Thus, the optimum position of the electrodes E 1 and E 2 with respect to the X axis, ie the distances L 1 = L 2, is determined by ensuring that the maximum of the curve 28 corresponds to the minimum of the curve 30, so that the difference of the two curves 28, 30, visible on the curve 32 of Figure 5 provides a signal characteristic of the heartbeat and good quality. Indeed, each curve 28, 30 being in phase opposition and containing heartbeats corresponding to the heartbeat of the user, the difference between these curves provides a signal whose amplitude (distance between a maximum peak and a minimum peak of curve 32) is relatively high, so that the signal is of good quality to determine the periodicity of heartbeats. As a result, at the output of the differential amplifier 20, the signal SA resulting from the difference (amplified in this example) between the signals SE1 and SE2 received by the electrodes E1 and E2 has a similar appearance to that of the curve 32 , because the noise contained in each of the incoming signals SE1 and SE2, common to each of the signals, has been suppressed during the subtraction of the signals SE1 - SE2. This output signal SA therefore makes it possible to determine, when the curves 28, 30 are in phase opposition (and therefore the signals generated by the core offset in time optimally) the heart rate of the user in a particularly reliable manner. On the other hand, when the curves 28, 30 are not in phase opposition, the amplitude of the signal of the curve 32 of FIG. 5 can be relatively small. In particular, when the curves 28, 30 are in phase, one can obtain a virtually zero signal. The quality of the signal supplied at the output of the differential amplifier 20 to determine the user's heart rate is reflected by the amplitude of the curve 32 of FIG. 5, namely that the greater the distance between the maximum and minimum peaks of the the curve 32 is large, the better the signal quality and the better the reliability of the determination of the heart rate. Consequently, when the curves 28, 30 are close to being in phase, it then becomes much more difficult or even impossible to determine the heart rate because the signal representative of this cardiac rhythm, the curve 32 of FIG. too low or even nil. Consequently, the quality of the signal supplied at the output of the differential amplifier 20 for determining the user's heart rate depends on the time shift (phase shift) of the curves 28, 30.

