FR2924324A1

FR2924324A1 - User's e.g. driver, cardiac rhythm measuring system for use in motor vehicle, has accelerometer and integration unit for determining speed of sensing electrodes, where electrodes provide signals to deduce cardiac rhythm of user

Info

Publication number: FR2924324A1
Application number: FR0759435A
Authority: FR
Inventors: Philippe Loiseau
Original assignee: IMRA Europe SAS
Current assignee: IMRA Europe SAS
Priority date: 2007-11-29
Filing date: 2007-11-29
Publication date: 2009-06-05
Anticipated expiration: 2027-11-29
Also published as: FR2924324B1

Abstract

The system (10) has sensing electrodes (E1-E3) providing signals to deduce a cardiac rhythm of a user and moving according to movement of the user. Signal processing units formed of amplifying and filtering circuit (20), analog-digital conversion unit (22) and accelerometer (36) process the signals. The accelerometer and an integration unit (38) determine speed of the electrodes, where the accelerometer measures acceleration of the electrodes. The integration unit integrates a signal (S-D) provided by the accelerometer and provides a noise characteristic signal (S-E) i.e. reference signal.

Description

-1- La présente invention concerne la mesure du rythme cardiaque, en particulier la réduction de bruit dans un signal fourni par une électrode de mesure, afin de déterminer de manière fiable le rythme cardiaque lors d'un mouvement d'un utilisateur. On connaît déjà, notamment dans WO 03/048789, un système de mesure de rythme cardiaque fonctionnant selon un mode distant, c'est-à-dire que l'électrode de mesure du rythme cardiaque n'est pas en contact direct avec la peau du patient. L'électrode est par exemple agencée sur un support contre lequel est appuyé le dos du patient, un tissu étant intercalé entre la peau du patient et la surface de l'électrode. Une application de ce type de système de mesure consiste à mesurer le rythme cardiaque d'un utilisateur lorsqu'il s'assoit sur un siège, ou s'allonge sur un lit, muni du système. Une telle application serait particulièrement intéressante, aussi bien pour la surveillance du rythme cardiaque de personnes âgées à leur domicile, que pour celle d'une personne en fauteuil roulant, ou encore celle d'un conducteur de véhicule automobile (l'analyse de l'évolution du rythme cardiaque pouvant permettre de détecter un endormissement du conducteur). The present invention relates to the measurement of heart rate, in particular the reduction of noise in a signal provided by a measurement electrode, in order to reliably determine the heart rate during a movement of a user. It is already known, particularly in WO 03/048789, a heart rate measurement system operating in a remote mode, that is to say that the heartbeat measurement electrode is not in direct contact with the skin of the patient. The electrode is for example arranged on a support against which the back of the patient is supported, a tissue being inserted between the skin of the patient and the surface of the electrode. An application of this type of measurement system is to measure the heart rate of a user when sitting on a seat, or lying on a bed equipped with the system. Such an application would be particularly interesting, both for the monitoring of the heart rate of elderly people at home, for that of a person in a wheelchair, or that of a driver of a motor vehicle (the analysis of the changes in heart rate that can detect sleepiness of the driver).

Une difficulté de la mesure du rythme cardiaque dans de telles applications réside dans le fait que l'utilisateur, une fois assis dans le siège, est susceptible de bouger, ce qui crée du bruit dans le signal et empêche de déterminer de manière fiable le rythme cardiaque de l'utilisateur. On connaît déjà des moyens de traitement permettant de diminuer le bruit présent dans un signal, consistant à soustraire au signal porteur de l'information recherchée (en l'occurrence le rythme cardiaque) un signal déterminé sur la base d'un signal caractéristique du bruit généré, appelé signal de référence du bruit. Néanmoins, dans le cas d'un mouvement de l'utilisateur au cours de la mesure, une difficulté majeure réside dans la détermination pertinente de ce signal de référence, du fait qu'il est difficile de déterminer le bruit qui est généré par un mouvement. La présente invention vise en particulier à proposer un système permettant de mesurer le rythme cardiaque même en cas de mouvement d'un utilisateur. A cet effet, l'invention a pour objet un système de mesure du rythme cardiaque d'un utilisateur, comportant une électrode de mesure, configurée pour fournir un signal afin d'en déduire le rythme cardiaque, l'électrode étant agencée de façon à pouvoir se déplacer, par exemple à la suite d'un mouvement de l'utilisateur, et des moyens de traitement du signal fourni par l'électrode, ces moyens de traitement comportant des moyens de détermination de la vitesse de l'électrode. Ainsi, l'inventeur à l'origine de la présente invention a eu l'idée d'utiliser l'information donnée par la vitesse de déplacement de l'électrode pour traiter le signal fourni par cette électrode, en particulier pour réduire la contribution du bruit généré par exemple lorsque -2- l'utilisateur bouge ou encore lorsqu'il est soumis à des vibrations générées par un moteur ou un moyen de transport en mouvement. On notera que l'on désignera de préférence par "vitesse de l'électrode" la vitesse de déplacement de l'électrode par rapport au sol terrestre. A difficulty in measuring heart rate in such applications is that the user, once seated in the seat, is likely to move, which creates noise in the signal and prevents a reliable determination of the rhythm. the user's heart. Treatment means are already known for reducing the noise present in a signal, consisting in subtracting from the signal carrying the information sought (in this case the heart rate) a signal determined on the basis of a characteristic signal of the noise. generated, called the noise reference signal. Nevertheless, in the case of a user's movement during the measurement, a major difficulty lies in the relevant determination of this reference signal, because it is difficult to determine the noise that is generated by a motion. . The present invention aims in particular to provide a system for measuring the heart rate even in case of movement of a user. To this end, the subject of the invention is a system for measuring the heart rate of a user, comprising a measurement electrode, configured to supply a signal in order to deduce the cardiac rhythm, the electrode being arranged in such a way as to ability to move, for example following a movement of the user, and means for processing the signal provided by the electrode, these processing means comprising means for determining the speed of the electrode. Thus, the inventor at the origin of the present invention had the idea of using the information given by the speed of displacement of the electrode to process the signal supplied by this electrode, in particular to reduce the contribution of the noise generated for example when -2- the user moves or when it is subjected to vibrations generated by a motor or moving means of transport. It will be noted that the speed of movement of the electrode with respect to the terrestrial ground will preferably be designated as "velocity of the electrode".

