La présente invention est relative aux dispositifs et procédés de pesage.

Plus particulièrement, l'invention concerne le domaine des pèse-personnes électroniques. Ces appareils sont usuellement équipés de quatre pieds, chacun de ces pieds étant équipé d'une jauge de contrainte. Il a été proposé d'utiliser lesdites jauges de contraintes pour évaluer le rythme cardiaque (la fréquence cardiaque) d'un utilisateur placé sur le pèse-personne, comme par exemple dans le document ES2328205. Cependant, il s'avère que ce procédé peut fonctionner sur une partie de la population mais ne fonctionne pas sur une portion significative des individus de la population.

Par ailleurs, certains pèse-personnes électroniques possèdent une fonction de mesure d'impédance, destinée par exemple à indiquer un indice physiologique de l'utilisateur, comme par exemple le taux de masse graisseuse. Cela nécessite néanmoins que l'utilisateur soit pieds nus sur la balance. Il a été proposé d'utiliser la mesure d'impédance pour évaluer le rythme cardiaque de l'utilisateur comme par exemple dans le document ES2296474. Cependant, il s'avère également que ce procédé peut fonctionner sur une partie de la population mais ne fonctionne pas sur une portion significative des individus de la population, et de plus il faut que l'utilisateur soit pieds nus .

Il est donc apparu un besoin de proposer une solution améliorée pour mesurer le rythme cardiaque d'un individu placé sur un pèse-personne électronique.

A cet effet, l'invention propose notamment un pèse- personne électronique comprenant au moins une jauge de contrainte, au moins deux portions conductrices agencées sur une surface supérieure, et une unité électronique de commande, la jauge de contrainte étant raccordée à l'unité électronique et l'unité électronique étant configurée pour déterminer le poids d'un utilisateur placé sur le dispositif de pesage, et pour mesurer un premier signal représentatif des variations de poids périodiques engendrées par les battements cardiaques de l'utilisateur, les portions conductrices étant raccordées à l'unité électronique et l'unité électronique étant configurée pour mesurer une impédance aux bornes des pieds de l'utilisateur, et pour mesurer un deuxième signal représentatif des variations d'impédance périodiques engendrées par les battements cardiaques de l'utilisateur, caractérisé en ce que l'unité électronique est configurée pour procéder à une analyse individuelle qualitative des premier et deuxième signaux et une analyse comparée des premier et deuxième signaux de manière à déterminer à partir des premier et deuxième signaux la fréquence cardiaque de l'utilisateur, de sorte que la mesure et l'affichage de la fréquence cardiaque sont fiabilisés par l'analyse combinée des deux signaux

Grâce à ces dispositions, on obtient une mesure fiabilisée de la fréquence cardiaque d'un individu, qui permet de mesurer la fréquence cardiaque pour la plupart des individus.

Dans des modes de réalisation du procédé selon l'invention, on peut éventuellement avoir recours en outre à l'une et/ou à l'autre des dispositions suivantes :

- le dispositif peut comprendre quatre portions conductrices, et l'unité électronique peut être configurée pour injecter un courant puisé ou modulé entre deux portions conductrices et mesurer la différence de potentiel entre les deux autres portions conductrices, pour déterminer les variations de différence de potentiel, et déterminer ainsi le deuxième signal cardiaque ; de sorte que l'on évite que ce deuxième signal cardiaque soir parasités par les influx électriques issus des muscles, et la mesure d'impédance peut être fiabilisée sans que le courant moyen injecté ne soit trop important.

— l'unité électronique peut être configurée pour évaluer un indice de qualité du premier signal et un indice de qualité du deuxième signal, et déterminer la fréquence cardiaque à partir du signal ayant le meilleur indice de qualité ; moyennant quoi on peut toujours choisir les plus pertinents des premier et deuxième signaux afin de déterminer la fréquence cardiaque.

