Brevet FR2923150A1 — publié le 20090508

-1- La présente invention concerne la mesure du rythme cardiaque d'un utilisateur. Elle concerne en particulier, mais non exclusivement, un système comprenant des électrodes agencées sur ou dans un siège sur lequel l'utilisateur est destiné à s'asseoir. On connaît déjà, notamment dans la publication WO 03/048789, un système de mesure du rythme cardiaque comportant deux électrodes, placées au voisinage de la peau du patient, capables de mesurer chacune des variations de potentiel électrique, permettant d'en déduire par la suite le rythme cardiaque de l'utilisateur. On sait que les potentiels électriques reçus par chacune des électrodes ne sont pas exclusivement dus au rythme cardiaque, du fait de la présence de bruit, par exemple du bruit issu d'autres organes du corps de l'utilisateur tels que les muscles ou le squelette. De plus, il est connu que l'environnement électrique est aussi une source importante de bruit pour le potentiel électrique des électrodes. On constate que chaque électrode reçoit sensiblement la même quantité de bruit. En revanche, chacune des deux électrodes ne reçoit pas le même potentiel électrique correspondant au rythme cardiaque de l'utilisateur. En effet, les deux électrodes ne sont en principe pas positionnées de façon symétrique par rapport au coeur de l'utilisateur, si bien que le signal électrique généré par le rythme cardiaque est reçu de façon décalée dans le temps, avec un retard différent sur chacune des deux électrodes. Les signaux reçus par les deux électrodes sont dits déphasés. Du fait de ce déphasage, les valeurs (ou niveaux) de ces signaux à un instant t sont différentes pour chacune des électrodes. Ainsi, à un instant t, le signal reçu par chaque électrode correspond à la somme de deux signaux, à savoir celui du bruit, commun aux deux électrodes, et celui du potentiel généré par le rythme cardiaque, différent pour chaque électrode. En conséquence, afin de supprimer ce bruit commun et d'obtenir un signal directement représentatif du rythme cardiaque, on relie les deux électrodes à un amplificateur différentiel qui a pour fonction d'amplifier la différence des signaux fournis par les électrodes. Grâce à cette étape de soustraction des signaux, le signal obtenu à la sortie de l'amplificateur différentiel est dépourvu de bruit commun, et est donc directement représentatif du rythme cardiaque de l'utilisateur. Ce système de mesure de l'état de la technique est généralement satisfaisant. Néanmoins, un problème se pose lorsque les deux électrodes ne sont pas positionnées de façon optimale par rapport au coeur de l'utilisateur. En effet, l'amplificateur différentiel fournit un signal représentatif du rythme cardiaque à condition que les potentiels générés par le rythme cardiaque soient reçus par les électrodes en étant décalés dans le temps, ou autrement dit déphasés. Or, si les électrodes sont malencontreusement positionnées de façon symétrique par rapport au coeur, ou de manière équivalente si le coeur se trouve situé sur l'un des axes de symétrie du système formé par les deux électrodes, les -2- potentiels générés par le rythme cardiaque sont reçus sensiblement en même temps par chacune des électrodes (les signaux sont en phase ou phasés) avec des valeurs similaires à un instant t. Il en résulte que l'amplitude du signal fourni en sortie de l'amplificateur différentiel est faible, si bien qu'il présente un faible rapport signal / bruit résiduel. En conséquence le signal fourni est de mauvaise qualité pour toute méthode de détermination du rythme cardiaque et l'on n'obtient donc pas une information fiable sur le rythme cardiaque de l'utilisateur. La présente invention vise en particulier à remédier à cet inconvénient, en proposant un système de mesure robuste, c'est-à-dire fournissant un signal permettant une détermination fiable du rythme cardiaque, même lorsque le système de mesure n'est pas positionné dans sa configuration optimale par rapport au coeur de l'utilisateur. A cet effet, l'invention a pour objet un système de mesure du rythme cardiaque d'un utilisateur, comportant une première, une deuxième et une troisième électrodes de mesure du rythme cardiaque. On notera que ce système peut comprendre trois électrodes ou plus. Ainsi, en rajoutant au moins une troisième électrode au système de mesure, on récupère au moins un troisième signal, ce signal comprenant, comme les signaux des deux autres électrodes, d'une part du bruit commun et d'autre part des variations de potentiel électrique générées par les battements de coeur. Comme on utilise une troisième électrode, même si le coeur est dans une position différente de la position optimale pour le système de mesure à deux électrodes, il devient moins probable (voire improbable) de se trouver dans une position telle que le signal