Brevet FR2946427A1 — publié le 20101210

Capteur de pression comprenant une cellule capacitive et dispositif de support en comportant La présente invention concerne un capteur de détection et mesure de pression d'appui adapté pour la mesure de pressions exercées par un objet sur un dispositif de support, notamment le corps d'un individu alité ou assis sur un dispositif support tel qu'un matelas ou coussin, ledit capteur étant intercalé entre ledit objet et ledit dispositif support. Plus particulièrement, ce type de capteur de pression est adapté pour être disposé dessous un matelas, ledit matelas étant intercalé entre un patient et le capteur, ledit matelas étant du type à cellules gonflées d'air. La pression mesurée par ledit capteur est variable en fonction du poids du patient et de sa surface de contact avec le matelas. La pression d'appui ainsi déterminée, notamment au niveau de la zone du sacrum, permet de façon connue, notamment par étalonnage, de réguler la pression optimale de gonflage de l'air à l'intérieur des cellules dudit matelas, c'est-à-dire d'adapter la pression d'air à l'intérieur des cellules pour obtenir une portance optimale du patient par le matelas afin de minimiser la pression d'interface exercée par le matelas sur la peau du patient et ainsi réduire les risques d'apparition d'escarres. Une application privilégiée du capteur de la présente invention concerne toutefois la détection et la mesure de pressions appliquées par le corps de patients alités ou assis sur des dispositifs de support médicalisés comme des matelas thérapeutiques, et notamment les dispositifs de support de type matelas ou coussins à cellules gonflables remplies d'air, afin de réguler la pression de gonflage des cellules du dispositif de support pour lutter contre les pathologies cutanées liées à une immobilisation prolongée sur un lit ou un fauteuil. On sait en effet dans la pratique médicale que les pressions d'interface entre le corps des patients et leur dispositif de support constituent le facteur principal de développement de complications cutanées, notamment d'escarres de décubitus, dus à l'immobilité prolongée des patients sur leur lit ou leur fauteuil. Une des techniques éprouvées pour lutter contre la formation et le développement d'escarres chez les patients consiste à supporter les patients sur des lits comportant des matelas à cellules gonflables remplies d'air dont la pression de l'air est régulée en fonction de la morphologie et de la masse du patient dans le but de réduire au minimum les pressions d'interface entre son corps et la surface du matelas. On sait à partir des données de pression d'appui exercée par le patient sur un matelas donné au niveau d'une zone particulière telle que la zone du sacrum, en déduire le profil d'enfoncement du patient optimal sur toute la surface du matelas et ainsi adapter la valeur de la pression interne d'air dans matelas pour obtenir un support du patient optimal sur le matelas. La mesure des pressions d'interface ou pression d'appui est notamment réalisée par l'intermédiaire de capteurs de technologies diverses disposés généralement sous les cellules gonflables des matelas sur lesquels sont allongés les patients. Selon d'autres modes d'application d'un capteur de pression selon l'invention, celui-ci peut être mis en oeuvre dans un siège d'automobile ou d'avion ou encore en combinaison avec un tapis, destiné à transporter des objets. Ces capteurs permettent selon leur technologie de déterminer soit la ligne de flottaison, c'est-à-dire la distance d'enfoncement du corps des patients sur les cellules gonflables de leur dispositif de support, soit les pressions appliquées par le corps des patients sur les cellules gonflables de leur dispositif de support. En fonction du signal de réponse du capteur la profondeur d'enfoncement ou la pression appliquée par le corps sur le dispositif de support est déterminée par un dispositif électronique de commande et de régulation et comparée à des valeurs de consigne prédéterminée en fonction de la morphologie du patient et le matelas concerné. Lorsque la profondeur ou la pression calculée à partir du signal de réponse du capteur se situe hors de la plage de valeurs de consigne le dispositif électronique de commande et de régulation actionne des moyens de gonflage ou des moyens de vidange pour ajuster la pression de gonflage des cellules gonflables du dispositif de support pour assurer un support et un confort adaptés à la morphologie et la position du patient. Comme indiqué précédemment il existe à ce jour différents capteurs qui ont été spécifiquement développés pour réguler la pression de gonflage de dispositifs de support à cellules gonflables comme les matelas thérapeutiques. On peut citer en particulier les documents FR-A-2757378 et WO-A-9939613 au nom de la demanderesse, qui décrivent respectivement deux capteurs de technologies distinctes. Le document FR-A-2757378 décrit un dispositif de support à cellules gonflables comportant un dispositif de commande comprenant un capteur inductif disposé sous les cellules gonflables du matelas au niveau de la zone sacrée du patient. Le capteur inductif permet de mesurer une distance d'enfoncement du corps d'un patient allongé sur le dispositif de support comportant le capteur et de commander des moyens de gonflage des cellules pour réaliser une régulation de la pression de gonflage des cellules en fonction de la distance d'enfoncement mesurée par le capteur. Un premier inconvénient d'un tel capteur inductif résulte de son coût de fabrication élevé qui impacte fortement le coût du dispositif de support lui-même. Par ailleurs, un tel capteur inductif présente une épaisseur d'au moins 5cm ce qui implique une épaisseur importante du dispositif de support l'intégrant, épaisseur rendant plus difficile la réalisation d'une couverture sûre par les barrières de sécurité installées sur le châssis du dispositif de support pour prévenir les chutes. Enfin, il convient d'assurer la satisfaction d'un tel capteur inductif aux exigences normatives en matière de compatibilité électromagnétique (CEM) car c'est un capteur à champs électromagnétique. Le document WO-A-9939613 présente lui aussi un dispositif de support à cellules gonflables pour supporter le corps d'un patient. Ce dispositif de support comporte un capteur de pression comprenant lui-même une chambre gonflable gonflée à une pression prédéterminée. Le capteur est logé sous les cellules gonflables de la zone sacrée de support du patient. Ainsi la pression interne de la chambre gonflable du capteur varie suivant les variations de pression dans les cellules gonflables du dispositif de support en fonction de la morphologie, de la masse et des mouvements du patient reposant sur le dispositif de support. Des moyens électroniques comparent ensuite les pressions respectives dans la chambre gonflable du capteur et dans les cellules gonflables du dispositif de support et commandent en conséquence des moyens de gonflage pour réguler et ajuster la pression de gonflage à l'intérieur des cellules lorsque la comparaison des pressions se situe hors d'une plage de valeurs de consigne prédéterminée. Afin d'assurer sa fonction de capteur, le capteur est rempli d'un fluide faiblement compressible, par exemple de l'huile de silicone. Un inconvénient d'un tel capteur hydraulique réside, comme pour les capteurs inductifs, dans son coût de fabrication élevé qui impacte fortement le coût du dispositif de support lui-même. Par ailleurs, un tel capteur hydraulique présente également une épaisseur d'au moins 3 cm ce qui implique une épaisseur importante du dispositif de support l'intégrant, épaisseur rendant plus difficile la réalisation d'une couverture sûre par les barrières de sécurité installées sur le châssis du dispositif de support pour prévenir les chutes. Enfin, un tel capteur à chambre gonflable est lourd car il contient environ 4 kg d'huile silicone, ce qui rend ses manipulations délicates. Les différents capteurs et systèmes associés de régulation de la pression de gonflage des cellules de matelas et autres dispositifs de support à usage thérapeutique ont pour principal problème leur coût de fabrication et de mise en oeuvre qui limite