- l'unité électronique peut être configurée pour réaliser un calcul d ' inter-corrélation sur les premier et deuxième signaux ; moyennant quoi on peut combiner avantageusement les premier et deuxième signaux.

- l'unité électronique peut être configurée pour mesurer un déphasage temporel entre les premier et deuxième signaux, et décaler le deuxième signal par rapport au premier signal dudit déphasage temporel ; de cette manière, le calcul d ' inter-corrélation élimine les bruits et maximise les portions de signal utiles.

- l'unité électronique peut être configurée pour évaluer un indice de qualité du calcul d ' inter-corrélation, et déterminer la fréquence cardiaque à partir des premier et deuxième signaux et du calcul d ' inter-corrélation en choisissant celui des trois ayant le meilleur indice de qualité ; moyennant quoi on maximise le taux de couverture de la mesure pour la plupart des individus.

le dispositif peut comprendre quatre pieds et quatre jauges de contrainte correspondantes, combinées dans deux ponts de wheatstone, pour permettre à l'unité électronique de mesurer le poids d'un utilisateur et ses variations ; moyennant quoi, le schéma de pesée est optimisé et la mesure de poids est fiabilisée.

L'invention vise aussi un procédé mis en oeuvre dans un pèse-personne électronique comprenant au moins une jauge de contrainte, au moins deux portions conductrices agencées sur une surface supérieure, et une unité électronique de commande, la jauge de contrainte et les portions conductrices étant raccordées à l'unité électronique, pour permettre à l'unité électronique de mesurer le poids d'un utilisateur placé sur le dispositif de pesage, et une impédance aux bornes des pieds de 1 'utilisateur,

le procédé comprenant les étapes :

a- mesurer un premier signal représentatif des variations de poids périodiques engendrées par les battements cardiaques de l'utilisateur,

b- mesurer un deuxième signal représentatif des variations d'impédance périodiques engendrées par les battements cardiaques de l'utilisateur,

cO- procéder à une analyse individuelle qualitative des premier et deuxième signaux et une analyse comparée des premier et deuxième signaux,

c- déterminer, à partir des premier et deuxième signaux, la fréquence cardiaque de l'utilisateur,

de sorte que la mesure et l'affichage de la fréquence cardiaque est fiabilisé par l'analyse combinée des deux signaux .

- le dispositif peut comprendre quatre portions conductrices, le procédé comprenant, au cours de l'étape b- , l'injection d'un courant puisé entre deux des portions conductrices et la mesure de la différence de potentiel entre les deux autres portions conductrices, pour déterminer les variations de différence de potentiel, et déterminer ainsi le deuxième signal ; de sorte que la mesure d'impédance peut être fiabilisée sans que le courant moyen injecté ne soit trop important.

le procédé peut comprendre en outre, dans l'étape c-, la réalisation d'au moins un calcul d ' inter-corrélation sur les premier et deuxième signaux ; moyennant quoi on peut combiner avantageusement les premier et deuxième signaux. - le procédé peut comprendre en outre dans l'étape c- la mesure d'un déphasage temporel entre les premier et deuxième signaux, afin de décaler le deuxième signal par rapport au premier signal dudit déphasage temporel, de manière à ce que le calcul d ' inter-corrélation élimine les bruits et maximise les portions de signal utiles.

D'autres caractéristiques et avantages de l'invention apparaîtront au cours de la description suivante d'une de ses formes de réalisation, donnée à titre d'exemple non limitatif, en regard des dessins joints.

Sur les dessins :

- la figure 1 est une vue générale en perspective du dispositif de pesage selon l'invention,

la figure 2 est une vue de dessus schématique du dispositif de la figure 1,

la figure 3 montre un schéma fonctionnel du dispositif de pesage de la figure 1, et

la figure 4 montre un schéma électrique de principe du dispositif de pesage de la figure 1,

- la figure 5 montre un chronogramme relatif au procédé de mesure des variations d'impédance,

- les figures 6 et 7 montrent des chronogrammes des premier et deuxième signaux,

la figure 8 montre un schéma de principe d'un circuit de filtrage et d'amplification,

la figure 9 montre un schéma système intégrant le dispositif de pesage de la figure 1.