L'avantage conféré par la détermination de la vitesse de l'électrode s'explique de la façon suivante. L'inventeur a quantifié l'intensité du signal fourni par l'électrode de façon théorique. Ainsi, généralement, l'électrode forme un capteur capacitif avec la peau du patient, dont l'intensité i(t) peut prendre par exemple la forme (a) suivante : (a) i(t) = ~D (tr ) S K (t)dE (t) dE e (t) D1 t (E (t) ù E e (t) )d dt(t) dt dt - v -~/ Al (t) où : eo est la permittivité dans le vide, r est la permittivité relative équivalente du ou des matériau(x) interposé(s) entre la peau et l'électrode, S est la surface de l'électrode, D(t) est la distance entre l'électrode et la peau du patient, cette distance 15 variant dans le temps, Es est le potentiel à la surface de la peau du patient, Ee est le potentiel à la surface de l'électrode. Ainsi, l'intensité i(t) fournie par l'électrode est la somme d'une composante A(t), représentative de la variation de potentiel ayant lieu sur la peau de l'utilisateur, donc de 20 son rythme cardiaque, et d'une autre composante A2(t). Or, lors du mouvement de l'utilisateur, la distance entre la peau de l'utilisateur et la surface de l'électrode varie, peut-être légèrement mais rapidement, si bien que la valeur dD(t)/dt peut être élevée. En conséquence, la composante A2 peut être élevée, et donc la composante A,, représentative du rythme cardiaque, devient faible comparée à A, ce qui conduit à un 25 bruit important dans le signal lors du mouvement de l'utilisateur. Ainsi, l'inventeur a constaté que, lors du mouvement d'un utilisateur, cette composante A2 peut être importante mais caractérisable théoriquement, voire parfaitement caractérisée théoriquement. L'inventeur a eu l'idée d'utiliser les informations ainsi déterminées constituantes de 30 cette composante A2 afin de déterminer un signal pertinent de référence du bruit. Plus précisément, il a eu l'idée d'obtenir une information représentative de la variation dD(t)/dt de distance entre la peau et l'électrode pour l'utiliser comme signal de référence du bruit, -3- signal de référence qui pourra par la suite être utilisé pour calculer le signal à soustraire (A2) au signal fourni par l'électrode, de manière que seul le signal représentatif du rythme cardiaque, contenu dans la composante A,, soit prépondérant et utilisé. Or, on peut connaître la variation de distance dD(t)/dt entre la peau de l'utilisateur et l'électrode en déterminant la vitesse de déplacement de l'électrode. En effet, lorsque l'utilisateur bouge tout en restant en contact avec l'électrode, non seulement la distance entre la peau de l'utilisateur et l'électrode varie, généralement légèrement et rapidement, mais également, sous l'effet de la variation de la pression exercée par l'utilisateur sur l'électrode, celle-ci va se déplacer, par exemple dans la mousse d'un siège. Ainsi la position de l'électrode varie également. Il en résulte que la vitesse de déplacement de l'électrode est liée à la vitesse de déplacement de la peau du patient par rapport à l'électrode, c'est-à-dire à la variation dD(t)/dt de distance entre la peau du patient et l'électrode. The advantage conferred by the determination of the velocity of the electrode can be explained as follows. The inventor quantified the intensity of the signal provided by the electrode theoretically. Thus, generally, the electrode forms a capacitive sensor with the skin of the patient, whose intensity i (t) can take for example the following form (a): (a) i (t) = ~ D (tr) SK (t) dE (t) dE e (t) D1 t (E (t) ù E e (t)) d dt (t) dt dt - v - ~ / Al (t) where: eo is the permittivity in the empty, r is the equivalent relative permittivity of the material (s) interposed between the skin and the electrode, S is the surface of the electrode, D (t) is the distance between the electrode and the skin of the patient, this time varying distance, Es is the potential at the patient's skin surface, Ee is the potential at the surface of the electrode. Thus, the intensity i (t) provided by the electrode is the sum of a component A (t), representative of the variation of potential occurring on the user's skin, therefore of his heart rate, and another component A2 (t). However, during the movement of the user, the distance between the skin of the user and the surface of the electrode varies, perhaps slightly but quickly, so that the value dD (t) / dt can be high. As a result, the component A2 can be high, and thus the component A ,, representative of the heart rate, becomes small compared to A, which leads to a large noise in the signal during the user's movement. Thus, the inventor has found that, during the movement of a user, this component A2 may be important but characterizable theoretically, or even perfectly characterized theoretically. The inventor has had the idea of using the thus determined constituent information of this A2 component to determine a relevant noise reference signal. More specifically, he had the idea of obtaining information representative of the variation dD (t) / dt of distance between the skin and the electrode to use it as a noise reference signal, -3- reference signal which can subsequently be used to calculate the signal to be subtracted (A2) from the signal provided by the electrode, so that only the signal representative of the heart rate, contained in the component A ,, is predominant and used. However, it is possible to know the variation in distance dD (t) / dt between the skin of the user and the electrode by determining the speed of displacement of the electrode. Indeed, when the user moves while remaining in contact with the electrode, not only the distance between the skin of the user and the electrode varies, generally slightly and rapidly, but also, under the effect of the variation the pressure exerted by the user on the electrode, it will move, for example in the foam of a seat. Thus the position of the electrode also varies. As a result, the speed of displacement of the electrode is related to the speed of movement of the patient's skin relative to the electrode, that is to say to the variation dD (t) / dt of distance between the patient's skin and the electrode.

Ainsi, il existe une relation entre la vitesse de déplacement de l'électrode que l'on détermine, dx(t)/dt, et la variation de distance entre la peau et l'électrode, et c'est en constatant cette relation que l'inventeur a eu l'idée d'utiliser la vitesse de déplacement de l'électrode dx(t)/dt comme signal de référence du bruit. Cette relation peut s'exprimer par une fonction F, dont la détermination est incluse dans une méthode connue de minimisation de filtrage adaptatif, et qui peut être écrite sous la forme de l'équation (b) suivante : (b) dD (t) _ Fr dx (t) dt dt Il est donc possible, en connaissant cette vitesse de déplacement de l'électrode dx(t) , et après détermination de la fonction F, de déterminer la composante A2(t), définie dt Thus, there is a relation between the speed of displacement of the electrode which is determined, dx (t) / dt, and the variation of distance between the skin and the electrode, and it is by noting this relation that the inventor had the idea to use the displacement velocity of the electrode dx (t) / dt as noise reference signal. This relation can be expressed by a function F, the determination of which is included in a known method of adaptive filter minimization, and which can be written in the form of the following equation (b): (b) dD (t) _ Fr dx (t) dt dt It is therefore possible, knowing this speed of displacement of the electrode dx (t), and after determination of the function F, to determine the component A2 (t), defined dt

par l'équation (c) suivante : (C) A2(t)= D(t) (Es(t)ù Ee(t))F dtt)) = G(t)* F(dx(t)) dt où G(t) est une fonction dont la détermination est aussi incluse dans la même méthode connue de minimisation de filtrage adaptatif que la fonction F. Une fois estimée cette valeur A2(t), on peut obtenir une estimation de A,(t), qui est le signal dépourvu de la contribution du bruit généré par les mouvements de l'utilisateur, et donc déterminer ensuite le rythme cardiaque de l'utilisateur de manière fiable. = -K (t)G(t)F dx(t) dt 1 N N L wJ J -4- L'invention peut en outre comporter l'une ou plusieurs des caractéristiques suivantes. - Les moyens de détermination de la vitesse de l'électrode comportent des moyens de mesure de l'accélération de l'électrode, par exemple un accéléromètre agencé au voisinage de l'électrode, de préférence solidarisé à l'électrode, et des moyens d'intégration du signal fourni par les moyens de mesure de l'accélération de l'électrode. Ainsi, on détermine la vitesse de l'électrode par l'intégration mathématique de la valeur de son accélération y(t), selon l'équation : dD (t) dt ~ by the following equation (c): (C) A2 (t) = D (t) (Es (t) ù Ee (t)) F dtt)) = G (t) * F (dx (t)) dt where G (t) is a function whose determination is also included in the same known method of adaptive filter minimization as the function F. Once estimated this value A2 (t), we can obtain an estimate of A, (t) , which is the signal devoid of the contribution of the noise generated by the movements of the user, and therefore subsequently determine the heart rate of the user reliably. The invention may further comprise one or more of the following features. The means for determining the speed of the electrode comprise means for measuring the acceleration of the electrode, for example an accelerometer arranged in the vicinity of the electrode, preferably secured to the electrode, and means for measuring the electrode acceleration; integration of the signal provided by the electrode acceleration measuring means. Thus, the velocity of the electrode is determined by the mathematical integration of the value of its acceleration y (t), according to the equation: dD (t) dt ~

Dans le cas où l'accéléromètre est solidarisé à l'électrode, toute accélération de l'accéléromètre correspond exactement à l'accélération de l'électrode, ce qui permet de déterminer de façon précise la vitesse de l'électrode. In the case where the accelerometer is secured to the electrode, any acceleration of the accelerometer corresponds exactly to the acceleration of the electrode, which allows to accurately determine the speed of the electrode.