leur utilisation aux dispositifs de support employés et exploités dans les hôpitaux, en particulier au sein de services spécialisés pour la prise en charge et le traitement de patients à mobilité très réduite et/ou à fort risques de développement d'escarres. Il existe donc un problème technique consistant à concevoir et réaliser un capteur de pression apte à être utilisé dans des dispositifs de support à cellules gonflables, et en particulier des dispositifs de type matelas ou coussin thérapeutique, pour permettre une régulation de pression à l'intérieur des cellules, capteur qui soit moins lourd et moins volumineux et présente un coût de revient inférieur aux capteurs et systèmes existants tout en procurant des performances similaires, voire améliorées. Un tel capteur est notamment nécessaire pour permettre une réduction du coût de ces dispositifs de support et ainsi leur achat et utilisation par des utilisateurs dans le cadre d'une médicalisation à domicile. Dans EP- 2 031 362, on décrit un capteur à cellules résistives de détection de forces de type FSR (� Force Sensing Resistor �) basées sur la mesure d'une impédance variant en fonction de la force de compression en kg/cm', qui s'exerce sur la cellule. Dans EP-2 031 362, on a déterminé un certain nombre de caractéristiques de cellules résistives de détection de forces, permettant de délivrer un signal électrique et d'une réponse sensiblement linéaire dans une fourchette de pressions d'appui correspondant au poids d'un patient d'au moins 50 à 140 kg. Toutefois, ce type de capteurs FSR est sensible au fluage de son élément sensible, à savoir une encre conductrice à base d'argent, imposant un relâchement périodique de la charge pour éviter une dérive dans le temps de sa réponse, voire une saturation de celle-ci. De plus, la surface de mesure du capteur FSR tel que décrit dans ce brevet, lequel est en constitué d'une pluralité de cellules connectées en parallèle, est relativement réduite. En fait, un capteur FSR tel que décrit dans EP 2 031 362 est particulièrement adapté pour une régulation de la 6 pression interne de gonflage en air de cellules d'un matelas selon un procédé dit de � gonflage alterné � dans lequel on gonfle et dégonfle successivement chacune des cellules de manière à ce qu'une cellule sur deux seulement soit gonflée, tandis que les cellules adjacentes de chaque cellule gonflée sont dégonflées et inversement successivement. Ainsi, le capteur FSR en contact avec les cellules gonflées n'est sollicité par ladite pression d'appui du corps du patient que pendant un temps limité à la durée de la période de gonflage. Ledit capteur FSR est économique et donne donc de bons résultats pour l'application pour laquelle il est destiné, à savoir la régulation de pression pour un matelas à air sans trop grande précision et convenant pour un matelas qui ne requiert pas de grandes performances. Le but de la présente invention est de fournir un nouveau type de capteur de pression de plus grand précision et qui ne connaisse pas de phénomène de dérive ou saturation de sa réponse dans le temps si une charge lui est appliquée de façon continue d'une part, et d'autre part, qui permette de discriminer des poids de patients légers, notamment des poids inférieurs à 40 kg, voire inférieur à 30 kg. On connaît les capteurs capacitifs fondés sur la variation de la capacité d'un condensateur, en fonction de la distance entre ses plaques conductrices. En électricité, un condensateur est constitué de deux plaques conductrices séparées par un isolant appelé diélectrique. Un condensateur plan présente une capacité (C) exprimée en Picofarad (pF) donnée par la formule C=Eo XER xS/d S étant la surface d'une plaque conductrice, - d étant la distance entre les plaques conductrices ou épaisseur du diélectrique, Eo étant la constante de permittivité du vide (8,85 pF/m), - ER étant la constante diélectrique du matériau diélectrique. Si on fait varier l'épaisseur d du diélectrique, on fait varier la valeur de la capacité de façon logarithmique : C=f Les systèmes existants utilisant des capteurs capacitifs sont de deux types : - des capteurs de présence fonctionnent en tout ou rien avec changement d'état logique 0 ou 1 par mesure de la variation de capacité et éventuellement de détection d'un seuil de capacité. Dans ce type d'application, le capteur ne requiert pas de fournir un signal analogique avec une réponse sensible et adaptée comprenant au moins une zone de linéarité du signal en fonction par exemple de la charge exercée sur le capteur. On recherche essentiellement une réponse logique OUI/NON dépendant du contact ou de l'absence de contact sur le capteur, - des capteurs capacitifs de mesure utilisés en laboratoires mesurent le temps de charge du condensateur (t=RxC) où R est la résistance placée en série avec le condensateur. Dans ce type d'application, on alimente le circuit en tension continue et on mesure le temps nécessaire pour que la tension du condensateur atteigne un niveau connu. Ce type de capteur capacitif est très coûteux et relativement fragile et nécessite en outre un réétalonnage fréquent de par sa dérive dans le temps. La présente invention fournit un capteur capacitif de pression adapté techniquement et économiquement à une mise en oeuvre pour réguler le gonflage des cellules d'un matelas à cellules gonflables remplies d'air sur lequel repose un individu, en fonction de la charge détectée par le capteur et notamment par un seul capteur localisé au niveau d'une seule zone du matelas le cas échéant, notamment la zone du sacrum. D'autre part, la présente invention fournit un capteur adapté pour fournir des réponses exploitables tout en étant disposé sous le matelas pour éviter entre autres le contact du capteur avec le patient, ce qui pourrait être cause d'escarres. \d, Plus particulièrement, la présente invention fournit un capteur qui donne une réponse la plus adaptée en termes de sensibilité du signal électrique, présentant une zone de proportionnalité du signal en fonction de la charge exercée sur le capteur, au moins pour des charges correspondant à des poids d'un individu de 40 à 120 kg, voire de 20 à 240 kg. Plus précisément, la présente invention fournit un Capteur de détection et de mesure d'une pression d'appui P appliquée sur un dispositif support, caractérisé en ce qu'il comporte au moins une cellule capacitive consistant en un condensateur plan comprenant au moins une couche d'un matériau compressible isolant diélectrique intercalée entre deux couches de matériau conducteur. Un capteur selon la présente invention présente l'avantage d'être relativement peu coûteux et peu volumineux, notamment en termes d'épaisseur tout en présentant des propriétés de sensibilité élevée et stabilisation rapide du signal électrique mesuré, le rendant apte à fournir des données fiables dans le cadre d'une boucle de régulation électronique de la pression d'air d'un matelas à cellules remplies d'air coopérant avec ledit capteur et le matelas sur lequel repose un individu, en fonction de la pression d'appui exercée par ledit individu sur ledit capteur. La compressibilité du matériau isolant diélectrique permet de faire varier son épaisseur d en fonction de la pression d'appui qui est appliquée dessus la couche diélectrique et donc de faire varier la capacité du condensateur en fonction de la charge appliquée sur le capteur. Ce condensateur se présente sous la forme d'un empilement de couches et feuilles planes formant un condensateur souple, apte à être déformé, mais destiné de préférence à être appliqué sur une surface de référence ou surface de support sensiblement plane et rigide, de manière à ce que la compression du diélectrique soit due essentiellement à la force générée par le patient. Autrement, la force appliquée ferait enfoncer le capteur dans la surface de référence et celle-ci absorberait une partie de la force appliquée. Ainsi, dans une utilisation pour contrôler la pression de gonflage d'un matelas à cellules d'air, le capteur est-il avantageusement placé dessous le matelas, entre le matelas et un sommier relativement rigide ou une couche de mousse semi-rigide. Un capteur selon l'invention sera principalement utilisé pour déterminer le