généré par le rythme cardiaque soit reçu en phase par toutes les électrodes, c'est à dire sans être décalé dans le temps de manière distincte sur l'ensemble des trois électrodes. En d'autres termes, avec trois électrodes, il est fortement probable d'avoir au moins une électrode recevant un signal généré par le rythme cardiaque retardé par rapport à celui reçu par l'une ou l'autre des électrodes. Du fait que l'on reçoive au moins un signal de rythme cardiaque décalé par rapport à un signal des autres électrodes, on peut utiliser des moyens de soustraction tels qu'un amplificateur différentiel recevant en entrée les deux signaux d'électrodes différents (car déphasés), fournissant en sortie la différence amplifiée entre ces deux signaux, de façon que le bruit commun aux deux signaux entrants soit supprimé, et que le signal sortant de l'amplificateur différentiel contienne une information représentative et de bonne qualité pour une détermination fiable du rythme cardiaque, même lorsque le système de mesure est positionné dans une des positions les plus défavorables décrites ci-dessus. Ainsi, le système de mesure est robuste : il permet de fournir un signal de bonne qualité et d'obtenir une détermination fiable du rythme cardiaque de l'utilisateur, même si -3- les électrodes n'ont pas été positionnées de façon optimale par rapport à son coeur. Ceci est particulièrement avantageux dans le cas où les électrodes de mesure sont prévues pour être installées sur ou dans un siège ou un lit, dans ou sur lequel l'utilisateur est destiné à s'asseoir ou à se coucher, auquel cas l'utilisateur est susceptible de changer de position au cours des mesures de rythme cardiaque, ou encore d'être mal positionné dès le début des mesures. Grâce au système de mesure présenté ci-dessus, même si l'utilisateur est mal positionné, de sorte que son coeur se trouve à une même distance de deux électrodes, rendant la mesure impossible avec ces deux électrodes du fait que les deux signaux des deux électrodes présentent le même retard dans le temps (même phase), la troisième électrode permet néanmoins d'obtenir un signal de retard différent (phase différente) permettant de déterminer le rythme cardiaque. En outre, indépendamment du changement de position d'utilisateur par rapport aux électrodes, le système est particulièrement avantageux pour mesurer le rythme cardiaque d'utilisateurs de différente corpulence. En effet, dans ce cas (par exemple un adulte et un enfant), la position du coeur varie d'un utilisateur à l'autre (même si l'utilisateur est bien positionné et reste immobile) et le système de mesure muni des trois électrodes permet d'obtenir un rythme cardiaque fiable quelque soit la corpulence de l'utilisateur. On notera que le système peut être prévu sur un support fixe (par exemple un siège ou un lit) ou bien porté par l'utilisateur sur un vêtement. On comprendra dans la suite que les électrodes comportent généralement un centre de symétrie (elles ont de préférence la forme d'un disque ou d'un carré), et que la position d'une électrode est entendue comme la position du centre de cette électrode. L'invention peut en outre comporter l'une ou plusieurs des caractéristiques suivantes. - Les trois électrodes sont positionnées les unes par rapport aux autres de manière qu'il ne soit pas possible de définir un point équidistant des trois électrodes dans l'espace susceptible de contenir le coeur de l'utilisateur. Ainsi, avec une telle configuration, le système de mesure garantit qu'il est impossible que le coeur se trouve dans une position telle que chacun des signaux de rythme cardiaque reçus par les trois électrodes ait un retard identique, c'est-à-dire une position dans laquelle un signal sortant fourni par un amplificateur différentiel serait peu fiable. Quelle que soit la position du coeur par rapport aux électrodes, on sait que l'un des signaux générés par les battements de coeur sur au moins une des électrodes sera forcément retardé de manière distincte par rapport à au moins un des signaux des autres électrodes. Selon un mode de réalisation préféré, les trois électrodes sont alignées. -4- - Le système est configuré pour fonctionner selon un mode "distant" de l'utilisateur, c'est-à-dire que les électrodes ne sont pas en contact direct avec la peau de l'utilisateur. Généralement, un tissu est intercalé entre les électrodes et la peau, par exemple un vêtement de l'utilisateur, ou un tissu recouvrant un siège ou un lit, dans lequel ou sur lequel sont installées les électrodes. Il est particulièrement intéressant d'utiliser trois électrodes dans ce mode distant, du fait que plus les électrodes sont éloignées de la peau du patient, moins l'on maîtrise leur position par rapport au coeur du patient compte tenu du fait qu'il n'existe pas obligatoirement de contrainte liant la position des