Sur les différentes figures, les mêmes références désignent des éléments identiques ou similaires.

La figure 1 représente un exemple de pèse-personne électronique 1 sur lequel peut se placer un utilisateur pour mesurer notamment son poids. Dans l'exemple illustré, on voit les jambes 78,79 de l'utilisateur ainsi que ses pieds 76,77, qui sont nus comme illustré.

Le pèse-personne électronique 1 comprend un corps principal de forme générale rectangulaire ou carrée et quatre pieds 41-44 disposés respectivement au voisinage des quatre coins du corps, chaque pied comprenant des moyens de mesure .

Plus précisément, selon l'exemple illustré ici, le pied antérieur gauche 41 comprend une jauge de contrainte antérieure gauche 31, le pied antérieur droit 42 comprend une jauge de contrainte antérieure droite 32, le pied postérieur droit 43 comprend une jauge de contrainte postérieure droite 33 et le pied postérieur gauche 44 comprend une jauge de contrainte postérieure gauche 34.

II est bien entendu que le pèse-personne électronique pourrait aussi comporter un nombre différent de jauges de contrainte, de plus sans relation directe avec le nombre de pieds. En particulier, il pourrait n'y avoir qu'une seule jauge de contrainte centrale, ou bien deux jauges de contrainte, ou bien encore trois jauges de contrainte. Il n'est pas non plus exclu d'avoir plus de quatre jauges de contrainte.

Sur la figure 2, la direction antéro-postérieure est référencée par l'axe X, la lettre A désignant l'avant et la lettre P désignant l'arrière, alors que la direction droite-gauche est référencée par l'axe Y , s 'étendant entre le côté gauche dénoté G et le côté droit dénoté D .

Le pèse-personne électronique 1 comprend en outre une unité de commande électronique 4 (aussi nommée 'unité électronique') et un afficheur 5 dont il sera question plus en détail plus loin.

S 'agissant des jauges de contrainte 31-34 déjà mentionnées (aussi appelées jauges extensiométriques ) , elles comprennent chacune un premier élément dont la résistance augmente sous l'effet d'une compression verticale appliquée aux pieds considérés et un deuxième élément dont la résistance diminue sous l'effet de ladite compression verticale.

Dans l'exemple illustré ici, la jauge antérieure droite 32 comprend un tel premier élément 11 appelé première résistance de jauge avant droite 11, et un tel deuxième élément appelé deuxième résistance de jauge avant droite 12.

De façon analogue, la jauge postérieure droite 33 comprend un tel premier élément appelé première résistance de jauge arrière droite 13, et un tel deuxième élément appelé deuxième résistance de jauge arrière droite 14.

De même pour le côté gauche, la jauge antérieure gauche 31 comprend un tel premier élément 15 appelé première résistance de jauge avant gauche 15, et un tel deuxième élément appelé deuxième résistance de jauge avant gauche 16.

Enfin, la jauge postérieure gauche 34 comprend un tel premier élément appelé première résistance de jauge arrière gauche 17, et un tel deuxième élément appelé deuxième résistance de jauge arrière gauche 18.

Chacune des résistances 11-18 présente respectivement une valeur de résistance notée R1-R8. Dans l'exemple illustré ici, les résistances impaires augmentent avec l'effort appliqué sur les pieds, alors qu'à l'inverse les résistances paires diminuent avec l'effort appliqué.

La combinaison des huit résistances 11-18 peut prendre plusieurs formes ; une seule sera présentée en détails ci-après, mais d'autres combinaisons sont bien sûr possibles .

De plus, le pèse-personne électronique 1 présente une surface supérieure 6 comprenant quatre portions conductrices 61—64 agencées sur ladite surface supérieure, isolées électriquement l'une de l'autre.