poids d'un individu reposant sur un dispositif de support tel qu'un matelas comme il sera explicité ci-après. Toutefois, un capteur selon l'invention peut aussi être utilisé pour déterminer la position du patient sur le matelas, à savoir assis ou allongé et le cas échéant, allongé sur le dos ou sur le côté. En effet, la force appliquée sur le capteur ne change pas, mais la surface d'appui change et donc la pression d'appui change en fonction de la position du patient induisant un changement de l'enfoncement de la couche de matériau isolant compressible et donc une variation de la capacité du condensateur. De façon connue, une grandeur physique telle que la capacité électrique n'est pas utilisable telle quelle et doit être convertie en un signal électrique. Dans la mesure où un condensateur est principalement utilisé en courant alternatif, la couche diélectrique étant un isolant, le courant continu ne peut pas la traverser. Avantageusement, le capteur capacitif est intégré dans un oscillateur dont la fréquence varie si la capacité du capteur varie. On entend ici par � intégré dans un oscillateur � que ledit condensateur plan selon l'invention constitue le condensateur dudit oscillateur. Plus précisément, ladite cellule capacitive est intégrée à un oscillateur apte à fournir un signal électrique périodique, de préférence un oscillateur multivibrateur astable à signal carré, la fréquence dudit signal périodique variant en fonction de ladite pression d'appui P, de préférence dans une fourchette de 15 à 30 kHz, de préférence encore avec une variation d'au moins 45 Hz/kg, de préférence encore au moins 50 Hz/kg pour un poids de 0 à 80 kg appliqué sur la surface dudit condensateur plan (la). La limite basse de 15 kHz permet que le signal soit parfaitement inaudible, c'est-à-dire au-dessus des fréquences audibles qui pourraient générer un sifflement désagréable et la limite haute de 30 k Hz est en accord avec les règles de compatibilité électromagnétiques (CEM) et permet d'éviter les perturbations électromagnétiques dans le fonctionnement des autres dispositifs électroniques placés à proximité. Le capteur capacitif dans l'application présente des caractéristiques qui lui permettent de délivrer un signal présentant les propriétés suivantes une sensibilité, permettant de discriminer une variation de charge au kg près dans le domaine de 0 à 80 kg appliquée sur une surface de capteur représentant environ un tiers de la surface du corps, - une linéarité du signal jusqu'à environ 40 kg (soit un patient de 120 kg), sans saturation du signal à des charges supérieures à 40 kg, c'est-à-dire en donnant encore une variation de capacité à cette valeur en fonction de la charge, et - une stabilisation rapide du signal, la stabilisation de la réponse du capteur devant être obtenue après pas plus de 30 secondes, et la variation du signal du capteur devant en outre être essentiellement due à la variation de la grandeur physique mesurée seulement. Ces différentes propriétés permettent de mettre en oeuvre un unique capteur de pression placé notamment au niveau de la zone du sacrum et correspondant environ à un tiers de la surface du corps pour réguler la pression de gonflage de l'air à l'intérieur des cellules du matelas sur lequel repose le patient. Différents types d'oscillateurs sont bien connus de l'homme de l'art. Un oscillateur de type multivibrateur astable fournissant un signal carré est le montage de base le plus simple n'utilisant que quelques composants courants et peu coûteux. De plus, une stabilité rapide de la fréquence peut être obtenue, ces variations de la fréquence ne dépendant essentiellement uniquement que de la variation de la capacité du capteur. Le signal carré délivré par l'oscillateur présente en outre l'avantage d'être exploitable directement par des circuits électroniques de traitement logique des signaux. Toutefois, avantageusement, ledit oscillateur est couplé à un convertisseur convertissant le signal de fréquence Hz de sortie de l'oscillateur en tension (volts). On peut toutefois utiliser le signal modulé en fréquence en sortie de l'oscillateur et se passer de la conversion fréquence/tension, dans le cas où le signal est traité par un système à microcontrôleur ou microprocesseur. Avantageusement encore, ladite couche de matériau diélectrique compressible présente une épaisseur de 0,3 à 1 mm, de préférence de 0,5 mm � 20%. La variation de capacité étant de la forme â, une épaisseur d trop importante (supérieure à 1 mm) générerait un condensateur de très faible capacité qui pourrait être perturbée par des condensateurs de l'environnement, telle que la capacité électrique du patient lui-même. Inversement, une épaisseur trop faible du diélectrique aboutirait à des saturations du capteur par écrasement de la couche isolante diélectrique et dans ce cas, la réponse deviendrait constante au-dessus d'une certaine charge appliquée. Un bon compromis est obtenu lorsque la couche de matériau isolant diélectrique est constituée d'une feuille de matériau élastomère solide, de préférence un élastomère synthétique tel que du silicone, de dureté Shore de 45 à 55 Sh, de préférence 50 Sh � 5%. Une dureté Shore en dehors de cette fourchette ne conduira pas à des propriétés de sensibilité et de stabilité voulues. Si le matériau est trop mou, il aura tendance à s'écraser et le capteur ne sera plus capable de réagir de manière discriminante à partir d'une certaine charge. En revanche, si le matériau est trop dur, on n'aura aucune réponse avec des faibles charges. Les caractéristiques d'épaisseur de matériau et de dureté données ci-dessus confèrent une sensibilité et une stabilisation optimales du signal électrique dans le domaine des charges de 0 à 80 kg appliquées sur le capteur correspondant à des poids d'individus reposant sur le matelas de 0 à 240 kg. Plus précisément, lesdites couches conductrices sont constituées de feuilles de tissu comprenant au moins en partie des fils métalliques en métal inoxydable, ou de feuilles de matériaux non tissés constituées de fibres enchevêtrées, comprenant au moins une partie des fibres qui sont des fibres métalliques. Ces modes de réalisation des feuilles conductrices permettent de fournir des feuilles de matériau souple capables d'accepter les mouvements sur une surface rigide sur laquelle il repose. Toutefois, le capteur doit dans son état final rester souple et pliable, sans effet de mémoire, c'est-à-dire en retrouvant sa géométrie initiale lorsque sa déformation cesse, ce qui ûautrement- influerait sur sa capacité électrique. Pour ce faire, des matériaux tissés à fils métalliques ou matériaux non tissés à fibres métalliques en mélange avec des fils ou respectivement des fibres de matières plastiques sont connus de l'homme de l'art ; ils sont utilisés notamment en tant que blindage électromagnétique. L'épaisseur des feuilles conductrices n'intervient pas dans la valeur de la capacité électrique. Mais, plus l'épaisseur sera faible, plus on gagnera en souplesse, en poids et aussi en prix du capteur selon l'invention. En pratique, l'épaisseur globale de ladite cellule capacitive comprenant ladite couche diélectrique isolante entre les deux feuilles conductrices tissées ou non tissées peut être inférieure à 5 mm. Un tissu à fils métalliques ou un matériau non tissé à fibres métalliques peut accepter des déformations mécaniques et revenir à sa géométrie initiale au repos contrairement à une feuille métallique en matériau plein qui ne peut accepter que de faibles déformations. Les métaux étant très faiblement élastiques, une contrainte mécanique trop importante, au-delà de leur limite élastique induit une déformation permanente. En revanche, du fait que dans un tissu métallique ou un matériau non tissé à fibres métalliques, les fibres ne sont pas liées ensemble, il est possible d'absorber les déformations mécaniques du matériau sans en modifier la structure de façon permanente. De préférence, ladite feuille conductrice est constituée de matériau tissé à base de fils de métal inoxydable tel que nickel et de fils de matière plastique, de préférence de polyester ou polypropylène. Des feuilles conductrices de ce type présentent une résistivité inférieure à 1 Ohm/m2. De