électrodes par rapport à celle de l'utilisateur et donc à celle de son coeur, si bien que l'utilisation de deux électrodes seules peut fournir un signal peu exploitable du fait que le coeur se trouve équidistant des deux électrodes. - Le système est configuré pour fonctionner lorsque le corps de l'utilisateur est mobile par rapport aux électrodes, les électrodes étant par exemple positionnées sur un siège ou un lit, dans lequel ou sur lequel l'utilisateur est destiné à s'asseoir ou se coucher. Plusieurs applications sont envisageables pour un système de mesure du rythme cardiaque dont les électrodes sont agencées dans un lit ou dans un siège, de préférence proches de la surface du dossier, à une position voisine de la position moyenne du coeur d'un utilisateur. Non seulement on peut prévoir un tel siège ou lit dans un service hospitalier, afin de mesurer le rythme cardiaque des patients, mais on peut également prévoir ce système dans le domicile d'un utilisateur particulier désirant surveiller son rythme cardiaque. L'utilisation à domicile du système de mesure est particulièrement intéressante notamment dans le cadre de la surveillance du rythme cardiaque de personnes âgées, le système de mesure pouvant éventuellement être relié à un service de surveillance à distance. Une autre application réside dans la mesure du rythme cardiaque d'un conducteur de véhicule automobile. En effet, en aménageant les électrodes dans le siège du conducteur, on peut mesurer son rythme cardiaque, plus précisément les variations de son rythme cardiaque, qui peuvent être révélatrices de l'endormissement du conducteur au volant. Ainsi, le système de mesure peut être relié à un système de détection de rythme cardiaque anormal ou de variation anormale du rythme cardiaque, apte à déclencher, par exemple, un avertisseur sonore alertant le conducteur. - La troisième électrode E3 est positionnée par rapport aux première E, et deuxième E2 électrodes de façon que, si la position effective du coeur de l'utilisateur par rapport aux électrodes est telle que les potentiels électriques générés par le coeur sont en phase lorsqu'ils sont reçus par les première E, et deuxième E2 électrodes, le potentiel électrique reçu par la troisième électrode E3 soit en opposition de phase avec celui reçu par la -5- deuxième électrode E2. Ainsi, dans le cas où la position de l'utilisateur est la plus défavorable et engendre des signaux non décalés dans le temps (en phase) pour les électrodes E, et E2, donc peu exploitables pour déterminer le rythme cardiaque, on fait en sorte que le signal reçu par la troisième électrode E3 soit décalé dans le temps (déphasé) de manière optimale par rapport à celui reçu par la deuxième électrode E2, de façon que la différence entre ces signaux permette une détermination fiable du rythme cardiaque. Quelle que soit la position du coeur de l'utilisateur, le rythme cardiaque peut donc être déterminé de façon satisfaisante. - Une position théorique du coeur d'un utilisateur étant définie par une distance Hth du coeur par rapport à un axe X, les trois électrodes sont positionnées de la façon suivante : ^ la première E, et la deuxième E2 électrodes sont à une distance L, et L2 de part et d'autre de l'axe X, de façon que L, = L2, les longueurs L, et L2 étant déterminées de façon que les potentiels électriques, générés par le coeur lorsqu'il est dans sa position théorique Hth, soient en opposition de phase l'un par rapport à l'autre lorsqu'ils sont reçus par les électrodes E, et E2, et ^ la troisième électrode E3 est positionnée à une distance L3 de l'axe X, cette distance L3 étant telle que : L3 = L2 û 2 x Hth � l cm (centimetres). - Pour des électrodes telles que des électrodes carrées d'environ 4,5 cm de côté, la valeur L, est telle que 6,5 cm 8,5 cm, de préférence 7 cm 8 cm, et avantageusement L, = 7,5 cm ; et L3 est telle que 0,5 cm L3 2,5 cm, de préférence 1 cm L3 2 cm, avantageusement L3 = 1,5 cm. Ces positions correspondent à des positions théoriques dans lesquelles la mesure du rythme cardiaque semble optimale pour une certaine dimension des électrodes. - Le système comporte : ^ des premiers moyens de soustraction de signaux, par exemple un premier amplificateur différentiel, recevant en entrée les signaux SE1 et SE2 reçus par les première E, et deuxième E2 électrodes, et fournissant un signal SA caractéristique de SE, û SE2 ; ^ des deuxièmes moyens de soustraction de signaux, par exemple un deuxième amplificateur différentiel, recevant en entrée les signaux SE2 et SE3 reçus par les deuxième E2 et troisième E3 électrodes, et fournissant un signal SB caractéristique de SE3 û SE2 ; -6- ^ des moyens de sommation des signaux SA et SB fournis par les premiers et deuxièmes moyens de soustraction, la somme obtenue composant un signal Sc utilisé pour calculer le rythme cardiaque