On a représenté sur la figure 3 la valeur des distances pic à pic de la courbe 32 de la figure 5, représentatives de l'amplitude du signal SA en sortie de l'amplificateur 20, en fonction de la distance H du coeur 34 de l'utilisateur par rapport à l'axe X. On observe donc que, comme expliqué au préalable, lorsque la distance H = Hth, les courbes 28, 30 étant en opposition de phase (elles sont très décalées l'une par rapport à l'autre), la courbe en sortie de l'amplificateur 20 a une forte amplitude, représentée par la référence 35 sur la figure 3, si bien que l'on peut facilement déterminer le rythme cardiaque. Au contraire, lorsque le coeur est à une distance voisine de H = 0, c'est-à-dire lorsque l'axe du coeur est confondu avec ou voisin de l'axe X, les courbes 28 et 30 sont en phase ou quasiment en phase et l'on constate que l'amplitude du signal fourni en sortie de l'amplificateur 20, représentée par la référence 36 sur la figure 3, est particulièrement faible, si bien qu'il n'est pas possible de déterminer le rythme cardiaque de façon fiable. -11- L'électrode E3 permet de résoudre le problème posé lorsque le coeur du patient se trouve dans une position telle que par exemple H = 0 ou est proche de 0. En effet, on positionne E3 de façon que, lorsque le coeur 34 du patient est dans une position telle que les courbes 28, 30 sont en phase, la courbe correspondant au signal reçu par l'électrode E3, ce signal étant généré par le rythme cardiaque de l'utilisateur, soit en opposition de phase avec le signal fourni par l'électrode E2, donc avec la courbe 30. Pour que les courbes fournies par E3 et E2 soient en opposition de phase, il faut que les signaux reçus par chaque électrode E3 et E2 soient retardés de la même façon que le signal reçu par les électrodes E, et E2 lorsque le coeur est dans sa position théorique Hth, donc que les électrodes E3 et E2 soient à la même différence de distance relativement au coeur que l'étaient les électrodes E, et E2 lorsque le coeur était dans sa position théorique Hth. La distance de l'électrode E, au coeur, lorsque le coeur est dans sa position théorique Hth, est L, - Hth, si l'électrode E, est située du côté gauche du corps de l'utilisateur. La distance de l'électrode E2 au coeur, lorsque le coeur est dans sa position théorique Hth, est L2 + Hth, si inversement à l'électrode E, l'électrode E2 est située du côté droit du corps de l'utilisateur. En conséquence, on souhaite obtenir la relation : (L2 + Hth) - (L1 - Hth) = L2- L3, soit : L3 = L2 û 2*Hth. Ainsi, en positionnant E3 de façon que L3 = L2 û 2Hth, on sait que, lorsque les courbes reçues par les électrodes E, et E2 sont en phase, les signaux reçus par les électrodes E3 et E2 sont en opposition de phase. En conséquence, le signal obtenu en sortie de l'amplificateur différentiel 22 sera similaire à celui de la courbe 32 de la figure 5, si bien que l'on pourra déterminer le rythme cardiaque de façon fiable à partir de ce signal. FIG. 3 shows the value of the peak-to-peak distances of the curve 32 of FIG. 5, representative of the amplitude of the signal SA at the output of the amplifier 20, as a function of the distance H of the core 34 of the the user with respect to the axis X. It is thus observed that, as previously explained, when the distance H = Hth, the curves 28, 30 being in opposition of phase (they are very offset with respect to the other), the output curve of the amplifier 20 has a high amplitude, represented by the reference 35 in FIG. 3, so that the heart rate can be easily determined. On the other hand, when the core is at a distance close to H = 0, that is to say when the axis of the core coincides with or near the X axis, the curves 28 and 30 are in phase or almost in phase and it is found that the amplitude of the signal supplied at the output of the amplifier 20, represented by the reference 36 in FIG. 3, is particularly small, so that it is not possible to determine the rhythm heart rate reliably. The electrode E3 makes it possible to solve the problem posed when the patient's heart is in a position such that, for example, H = 0 or is close to 0. Indeed, E3 is positioned so that, when the heart 34 of the patient is in a position such that the curves 28, 30 are in phase, the curve corresponding to the signal received by the electrode E3, this signal being generated by the user's heart rate, or in phase opposition with the signal provided by the electrode E2, so with the curve 30. So that the curves provided by E3 and E2 are in phase opposition, it is necessary that the signals received by each electrode E3 and E2 are delayed in the same way as the signal received by the electrodes E, and E2 when the heart is in its theoretical position Hth, so that the electrodes E3 and E2 are at the same distance difference relative to the heart as were the electrodes E, and E2 when the heart was in its theoretical position Hth. The distance of the electrode E, in the heart, when the heart is in its theoretical position Hth, is L, - Hth, if the electrode E, is situated on the left side of the body of the user. The distance from the electrode E2 to the heart, when the heart is in its theoretical position Hth, is L2 + Hth, if inversely to the electrode E, the electrode E2 is located on the right side of the body of the user. Consequently, we want to obtain the relation: (L2 + Hth) - (L1-Hth) = L2-L3, ie: L3 = L2 - 2 * Hth. Thus, by positioning E3 so that L3 = L2 - 2Hth, it is known that, when the curves received by the electrodes E1 and E2 are in phase, the signals received by the electrodes E3 and E2 are in phase opposition. Consequently, the signal obtained at the output of the differential amplifier 22 will be similar to that of the curve 32 of FIG. 5, so that the heart rate can reliably be determined from this signal.