préférence encore, les 3 couches sont appliquées directement les unes contre les autres sans couches de liaison interposées, les trois couches étant solidarisées entre elles par des points d'attache, de préférence des points de soudure, aptes à les maintenir en position superposée les unes par rapport aux autres. L'interposition d'une couche liaison, notamment d'une couche de colle aurait des effets négatifs sur la rigidité de l'ensemble d'une part, et sur la mesure de la capacité d'autre part. Plus particulièrement, un capteur de pression apte à servir à la régulation de la pression d'air de gonflage à l'intérieur d'un matelas constitué de cellules remplies d'air, comprend un condensateur constitué d'une dite couche isolante diélectrique et de dites couches conductrices de même forme rectangulaire, de préférence de longueur de 600 à 900 mm, de largeur de 400 à 600 mm, l'épaisseur globale des trois couches superposées dudit condensateur plan étant inférieure à 10 mm, de préférence inférieure à 5 mm. Ce type de capteur de pression est apte à être utilisé à titre de capteur unique disposé au regard de la zone du sacrum de l'individu reposant sur le matelas, ledit matelas étant intercalé entre le capteur et ledit individu. La finesse du condensateur plan selon l'invention est particulièrement avantageuse, car il est possible de l'intégrer sous un matelas sans nécessiter de prévoir une réservation dans ledit matelas, la souplesse du matelas constitué de couches de cellules remplies d'air étant suffisante pour absorber cette faible surépaisseur induite par ledit condensateur plan. La présente invention fournit également un dispositif de support apte à supporter le corps d'un individu, comportant au moins une couche supérieure constituée d'une pluralité de cellules gonflables remplies d'air et communiquant avec des moyens de gonflage, comportant un capteur selon l'invention, dont ledit condensateur est disposé sous ladite couche supérieure et relié à un dispositif de commande électronique et de régulation apte à commander des moyens de gonflage ou vidange pour remplir ou respectivement vider lesdites cellules d'air de ladite couche supérieure de manière à ce que la pression interne de gonflage de l'air à l'intérieur des cellules soit égale à une pression optimale de consigne prédéterminée en fonction de la pression d'appui du corps d'un individu reposant sur ladite couche supérieure, mesurée par ledit capteur. Plus particulièrement, ledit condensateur plan est appliqué par-dessus une couche support plus rigide que ladite couche supérieure, ladite couche support étant constituée d'une couche de mousse à cellules fermées de densité supérieure à 50 kg/m3, de préférence encore une couche de mousse de polyéther. Selon d'autres caractéristiques préférées d'un dispositif support selon l'invention : - une couche supérieure constituée d'une pluralité de cellules remplies d'air comporte une zone centrale correspondant à la zone du sacrum du corps d'un individu reposant sur ladite couche supérieure alité, dont lesdites cellules sont individualisées et plus étroites que les cellules adjacentes des zones de tête et zone de pieds de part et d'autre de ladite zone centrale ; - ladite couche supérieure est supportée par une couche inférieure remplie d'air constituée d'une seule cellule parallélépipédique, ledit condensateur plan étant disposé dessous ladite couche inférieure constituée d'une seule cellule parallélépipédique ; - la pression de l'air à l'intérieur de ladite couche inférieure est régulée par ledit dispositif de contrôle et de régulation à la même pression de régulation que ladite couche supérieure et ladite couche inférieure comporte une vanne de sécurité apte à être verrouillé automatiquement par ledit dispositif de commande et de régulation pour maintenir ladite couche inférieure étanche lorsqu'une fuite est détectée dans ladite couche supérieure ; ledit condensateur plan repose sur une dite couche support rigide d'épaisseur inférieure ou égale à 10 mm, de préférence 5 mm et ledit condensateur plan s'étend sensiblement sur toute la largeur du dispositif support et au regard d'une zone centrale du dispositif support correspondant à la zone du sacrum d'un individu reposant allongé sur ladite couche supérieure, et sur une longueur dans la direction longitudinale dudit dispositif support XX' de 400 à 600 mm. D'autres caractéristiques et avantages ressortiront de la description détaillée qui va suivre de différentes variantes de réalisation du capteur 1 dispositif de support 10 de la présente invention, description réalisée en référence aux figures annexées parmi lesquelles: - La figure 1 représente un condensateur plan d'un capteur selon l'invention. La figure 2 représente le dispositif de traitement électronique convertissant la capacité du condensateur en une grandeur électrique. La figure 3 représente une version d'un capteur selon l'invention comportant deux condensateurs en parallèle. La figure 4 représente une courbe illustrative de variation de la tension U (mV) délivrée par le dispositif de traitement électronique lb du capteur, en fonction de la charge de 0 à 80 kg appliquée sur un capteur de dimensions 800 x 400 mm, montrant une sensibilité de 50 mV/kg. - Les figures 4A et 4B sont deux courbes montrant la durée de stabilisation du signal de fréquence (kHz) en heures (figure 4A) et en minutes (figure 4B) pour un condensateur comportant une couche de matériau diélectrique de 0,6 mm en caoutchouc de dureté de 40 Sh (figure 4A) et en silicone de dureté de 50 Sh (figure 4B). - La figure 5A représente un dispositif de support de type matelas comprenant une couche supérieure 11 constituée de cellules remplies d'air, reposant sur une couche inférieure de mousse plus rigide 15, un condensateur plan la d'un capteur selon l'invention étant intercalé entre les deux couches supérieure et inférieure ledit condensateur la étant relié 17 à un dispositif de commande et de régulation 16 disposé à l'extrémité du matelas. - La figure 5B décrit une cellule capacitive d'un capteur selon l'invention disposé sous un matelas comprenant une couche supérieure constituée d'une pluralités de cellules remplies d'air en forme de boudins disposés transversalement dans la direction longitudinale du matelas, ladite couche supérieure reposant sur une couche inférieure constituée d'une unique cellule de forme parallélépipédique. La figure 6 représente un schéma de la boucle de régulation de la pression de l'air en fonction des données recueillies à l'aide d'un capteur capacitif selon l'invention et d'un capteur de pression 18 mesurant la pression de l'air à l'intérieur des cellules. - La figure 7 représente différentes courbes comprenant : • Des courbes de pression d'air optimale (en traits continus) mesurée en hauteur de colonnes d'eau en pouce- (1H20 : � H2O = 250 Pa = 2,5 mbar), p étant de 0 à 26 � H20 pour un poids d'individu de 0 à 140 kg, lesdites pressions optimales p correspondant à une portance optimale du patient déterminée expérimentalement, et • des courbes de fréquence F (courbe en pointillés) (kHz) de 15 à 17,5 kHz mesurées par un oscillateur de capteur selon l'invention, en fonction du poids d'un individu, les différentes courbes A, B, C, et D correspondant à : o Courbe A : inclinaison de 0° du dossier du châssis sur lequel repose le matelas, o Courbes B : inclinaison de 30° du dossier du châssis sur lequel repose le matelas, 25 o Courbe C : inclinaison de 45° du dossier du châssis sur lequel repose le matelas, o Courbe D : inclinaison de 60° du dossier du châssis sur lequel repose le matelas. Sur la figure 1 on a représenté un condensateur plan la de 30 capteur capacitif selon l'invention destiné à servir pour la régulation de la pression de l'air à l'intérieur d'un matelas 11 à cellules 12 gonflées 20 d'air, par exemple tel que représenté sur les figures 5A et 5B en mesurant la pression d'appui exercée par le corps du patient sur le capteur et en pilotant les moyens de gonflage et moyens de vidange des cellules 12 pour que la pression d'interface exercée par le matelas sur le corps de l'individu soit réduite et la portance de l'individu optimale. De façon connue, un capteur de pression 1 unique placé