Ces portions conductrices servent d'électrode de contact avec les pieds de l'utilisateur. Dans une version simplifiée, il peut y avoir uniquement deux portions conductrices auquel cas on injecte un courant entre ces deux portions et on mesure une différence de potentiel entre ces deux mêmes portions ; toutefois l'exemple illustré aux figures est basé sur une configuration à quatre portions conductrices 61-64. La portion conductrice antérieure gauche 61 est destinée à entrer en contact avec l'avant du pied gauche 76 de l'utilisateur ; la portion conductrice antérieure droite 62 est destinée à entrer en contact avec l'avant du pied droit 77; la portion conductrice postérieure droite 63 est destinée à entrer en contact avec le talon du pied droit 77; la portion conductrice postérieure gauche 64 est destinée à entrer en contact avec le talon du pied gauche 76 de l'utilisateur. La configuration inverse est également possible mais moins favorable.

Enfin, le pèse-personne électronique 1 est équipé d'un capteur 7 de concentration de dioxyde de carbone (C02) .

L'afficheur 5 comprend une zone centrale dans laquelle est affiché le poids estimé pour la personne présente sur le pèse-personne 1. De plus, une zone auxiliaire permet d'afficher des informations auxiliaires, comme la fréquence cardiaque ('FC') , ou la teneur en dioxyde de carbone (C02) comme il sera décrit ci-après.

Sur la figure 3, les jauges de contrainte 31-34 sont raccordées à l'unité de commande électronique 4 au moyen de deux montages de type pont de wheatstone 45,46 qui seront détaillés en figure 4. Chacune des sorties 73,74 des ponts de wheatstone est ensuite dirigée vers l'unité de commande électronique 4, dans laquelle elles sont transformées en mesures numériques par un convertisseur analogique digital 54, puis sommées par un circuit sommateur 56. Le poids total W en résultant est affiché sur 1 ' afficheur 5.

Par ailleurs, les sorties 73,74 des ponts de wheatstone 45,46 entrent ensuite respectivement chacun dans un circuit de filtrage et d'amplification 47,48 dont le schéma de principe est détaillé dans la figure 8. La sortie dWa du premier circuit de filtrage 47 et la sortie dW du second circuit de filtrage 48 sont additionnées par un montage sommateur 49 qui fournit en sortie un signal dWc qui passe par un autre circuit amplificateur 50, qui à son tour fournit le signal noté dW, qui représente un premier signal représentatif des variations de poids périodiques engendrées par les battements cardiaques de l'utilisateur.

En outre, l'unité électronique est alimentée par une batterie 8 de type classique.

De plus, l'unité de commande est raccordée à une des portions conductrices postérieure 63 pour injecter un courant dans un des pieds de l'utilisateur, courant qui passe par les jambes 78,79 et le corps de l'utilisateur et revient par l'autre pied vers l'autre portion conductrice postérieure 64 qui est reliée à la référence de potentiel 60 de l'unité électronique.

Les deux autres portions conductrices (antérieures) 61 et 62 en contact électrique respectivement avec les portions avant des pieds de l'utilisateur, aux bornes desquels on vient prélever une différence de potentiel, représentative de l'impédance du corps, au moyen d'un circuit différentiel 65. Ce circuit différentiel 65 fournit en sortie un signal Z représentatif de l'impédance mesurée du corps de l'utilisateur. Un second circuit de filtrage et d'amplification 68 permet d'éliminer la composante continue du signal impédance Z de filtrer et d'amplifier les variations du signal d'impédance, ce qui donne le signal noté dZ qui représente un deuxième signal représentatif des variations d'impédance périodiques engendrées par les battements cardiaques de l'utilisateur.

L'unité électronique est configurée pour déterminer, à partir du premier signal dW et du deuxième signal dZ, la fréquence cardiaque de l'utilisateur, notée ^y Fc', et qui peut être affichée sur l'afficheur 5.