Selon l'exemple, on obtient L3 = 1,5 cm. Bien sûr, les mesures données en exemple pour les distances L,, L2 et L3 sont théoriques, et des résultats satisfaisants peuvent être obtenus même avec des mesures légèrement différentes, notamment avec des distances de 1 cm par rapport aux distances citées. According to the example, L3 = 1.5 cm. Of course, the exemplary measurements for distances L 1, L 2 and L 3 are theoretical, and satisfactory results can be obtained even with slightly different measurements, especially with distances of 1 cm from the distances mentioned.

La figure 6 est un graphique similaire à celui de la figure 3. L'amplitude pic à pic des signaux en sortie de l'amplificateur différentiel 20 a été représentée sur la courbe 40A en fonction de la position du coeur de l'utilisateur H, la courbe 40A étant la même que celle représentée sur la figure 3. L'amplitude des signaux en sortie de l'amplificateur différentiel 22 est représentée sur la courbe 40B, et l'amplitude pic à pic des signaux en sortie des moyens de sommation 24 est représentée sur la courbe 40C. Les courbes 40A, 40B et 40C sont représentatives de l'amplitude des signaux SA, SB et Sc. -12- Ainsi, comme on peut le voir sur ces courbes, lorsque le coeur de l'utilisateur est positionné de façon que la courbe 40A présente un minimum, c'est-à-dire que les électrodes E, et E2 sont sensiblement à la même distance du coeur (les signaux générés par le rythme cardiaque ne sont donc pas décalés), si bien que le signal SA en sortie de l'amplificateur 20 a une amplitude faible, la courbe 40B présente un maximum 42, c'est-à-dire que les électrodes E3 et E2 sont positionnées de façon que les signaux reçus par chacune soient décalés dans le temps pour obtenir une opposition de phase, et l'amplitude du signal SB en sortie de l'amplificateur 22 est importante, si bien que l'on peut déterminer le rythme cardiaque de l'utilisateur de manière fiable. Ainsi, en faisant la somme des signaux SA et SB, les moyens de sommation 24 fournissent un signal Sc dont l'amplitude pic à pic, représentée sur la courbe 40C, a toujours une valeur relativement importante. Grâce à cette amplitude importante, on sait que l'on peut déterminer le rythme cardiaque de l'utilisateur de façon fiable. En effet, on voit sur la figure 6 que, quelle que soit la position H du coeur de l'utilisateur par rapport à l'axe X, l'amplitude pic à pic du signal de sortie est supérieure à 0,5 mV, permettant une détermination fiable du rythme cardiaque de l'utilisateur. Sur la figure 6, l'amplitude de la courbe 40C est toujours supérieure à l'amplitude de la courbe 40B ou 40A. En effet, on constate par expérience qu'en faisant la somme des signaux SA et SB, l'amplitude du signal de sortie Sc, bien qu'elle ne soit pas égale à la somme des amplitudes de chacun des signaux, reste néanmoins supérieure à l'amplitude de chacun de ces signaux. Néanmoins, il se pourrait que, pour une ou plusieurs positions de l'utilisateur, l'amplitude du signal Sc soit moins importante que celle de l'un des signaux SA ou SB, c'est-à-dire qu'il y ait des points de la courbe 40C situés en dessous de l'une des courbes 40B ou 40A. Dans ce cas, on peut prévoir des moyens de sélection basés sur la meilleure qualité parmi les qualités des trois signaux SA, SB et Sc, ces moyens recevant en entrée les trois signaux et les comparant pour déterminer celui dont l'amplitude est la plus importante et qui sera donc susceptible de fournir le rythme cardiaque le plus fiable. On notera que l'invention n'est pas limitée aux modes de réalisation précédemment décrits. En particulier, le système de mesure 10 pourrait être ménagé sur un lit, ou encore le siège 16 peut être prévu dans un véhicule automobile. Par ailleurs, la forme et le positionnement mutuel des électrodes E,, E2, E3 peuvent différer de l'exemple ci-dessus. En particulier, les trois électrodes sont alignées, mais elles pourraient être disposées autrement, le plus avantageux étant qu'elles soient positionnées les unes par rapport aux autres de manière qu'il ne soit pas possible de -13- définir un point équidistant des trois électrodes dans l'espace susceptible de contenir le coeur de l'utilisateur, de façon que le coeur de l'utilisateur, quelle que soit sa position, ne puisse jamais être équidistant des trois électrodes. Cet espace susceptible de contenir le coeur