de l'utilisateur. Ainsi, chacun des signaux SA et SB fournis par les moyens de soustraction, dépourvu du bruit commun aux électrodes E1 et E2 d'une part, et E2 et E3 d'autre part, fournit un signal représentatif du rythme cardiaque de l'utilisateur, l'un des signaux SA ou SB pouvant être moins fiable que l'autre, en fonction de la position du coeur de l'utilisateur par rapport aux électrodes E1, E2 et E3. La somme des signaux SA et SB constitue alors un signal dont la qualité garantit une détermination fiable du rythme cardiaque. En effet, les électrodes sont positionnées de sorte que, si SA est mauvais, SB est satisfaisant, et vice-versa, si bien que les signaux SA et SB sortant des moyens de soustraction ne peuvent pas être de mauvaise qualité en même temps, et que la somme Sc est donc en permanence un signal de bonne qualité dont on peut extraire le rythme cardiaque. On entend par � somme � une opération consistant à cumuler algébriquement les signaux, sans que cette notion de cumul ne soit limitée à une pure addition de nombres différents. Par exemple, des fonctions mathématiques peuvent être appliquées à chacun des termes de l'addition. Le résultat est une somme au sens de l'invention dès lors qu'il reflète l'effet cumulé des deux signaux. La � différence � entre deux signaux s'interprète de façon similaire. 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 SA = SE1 ù SE2, le fait que le signal SA est caractéristique de la soustraction SE1 û SE2 des signaux. Ainsi, on peut noter SB = SE3 ù SE2 et Sc = SA + SB = SE1 +SE3 ù 2SE2. -Le système comporte en outre des moyens de sélection du signal ayant la meilleure qualité parmi les signaux SA, SB et Sc, le signal sélectionné étant utilisé pour déterminer le rythme cardiaque de l'utilisateur. Ainsi, même dans le cas où la somme Sc des signaux sortant des deux amplificateurs différentiels SA et SB a une qualité moins élevée que la meilleure des qualités des signaux SA ou SB, les moyens de sélection permettent de conserver le signal SA ou SB de meilleure qualité que le signal Sc. Un signal -7- de bonne qualité est un signal dont on peut aisément déterminer la périodicité de répétition du rythme cardiaque. L'invention sera mieux comprise à la lecture de la description qui va suivre, donnée uniquement à titre d'exemple et faite en se référant aux dessins dans lesquels : - la figure 1 est une vue schématique en perspective d'un système de mesure selon un mode de réalisation de l'invention ; - la figure 2 est une vue schématique illustrant la configuration du système de mesure de la figure 1 ; - la figure 3 est un graphique illustrant le signal représentatif de la qualité d'un signal sortant de moyens de soustraction du système de la figure 1, en fonction de la position du coeur d'un utilisateur ; - la figure 4 est un graphique illustrant les signaux de rythme cardiaque fournis par deux électrodes du système de la figure 1, lorsque le coeur est à la position IV sur le graphe de la figure 3 ; - la figure 5 est un graphique illustrant la différence des signaux du graphe de la figure 4 ; et - la figure 6 est un graphique illustrant le signal représentatif de la qualité de la somme des signaux sortant des moyens de soustraction du système de la figure 1. Comme on peut le voir sur la figure 1, un système 10 de mesure du rythme cardiaque comporte une première E,, une deuxième E2 et une troisième E3 électrodes, un circuit 12 d'amplification et de filtrage, et un convertisseur analogique numérique 14. Les électrodes et le circuit 12, voire le convertisseur 14, sont agencés dans un siège 16, sur lequel un utilisateur dont on souhaite mesurer le rythme cardiaque peut s'asseoir. Ce siège peut être utilisé par exemple dans un hôpital, chez un particulier, ou encore dans un véhicule automobile. Les électrodes E,, E2, E3 sont agencées de façon à fonctionner selon un mode distant, dans le dossier 18 du siège 16, sensiblement à la hauteur du coeur d'un homme de taille moyenne. Les électrodes sont situées soit à la surface même du dossier 18 du siège, et sont donc destinées à être en contact direct avec les vêtements ou la peau de l'utilisateur, soit au voisinage de la surface du dossier 18, en étant recouvertes par exemple par un tissu habillant le dossier 18. Les électrodes E,, E2, E3 sont semblables. Elles comprennent chacune une plaque métallique, sur laquelle un circuit imprimé est connecté, des moyens électroniques de pré-amplification et de filtrage étant implantés sur ce circuit imprimé. Les électrodes sont dites "actives", du fait qu'elles comportent une source d'alimentation permettant la pré- amplification et le filtrage séquentiel des signaux reçus par les électrodes. -8- La plaque métallique de chaque électrode E,, E2, E3 a la forme générale d'un carré de 4,5 cm de côté. On définit la position de chaque électrode