La mesure d'impédance Z peut être effectuée en injectant un courant prédéterminé entre les portions conductrices 63,64. Ce courant peut être fixe, ou de préférence puisé ou modulé. La figure 3 illustre un traitement analogique pour obtenir dZ en préalable au traitement numérique.

De façon avantageuse, il peut être prévu d'injecter un signal alterné comme ceci est illustré sur la figure 5. Dans ce cas, le courant moyen injecté dans l'individu présent sur le pèse-personne est nul. Dans l'exemple illustré, le profil de courant 91,I(t) est sinusoïdal à la fréquence 50 kHz et le courant pic ne dépasse pas 1 milliampère. Le courant peut être fourni par une source de courant alternée, ou bien on peut imposer une tension crête-à-crête .

Selon un traitement de préférence digital, le prélèvement de la tension aux bornes des portions conductrices 61,62 est effectué pendant un temps relativement court correspondant au maximum de l'alternance positive. Le circuit 65 peut donc prélever par échantillonnage périodiquement des mesures 92 représentatives de l'impédance Z de l'individu. Dans l'exemple illustré, on prélève le signal pendant 2 ps, la période du signal de commande étant de 20 ps .

Une extrapolation des points échantillonnés 93 permet d'obtenir une courbe 94 correspondant à l'impédance mesurée en fonction du temps.

Selon une alternative de réalisation représentée en trait pointillés à la figure 3, chacune des tensions prélevées sur les portions conductrices 61,62 est tout d'abord traitée séparément par un circuit passe-bande 75 respectivement 76. Le circuit 75 comprend aussi une fonction amplification et délivre en sortie un premier signal VI représentatif des variations de la tension sur la borne 61. Le second circuit 76 délivre de la même façon un second signal V2 représentatif des variations de la tension sur la borne 62. Un circuit différenciateur 77 effectue une soustraction des deux tensions VI, V2, et délivre une sortie V3 qui est amplifiée par un circuit de filtrage et d'amplification 78 ayant un schéma de principe du type de celui décrit en figure 8. À la sortie du circuit 78 on obtient le deuxième signal dZ qui représente les variations d'impédance périodiques, converti ensuite en numérique.

La figure 4 montre en détail le schéma électronique relatif à la mesure du poids et de ses variations. Un premier pont de wheatstone 45 combine les résistances 11 et 12 de la jauge de contrainte antérieure droite 32 et les résistances 13 et 14 de la jauge de contrainte postérieure droite 33. Un premier comparateur 71 met en forme la différence de potentiel entre les points intermédiaires 51 et 52 du premier pont de wheatstone en délivrant une sortie 73 représentative du poids présent sur la partie droite du pèse-personne .

Un second pont de wheatstone 46 combine les résistances 15 et 16 de la jauge de contrainte antérieure gauche 31 et les résistances 17 et 18 de la jauge de contrainte postérieure gauche 34. Un second comparateur 72 met en forme la différence de potentiel entre les points intermédiaires 53 et 54 du second pont de wheatstone en délivrant une sortie 74 représentative du poids présent sur la partie gauche du pèse-personne.

Les jauges de contrainte 31-34 pourraient bien sûr être combinées selon une logique avant-arrière au lieu d'une logique droite-gauche. Le fait d'amener plusieurs entrées analogiques dans l'unité de commande permet d'indiquer un éventuel décentrage à l'utilisateur. Il est possible d'indiquer un décentrage avant-arrière ou un décentrage gauche-droite, voire même une indication encore plus précise comme cela est présenté dans la demande de brevet FR1256995 du même demandeur.

Par ailleurs, les signaux de pesée partielle 73,74 sont additionnés par le circuit sommateur 47 qui délivre un signal analogique W représentatif du poids total de l'utilisateur. Ce signal W entre dans le circuit de filtrage et d'amplification 48 déjà mentionné précédemment. Il délivre en sortie un signal dW représentatif des variations de poids déjà mentionné plus haut.