- Les moyens de traitement du signal fourni par l'électrode comportent en outre The signal processing means provided by the electrode furthermore comprise

15 un filtre recevant en entrée un signal a fourni par les moyens de détermination de la vitesse, appelé signal de référence, et fournissant en sortie un signal SN, tel que SN -K(t)*A2(t) selon l'exemple ci-dessus, et des moyens de soustraction de ce signal SN du signal fourni par l'électrode. Grâce au filtre, on obtient donc un signal SN, caractéristique de la composante Mt), et donc du bruit généré par les mouvements de 20 l'utilisateur, ce signal SN étant obtenu par des opérations mathématiques effectuées sur la vitesse de l'électrode dx(t)/dt, afin de déterminer un signal caractéristique de A2(t) tel que défini dans l'équation (c) ci-dessus, ces opérations, comportant notamment la détermination de dD(t)/dt. Le signal SN fourni par le filtre correspond à l'équation suivante : A filter receiving as input a signal provided by the speed determining means, referred to as a reference signal, and outputting a signal SN, such as SN -K (t) * A2 (t) according to the example above, and means for subtracting this signal SN from the signal supplied by the electrode. Thanks to the filter, we thus obtain a signal SN, characteristic of the component Mt), and therefore of the noise generated by the movements of the user, this signal SN being obtained by mathematical operations performed on the speed of the electrode dx (t) / dt, in order to determine a characteristic signal of A2 (t) as defined in equation (c) above, these operations, including in particular the determination of dD (t) / dt. The signal SN supplied by the filter corresponds to the following equation:

25 SN =-K(t)k(t) ~+ J J=1 où w; désigne les coefficients du filtre, déterminés par la méthode connue de minimisation de filtrage adaptatif et yj désigne les échantillons temporels passés et mémorisés de la vitesse de déplacement de l'électrode dx(t) dt SN = -K (t) k (t) ~ + J J = 1 where w; denotes the coefficients of the filter, determined by the known adaptive filtering minimization method and yj denotes the passed and stored time samples of the displacement velocity of the electrode dx (t) dt