sous le patient au niveau de sa zone du sacrum permet de déterminer la pression de gonflage optimale de l'air dans les cellules du matelas comme rappelé ci-après. La pression d'interface exercée par le matelas sur le corps dépend directement de la pression de l'air des cellules à air. Pour obtenir une portance optimale, c'est-à-dire des pressions d'interface les plus faibles possibles, on doit augmenter la surface de contact du patient avec son support, donc, envelopper le patient au maximum par le support ; le meilleur support étant une immersion dans un liquide ou pseudo liquide. Toutefois, il ne faut pas créer un enfoncement trop important car les patients traités n'ont pas forcément un bon tonus musculaire et ont tendance à se laisser �couler � dans le matelas ce qui peut générer des contraintes indésirable notamment au niveau de la cage thoracique. Des pressions d'air optimales sont ainsi déterminées expérimentalement en faisant varier la pression des cellules à air de façon manuelle afin d'obtenir la portance optimale en fonction du poids d'un individu, celui-ci pouvant être corrélé à la pression d'appui mesurée par un capteur au niveau d'une zone du corps comme illustré sur les courbes de la figure 7 explicitée ci-après. La répartition du poids entre les différentes parties du corps étant sensiblement la même pour tous les individus, il est possible en effet avec un capteur de pression au niveau d'une zone du corps, de préférence au niveau du sacrum, de commander un gonflage optimale du matelas au regard des différentes parties du corps à partir de la pression d'appui liée au poids de l'individu. Pour un type de matelas, les mesures expérimentales réalisées avec des patients de différents poids, notamment de 45 kg à 125 kg permettent d'établir des abaques de pressions optimales des cellules à air en fonction du poids du patient, en ajustant la pression des cellules à air afin d'obtenir une portance optimale (pressions d'interface minimales et zones de contact les plus larges possibles). Plusieurs abaques sont réalisés en faisant varier, l'élévation du dossier relève buste dans le cas où le sommier sur lequel repose le matelas est un sommier à châssis articulé. En effet, selon l'inclinaison, le poids des différentes parties du corps du patient se transfère plus ou moins vers le bas au niveau du sacrum. Les différentes courbes A à D de la figure 7 illustrent des courbes obtenues pour différentes inclinaisons du dossier sur lequel repose un matelas du type de celui de la figure 5B et avec un capteur capacitif comprenant un condensateur selon la figure 1. On peut utiliser un matelas à cellule à air à une seule zone de pression de régulation, c'est-à-dire que toutes les cellules du matelas sont régulées à la même pression. Toutefois, il est avantageux d'avoir un matelas à plusieurs zones, chaque zone ayant une pression différente et indépendante, chaque partie du corps n'ayant pas la même densité, ni la même surface de contact comme indiqué plus haut. A partir des mesures réalisées par le capteur, on peut réguler de façon automatique la pression des cellules à air en fonction de la consigne déterminée par les abaques ci-dessus mentionnés. Un dispositif électronique de commande 16 calcule la bonne consigne à donner à la régulation de pression d'air dans les cellules du matelas en fonction des informations données par le capteur placé sous le patient. On choisit de placer le condensateur plan du capteur sous le matelas à air en regard du sacrum du patient car c'est la partie la plus saillante du corps en position allongée sur le dos et c'est aussi la zone sur laquelle on repose en position assise et qui fournit la force d'appui maximale. On préfère aussi placer le condensateur plan du capteur au niveau de la zone du sacrum, car le châssis articulé est en général fixe au niveau de cette zone. Le capteur 1 selon l'invention comprend un condensateur plan la constitué de l'empilement de 3 couches planes de même dimension rectangulaire comprenant une couche de matériau isolant diélectrique 2 intercalée entre deux couches conductrices 3-1,3-2 constituée de feuilles de matériau conducteur. La couche isolante médiane 2 est compressible de manière à présenter une épaisseur variable en fonction de la pression d'appui appliquée contre sa surface. Les dimensions des 3 couches sont de 800 mm de long pour couvrir au maximum la largeur du lit d'hôpital, la largeur de 400 mm correspond à la dimension de la zone du sacrum dans la direction longitudinale du matelas et représente une surface supportant environ 1/3 du poids du patient. Le poids maximum autorisé d'un patient étant de 240 kg, seulement 1/3 de son poids est appliqué directement sur le capteur. Le capteur doit donc fournir une réponse correcte en termes de sensibilité et stabilité de la mesure dans le temps pour des charges appliquées de 0 à 80 kg. L'élément constituant le diélectrique étant un matériau compressible, on obtient une variation de l'épaisseur d du diélectrique suivant la force ou pression d'appui appliquée sur le capteur. Et, il en résulte une variation de la capacité électrique du condensateur. Une grandeur physique telle que la capacité électrique, n'est pas utilisable telle quelle, il faut la convertir en un signal électrique à l'aide d'un dispositif électronique de traitement du signal lb représenté sur la figure 2. Pour ce faire l'homme de l'art connaît différents moyens. Le montage utilisé ici est celui décrit en figure 2, il s'agit d'une conversion fréquence / tension. Le condensateur la capteur capacitif est intégré dans un oscillateur multivibrateur astable 4 fournissant un signal périodique carré dont la fréquence varie si la capacité du condensateur la varie. On convertit ensuite ce signal modulé en fréquence (Hz) en un signal de tension (Volt) dont l'amplitude varie avec la fréquence à l'aide d'un convertisseur 5. Si la fréquence du signal d'entrée augmente, l'amplitude du signal de tension de sortie augmente. On obtient donc un signal de la forme U = f (F), et donc U = f (d) ou encore U = f (kg). Ce signal est enfin amplifié par un amplificateur différentiel 6 pour être utilisée dans la boucle de régulation de la figure 6. Ce montage présente une bonne réponse et une bonne sensibilité car on peut discriminer une force de 1 kg pour une charge de 0 à 80kg appliquée sur le capteur, avec une sensibilité de plus de 50 mV/kg moyennant la mise en oeuvre d'une couche diélectrique réalisée avec un matériau compressible isolant présentant des caractéristiques d'épaisseur et de dureté tel que défini ci-après. Enfin, la fréquence de l'oscillateur varie de 15 kHz à 18 kHz pour des charges appliquées jusqu'à 80kg, soit au dessus des fréquences audibles qui pourraient générer un sifflement désagréable, et en dessous des fréquences qui pourraient perturber le fonctionnement d'un autre dispositif électronique placé à proximité. Il est impératif que le signal électrique délivré par le capteur soit stable dans temps (dans les dérives acceptables) et atteigne sa valeur de stabilisation rapidement (en quelques secondes), la variation du signal du capteur devant être exclusivement due à la variation de la grandeur physique mesurée. L'élément sensible du capteur est la couche de matériau diélectrique, celle-ci étant constituée d'un matériau compressible, dont les caractéristiques ont été déterminées par de nombreux essais. Un compromis est nécessaire entre sensibilité et stabilité en ce qui concerne l'épaisseur et la dureté du matériau compressible. L'épaisseur de la couche de matériau diélectrique est déterminante. La variation de capacité étant de la forme 1/d, une épaisseur d trop importante générerait un condensateur de très faible capacité dont le signal de capacité pourrait être occulté par les condensateurs parasites de l'environnement de la mesure tels que les conducteurs de liaison, les connexions électriques ou encore la capacité électrique du patient lui-même. De même, une épaisseur trop faible du matériau diélectrique aboutirait à une saturation du signal du capteur suite à l'écrasement du matériau et dans ce cas la réponse deviendrait constante au dessus d'une certaine charge appliquée. Les capacités parasites cumulées