Sur la figure 8, il est décrit la structure et le fonctionnement d'un circuit de filtrage et d'amplification du type de ceux décrits en référence aux circuits 48 et 68.

Un premier filtrage essentiellement passe-bande permet d'éliminer la composante continue du signal ; on utilise typiquement un montage avec un condensateur en série. La fréquence de coupure basse Fl peut être comprise entre 0,5Hz et 2Hz par exemple. Ce premier filtre inclut également de façon optionnelle une fréquence de coupure haute F2, de préférence supérieure à 500 Hz.

En cascade de ce premier filtre, il est prévu un premier étage d'amplification Gl, de gain compris entre 50 et 2000. En aval de ce premier étage d'amplification, il peut être prévu optionnellement un second filtre avec une fréquence de coupure haute F3 qui peut être comprise entre 10Hz et 20Hz. En aval de ce second filtre, il peut être prévu optionnellement un second étage d'amplification G2, de gain compris entre 10 et 100.

Un tel circuit de filtrage et d'amplification permet d'éliminer de façon très satisfaisante d'une part la composante continue et d'autre part les bruits et autres parasites de fréquence supérieure aux composantes spectrales normalement attendues pour les signaux de variation de poids et/ou d'impédance provoqués par le battement cardiaque.

Selon une mise en oeuvre du procédé relativement simple illustrée à la figure 6, le premier signal 21,W(t) représentatif des variations de poids périodiques engendrées par les battements cardiaques de l'utilisateur est analysé par l'unité de commande, laquelle identifie les maxima pour en déduire un premier signal de pulsation 81.

L'unité de commande analyse de façon similaire le deuxième signal 22,Z(t), représentatif des variations d'impédance, pour en extraire les maxima périodiques, afin d'en déduire un second signal de pulsation 82.

Pour le premier signal, l'unité de commande établit un indice de qualité du signal, par exemple l'amplitude des extrema par rapport à un écart type moyenné du signal, ou encore la médiane des écarts temporels entre les extrema et/ou l'écart-type des écarts temporels entre les extrema ou encore tout autre caractéristique représentant une image du rapport signal sur bruit. L'analyse individuelle du premier signal 21 permet d'obtenir un facteur de qualité noté FS1.

L'unité de commande procède de même pour le deuxième signal afin d'établir un indice de qualité du deuxième signal. L'analyse individuelle du second signal 22 permet d'obtenir un facteur de qualité noté FS2.

L'unité de commande procède en outre un calcul de corrélation qui sera détaillé plus loin, la sortie de ce calcul de corrélation donnant troisième signal (troisième canal) qui est soumis à une analyse similaire à ce qui décrit précédemment et qui permet d'obtenir un troisième facteur de qualité noté FS3.

En fonction de la période constatée et du facteur de qualité calculé respectivement sur chacun des premiers, seconds et troisièmes signaux, l'unité de commande choisit le canal de mesure présumé le plus fiable et affiche la fréquence cardiaque mesurée au moyen de ce canal.

Au lieu de choisir le canal du premier ou deuxième signal à posteriori, on pourrait aussi choisir en temps réel à chaque fois qu'un extrema est détecté, le meilleur signal disponible entre les deux signaux, l'objectif étant de pouvoir délivrer un affichage de la fréquence cardiaque au bout d'un temps d'environ 5 à 10 secondes, de préférence avant 8 secondes.

Comme illustré à la figure 7, s 'agissant du calcul de corrélation, on peut procéder tout d'abord à un recalage temporel du premier signal par rapport au second signal ou inversement .

Tout d'abord, l'unité de commande évalue un décalage temporel noté dT, au moyen de la position relative des maxima respectivement du premier signal et deuxième signal .

Ensuite, l'un des signaux, en l'occurrence ici le premier signal 21 est retardé d'une valeur temporelle dT, afin que les maxima respectifs des signaux soient synchronisés, illustré par le signal dW2.