- Les moyens de traitement comportent en outre des moyens d'adaptation du filtre, 35 aptes à mettre à jour les coefficients du filtre en fonction du signal fourni par les moyens dx (t) _ dt f Y (t)dt = F -1 (d) 10 (e) 30 -5- de soustraction du signal SN. Ainsi, le filtre appliqué sur la vitesse de l'électrode n'est pas un filtre statique mais un filtre dynamique, dont les coefficients peuvent varier dans le temps. Par exemple, en fonction du mouvement de l'utilisateur, ses vêtements peuvent être plus ou moins comprimés sur l'électrode, si bien que leur épaisseur varie au cours du temps, et que la fonction reliant dx/dt et la composante représentative du bruit dû aux mouvements de l'utilisateur varie également dans le temps. De tels filtres adaptatifs sont connus, par exemple un filtre de Wiener, de Kalman, utilisant par exemple des techniques de minimisation connues telles que LMS (Least Means Squared), ou encore RLS (Recursive Least Squares). - L'électrode est agencée sur un véhicule mobile, par exemple un fauteuil ou un lit roulants, ou encore un véhicule automobile, le système comportant en outre de préférence des moyens de mesure de l'accélération du véhicule. On notera que l'on entend par "véhicule mobile" tout support susceptible de se déplacer, notamment un fauteuil ou un lit montés sur roulettes. Ce mode de réalisation est particulièrement avantageux, du fait que, sur un véhicule mobile, la vitesse de l'électrode que l'on détermine n'est pas uniquement fonction des mouvements de l'utilisateur, mais également fonction de la vitesse du véhicule mobile. Ainsi, la mesure de l'accélération du véhicule permet de corriger la vitesse de l'électrode, ou encore la détermination du signal de référence du bruit, de façon que le déplacement du véhicule ne fausse pas la détermination du signal de référence du bruit. - Le système comprend des moyens de soustraction de l'accélération du véhicule dans l'accélération de l'électrode, la soustraction ayant leu avant l'intégration du signal. Ainsi, on supprime, pour la détermination du signal de référence de bruit, la partie de l'accélération de l'électrode due à l'accélération du véhicule, de façon que l'on prenne en compte principalement la partie représentative des mouvements de l'utilisateur. - Le système comporte au moins deux électrodes E1i E2 et des premiers moyens de soustraction des signaux fournis par chaque électrode, recevant en entrée les signaux SE1 et SE2 reçus par chaque électrode E1i E2, et fournissant un signal SA caractéristique de SE1 - SE2, ce signal SA étant ensuite fourni aux moyens de soustraction du signal $,,, obtenu à partir du signal de référence SE. L'utilisation de deux électrodes pour mesurer le rythme cardiaque de l'utilisateur permet de supprimer le bruit commun aux deux électrodes, à savoir notamment le bruit généré par d'autres organes du corps de l'utilisateur ou par l'environnement électrique du système de mesure. En effet, les potentiels électriques reçus par chacune des électrodes génèrent un signal SE1 et SE2 que l'on peut décomposer de la façon suivante : (f) SE1 = SECG1 + Sbruit commun + Sbruit mouvementl et -6- (g) SE2 = SECG2 + Sbruit commun + Sbruit mouvement2 où SECG1 et SECG2 correspondent aux signaux générés par les pulsations cardiaques de l'utilisateur, et caractéristiques de son rythme cardiaque, Sbruit commun correspond au signal généré par le bruit commun aux deux électrodes, et Sbruit mouvement) et Sbruit mouvement2 correspondent aux bruits, non communs aux deux électrodes, générés notamment par le mouvement de l'utilisateur. On notera que le bruit généré par le mouvement de l'utilisateur, commun aux deux électrodes, est compris dans le signal Sbruit commun. A l'issue de la soustraction effectuée par les premiers moyens de soustraction, on obtient donc un signal décomposable de la façon suivante : (h) SA = SE1 ù SE2 = (SECG1 ù SECG2) + (Sbruit mouvement) ù Sbruit mouvement2), soit en une composante (SECG1 ù SECG2) directement représentative du rythme cardiaque de l'utilisateur et une composante (Sbruit mouvement) û Sbruit mouvement2) due au bruit non commun aux électrodes généré notamment par le mouvement de l'utilisateur. Grâce au filtre, fournissant un signal caractéristique de (Sbruit mouvement, ûSbruit mouvement2), et aux premiers moyens de soustraction, fournissant un signal caractéristique de (SE1ù SE2), on peut donc disposer d'un signal caractéristique de (SECG1 - SECG2) permettant de déterminer la pulsation cardiaque de manière fiable. On notera qu'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. 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 a = SE1 û SE2, le fait que le signal SA est caractéristique de la soustraction SE1 û SE2 des signaux. -Le système comporte une troisième électrode (E3) et des deuxièmes moyens de soustraction de signaux, 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 - SE2, et des moyens d'addition des signaux SA et SB fournis par les premiers et deuxièmes moyens de soustraction, la somme obtenue composant un signal Sc fourni aux moyens de soustraction du signal obtenu à partir du signal de référence. Cette troisième électrode a l'avantage de fournir, en plus des signaux fournis par les deux autres électrodes, un troisième signal, si bien que même si le coeur de l'utilisateur est dans une position telle que le signal généré par les pulsations cardiaques est reçu en phase par les -7- deux premières électrodes (E,, E2), le signal fourni par la troisième électrode (E3) est retardé par rapport à celui reçu par l'une ou l'autre des première ou seconde électrodes. Le fonctionnement et les caractéristiques du système de mesure comprenant trois électrodes sont décrits dans la demande de brevet FR 07 58865 déposée par la même société que la déposante de la présente demande. - Le système comporte des moyens de détermination de la vitesse de chaque électrode de façon distincte d'une électrode à l'autre. Ainsi, en mesurant la vitesse de chacune des électrodes, et non la vitesse moyenne de l'ensemble des électrodes, on peut déterminer le bruit particulier à chacune des électrodes généré par le mouvement de l'utilisateur, si bien que l'on peut par la suite soustraire ce signal du signal fourni par chacune des électrodes, d'où une meilleure référence de bruit. 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 d'une partie d'un système de mesure selon un mode de réalisation de l'invention ; - la figure 2 est une vue en coupe schématique d'une électrode du système de la figure 1 ; - la figure 3 est un graphique illustrant le bruit généré par le mouvement de l'utilisateur dans le signal fourni par deux électrodes du système de la figure 1 ; - la figure 4 est une vue schématique illustrant la configuration du système de la figure 1 ; - la figure 5 est une vue schématique similaire à celle de la figure 4, illustrant une variante de réalisation de l'invention ; et - la figure 6 est une vue schématique d'une autre variante dans laquelle le système de mesure est agencé sur un véhicule mobile. Comme on peut le voir sur la figure 1, un système 10 de mesure du rythme cardiaque d'un utilisateur comporte trois électrodes de mesure E,, E2 et E3. Néanmoins, le système 10 peut ne comprendre que deux électrodes E,, E2, tel que cela est représenté sur la figure 5. Les électrodes E,, E2, E3 sont configurées pour fonctionner selon un mode distant, c'est-à-dire sans contact direct avec la peau de l'utilisateur dont on souhaite mesurer le rythme cardiaque. Ainsi, les électrodes sont par exemple agencées sur le dossier d'un siège, contre lequel le dos de l'utilisateur est destiné à s'appuyer, ou encore les électrodes sont agencées dans un lit, au voisinage de la position du coeur de l'utilisateur lorsqu'il est allongé dans le lit. Les électrodes sont soit agencées directement sur la surface du siège ou du lit, soit agencées à l'intérieur du siège ou du lit, en étant recouvertes par exemple par un tissu. Sur l'exemple de la figure 1, chacune des -8- électrodes E,, E2, E3 est solidarisée à une plaque rigide 12, par exemple une plaque en plexiglas, cette plaque étant agencée devant ou à l'intérieur d'un élément en mousse du siège ou du lit, si bien que les électrodes sont agencées de façon à pouvoir se déplacer, même légèrement, notamment à la suite d'un mouvement de l'utilisateur assis dans le siège ou couché dans le lit. On notera que le mouvement de l'utilisateur s'entend comme tout changement de position de ce dernier, et inclut donc des vibrations subies par l'utilisateur. Chacune des électrodes E,, E2, E3 est similaire à celle représentée sur la figure 2. Elle comprend une boîte métallique 14, fixée sur le support 12, la boîte 14 ayant une fonction de protection mécanique et électromagnétique de l'électrode et se présentant sous la forme d'un parallélépipède d'épaisseur e = 2 cm (centimètres) et de base carrée, de 4,5 cm de côté. Cette boîte 14 est refermée par une plaque métallique 16, représentant la surface de l'électrode, derrière laquelle un circuit imprimé 18 est connecté, ce circuit 18 comprenant un circuit de pré-amplification et de filtrage. Le circuit 18, donc l'électrode E,, E2, E3, est relié à un circuit 20 d'amplification et de filtrage, lui-même relié à une unité 22 de conversion analogique numérique et de traitement du signal. Le circuit 20 est agencé au voisinage des électrodes, par exemple en bas du dossier ou près de l'assise du siège, de façon que les câbles reliant les électrodes et le circuit 20 soient courts et que les signaux soient le moins possible exposés au bruit environnant. L'unité 22 de conversion analogique numérique et de traitement du signal est éventuellement également agencée dans le siège, mais pourrait également être prévue dans d'autres emplacements plus éloignés, du fait qu'une fois que les signaux ont été amplifiés par le circuit 20, le bruit capté par le câblage n'est plus critique. L'unité 22 est par ailleurs reliée à des moyens 24 de détermination et d'exploitation du rythme cardiaque, par exemple un écran d'affichage du rythme cardiaque, des moyens d'avertissement, tels qu'une alerte sonore capable d'informer un changement de rythme cardiaque de l'utilisateur (utiles en particulier lorsque l'utilisateur est un conducteur automobile), ou encore un ou plusieurs terminaux de communication, éventuellement par communication sans fil, assurant par exemple un service de surveillance du rythme cardiaque de l'utilisateur. Comme on peut le voir sur la figure 2, les électrodes E,, E2, E3 fonctionnent selon un mode distant, c'est-à-dire que la plaque 16 n'est pas en contact direct avec la peau 26 du patient. En effet, des tissus sont interposés entre la plaque 16 et la peau 26, en l'occurrence un tissu 28 de revêtement du siège ou du lit dans lequel sont agencées les électrodes et un tissu 30 faisant partie des vêtements de l'utilisateur dont on mesure le rythme cardiaque. -9- Comme cela a été précisé, les électrodes E,, E2, E3 peuvent être agencées dans un siège ou un lit, fixes ou mobiles, tels qu'un fauteuil ou un lit roulants, et peuvent être installées dans un hôpital, chez un particulier, ou encore dans un véhicule automobile. Dans la variante de la figure 6, les électrodes sont agencées dans un siège 32 d'un véhicule mobile 34 (tel qu'une automobile ou un fauteuil roulant). Le système comporte en outre des moyens de détermination de la vitesse de déplacement des électrodes E,, E2, E3. Plus précisément, ces moyens comprennent des moyens 36 de mesure de l'accélération des électrodes E,, E2, E3. Ces moyens 36 sont agencés au voisinage des électrodes, et comprennent en l'occurrence un accéléromètre 36 solidarisé à la plaque 12. Les moyens de détermination comportent également des moyens 38 d'intégration du signal fourni par l'accéléromètre 36, ces moyens 38 étant, dans cet exemple, intégrés dans l'unité 22 de conversion analogique numérique et de traitement du signal. Dans cet exemple, les moyens 36 permettent de mesurer l'accélération moyenne, donc de déterminer la vitesse moyenne, des deux ou trois électrodes E,, E2, E3, en mesurant l'accélération de la plaque 12 avec laquelle sont solidarisées les électrodes. On assimile donc, dans cet exemple, la vitesse de déplacement de chaque électrode E,, E2, voire E3, à la vitesse moyenne de déplacement de l'ensemble des électrodes du système de mesure. On notera que, dans cet exemple, les moyens d'intégration 38 sont numériques, mais ils pourraient également se présenter sous forme analogique, en dehors de l'unité 22 de conversion analogique numérique et de traitement du signal, ce qui a l'avantage d'être simple à réaliser et de diminuer les coûts. Les moyens 20, 22, 36 font partie de moyens de traitement du signal fourni par les électrodes E,, E2, E3. The processing means furthermore comprise means for adapting the filter, able to update the coefficients of the filter as a function of the signal supplied by the means dx (t) -dt f Y (t) dt = F -1 (d) subtracting the SN signal. Thus, the filter applied to the speed of the electrode is not a static filter but a dynamic filter whose coefficients may vary over time. For example, depending on the movement of the user, his clothes may be more or less compressed on the electrode, so that their thickness varies over time, and the function connecting dx / dt and the component representative of the noise due to the movements of the user also varies in time. Such adaptive filters are known, for example a Wiener or Kalman filter, for example using known minimization techniques such as LMS (Least Means Squared) or RLS (Recursive Least Squares). - The electrode is arranged on a mobile vehicle, for example an armchair or a moving bed, or a motor vehicle, the system preferably further comprising means for measuring the acceleration of the vehicle. Note that the term "mobile vehicle" any medium likely to move, including a chair or a bed mounted on wheels. This embodiment is particularly advantageous because, on a mobile vehicle, the speed of the electrode that is determined is not only a function of the movements of the user, but also a function of the speed of the moving vehicle. . Thus, the measurement of the acceleration of the vehicle makes it possible to correct the speed of the electrode, or else the determination of the noise reference signal, so that the displacement of the vehicle does not distort the determination of the noise reference signal. The system comprises means of subtracting the acceleration of the vehicle in the acceleration of the electrode, the subtraction having leu before the integration of the signal. Thus, for the determination of the noise reference signal, the part of the acceleration of the electrode due to the acceleration of the vehicle is suppressed, so that the representative part of the movements of the vehicle is mainly taken into account. 'user. The system comprises at least two electrodes E1i E2 and first means for subtracting the signals supplied by each electrode, receiving as input the signals SE1 and SE2 received by each electrode E1i E2, and supplying a signal SA which is characteristic of SE1-SE2; signal SA being then supplied to the subtraction means of the signal $ ,,, obtained from the reference signal SE. The use of two electrodes for measuring the user's heart rate makes it possible to eliminate the noise common to both electrodes, namely in particular the noise generated by other organs of the user's body or by the electrical environment of the system. measurement. Indeed, the electrical potentials received by each of the electrodes generate a signal SE1 and SE2 that can be decomposed as follows: (f) SE1 = SECG1 + Sbruit common + Sbruit movementl and -6- (g) SE2 = SECG2 + Common noise + sbruit movement2 where SECG1 and SECG2 correspond to the signals generated by the user's heartbeat, and characteristics of his heart rate, common noise corresponds to the signal generated by the noise common to both electrodes, and Sbruit movement) and Sbruit movement2 correspond to the noises, which are not common to the two electrodes, generated in particular by the movement of the user. Note that the noise generated by the movement of the user, common to both electrodes, is included in the common Sbruit signal. At the end of the subtraction carried out by the first subtraction means, a decomposable signal is thus obtained as follows: (h) SA = SE1 ù SE2 = (SECG1 ù SECG2) + (Sbruit movement) ù Sbruit movement2), either in a component (SECG1-SECG2) directly representative of the heart rate of the user and a component (Sbruit movement) û Sbruit movement2) due to the noise not common to the electrodes generated in particular by the movement of the user. Thanks to the filter, providing a characteristic signal of (Sbruit mouvement, SSnuit2 movement), and the first subtraction means, providing a signal characteristic of (SE1ù SE2), it is possible to have a signal characteristic of (SECG1 - SECG2) allowing to determine the heartbeat reliably. Note that 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 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. 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 a = SE1 - SE2, the fact that the signal SA is characteristic of the subtraction SE1 - SE2 of the signals. The system comprises a third electrode (E3) and second signal subtraction means, 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, and means for adding the signals SA and SB provided by the first and second subtraction means, the sum obtained constituting a signal Sc supplied to the subtraction means of the signal obtained from the reference signal. This third electrode has the advantage of providing, in addition to the signals provided by the other two electrodes, a third signal, so that even if the heart of the user is in a position such that the signal generated by the heartbeats is received in phase by the first two electrodes (E1, E2), the signal supplied by the third electrode (E3) is delayed relative to that received by one or the other of the first or second electrodes. The operation and characteristics of the measuring system comprising three electrodes are described in the patent application FR 07 58865 filed by the same company as the applicant of the present application. The system comprises means for determining the speed of each electrode separately from one electrode to the other. Thus, by measuring the speed of each of the electrodes, and not the average speed of all the electrodes, it is possible to determine the particular noise at each of the electrodes generated by the movement of the user, so that it is possible by Subtract this signal from the signal provided by each of the electrodes, hence a better noise reference. The invention will be better understood on reading the description which will follow, given solely by way of example and with reference to the drawings in which: FIG. 1 is a diagrammatic view of a part of a system of measurement according to one embodiment of the invention; FIG. 2 is a diagrammatic sectional view of an electrode of the system of FIG. 1; FIG. 3 is a graph illustrating the noise generated by the movement of the user in the signal supplied by two electrodes of the system of FIG. 1; FIG. 4 is a schematic view illustrating the configuration of the system of FIG. 1; - Figure 5 is a schematic view similar to that of Figure 4, illustrating an alternative embodiment of the invention; and FIG. 6 is a schematic view of another variant in which the measuring system is arranged on a mobile vehicle. As can be seen in FIG. 1, a system 10 for measuring the heart rate of a user has three measuring electrodes E ,, E2 and E3. Nevertheless, the system 10 may comprise only two electrodes E 1, E 2, as shown in FIG. 5. The electrodes E 1, E 2, E 3 are configured to operate in a remote mode, that is to say without direct contact with the skin of the user whose heart rate is to be measured. Thus, the electrodes are for example arranged on the back of a seat, against which the back of the user is intended to rest, or the electrodes are arranged in a bed, in the vicinity of the position of the heart of the when lying in bed. The electrodes are either arranged directly on the surface of the seat or bed, or arranged inside the seat or bed, being covered for example by a fabric. In the example of FIG. 1, each of the electrodes E 1, E 2, E 3 is secured to a rigid plate 12, for example a plexiglass plate, this plate being arranged in front of or inside an element. foam seat or bed, so that the electrodes are arranged so as to move even slightly, especially following a movement of the user sitting in the seat or lying in the bed. Note that the movement of the user is understood as any change in position of the latter, and therefore includes vibrations experienced by the user. Each of the electrodes E 1, E 2, E 3 is similar to that shown in FIG. 2. It comprises a metal box 14 fixed to the support 12, the box 14 having a function of mechanical and electromagnetic protection of the electrode and presenting itself in the form of a parallelepiped of thickness e = 2 cm (centimeters) and of square base, 4.5 cm side. This box 14 is closed by a metal plate 16, representing the surface of the electrode, behind which a printed circuit 18 is connected, this circuit 18 comprising a pre-amplification and filtering circuit. The circuit 18, therefore the electrode E1, E2, E3, is connected to an amplification and filtering circuit 20, itself connected to a digital analog conversion and signal processing unit 22. The circuit 20 is arranged in the vicinity of the electrodes, for example at the bottom of the backrest or near the seat cushion, so that the cables connecting the electrodes and the circuit 20 are short and that the signals are as little as possible exposed to the noise. surrounding. The digital analog conversion and signal processing unit 22 is optionally also arranged in the seat, but could also be provided in other more distant locations, because once the signals have been amplified by the circuit 20 , the noise picked up by the wiring is no longer critical. The unit 22 is also connected to means 24 for determining and using the heart rate, for example a heart rate display screen, warning means, such as an audible alert capable of informing a patient of the heart. change of the user's heart rate (useful in particular when the user is a driver), or one or more communication terminals, possibly by wireless communication, for example ensuring a heart rate monitoring service of the user. As can be seen in FIG. 2, the electrodes E 1, E 2, E 3 operate in a remote mode, i.e. the plate 16 is not in direct contact with the skin 26 of the patient. Indeed, tissues are interposed between the plate 16 and the skin 26, in this case a fabric 28 for coating the seat or the bed in which the electrodes are arranged and a fabric 30 forming part of the user's clothing of which one measures the heart rate. As has been stated, the electrodes E 1, E 2, E 3 can be arranged in a seat or a bed, fixed or mobile, such as an armchair or a rollaway bed, and can be installed in a hospital, at an individual, or in a motor vehicle. In the variant of FIG. 6, the electrodes are arranged in a seat 32 of a mobile vehicle 34 (such as an automobile or a wheelchair). The system further comprises means for determining the displacement speed of the electrodes E1, E2, E3. More specifically, these means comprise means 36 for measuring the acceleration of the electrodes E ,, E2, E3. These means 36 are arranged in the vicinity of the electrodes, and in this case comprise an accelerometer 36 secured to the plate 12. The determination means also comprise means 38 for integrating the signal provided by the accelerometer 36, these means 38 being in this example, integrated in the unit 22 of digital analog conversion and signal processing. In this example, the means 36 make it possible to measure the average acceleration, therefore to determine the average speed, of the two or three electrodes E ,, E2, E3, by measuring the acceleration of the plate 12 with which the electrodes are secured. In this example, therefore, the speed of displacement of each electrode E ,, E2, or even E3 is compared to the average speed of displacement of all the electrodes of the measurement system. Note that, in this example, the integration means 38 are digital, but they could also be in analog form, outside the unit 22 of digital analog conversion and signal processing, which has the advantage to be simple to achieve and reduce costs. The means 20, 22, 36 are part of signal processing means provided by the electrodes E ,, E2, E3.