peuvent atteindre 30 pF. Pour un diélectrique de 0.6 mm d'épaisseur et pour une charge de 0 à 80 kg appliquée sur le capteur, on obtient une variation de capacité de 9500 pF à 7200 pF, soit 33 pF / kg pour un diélectrique de 1 mm d'épaisseur on obtiendrait une variation de capacité de 5700 pF à 4.320 pF, soit 17 pF / kg. Les capacités parasites représenteraient donc une erreur de 1 kg pour un diélectrique de 0.6 mm, très acceptable ( les capacités parasites pouvant être négligées ), mais doublerait pratiquement cette erreur ûsoit 2 kg- avec un diélectrique de 1 mm. Cette erreur trop importante générerait alors une mesure instable, les capacités parasites étant variables suivant la présence plus ou moins proche d'une personne, suivant l'humidité ambiante, suivant la qualité des connexions électriques. Dès lors, on a tout intérêt à avoir un diélectrique le plus fin possible, et le compromis a été fait dans ce sens en tenant compte des autres paramètres ci-après, tels que la sensibilté, le fluage, la dérive dans le temps, etc. La rigidité du matériau diélectrique aussi est en effet déterminante. Si le matériau est trop dur, la variation d'épaisseur d est trop faible et nécessiterait une amplification trop importante avec les risques d'amplification de parasites. Si il est trop souple, on ne peut pas discriminer des charges jusqu'à 60 kg sans atteindre la saturation du matériau avec écrasement complet, et donc sans possibilité de variation de l'épaisseur du diélectrique. Une dureté faible apporte une bonne compressibilité, donc une bonne sensibilité du capteur, mais le matériau a tendance à fluer exagérément en cas de charge permanente du capteur, ce qui est le cas le plus fréquent du patient allongé sur le matelas. Et par conséquent, la réponse du capteur varie dans le temps et met plus de temps à atteindre la stabilisation de la mesure. Au contraire, un matériau trop dur ne flue pratiquement pas, la mesure se stabilise très rapidement, mais sa compressibilité est très faible et la sensibilité du capteur en est grandement diminuée. L'application selon l'invention requiert la mise en oeuvre de matériaux sous une forme souple telle qu'une feuille relativement mince, de façon à ce que le capteur puisse accepter les mouvement générés par la mécanique du châssis et du sommier du lit sur lequel il repose, tels que les mouvements de dossiers ou de relève pieds et les déformations du plan de couchage si celui-ci n'est pas parfaitement rigide, avec un sommier en mailles métalliques par exemple. Il doit aussi pouvoir supporter le roulage du condensateur avec le roulage du matelas lors de la manutention. De nombreux essais et mesures ont permis de déterminer la nature et les caractéristiques du matériau diélectrique compressible optimal. De préférence, celui-ci sera constitué d'une feuille pleine d'un élastomère solide de type silicone synthétique de permittivité de 3,7 à 4,2 et d'épaisseur préférentielle de moins de 1 mm, de préférence de 0,5 à 0,6 mm avec une dureté Shore de 45 à 55 Sh, de préférence de 50 � 2 Sh. Un élastomère synthétique de type silicone, possède une structure homogène, ce qui permet de définir des tolérances d'épaisseur et de dureté Shore relativement précisément. On a utilisé en particulier un élastomère silicone de type poly(methylvinylsiloxane) commercialisé par la société SILCOMP (France) de référence Alcansil 5500/V. Des essais ayant permis de déterminer la couche diélectrique ont porté notamment sur la mesure du temps de stabilisation de la mesure de fréquence ou de tension du capteur comme illustré sur les figures 4A et 4B. Ainsi, sur la figure 4A on observe qu'un matériau silicone de 0,6 mm et 40 Sh de dureté présente sur la figure 4a une dérive importante de la mesure de fréquence dans le temps pour une charge permanente appliquée de 60 kg. La stabilisation de la réponse étant atteinte au bout de 4 heures. On considère la stabilisation de la réponse atteinte quand la valeur de fréquence qui serait obtenue pour une charge additionnelle de 1kg placée sur le capteur est atteinte. Sur la figure 4B, on voit qu'un matériau silicone de dureté de 50 Sh sur lequel une charge de 60 kg est placée n'induit qu'une faible dérive, la réponse étant stabilisée en moins de 40 secondes. Plus la charge appliquée est élevée plus le temps de stabilisation est long. Pour des charges de 40 kg et 20 kg correspondant à des poids d'individus de 60 à 120 kg les dérives sont très faibles et les mesures se stabilisent encore plus rapidement. Dans tous les cas, une fois que la mesure se stabilise au cours de fo il se produit une faible oscillation autour de cette valeur, sans sortir de cette valeur qui serait obtenue pour des charges de � 1 kg. Les feuilles conductrices 3-1,3-2 doivent être souples, afin de permettre au capteur de s'adapter aux mouvements du châssis du lit. Par contre, leur épaisseur n'a aucune importance. Mais, plus l'épaisseur est faible, plus on gagne en souplesse, en poids et en coût. Des tissus métalliques ou des matériaux non tissés chargés de fibres métalliques conductrices existent sur le marché. Leur résistivité surfacique est de l'ordre de 0.1 Ohm/m2. La résistivité n'est pas un élément déterminant dans le choix du matériau conducteur. Ces matériaux conducteurs tissés ou non tissés sont utilisés en tant que blindages électromagnétiques (type cage de Faraday) avec des formes parfois complexes nécessitant une structure souple. On peut utiliser des feuilles non tissées à base de polypropylène chargées de fibres métalliques, notamment de cuivre, qui ont apporté de bons résultats. Le matériau non tissé polypropylène / cuivre utilisé initialement était fourni par la société Laird technologies (USA) commercialisé sous la référence 3027 ù 106, basée. Toutefois, on a mis en évidence un pourcentage de vide variable dans la feuille, générant une variation importante de la surface conductrice d'un capteur à l'autre. Le cuivre possédant en outre un pouvoir d'oxydation rapide, on peut avoir une dérive rapide de la capacité du capteur en modifiant, de ce fait, la permittivité du diélectrique, car l'oxyde de cuivre étant un isolant, on pourrait rajouter un diélectrique non désiré au diélectrique principal. Pour cette raison, on choisi de préférence un tissu composé de fils polyester et de fils de métal non oxydable tel que le nickel et dont la maille de tissage est maîtrisée. Le matériau utilisé est un tissu de fils polyester et des fils de nickel (en réalité, de fils de cuivre nickelé) commercialisé par la société Temas (Italie) sous la référence sous CF1- 300C. Les fils de tissage de polyester constituent la base textile, leur maillage et leur structure donnent de la souplesse au tissu. Mais, n'importe quel autre fil de tissage de matériau plastique synthétique pourrait convenir, pour autant que leur section reste suffisamment faible pour ne pas limiter la souplesse du tissu. En pratique l'épaisseur des 2 feuilles tissées conductrices 3-1,3-2 est inférieure à 2mm chacune de sorte que l'épaisseur globale des 3 couches empilées du condensateur la reste inférieure à 5mm. Les trois couches conductrice / diélectrique / conductrice sont empilées, sans liaisons continues entre elles, de manière à garder une certaine liberté lors des pliages éventuels. Les 3 couches sont seulement maintenues solidaires entre elles par 18 points de soudure de manière à ce qu'elles conservent une superposition parfaite sans possibilité de glissement ce qui affecterait la géométrie du capteur et donc, la fiabilité de la mesure. Les couches ne sont pas collées entre elles pour ne pas affecter la rigidité d'une part et d'autre part, pour ne pas créer des dérives de capacité parasites dues à la colle en cas de déformation. La liaison des feuilles conductrices 3-1,3-2 vers le dispositif électronique lb de traitement externe au condensateur la se fait de façon préférentielle par des fils de connexions 3a équipés à leur extrémité de bouton pression du type identique à celui des raccordements d'électrodes pour électrocardiogramme. Ce type de bouton pression métallique est largement utilisé dans la confection, leur coût est très faible et leur pose très aisée. Les fils de liaison avec le capteur du dispositif de