par la position du centre de ce carré. On comprendra que les électrodes peuvent avoir d'autres formes et d'autres tailles que celles de l'exemple. Le circuit 12 d'amplification et de filtrage est agencé au voisinage des électrodes E,, E2, E3, de préférence dans le dossier 18, de façon que les câbles reliant les électrodes et le circuit 12 soient courts et que les signaux soient le moins possible exposés au bruit environnant. Ce circuit 12 comprend des premiers 20 et des deuxièmes 22 moyens de soustraction de signaux, par exemple un premier 20 et un second 22 amplificateurs différentiels. L'amplificateur 20 est connecté aux électrodes de façon à recevoir en entrée les signaux SE1 et SE2 fournis par les électrodes E, et E2, amplifier la différence de ces signaux et fournir en sortie un signal SA caractéristique de SE1 ù SE2, noté SA = SE, ù SE2. L'amplificateur 22 est connecté aux électrodes de façon à recevoir en entrée les signaux SE3 et SE2 fournis par les électrodes E3 et E2, amplifier la différence de ces signaux et fournir en sortie un signal SB = SE3 ù SE2. On notera que la pré-amplification assurée par les circuits imprimés des électrodes est d'un autre ordre par rapport à l'amplification assurée par le circuit 12. En effet, la pré-amplification est par exemple capable de multiplier l'amplitude d'un signal par 10. Le circuit 12 d'amplification assure quant à lui une amplification qui peut être beaucoup plus importante, pouvant par exemple amplifier un signal d'un facteur supérieur à 1000. Les sorties des amplificateurs 20, 22 sont reliées à des moyens de sommation 24, capables de faire la somme des signaux SA et SB et de fournir en sortie un signal Sc caractéristique de la somme SA + SB. On rappelle que cette somme est une opération consistant à cumuler algébriquement les signaux, afin de refléter l'effet cumulé des deux signaux. Selon un mode de réalisation particulier, le système 10 comporte également des moyens 25 de sélection des signaux SA, SB et Sc, afin de fournir en sortie celui de meilleure qualité. Le convertisseur analogique numérique 14 comprend un échantillonneur, fonctionnant à une fréquence donnée, en l'occurrence comprise entre 250 Hz et 1 kHz. Le convertisseur 14 est déporté sous le siège 16, mais pourrait également être agencé dans d'autres emplacements plus éloignés, par exemple sur une table ou sur un tableau de bord d'un véhicule, du fait qu'une fois que les signaux ont été amplifiés par le circuit 12, le bruit capté par le câblage n'est plus critique. Le convertisseur 14 peut par ailleurs être connecté à des moyens d'affichage, tels qu'un écran d'information du rythme cardiaque, ou encore des moyens d'avertissement, par exemple une alerte sonore capable -9- d'informer d'un changement de rythme cardiaque de l'utilisateur. Par ailleurs, le convertisseur 14 peut également être connecté à un ou plusieurs terminaux de communication, éventuellement par communication sans fil, par exemple pour assurer un service de surveillance du rythme cardiaque d'un utilisateur. La configuration des électrodes E,, E2, E3 va à présent être décrite, en se référant à la figure 2. L'axe X est un axe central du support des électrodes, en l'occurrence l'axe de symétrie du dossier 18. Lorsque l'utilisateur est en position assise classique dans le siège, on considère que sa colonne vertébrale est sensiblement sur l'axe X. Cette position de l'utilisateur correspond à une position théorique de l'utilisateur. Le coeur d'un être humain se situant généralement dans la partie gauche de son corps, on suppose que la position théorique du coeur de l'utilisateur assis dans la position théorique est située à une distance Hth par rapport à l'axe X. Sur la figure 2, on a représenté en pointillés le coeur 26 dans sa position théorique. Dans l'exemple, on considère que Hth = 3 cm. On détermine les distances L, et L2 des électrodes E, et E2 par rapport à l'axe X de façon que L, = L2 et que les signaux des potentiels électriques générés par le coeur lorsqu'il est dans sa position théorique Hth, reçus par les électrodes E, et E2, soient en opposition de phase l'un par rapport à l'autre. Ces distances peuvent être déterminées expérimentalement. Dans l'exemple, L, = L2 = 7,5 cm. On a représenté sur la figure 4 la valeur A, en millivolts (mV), en fonction du temps en secondes (s), des potentiels électriques générés par le coeur lorsqu'il est dans la position théorique Hth et reçus d'une part par l'électrode E,, sur la courbe 28, et d'autre part par l'électrode E2, sur la courbe 30. On notera que, par simplification, les courbes 28, 30 représentent uniquement le signal généré par les pulsations cardiaques, sans inclure le bruit commun du signal reçu par chaque électrode. Comme on peut le voir sur la figure 4, les courbes 28, 30 sont en opposition de phase, du fait que les