Les moyens 20 d'amplification et de filtrage comportent des premiers 40 moyens de soustraction des signaux fournis par les électrodes E,, E2, recevant en entrée les signaux SE, et SE2 reçus par chaque électrode E,, E2 et fournissant un signal SA caractéristique de SE1 - SE2, représenté sur la figure 5. Dans le cas où le système 10 comporte une troisième électrode Ea, les moyens 20 comportent des deuxièmes 42 moyens de soustraction de signaux, 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, comme on peut le voir sur la figure 4. Dans ce cas, les moyens 20 comportent en outre des moyens 44 d'addition des signaux SA et SB fournis par les premiers 40 et deuxièmes 42 moyens de soustraction, la somme obtenue composant un signal Sc, caractéristique de SA + SB, de bonne qualité quelle que soit la position du coeur de l'utilisateur par rapport aux électrodes. -10- Les moyens de soustraction 40, 42 sont dans cet exemple des amplificateurs différentiels, et assurent donc une fonction d'amplification de la soustraction. Par ailleurs, l'unité 22 de conversion analogique numérique et de traitement du signal comporte, en outre des moyens d'intégration 38, un filtre 46, recevant en entrée un signal SE fourni par les moyens de détermination de la vitesse, plus précisément un signal SE fourni par les moyens d'intégration 38, caractéristique d'un bruit, appelé dans la suite signal de référence, et fournissant en sortie un signal SN. L'unité 22 comporte par ailleurs des troisièmes 48 moyens de soustraction, recevant en entrée un signal SA (figure 5) ou Sc (figure 4) fourni par les électrodes, ce signal étant fourni par les moyens 20, et le signal SN fourni par le filtre 46, ce signal $.. étant soustrait au signal SA ou S~ fourni par les électrodes, et fournissant en sortie un signal SECG dont le bruit a été supprimé ou réduit, de façon à obtenir le rythme cardiaque de l'utilisateur de manière fiable. Enfin, l'unité 22 comporte des moyens 50 d'adaptation du filtre 46, aptes à adapter le filtre en fonction du signal fourni par les troisièmes moyens de soustraction 48. The amplification and filtering means 20 comprise first means 40 for subtracting the signals supplied by the electrodes E 1, E 2, receiving as input the signals SE 1 and SE 2 received by each electrode E 1, E 2 and supplying a characteristic signal SA of SE1 - SE2, shown in FIG. 5. In the case where the system 10 comprises a third electrode Ea, the means 20 comprise second 42 signal subtraction means, receiving as input the signals SE2 and SE3 received by the second E2 and third electrodes E3 and providing a signal SB characteristic of SE3 - SE2, as can be seen in Figure 4. In this case, the means 20 further comprise means 44 for adding signals SA and SB supplied by the first 40 and second 42 subtraction means, the sum obtained constituting a signal Sc, characteristic of SA + SB, of good quality regardless of the position of the heart of the user relative to the electrodes. The subtraction means 40, 42 are in this example differential amplifiers, and thus provide a function of amplification of the subtraction. Furthermore, the digital analog conversion and signal processing unit 22 further comprises integration means 38, a filter 46, receiving as input a signal SE supplied by the speed determination means, more specifically a signal SE provided by the integration means 38, characteristic of a noise, hereinafter referred to as the reference signal, and outputting an SN signal. The unit 22 further comprises third subtraction means 48, receiving as input a signal SA (FIG. 5) or Sc (FIG. 4) supplied by the electrodes, this signal being supplied by the means 20, and the signal SN supplied by the filter 46, this signal $ .. being subtracted from the signal SA or S ~ supplied by the electrodes, and outputting a signal SECG whose noise has been suppressed or reduced, so as to obtain the heart rhythm of the user of reliably. Finally, the unit 22 comprises means 50 for adapting the filter 46, able to adapt the filter as a function of the signal provided by the third subtraction means 48.