commande reçoivent à leurs extrémités un bouton pression compatible avec celui du capteur permettant son couplage. L'assemblage final des 3 couches du condensateur est enveloppé entre deux feuilles étanches en polyuréthane réunies par soudage ou tout autre moyen, de manière à protéger le capteur et à lui garantir une relative étanchéité. Le capteur tel que défini ci-dessus a permis de tracer la courbe de réponse de variation de la fréquence de l'oscillateur convertie en tension (mV) suivant la charge appliquée sur le capteur représentée sur la figure 4 la charge appliquée variant de 0 à 80 kg, ce qui représente 1/3 du poids réel d'un patient allongé sur la surface totale du matelas donc jusqu'à 240 kg, limite extrême fixée par le cahier des charges. On constate que la courbe de tension en fonction de la charge de la figure 4 n'est pas linéaire, la fonction étant du type 1/d. On obtient toutefois une quasi linéarité jusqu'à 40 kg, soit pour un patient de 120 kg, c'est-à-dire pour la majorité de la population. Dans la partie linéaire de courbe, on relève une sensibilité du capteur de 50 mV/kg. Ensuite, on remarque une pente plus faible pour des patients de poids supérieur à 120 kg. Mais ceci n'est pas un problème, car en fait, à partir de 120 kg, on a une augmentation spontanée de la pression d'air à l'intérieur des cellules comme cela ressort des abaques de la figure 7. Cette augmentation spontanée de la pression d'air à l'intérieur des cellules est due à ce qu'à partir d'un certain poids, le matériau plastique constitutif des cellules ne peut plus s'étirer ; il a atteint sa limite d'élasticité de sorte que la pression à l'intérieur des cellules augmente de manière plus forte en fonction du poids appliqué sur les cellules. Et, en pratique, il n'est plus nécessaire de les gonfler davantage d'air pour adapter la pression d'interface à une portance optimale. Cette pente plus faible au-delà de 120 kg permet donc d'éviter de générer des pressions trop élevées dans le matelas, pouvant générer des inconforts ou pire des escarres. En vue d'augmenter la sensibilité du capteur, on peut fournir un capteur multicouche tel que celui représenté en figure 3. En effet, à partir d'un premier condensateur comprenant une première couche de diélectrique 2-1 intercalée entre une première feuille conductrice 3-1 et une deuxième feuille conductrice 3-2, on peut réaliser un second condensateur superposé en parallèle avec le premier condensateur, en rajoutant seulement une deuxième couche diélectrique 2-2 intercalée entre ladite deuxième feuille conductrice 3-2 et une troisième feuille conductrice 3-3, ladite b troisième feuille étant reliée 3b à la première feuille 3-1, les 2 couches diélectriques et les 3 feuilles conductrices étant empilées. La valeur de capacité de ce condensateur est la somme des deux capacités des 2 condensateurs. On ne peut toutefois pas multiplier exagérément les couches de diélectrique du capteur, car la deuxième couche diélectrique supérieure repose sur la couche diélectrique inférieure et induit une déformation non souhaitée de cette couche de diélectrique inférieure. C'est pourquoi, on estime à pas plus de 3 voire 2, le nombre de couches de diélectrique pouvant constituer un capteur multicouches. Le capteur de pression 1 de l'invention tel que présenté précédemment en référence aux figures 1 et 2 a été plus particulièrement développé pour une application à la régulation de la pression de gonflage de cellules gonflables de dispositifs de supports tels que des matelas et coussins thérapeutiques à cellules gonflables, comme il va maintenant être décrit en référence aux figures 5A et 5B représentant un dispositif de support 10 à cellules gonflables de type matelas thérapeutique. Le dispositif de support 10 permet de supporter un élément à supporter, en particulier, le corps d'un patient tel qu'un être humain. Il comprend un matelas gonflable 11 comprenant au moins une cellule gonflable 12 fermée ou à échappement contrôlé. De préférence, comme représenté sur la figure 5A, le matelas 11 est composé d'une multiplicité de cellules gonflables 12 communiquant entre elles par des tuyaux 13a et vannes 13b de connexion hydraulique. Les cellules gonflables 12 peuvent être de tout type connu de l'homme de l'art et notamment conçues par soudage à plat de deux feuilles souples de polyuréthane (PUR) ou d'une autre matière thermoplastique appropriée. Sur la figure 5A, les cellules 12 sont délimitées par une soudure en deux chambres superposées 12a,12b remplies d'air communiquant à leurs extrémités. Plus particulièrement, lesdits éléments individualisés d'une façon unitaire dans la zone de support sont constitués de cellules en forme de boudins s'étendant transversalement dans la direction YY' par rapport à la direction longitudinale XX' du matelas et disposées côte à côte dans la direction longitudinale du matelas, les faces latérales opposées de chaque cellule étant liées l'une à l'autre par un moyen de liaison tel qu'une entretoise (figure 5B) ou une soudure longitudinale (figure 5A) s'étendant sur une partie de la longueur desdites cellules et ne s'étendant pas jusqu'à leurs extrémités, notamment une soudure située sensiblement au milieu par rapport à la hauteur de la cellule, leur conférant une largeur sensiblement constante quelque soit leur niveau de gonflage. Le matelas gonflable 11 présente une face supérieure 11a destinée à recevoir un élément à supporter tel que le corps d'un patient et une face inférieure 11b reposant sur une couche inférieure formant une surface de référence 15, généralement constituée d'un matelas de matériau cellulaire tel que de la mousse de forte densité qui, lui-même, peut reposer directement ou indirectement sur un sommier ici non représenté. Le condensateur la est de préférence placé sous le matelas thérapeutique 11 et par-dessus la couche inférieure plus rigide 15, car il est préférable d'avoir une surface supportant le capteur, sensiblement plane et rigide, de manière à ce que la compression du matériau diélectrique soit due uniquement à la pression d'appui générée par le patient, donc appliquée du haut vers le bas. Dans le cas contraire, c'est-à-dire, si on avait une surface souple supportant le capteur, la force appliquée ferait s'enfoncer le capteur dans la surface souple, laquelle absorberait une partie de la force appliquée (d'autant plus que le poids du patient est élevé) et la compression du matériau diélectrique diminuerait. On parasiterait, de ce fait, la réponse du capteur. Si le sommier n'est pas suffisamment rigide, on applique le capteur par-dessus une couche de mousse rigide à cellules fermées à haute densité 15, notamment supérieure à 50kg/m3, de polyéther par exemple. Cette couche inférieure de support du capteur. De préférence, comme représenté sur la figure 5B, on mettra en oeuvre un matelas du type décrit dans EP-2 005 929 comportant au niveau de la zone du sacrum, c'est-à-dire une zone centrale du matelas une couche supérieure gonflable constituée d'une pluralité d'éléments gonflables ou cellules 12-1 individualisées de façon unitaire, présentant une largeur inférieur à leur hauteur, et de préférence encore une largeur desdits éléments gonflables individualisés de ladite zone de support central inférieure à la largeur des éléments gonflables non individualisés 12-2,12-3 d'une zone d'extrémité du matelas adjacente à ladite zone de support central. On entend ici par � zone individualisée � que lesdites cellules 12-1 ne sont pas solidarisées l'une à l'autre sur toute leur longueur, mais seulement à leurs extrémités. Ainsi solidarisées, lesdites cellules individualisées se déforment indépendamment les unes des autres, de sorte que la zone épouse mieux les formes du patient reposant dessus, car les cellules par leur constitution sous forme individualisée ont une plus grande stabilité en larguer, quelque soit leur niveau de gonflage par rapport à des cellules juxtaposées soudées les unes aux autres sur toute leur longueur. La zone de support centrale ainsi créée a en outre une plus grande densité de cellules, de sorte que le patient ne risque pas de passer à travers les cellules, notamment en cas de dégonflage lorsque les cellules sont gonflées selon