L'unité de commande 4 procède ensuite à un calcul de corrélation, qui consiste en une opération arithmétique réalisée sur les premier et deuxième signaux des signaux, opération notée F[dZ,dW2] . On peut par exemple choisir de faire une multiplication des signaux entre eux, une addition des signaux ou toute autre opération la plus pertinente au vu de campagnes d'essais sur un échantillon large d'individus d'une population. On peut parler de calcul de corrélation ou d ' inter-corrélation .

Dans le signal résultant 86, les parties bruitées des premier et second signaux ont tendance à s'annuler statistiquement, alors que les portions utiles de signal ont tendance à se renforcer.

À partir de ce signal d ' inter-corrélation 86, l'unité de commande en déduit le troisième signal susmentionné de pulsation 83, qui dans le cas général présente une meilleure robustesse aux différents aléas et insuffisances de couverture par rapport à l'ensemble des individus de la population.

II faut noter que l'évaluation d'un indice de qualité tel que décrit plus haut peut également être appliqué à ce troisième signal issu du calcul de corrélation ; on peut ainsi choisir l'un des trois signaux, en particulier si le calcul de corrélation ne s'avère pas de bonne qualité. Selon une autre variante, en utilisant la puissance de calcul disponible dans l'unité électronique, on peut procéder à des calculs d ' inter-corrélation récursifs, en décalant à chaque fois un peu un signal par rapport à l'autre, sans avoir à évaluer dT à priori. On choisit alors dans l'ensemble des signaux résultant des calculs d'inter- corrélation, le signal ayant la moyenne la plus forte. Dans la pratique, cela correspondra au recouvrement temporel des parties significatives des signaux. A l'inverse, si les parties significatives des signaux ne se chevauchent pas, alors la multiplication donne un résultat voisin de zéro, car on multiplie un signal significatif par un bruit.

On peut ainsi envisager d'améliorer le temps de réponse pour arriver à moins de 5 secondes, voire moins de 4 secondes.

À titre d'exemple illustratif, il a été conduit des campagnes de mesures statistiques sur plusieurs dizaines de personnes ; un échec est définit comme une erreur de plus de 10% par rapport au rythme cardiaque mesuré par un appareil de référence sur le doigt (par PPG) . En utilisant uniquement la mesure des variations de poids on arrive à un taux de 23 % d'échec, en utilisant uniquement la mesure des variations d'impédance on arrive à un taux de 9,6 % d'échec, en utilisant uniquement la corrélation des deux signaux tel qu'explicité ci-dessus, on arrive à 14% d'échec. En sélectionnant la meilleure des 3 techniques (poids/impédance/corrélation) grâce aux facteurs de qualité FS1,FS2,FS3, le taux d'échec global peut être réduit à 3,8%, voire plus petit encore ; un tel résultat ne peut pas être atteint en utilisant un seul des premiers et seconds signaux 21,22.

La figure 9 illustre l'intégration du pèse-personne électronique 1 dans un système de surveillance et suivi de données physiologiques. Dans ce système, le pèse-personne électronique 1 peut transmettre des données moyennant une liaison sans fil 19, à destination d'un Smartphone 99 (téléphone intelligent) ou d'un ordinateur ; ainsi les données journalières peuvent être accumulées et affichées avec suivi statistique pour un utilisateur ou plusieurs utilisateurs du pèse-personne électronique 1.

Le procédé mis en oeuvre dans le pèse-personne peut être résumé comme ci-après :

a- on mesure un premier signal 21 représentatif des variations de poids périodiques engendrées par les battements cardiaques de l'utilisateur,

b- on mesure un deuxième signal 22 représentatif des variations d'impédance périodiques engendrées par les battements cardiaques de l'utilisateur,

c- on détermine à partir des premier et deuxième signaux la fréquence cardiaque de l'utilisateur.