Le fonctionnement du système de mesure 10 va à présent être décrit, tout d'abord dans le cas d'un système de mesure comportant seulement deux électrodes E1i E2, en se référant à la figure 5. Le signal fourni par chacune des électrodes E1i E2 peut se décomposer de la façon suivante : (f) SE1 = SECG1 + Sbruit commun + Sbruit mouvementl, et (g) SE2 = SECG2 + Sbruit commun + Sbruit mouvement2, comme cela a été décrit plus haut. Comme les signaux SE1 et SE2 sont fournis en entrée de l'amplificateur différentiel 40, on obtient en sortie de cet amplificateur 40 un signal SA tel que : (h) SA = SE1 - SE2 = (SECG1 ù SECG2) + (Sbruit mouvementl ù Sbruit mouvement2). Comme on peut le voir sur la figure 3, grâce à la soustraction effectuée par l'amplificateur différentiel 40, on obtient un signal SG1 û 5E2 dépourvu du bruit Sbruit commun commun à chacun des signaux SE1 et SE2. Par ailleurs, on notera que chacun des signaux SECG1, SECG2 représentatifs du rythme cardiaque est reçu par chacune des électrodes E1 et E2 de façon décalée dans le temps, avec un décalage différent pour chacune des électrodes E1, E2, si bien que les pics 52, 54, illustrant l'impulsion cardiaque, ne sont pas reçus en même temps par les électrodes E1i E2. Grâce à ce décalage dans le temps, la différence a1 -SE2 présente également un pic 56, permettant de déterminer le rythme cardiaque de l'utilisateur malgré le fait que l'on a soustrait les signaux. -11- Le signal SA est ensuite fourni en entrée des moyens de soustraction 48, afin que l'on supprime dans ce signal le bruit généré par le mouvement de l'utilisateur, à savoir la composante SN = Sbruit mouvement = Sbruit mouvement) ù Sbruit mouvement2• La détermination de la composante Sbruit mouvement se fait grâce à l'accéléromètre 36. The operation of the measuring system 10 will now be described, firstly in the case of a measuring system having only two electrodes E1i E2, with reference to FIG. 5. The signal supplied by each of the electrodes E1i E2 can be decomposed as follows: (f) SE1 = SECG1 + common noise + Sbright motion1, and (g) SE2 = SECG2 + common noise + Sbright motion2, as described above. Since the signals SE1 and SE2 are supplied at the input of the differential amplifier 40, an SA signal is outputted from this amplifier 40 such that: (h) SA = SE1 - SE2 = (SECG1 ù SECG2) + (Sbright motionl ù Sbruit movement2). As can be seen in FIG. 3, thanks to the subtraction carried out by the differential amplifier 40, a signal SG1 - 5E2 is obtained which is devoid of the common noise Noise common to each of the signals SE1 and SE2. Furthermore, it will be noted that each of the signals SECG1, SECG2 representative of the heart rhythm is received by each of the electrodes E1 and E2 in a time-shifted manner, with a different offset for each of the electrodes E1, E2, so that the peaks 52 , 54, illustrating the cardiac pulse, are not received at the same time by the electrodes E1i E2. Due to this shift in time, the difference a1-SE2 also has a peak 56, to determine the heart rate of the user despite the fact that we subtracted the signals. The signal SA is then input to the subtraction means 48, so that the noise generated by the movement of the user, namely the component SN = Sbright movement = Sbright movement), is suppressed in this signal. Sbruit mouvement2 • The determination of the Sbruit movement component is done using the accelerometer 36.

En effet, lorsque l'utilisateur bouge, il appuie sur les électrodes E1i E2, si bien que la plaque 12 se déplace légèrement, donc l'accéléromètre 36 également. En conséquence, la détermination de la vitesse dx/dt des électrodes E1i E2 est représentative de la variation de distance D(t) entre la peau 26 de l'utilisateur et la plaque 16 de l'électrode, cette distance D(t) étant visible sur la figure 2. Ainsi, la mesure de l'accélération des électrodes E1i E2 grâce aux moyens 36, après intégration par les moyens 38, fournit la valeur de la vitesse dx/dt des électrodes, conformément aux équations (b) et (d) ci-dessus, cette valeur dx/dt étant ensuite fournie par les moyens d'intégration 38 au filtre 46. Ensuite, le filtre 46 peut déterminer un signal SN caractéristique de la composante A2(t). Ainsi, le filtre 46 peut fournir aux moyens de soustraction 48 un signal SN caractéristique du bruit généré par le mouvement de l'utilisateur. Le signal SN constitue donc un signal fiable représentatif du bruit. A la suite de la soustraction par les moyens 48, on obtient en sortie un signal SECG = SECG1 ù SECG2, dépourvu du bruit généré par le mouvement de l'utilisateur, dont on peut plus sûrement déduire le rythme cardiaque de l'utilisateur. Indeed, when the user moves, he presses the electrodes E1i E2, so that the plate 12 moves slightly, so the accelerometer 36 also. Consequently, the determination of the speed dx / dt of the electrodes E1i E2 is representative of the variation of distance D (t) between the skin 26 of the user and the plate 16 of the electrode, this distance D (t) being visible in FIG. 2. Thus, the measurement of the acceleration of the electrodes E1i E2 by the means 36, after integration by the means 38, provides the value of the speed dx / dt of the electrodes, according to the equations (b) and ( d) above, this value dx / dt being then supplied by the integration means 38 to the filter 46. Next, the filter 46 can determine a signal SN characteristic of the component A2 (t). Thus, the filter 46 can provide the subtraction means 48 with an SN signal characteristic of the noise generated by the movement of the user. The signal SN therefore constitutes a reliable signal representative of the noise. Subtraction by the means 48 results in a signal SECG = SECG1 ù SECG2, devoid of the noise generated by the movement of the user, which can more surely deduce the heart rate of the user.