potentiels générés par le coeur 26 sur les électrodes E, et E2 sont décalés dans le temps, c'est-à-dire que l'électrode E2 reçoit le signal plus tard, du fait qu'elle est située à une distance plus éloignée du coeur 26 que l'électrode E,. Ainsi, on détermine la position optimale des électrodes E, et E2 par rapport à l'axe X, c'est-à-dire les distances L, = L2, en faisant en sorte que le maximum de la courbe 28 corresponde au minimum de la courbe 30, si bien que la différence des deux courbes 28, 30, visible sur la courbe 32 de la figure 5 fournit un signal caractéristique de la pulsation cardiaque et de bonne qualité. En effet, chaque courbe 28, 30 étant en opposition de phase et contenant des pulsations cardiaques correspondant au rythme cardiaque de l'utilisateur, la différence entre ces courbes fournit un signal dont l'amplitude (distance entre un pic maximum et un pic minimum de la courbe -10- 32) est relativement élevée, si bien que le signal est de bonne qualité pour déterminer la périodicité des pulsations cardiaques. En conséquence, à la sortie de l'amplificateur différentiel 20, le signal SA résultant de la différence (amplifiée dans cet exemple) entre les signaux SE1 et SE2 reçus par les électrodes E, et E2 a une allure similaire à celui de la courbe 32, du fait que le bruit contenu dans chacun des signaux entrants SE1 et SE2, communs à chacun des signaux, a été supprimé au cours de la soustraction des signaux SE1 û SE2. Ce signal de sortie SA permet donc de déterminer, lorsque les courbes 28, 30 sont en opposition de phase (donc les signaux générés par le coeur décalés dans le temps de manière optimale) le rythme cardiaque de l'utilisateur de façon particulièrement fiable. En revanche, lorsque les courbes 28, 30 ne sont pas en opposition de phase, l'amplitude du signal de la courbe 32 de la figure 5 peut être relativement faible. En particulier, lorsque les courbes 28, 30 sont en phase, on peut obtenir un signal quasiment nul. La qualité du signal fourni en sortie de l'amplificateur différentiel 20 pour déterminer le rythme cardiaque de l'utilisateur se traduit par l'amplitude de la courbe 32 de la figure 5, à savoir que plus la distance entre les pics maxima et minima de la courbe 32 est grande, meilleure est la qualité du signal et meilleure est la fiabilité de la détermination du rythme cardiaque. En conséquence, lorsque les courbes 28, 30 sont proches d'être en phase, il devient alors beaucoup plus difficile voire impossible de déterminer le rythme cardiaque car le signal représentatif de ce rythme cardiaque, la courbe 32 de la figure 5, présente une amplitude trop faible voire nulle. En conséquence, la qualité du signal fourni en sortie de l'amplificateur différentiel 20 pour déterminer le rythme cardiaque de l'utilisateur, dépend du décalage temporel (déphasage) des courbes 28, 30. On a représenté sur la figure 3 la valeur des distances pic à pic de la courbe 32 de la figure 5, représentatives de l'amplitude du signal SA en sortie de l'amplificateur 20, en fonction de la distance H du coeur 34 de l'utilisateur par rapport à l'axe X. On observe donc que, comme expliqué au préalable, lorsque la distance H = Hth, les courbes 28, 30 étant en opposition de phase (elles sont très décalées l'une par rapport à l'autre), la courbe en sortie de l'amplificateur 20 a une forte amplitude, représentée par la référence 35 sur la figure 3, si bien que l'on peut facilement déterminer le rythme cardiaque. Au contraire, lorsque le coeur est à une distance voisine de H = 0, c'est-à-dire lorsque l'axe du coeur est confondu avec ou voisin de l'axe X, les courbes 28 et 30 sont en phase ou quasiment en phase et l'on constate que l'amplitude du signal fourni en sortie de l'amplificateur 20, représentée par la référence 36 sur la figure 3, est particulièrement faible, si bien qu'il n'est pas possible de déterminer le rythme cardiaque de façon fiable. -11- L'électrode E3 permet de résoudre le problème posé lorsque le coeur du patient se trouve dans une position telle que par exemple H = 0 ou est proche de 0. En effet, on positionne E3 de façon que, lorsque le coeur 34 du patient est dans une position telle que les courbes 28, 30 sont en phase, la courbe correspondant au signal reçu par l'électrode E3, ce signal étant généré par le rythme cardiaque de l'utilisateur, soit en opposition de phase avec le signal fourni par l'électrode E2, donc avec la courbe 30. Pour que les courbes fournies par E3 et E2 soient en opposition de phase, il faut que les signaux reçus par chaque électrode E3 et E2 soient retardés de la même façon que le signal reçu par les électrodes E, et E2 lorsque le coeur est dans sa position théorique Hth, donc que les électrodes E3 et E2 soient à la même différence de distance relativement au coeur que l'étaient les électrodes E, et E2 lorsque le