L'étape c- peut faire appel à des calculs d ' inter-corrélation, soit récursifs, soit simplifiés en ayant tout d'abord procéder à un recalage temporel des deux signaux l'un par rapport à l'autre.

Enfin, l'unité de commande est configurée pour héberger l'électronique de traitement du capteur de concentration de C02, de corriger les résultats obtenus transmis par ce capteur au moyen de paramètres de calibration ou au moyen des paramètres liés aux circonstances d'utilisation (taux d'humidité, altitude, etc..) . La concentration en C02 peut être affichée, et peut être transmise à des moyens de traitement distant 99 comme évoqué plus haut .

Plus précisément, le capteur de concentration de C02 est par exemple un capteur de type ^y NDIR' (de l'anglais Non Dispersive Infra Red) dans lequel on mesure l'absorption d'un rayonnement infrarouge par la présence des molécules de C02 dans une cavité parcourue par ledit rayonnement infrarouge. En l'occurrence, l'absorption du C02 est maximum à la longueur d'onde λ = 4,26 um, pour un premier canal mesurant le taux d'absorption des rayonnements infrarouges. De préférence, on utilise un deuxième canal de mesure dit ^y de référence' par exemple à une fréquence différente où l'absorption par le gaz C02 est négligeable. Avantageusement on compare les mesures du premier canal et du deuxième canal de manière à s'affranchir des dérives, en particulier du vieillissement tant de la source des rayonnements que de la cavité elle- même (encrassement) .

Le capteur de concentration de C02 est relié à l'unité de commande par une liaison multi-filaire 70, au moyen de laquelle l'unité de commande 4 commande de façon intermittente la source lumineuse et acquiert les signaux des capteurs du premier et du deuxième canal de mesure.

Ainsi, on peut héberger la fonctionnalité de commande du capteur de concentration de C02 dans l'unité électronique 4 qui réalise déjà les fonctions de pesage et de mesure du rythme cardiaque, de sorte que l'intégration de la fonction de mesure du taux de C02 est particulièrement poussée.

Par ailleurs, les dimensions du capteur de concentration de C02 ont été adaptées pour permettre son intégration à l'intérieur d'un pèse-personne électronique. En l'occurrence, le capteur de concentration de C02 7 se présente comme un tube de diamètre inférieur à 10 mm (voire de préférence inférieur à 8 mm) et de longueur inférieure à 10 cm. Il peut être prévu en outre une communication 71 avec l'air extérieur pour permettre un échange suffisant entre l'air présent dans la cavité et l'air présent dans l'environnement immédiat du pèse-personne.

L'unité de commande 4 est configurée pour déclencher une mesure de concentration du C02 de façon périodique, par exemple toutes les 10 minutes ou toutes les 30 minutes ou encore selon une périodicité qui peut dépendre de l'heure de la journée ou de la nuit.

Beaucoup de pèse-personnes électroniques sont utilisés dans la chambre à coucher d'une habitation ; dans ce cas, le pèse-personne électronique demeure généralement dans cette pièce ; ainsi il est utilisé grâce à son capteur de concentration de C02 pour surveiller pendant la nuit l'évolution de la concentration de C02. En outre, il peut être prévu de transmettre ces données depuis le pèse- personne électronique vers un ordinateur distant ou Smartphone à des fins statistiques de manière analogue à ce qui est prévu pour la fréquence cardiaque.

On peut imaginer un calcul de corrélation entre la fréquence cardiaque mesurée sur un utilisateur lors de son lever avec l'historique de la concentration de C02 pendant la nuit .

Outre la détermination du rythme cardiaque selon le procédé décrit ci-dessus, on peut aussi utiliser les signaux mesurés pour déterminer la variabilité du rythme cardiaque. Pour ce faire, on utilise plusieurs périodes de signal ; le rythme cardiaque est déterminé comme la moyenne des périodes constatées, tandis que la variabilité du rythme cardiaque est déterminée par un écart type par rapport à cette moyenne.