Dans le cas où le système 10 comporte trois électrodes E1i E2, E3, le fonctionnement est similaire à celui de la figure 5, les différences étant décrites dans la suite, en se référant à la figure 4 et à la figure 6. L'électrode E3 fournit un troisième signal SE3, décomposable de la façon suivante : (i) SE3 = SECG3 + Sbruit commun + Sbruit mouvement3 Les deuxièmes 42 moyens de soustraction permettent de fournir un signal SB tel que (j) SB = SE3 ù SE2 = (SECG3 ù SECG2) + (Sbruit mouvement3 ù Sbruit mouvement2). Grâce aux moyens d'addition 44, on dispose, en entrée des moyens de soustraction 48, d'un signal Sc décomposable ainsi : (k) Sc = SA+ SB = SECG1 + SECG3 ù 2SECG2 + (Sbruit mouvement3 + Sbruit mouvement) ù 2Sbruit mouvement2), soit Sc = SECG + SN, avec SECG = SECG1 + SECG3 ù 2SECG2, et SN = Sbruit mouvement = Sbruit mouvement3 + Sbruit mouvement) ù 2Sbruit mouvement2 Le signal S, est ensuite fourni en entrée des moyens de soustraction 48, afin que l'on supprime dans ce signal le bruit généré par le mouvement de l'utilisateur, à savoir la composante SN = Sbruit mouvement = Sbruit mouvement3 + Sbruit mouvement) ù 2Sbruit mouvement2• -12- On notera que les trois électrodes E,, E2, E3, sont configurées de façon qu'il n'est pas possible que les signaux SECG1, SECG2, SECG3, générés par les pulsations cardiaques de l'utilisateur, soient reçus par chaque électrode avec une même phase, auquel cas ces signaux SECG1, SECG2, SECG3 seraient supprimés avec le signal Sbruit commun lors des soustractions par les moyens 40 ou 42. Ainsi, en prévoyant trois électrodes plutôt que deux, il est fortement probable d'avoir au moins une électrode, par exemple E,, recevant un signal SECG1 retardé par rapport à celui SECG2, SECG3 reçu par l'une E2 ou l'autre E3 des électrodes. En conséquence, le signal sortant des amplificateurs différentiels 40 ou 42 contient à coup sûr une information représentative du rythme cardiaque de l'utilisateur et de bonne qualité. Dans notre exemple, on positionne les électrodes E, et E2 de façon symétrique par rapport à l'axe X, à une distance L, = L2, ces longueurs L, L2 étant déterminées de façon que les potentiels électriques, générés par le coeur lorsqu'il est dans sa position théorique F}H, 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, telle que : L3=L2û2HTH 1 cm. Dans notre exemple où les électrodes ont des surfaces carrées de 4,5 cm de côté, la distance L, vaut environ 7,5 cm et, du fait que la position théorique du coeur HrH est estimée à 3 cm, la distance L3 vaut environ 1,5 cm. In the case where the system 10 comprises three electrodes E1i E2, E3, the operation is similar to that of FIG. 5, the differences being described below, with reference to FIG. 4 and FIG. E3 provides a third signal SE3, decomposable as follows: (i) SE3 = SECG3 + Sbruit common + Sbruit movement3 The second 42 subtraction means can provide a signal SB such that (j) SB = SE3 ù SE2 = (SECG3 ù SECG2) + (Sbright movement3 ù Slew movement2). Thanks to the addition means 44, at the input of the subtraction means 48, there is provided a signal Sc that can be decomposed as follows: (k) Sc = SA + SB = SECG1 + SECG3 ù 2SECG2 + (Sbright movement3 + Sbruit movement) ù 2Snoise movement2), ie Sc = SECG + SN, with SECG = SECG1 + SECG3 ù 2SECG2, and SN = Noise movement = Noise movement3 + Noise movement) в 2Snake motion2 The signal S, is then inputted to the subtraction means 48, so that that the noise generated by the movement of the user, ie the component SN = Sbright movement = Sbright movement3 + Sbright movement) 2 -Snake motion2 It will be noted that the three electrodes E ,, E2, E3, are configured so that it is not possible for the signals SECG1, SECG2, SECG3, generated by the user's heartbeat, to be received by each electrode with the same phase, in which case these signals SECG1 , SECG2, SECG3 would be removed with Sbruit signal co mmun during subtractions by means 40 or 42. Thus, by providing three electrodes rather than two, it is highly likely to have at least one electrode, for example E ,, receiving a signal SECG1 delayed compared to that SECG2, SECG3 received by one E2 or the other E3 of the electrodes. As a result, the signal output from the differential amplifiers 40 or 42 surely contains information representative of the user's heart rate and of good quality. In our example, the electrodes E 1 and E 2 are positioned symmetrically with respect to the X axis at a distance L 1 = L 2, these lengths L 1 being determined so that the electric potentials generated by the core when it is in its theoretical position F} H, 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 of the X axis, such that: L3 = L2u2HTH 1 cm. In our example where the electrodes have square surfaces 4.5 cm apart, the distance L is about 7.5 cm and because the theoretical position of the heart HrH is estimated at 3 cm, the distance L3 is about 1.5 cm.

Comme on peut le voir sur le mode de réalisation de la figure 6, le système de mesure 10 peut comprendre en outre des moyens de mesure de l'accélération du véhicule 34, à savoir un accéléromètre 60. Cet accéléromètre 60 est relié à des moyens de soustraction 62, de façon à soustraire l'accélération du véhicule, fournie par l'accéléromètre 60, dans l'accélération moyenne des électrodes, fournie par l'accéléromètre 36. En effet, l'accélération moyenne du véhicule par rapport au sol fournie par les moyens 60, âvéhicule, est également subie par les électrodes, et n'est pas génératrice d'un bruit à éliminer par le signal SN, du fait que cette accélération moyenne est subie de la même façon par chacune des électrodes E,, E2, E et crée donc un bruit commun à chacune des électrodes, ce bruit commun faisant partie du signal Sbruit commun qui est supprimé lors des soustractions par les moyens 40 et éventuellement 42. On notera que le bruit que l'on veut caractériser par le signal $ä correspond à un bruit généré par un mouvement qui n'est pas identique pour chacune des électrodes E,, E2, voire E3. En effet, si les électrodes E,, E2, voire E3 subissent le même mouvement, par exemple si l'utilisateur s'enfonce uniformément dans son fauteuil, sans appuyer davantage sur une électrode que sur l'autre, alors le bruit généré par ce mouvement est -13-commun aux trois électrodes, et fait donc partie du bruit commun représenté par le signal Sbruit commun, ce bruit commun étant par la suite supprimé par les moyens 40, voire également par les moyens 42. En revanche, le bruit que l'on veut représenter par le signal SN correspond à du bruit généré par un mouvement différent de chacune des électrodes, par exemple le bruit généré par l'utilisateur lorsqu'il se retourne dans son fauteuil, en s'appuyant davantage sur une électrode que sur l'autre, ou encore, dans le cas d'un véhicule mobile, le bruit généré par le véhicule lorsque le déplacement des électrodes, du au déplacement du véhicule, est différent pour chacune des électrodes, par exemple lorsque le véhicule effectue un virage. En d'autre termes, on souhaite déterminer, pour obtenir le signal SN, uniquement la variation de distance dD/dt entre la peau et l'électrode qui est engendrée par le mouvement non commun des électrodes, sans prendre en compte la variation de distance générée par le mouvement commun des électrodes, tel que celui dû à l'accélération du véhicule, lequel n'est pas présent dans le signal SA ou Sc fourni aux moyens 48. As can be seen in the embodiment of FIG. 6, the measuring system 10 may furthermore comprise means for measuring the acceleration of the vehicle 34, namely an accelerometer 60. This accelerometer 60 is connected to means subtraction 62, so as to subtract the acceleration of the vehicle, provided by the accelerometer 60, in the average acceleration of the electrodes, provided by the accelerometer 36. Indeed, the average acceleration of the vehicle relative to the ground provided by the means 60, the vehicle, is also experienced by the electrodes, and does not generate a noise to be eliminated by the signal SN, because this average acceleration is experienced in the same way by each of the electrodes E ,, E2, E and therefore creates a noise common to each of the electrodes, this common noise being part of the common Sbruit signal which is suppressed during the subtractions by the means 40 and possibly 42. Note that the noise that the o n wants to characterize by the signal $ ä corresponds to a noise generated by a movement which is not identical for each of the electrodes E ,, E2, or even E3. Indeed, if the electrodes E ,, E2 or E3 undergo the same movement, for example if the user is sinking uniformly in his chair, without pressing more on one electrode than on the other, then the noise generated by this movement is -13-common to the three electrodes, and is therefore part of the common noise represented by the common Sbruit signal, this common noise being subsequently removed by the means 40, or even by the means 42. In contrast, the noise that it is desired to represent by the signal SN corresponds to noise generated by a different movement of each of the electrodes, for example the noise generated by the user when he turns in his chair, relying more on an electrode than on the other, or, in the case of a mobile vehicle, the noise generated by the vehicle when the displacement of the electrodes, due to the displacement of the vehicle, is different for each of the electrodes, for example when the vehicle it makes a turn. In other words, it is desired to determine, in order to obtain the signal SN, only the distance variation dD / dt between the skin and the electrode which is generated by the non-common movement of the electrodes, without taking into account the variation in distance generated by the common motion of the electrodes, such as that due to acceleration of the vehicle, which is not present in the signal SA or Sc supplied to the means 48.