coeur était dans sa position théorique Hth. La distance de l'électrode E, au coeur, lorsque le coeur est dans sa position théorique Hth, est L, - Hth, si l'électrode E, est située du côté gauche du corps de l'utilisateur. La distance de l'électrode E2 au coeur, lorsque le coeur est dans sa position théorique Hth, est L2 + Hth, si inversement à l'électrode E, l'électrode E2 est située du côté droit du corps de l'utilisateur. En conséquence, on souhaite obtenir la relation : (L2 + Hth) - (L1 - Hth) = L2- L3, soit : L3 = L2 û 2*Hth. Ainsi, en positionnant E3 de façon que L3 = L2 û 2Hth, on sait que, lorsque les courbes reçues par les électrodes E, et E2 sont en phase, les signaux reçus par les électrodes E3 et E2 sont en opposition de phase. En conséquence, le signal obtenu en sortie de l'amplificateur différentiel 22 sera similaire à celui de la courbe 32 de la figure 5, si bien que l'on pourra déterminer le rythme cardiaque de façon fiable à partir de ce signal. Selon l'exemple, on obtient L3 = 1,5 cm. Bien sûr, les mesures données en exemple pour les distances L,, L2 et L3 sont théoriques, et des résultats satisfaisants peuvent être obtenus même avec des mesures légèrement différentes, notamment avec des distances de � 1 cm par rapport aux distances citées. La figure 6 est un graphique similaire à celui de la figure 3. L'amplitude pic à pic des signaux en sortie de l'amplificateur différentiel 20 a été représentée sur la courbe 40A en fonction de la position du coeur de l'utilisateur H, la courbe 40A étant la même que celle représentée sur la figure 3. L'amplitude des signaux en sortie de l'amplificateur différentiel 22 est représentée sur la courbe 40B, et l'amplitude pic à pic des signaux en sortie des moyens de sommation 24 est représentée sur la courbe 40C. Les courbes 40A, 40B et 40C sont représentatives de l'amplitude des signaux SA, SB et Sc. -12- Ainsi, comme on peut le voir sur ces courbes, lorsque le coeur de l'utilisateur est positionné de façon que la courbe 40A présente un minimum, c'est-à-dire que les électrodes E, et E2 sont sensiblement à la même distance du coeur (les signaux générés par le rythme cardiaque ne sont donc pas décalés), si bien que le signal SA en sortie de l'amplificateur 20 a une amplitude faible, la courbe 40B présente un maximum 42, c'est-à-dire que les électrodes E3 et E2 sont positionnées de façon que les signaux reçus par chacune soient décalés dans le temps pour obtenir une opposition de phase, et l'amplitude du signal SB en sortie de l'amplificateur 22 est importante, si bien que l'on peut déterminer le rythme cardiaque de l'utilisateur de manière fiable. Ainsi, en faisant la somme des signaux SA et SB, les moyens de sommation 24 fournissent un signal Sc dont l'amplitude pic à pic, représentée sur la courbe 40C, a toujours une valeur relativement importante. Grâce à cette amplitude importante, on sait que l'on peut déterminer le rythme cardiaque de l'utilisateur de façon fiable. En effet, on voit sur la figure 6 que, quelle que soit la position H du coeur de l'utilisateur par rapport à l'axe X, l'amplitude pic à pic du signal de sortie est supérieure à 0,5 mV, permettant une détermination fiable du rythme cardiaque de l'utilisateur. Sur la figure 6, l'amplitude de la courbe 40C est toujours supérieure à l'amplitude de la courbe 40B ou 40A. En effet, on constate par expérience qu'en faisant la somme des signaux SA et SB, l'amplitude du signal de sortie Sc, bien qu'elle ne soit pas égale à la somme des amplitudes de chacun des signaux, reste néanmoins supérieure à l'amplitude de chacun de ces signaux. Néanmoins, il se pourrait que, pour une ou plusieurs positions de l'utilisateur, l'amplitude du signal Sc soit moins importante que celle de l'un des signaux SA ou SB, c'est-à-dire qu'il y ait des points de la courbe 40C situés en dessous de l'une des courbes 40B ou 40A. Dans ce cas, on peut prévoir des moyens de sélection basés sur la meilleure qualité parmi les qualités des trois signaux SA, SB et Sc, ces moyens recevant en entrée les trois signaux et les comparant pour déterminer celui dont l'amplitude est la plus importante et qui sera donc susceptible de fournir le rythme cardiaque le plus fiable. On notera que l'invention n'est pas limitée aux modes de réalisation précédemment décrits. En particulier, le système de mesure 10 pourrait être ménagé sur un lit, ou encore le siège 16 peut être prévu dans un véhicule automobile. Par ailleurs, la forme et le positionnement mutuel des électrodes E,, E2, E3 peuvent différer de l'exemple ci-dessus. En particulier, les trois électrodes sont alignées, mais elles pourraient être disposées autrement, le plus avantageux étant qu'elles soient positionnées les unes par rapport aux autres de manière qu'il ne soit pas possible de -13- définir un point équidistant des trois électrodes