dépend du support sur lequel les électrodes sont agencées et des possibilités de mouvement de l'utilisateur. On comprendra qu'il sera plus grand sur un lit ou sur un siège que sur un vêtement. On peut également envisager de disposer une quatrième électrode, voire autant que nécessaire en fonction des positions que peut prendre l'utilisateur. On peut par la suite sélectionner le signal le plus ample en sortie de différents moyens de soustraction. FIG. 6 is a graph similar to that of FIG. 3. The peak-to-peak amplitude of the signals at the output of the differential amplifier 20 has been represented on the curve 40A as a function of the position of the heart of the user H, the curve 40A being the same as that shown in FIG. 3. The amplitude of the signals at the output of the differential amplifier 22 is represented on the curve 40B, and the peak-to-peak amplitude of the signals at the output of the summing means 24 is represented on curve 40C. The curves 40A, 40B and 40C are representative of the amplitude of the signals SA, SB and Sc. Thus, as can be seen on these curves, when the heart of the user is positioned so that the curve 40A has a minimum, that is to say that the electrodes E, and E2 are substantially at the same distance from the heart (the signals generated by the heart rhythm are not offset), so that the signal SA at the output of the amplifier 20 has a small amplitude, the curve 40B has a maximum 42, that is to say that the electrodes E3 and E2 are positioned so that the signals received by each are shifted in time to obtain an opposition of phase, and the amplitude of the signal SB output of the amplifier 22 is important, so that one can determine the heart rate of the user reliably. Thus, by summing the signals SA and SB, the summing means 24 provide a signal Sc whose peak-to-peak amplitude, represented on the curve 40C, always has a relatively large value. Because of this large amplitude, it is known that the user's heart rate can be determined reliably. Indeed, it can be seen in FIG. 6 that, whatever the H-position of the user's core with respect to the X-axis, the peak-to-peak amplitude of the output signal is greater than 0.5 mV, allowing a reliable determination of the user's heart rate. In FIG. 6, the amplitude of the curve 40C is always greater than the amplitude of the curve 40B or 40A. Indeed, it can be seen from experience that by summing the signals SA and SB, the amplitude of the output signal Sc, although it is not equal to the sum of the amplitudes of each of the signals, nevertheless remains greater than the amplitude of each of these signals. Nevertheless, it may be that for one or more positions of the user, the amplitude of the signal Sc is less important than that of one of the signals SA or SB, that is to say that there is points of the curve 40C located below one of the curves 40B or 40A. In this case, it is possible to provide selection means based on the best quality among the qualities of the three signals SA, SB and Sc, these means receiving as input the three signals and comparing them to determine the one whose amplitude is the most important. and which will therefore be likely to provide the most reliable heart rate. Note that the invention is not limited to the previously described embodiments. In particular, the measuring system 10 could be provided on a bed, or the seat 16 can be provided in a motor vehicle. On the other hand, the shape and the mutual positioning of the electrodes E1, E2, E3 may differ from the example above. In particular, the three electrodes are aligned, but they could be arranged otherwise, the most advantageous being that they are positioned relative to each other so that it is not possible to define an equidistant point of the three electrodes in the space likely to contain the heart of the user, so that the heart of the user, regardless of its position, can never be equidistant from the three electrodes. This space may contain the heart depends on the support on which the electrodes are arranged and the user's movement possibilities. It will be understood that he will be taller on a bed or on a seat than on a garment. One can also consider having a fourth electrode, or as much as necessary depending on the positions that can take the user. Subsequently, the largest signal can be selected at the output of different subtraction means.