En conséquence, si l'on décompose la valeur de l'accélération de chacune des électrodes, mesurée par les moyens 36, selon les équations suivantes : a=à +à El véhicule particulièeEl aE2 = avéhicule + a particuliàeE2 on souhaite connaître, pour déterminer le signal SN, la valeur de aparticulièeEl et aparticulièeE2 et non la valeur de âEl et âE2, d'où la soustraction, par les moyens 62, de âvéhicule mesurée par les moyens 60. On comprendra que cette variante de la figure 6 peut être utilisée aussi bien avec deux qu'avec trois électrodes et qu'elle est particulièrement intéressante pour obtenir un signal S effectivement représentatif du bruit généré par les mouvements de l'utilisateur lorsqu'il est assis dans son siège 32. On notera en outre que, dans tout ce qui précède, on a considéré que la vitesse de chaque électrode El, E2, E3 correspondait à la vitesse de la plaque 12, du fait que l'accéléromètre 36 est solidarisé à cette plaque. Ainsi, on a fait l'hypothèse que, bien que la vitesse de déplacement de chaque électrode soit différente, la vitesse fournie par l'accéléromètre 36 correspond à une vitesse moyenne donnant un ordre de grandeur du déplacement dans le temps de chaque électrode E, E2, E3. Néanmoins, pour plus de précision, on peut envisager une variante dans laquelle on prévoit, non pas un unique accéléromètre 36 pour déterminer la vitesse des électrodes, mais deux ou trois accéléromètres, similaires à l'accéléromètre 36, agencés chacun au voisinage de chacune des électrodes. Dans ce cas, les coûts du système de mesure 10 sont plus -14- importants, mais l'on peut déterminer un signal de référence du bruit spécifique à chacune des électrodes. On notera enfin que le système de mesure 10 peut être utilisé sur tout type de support, pas uniquement un fauteuil roulant ou un véhicule automobile. On peut prévoir d'utiliser un tel système de mesure en particulier dans tous les cas où des mouvements de l'utilisateur, ou encore du support sur lequel sont agencées les électrodes, sont susceptibles de générer un bruit gênant la détermination du rythme cardiaque de l'utilisateur. Il pourrait éventuellement être envisagé de l'agencer dans un vêtement porté par l'utilisateur dont on souhaite mesurer le rythme cardiaque.10 Consequently, if the value of the acceleration of each of the electrodes, as measured by the means 36, is decomposed according to the following equations: a = to + to E1 particular vehicle aE2 = vehicle + a particular E2 it is desired to know, to determine the signal SN, the value of aparticularEl and aparticulièeE2 and not the value ofAEl and âE2, from which the subtraction, by the means 62, of the vehicle measured by the means 60. It will be understood that this variant of Figure 6 can be used both with two electrodes and that it is particularly interesting to obtain a signal S actually representative of the noise generated by the movements of the user when seated in his seat 32. Note also that, in All that precedes, it was considered that the speed of each electrode El, E2, E3 corresponded to the speed of the plate 12, because the accelerometer 36 is secured to this plate. Thus, it has been assumed that, although the speed of displacement of each electrode is different, the speed provided by the accelerometer 36 corresponds to an average speed giving an order of magnitude of the time displacement of each electrode E, E2, E3. Nevertheless, for greater accuracy, it is possible to envisage a variant in which a single accelerometer 36 is not provided for determining the speed of the electrodes, but two or three accelerometers, similar to the accelerometer 36, each arranged in the vicinity of each of the electrodes. In this case, the costs of the measurement system 10 are more important, but a noise reference signal specific to each of the electrodes can be determined. Finally, note that the measurement system 10 can be used on any type of support, not just a wheelchair or a motor vehicle. It can be provided to use such a measurement system especially in all cases where the movements of the user, or the support on which the electrodes are arranged, are capable of generating a noise that interferes with the determination of the cardiac rhythm of the patient. 'user. It could possibly be envisaged to arrange it in a garment worn by the user whose heart rate is to be measured.

Claims

A system (10) for measuring the heart rate of a user, comprising a measurement electrode (E1, E2, E3), configured to provide a signal (SE,, SE2, SE3) to derive the rhythm thereof heart, the electrode being arranged so as to be able to move, for example following a movement of the user, and means (20, 22, 36) for processing the signal supplied by the electrode, these means treatment device comprising means (36, 38) for determining the speed of the electrode.

2. System according to claim 1, wherein the means for determining the velocity of the electrode comprise means (36) for measuring the acceleration of the electrode, for example an accelerometer arranged in the vicinity of the electrode, preferably solidarized to the electrode, and means (38) for integrating the signal (SD) supplied by the electrode acceleration measuring means (36), these integration means providing a signal output (SE) characteristic of a noise, called a reference signal.

3. System according to any one of the preceding claims, in which the signal processing means provided by the electrode further comprise: a filter (46) receiving as input a signal (SE) supplied by the means (36, 38) for determining the speed, and outputting a signal (SN) representative of a noise, - means (48) for subtracting the signal (SN) representative of a noise in the signal (SA, Sc) provided by the electrode.

4. System according to the preceding claim, wherein the processing means further comprise means (50) for adapting the filter, adapted to adapt the filter according to the signal (SECG) provided by the subtraction means (48).

5. System according to any one of the preceding claims, wherein the electrode (E ,, E2, E3) is arranged on a mobile vehicle (34), for example an armchair or a rollaway bed or a motor vehicle, the system further preferably comprising means (60) for measuring the acceleration of the vehicle.

6. System according to claims 2 and 5, optionally combined with any one of the preceding claims, comprising means (62) for subtracting the acceleration of the vehicle in the acceleration of the electrode, the subtraction taking place before the integrating (38) the signal.

7. System according to any one of the preceding claims, comprising two electrodes (E ,, E2) and first (40) means for subtracting the signals supplied by each electrode, receiving as input the signals SE, and 2 received by each electrode. E ,, E2, and providing a signal SA characteristic of SE, - SE2, this signal SA being then supplied to the means (48) of subtraction of the signal (SN).

8. System according to the preceding claim, comprising a third electrode (E3) and second (42) signal subtraction means, receiving as input signals SE2 and SE3 received by the second (E2) and third (E3) electrodes, and providing a signal SB characteristic of SE3-SE2, and means (44) for adding the signals SA and SB provided by the first (40) and second (42) subtraction means, the sum obtained constituting a signal Sc supplied to the means (48) signal subtraction (SN).

9. System according to claim 7 or 8, comprising means for determining the speed of each electrode separately from one electrode to the other.