dans l'espace susceptible de contenir le coeur de l'utilisateur, de façon que le coeur de l'utilisateur, quelle que soit sa position, ne puisse jamais être équidistant des trois électrodes. Cet espace susceptible de contenir le coeur dépend du support sur lequel les électrodes sont agencées et des possibilités de mouvement de l'utilisateur. On comprendra qu'il sera plus grand sur un lit ou sur un siège que sur un vêtement. On peut également envisager de disposer une quatrième électrode, voire autant que nécessaire en fonction des positions que peut prendre l'utilisateur. On peut par la suite sélectionner le signal le plus ample en sortie de différents moyens de soustraction. En outre, le traitement des signaux fournis par les électrodes E,, E2, E3 peut comprendre d'autres étapes non décrites, ou des étapes différentes de celles qui sont décrites ci-dessus. On constate en particulier que les distances L, et L2 peuvent varier en fonction de la dimension des électrodes. Par ailleurs, les moyens de soustractions 20, 22 de l'exemple exercent, outre leur 15 fonction de soustraction des signaux, une fonction d'amplification de la différence, mais cette fonction d'amplification n'est pas nécessaire à la réalisation de l'invention. REVENDICATIONS 1. Système (10) de mesure du rythme cardiaque d'un utilisateur, caractérisé en ce qu'il comporte une première (E,), une deuxième (E2) et une troisième (E3) électrodes de mesure du rythme cardiaque. 2. Système selon la revendication 1, dans lequel les trois électrodes (E,, E2, E3) sont positionnées les unes par rapport aux autres de manière qu'il ne soit pas possible de définir un point équidistant des trois électrodes dans l'espace susceptible de contenir le coeur de l'utilisateur. 3. Système selon l'une quelconque des revendications précédentes, configuré pour fonctionner selon un mode distant de l'utilisateur, c'est-à-dire sans contact direct avec la peau de l'utilisateur. 4. Système selon l'une quelconque des revendications précédentes, configuré pour fonctionner lorsque le corps de l'utilisateur est mobile par rapport aux électrodes, les électrodes étant par exemple positionnées sur un siège ou un lit. 5. Système selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel la troisième électrode (E3) est positionnée par rapport aux première (E,) et deuxième (E2) électrodes de façon que, si la position effective du coeur de l'utilisateur par rapport aux électrodes (E,, E2, E3) est telle que les potentiels électriques générés par le coeur sont en phase lorsqu'ils sont reçus par les première (E,) et deuxième (E2) électrodes, le potentiel électrique reçu par la troisième électrode (E3) soit en opposition de phase avec celui reçu par la deuxième électrode (E2). 6. Système selon la revendication précédente, dans lequel une position théorique du coeur d'un utilisateur est définie par une distance (Hth) du coeur par rapport à un axe (X), et les trois électrodes (E,, E2, E3) sont positionnées de la façon suivante : - la première (E,) et la deuxième (E2) électrodes sont à une distance L, et L2 de part et d'autre l'axe (X), de façon que L, = L2, les longueurs L, et L2 étant déterminées de façon que les potentiels électriques, générés par le coeur lorsqu'il est dans sa position théorique Hth, soient en opposition de phase l'un par rapport à l'autre lorsqu'ils sont reçus par les électrodes (E, et E2), et - la troisième électrode (E3) est positionnée à une distance L3 de l'axe (X), cette distance L3 étant telle que : L3=L2û2Hth�1 cm 7. Système selon la revendication précédente, dans lequel, pour des électrodes telles que des électrodes carrées d'environ 4,5 cm de côté, la valeur L, est telle que-15- 6,5 cm 8,5 cm, de préférence 7 cm 8 cm, et avantageusement L1 = 7,5 cm ; et L3 est tel que 0,5 cm L3 2,5 cm, de préférence 1 cm L3 2 cm, avantageusement L3 = 1,5 cm. 8. Système selon l'une quelconque des revendications précédentes, comportant : - des premiers moyens de soustraction de signaux, par exemple un premier amplificateur différentiel (20), recevant en entrée les signaux SE1 et SE2 reçus par les première (E1) et deuxième (E2) électrodes, et fournissant un signal SA caractéristique de SE1 - SE2 ; - des deuxièmes moyens de soustraction de signaux, par exemple un deuxième 10 amplificateur différentiel (22), 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; - des moyens (24) d'addition des signaux SA et SB fournis par les premiers et seconds moyens de soustraction (20, 22), la somme obtenue composant un signal Sc 15 utilisé pour calculer le rythme cardiaque de l'utilisateur. 9. Système selon la revendication précédente, comportant en outre des moyens (25) de sélection du signal ayant la meilleure qualité parmi les signaux SA, SB et Sc, le signal sélectionné étant utilisé pour déterminer le rythme cardiaque de l'utilisateur. 20