En outre, le traitement des signaux fournis par les électrodes E,, E2, E3 peut comprendre d'autres étapes non décrites, ou des étapes différentes de celles qui sont décrites ci-dessus. On constate en particulier que les distances L, et L2 peuvent varier en fonction de la dimension des électrodes. Par ailleurs, les moyens de soustractions 20, 22 de l'exemple exercent, outre leur 15 fonction de soustraction des signaux, une fonction d'amplification de la différence, mais cette fonction d'amplification n'est pas nécessaire à la réalisation de l'invention. In addition, the processing of the signals provided by the electrodes E 1, E 2, E 3 may comprise other undescribed steps, or steps other than those described above. In particular, it can be seen that the distances L 1 and L 2 can vary according to the size of the electrodes. Furthermore, the subtraction means 20, 22 of the example exercise, in addition to their function of subtracting the signals, a function of amplification of the difference, but this amplification function is not necessary for the production of the signal. 'invention.

Claims

1. System (10) for measuring the heart rate of a user, characterized in that it comprises a first (E), a second (E2) and a third (E3) electrode for measuring the heart rhythm.

2. The system of claim 1, wherein the three electrodes (E ,, E2, E3) are positioned relative to each other so that it is not possible to define a point equidistant from the three electrodes in space likely to contain the heart of the user.

3. System according to any one of the preceding claims, configured to operate in a mode remote from the user, that is to say without direct contact with the skin of the user.

4. System according to any one of the preceding claims, configured to operate when the body of the user is movable relative to the electrodes, the electrodes being for example positioned on a seat or a bed.

5. System according to any one of the preceding claims, wherein the third electrode (E3) is positioned relative to the first (E,) and second (E2) electrodes so that, if the actual position of the heart of the user. relative to the electrodes (E ,, E2, E3) is such that the electrical potentials generated by the core are in phase when they are received by the first (E,) and second (E2) electrodes, the electric potential received by the third electrode (E3) is in phase opposition with that received by the second electrode (E2).

6. System according to the preceding claim, wherein a theoretical position of the heart of a user is defined by a distance (Hth) of the core relative to an axis (X), and the three electrodes (E ,, E2, E3). are positioned in the following way: the first (E,) and the second (E2) electrodes are at a distance L, and L2 on either side of the axis (X), so that L, = L2, the lengths L 1 and L 2 being determined so that the electric potentials, generated by the core when it is in its theoretical position Hth, are in phase opposition with respect to each other when they are received by the electrodes (E, and E2), and - the third electrode (E3) is positioned at a distance L3 from the axis (X), this distance L3 being such that: L3 = L2û2Hth 1 cm

7. System according to the preceding claim, wherein, for electrodes such as square electrodes of about 4.5 cm side, the L value is such that 6.5 cm 8.5 cm, preferably 7 cm 8 cm, and advantageously L1 = 7.5 cm; and L3 is such that 0.5 cm L3 2.5 cm, preferably 1 cm L3 2 cm, advantageously L3 = 1.5 cm.

8. System according to any one of the preceding claims, comprising: - first signal subtraction means, for example a first differential amplifier (20), receiving as input the signals SE1 and SE2 received by the first (E1) and second (E2) electrodes, and providing a signal SA characteristic of SE1 - SE2; second signal subtraction means, for example a second differential amplifier (22), receiving as input the signals SE2 and SE3 received by the second (E2) and third (E3) electrodes, and providing a characteristic signal SB of SE3 -SE2; means (24) for adding the signals SA and SB supplied by the first and second subtraction means (20, 22), the sum obtained constituting a signal Sc used to calculate the user's heart rate.

9. System according to the preceding claim, further comprising means (25) for selecting the signal having the best quality among the signals SA, SB and Sc, the selected signal being used to determine the heart rate of the user. 20