un mode en alternance de pression. Sur la figure 5B, le dispositif support est constitué de deux couches de cellules, à savoir : une couche supérieure 11 constituée d'une pluralité de cellules 12 en forme de boudins disposés dans une direction perpendiculaire à la direction longitudinale XX' du dispositif support de ladite couche supérieure comprenant une zone centrale dont les cellules 12-1 sont individualisées, c'est-à-dire solidarisées les unes aux autres seulement à leurs extrémités et non pas sur toute leur longueur et sont plus étroites que les cellules adjacentes 12-2 de la zone de pieds et cellules adjacentes 12-3 de la zone de tête, les cellules 12-1 présentant une largeur à l'état gonflé d'environ 50 mm, tandis que les cellules adjacentes 12-2 et 12-3 présentent une largeur d'environ 100 mm à l'état gonflé, lesdites cellules 12-1, 12-2 et 12-3 présentant toutes la même hauteur d'environ 90 mm, et 25 30 une couche inférieure 15 constituant un sous-matelas, ladite couche inférieure lia étant constituée d'une unique cellule parallélépipédique remplie d'air de hauteur de 70 mm, s'étendant sur toute la longueur du dispositif support dans la direction XX' et sur toute sa largeur dans la direction transversale, le condensateur plan la est disposé dessous le sous-matelas 11a. Sur la figure 5B, le condensateur plan la repose sur une couche support 14 de mousse haute densité de faible épaisseur, notamment inférieure à 5 mm. L'ensemble du condensateur plan et de la couche de mousse rigide support 14, d'épaisseur inférieure à 10 mm, est disposé sous le sous-matelas 15. Compte tenu de la faible épaisseur de la cellule capacitive la et de la couche support 14, il n'est pas nécessaire de prévoir une réservation dans la couche inférieure 15 et/ou dans la couche supérieure 11, la faible épaisseur de l'ensemble du condensateur plan et de son support rigide 14 étant absorbée par la déformation desdites couches inférieure 15 et supérieure 10, ce qui est un avantage sur le plan économique. Le sous-matelas 15 est régulé à la même pression que le matelas thérapeutique de la couche supérieure 10. Toutefois, ce sous-matelas 15 comportant une unique cellule est régulé en mode continu, tandis que la couche supérieure 10 peut être régulée en mode alterné, c'est-à-dire avec gonflage d'une cellule sur deux alternativement. Le sous-matelas 15 a une fonction de sécurité, car il comporte une vanne de verrouillage permettant de le rendre automatiquement étanche sous la commande du dispositif de commande et de régulation 16 lorsque la pression à l'intérieur de la couche supérieure descend en dessous d'une valeur minimale critique, notamment dans le cas d'une fuite d'air provoquée par un percement par exemple. En général, il se produit également une activation d'une alarme sonore et/ou visuelle, le verrouillage du sous-matelas constituant une sécurité donnant le temps à une intervention technique et pour éviter que le patient ne finisse par reposer sur le plan dur du châssis du lit. Le châssis du lit est en effet constitué avantageusement d'une pluralité de plaques rigides, éventuellement articulées les unes par rapport aux autres. Enfin, l'ensemble desdites couche supérieure 11, couche inférieure 15, condensateur plan la et couche support rigide 14 est enveloppé dans une même enveloppe étanche 21. Le dispositif de commande et de régulation 16 est avantageusement disposé dans le prolongement du matelas 11 à une extrémité de celui-ci, sur la couche inférieure 15. Il comporte notamment des moyens de remplissage en air des cellules 12 du matelas 11 comprenant un compresseur ou une pompe relié par les tuyaux 13 et vannes 14 aux cellules 12 pour les remplir ou vider d'un fluide de remplissage, en particulier d'air. Le dispositif de commande et de régulation 16 comportent également des moyens électroniques (non représentés) de pilotage des moyens de remplissage asservis à des moyens de mesure de pressions 18 à l'intérieur des cellules. Ces moyens de mesure de pression 18 sont montés en ligne en série dans les tuyaux de connexion 13a hydraulique entre les cellules. Le condensateur la est relié par une connexion électrique 17 renfermant les liaisons 3a, au dispositif 16 de commande et de régulation. L'ensemble formé des couches supérieure 11 et couche support inférieure 15, du dispositif 16 de commande et de régulation, des tuyaux 13a et vannes 13b et du capteur 1 est de préférence intégré dans une housse protectrice 21, de préférence également amovible afin de permettre un accès aisé aux éléments du dispositif de support mais également de permettre un remplacement ou nettoyage aisé en cas de besoin. Lorsque que le patient est positionné sur le matelas le capteur 1 subit une contrainte de compression et sa capacité varie de manière proportionnelle au poids du patient par rapport à sa surface corporelle (kg/cm2). La variation de capacité tient donc compte de la morphologie du patient puisque l'information sera différente, par exemple, pour deux individus de même poids n'ayant pas les mêmes largeurs de bassin qui n'ont pas le même enfoncement dans le matelas donc pas les mêmes pressions d'appui. Cette variation de capacité est prise en compte dans le dispositif de commande et de régulation 16 qui modifie sa consigne de régulation proportionnellement à la variation de capacité. Un comparateur 20a-20b du dispositif de commande et de régulation 16 compare la pression dans les cellules 12 au moyen d'un capteur de pression d'air 18 à la nouvelle consigne. Si la pression est trop importante par rapport à la nouvelle consigne le dispositif de commande et de régulation 16 ouvre une électrovanne de dégonflage. Si la pression est insuffisante par rapport à la nouvelle consigne le dispositif de commande et de régulation 16 valide le démarrage de son système de gonflage.On a représenté sur la figure 6 un schéma connu de montage de boucle de régulation de pression à l'intérieur des cellules. Un amplificateur sommateur 19 sur une de ses entrées reçoit le signal de tension Up du capteur de pression d'air 18 chargé de mesurer la pression d'air dans le matelas, son autre entrée reçoit Uc du, capteur capacitif 1 selon l'invention, on entend ici par � signal Uc � un signal correspondant à la pression d'air de consigne déterminée par les abaques en fonction du poids du patient déduit à partir de la mesure du capteur capacitif selon l'invention. Le résultat de cette opération est un signal U0 = Uc ù Up. A ce niveau, trois cas peuvent se présenter, ils sont traités par un comparateur 20a-20b : - Up = Uc : On se trouve à l'équilibre, c'est-à-dire que la pression d'air du matelas a atteint sa valeur d'équilibre, c'est-à-dire que la pression de consigne déterminée par les abaques, - Up Uc : la pression de l'air dans le matelas est trop importante 20b, on commande 22b l'ouverture de l'électrovanne de vidange, la pression d'air dans les cellules chute jusqu'à Up = Uc. Puis on referme l'électrovanne de vidange puisque la pression d'équilibre est atteinte. Si Uc augmente ou diminue on se trouve dans le cas ci-dessus. On remarque que la régulation de pression fonctionne pour une 15 variation des deux variables Uc et/ou Up ; on peut avoir une variation de la pression d'air du matelas Up ( dans le cas où on ajoute un poids supplémentaire sur le matelas générant une élévation de pression, par exemple) ou on peut, aussi, avoir une variation du signal capteur Uc (si le patient change de position), on peut avoir aussi les deux signaux Uc 20 et Up variant en même temps, mais se stabilisant à un moment donné (élévation du dossier relève buste). Dans la pratique, on n'a pas qu'un point d'équilibre Up = Uc, mais une fenêtre ou plage d'équilibre. La zone de régulation serait sinon trop étroite et la moindre variation de Uc ou Up ferait sortir de cette zone 25 d'équilibre, ce qui engendrerait une instabilité du système), on élargit la zone en introduisant un hystérésis de part et d'autre du point d'équilibre, on se retrouve avec une régulation à 3 états avec une fenêtre de régulation. Le capteur 1 comprenant le condensateur la et le dispositif de 30 traitement du signal lb sont adaptables sur tout type de matelas. En revanche, les valeurs de consigne selon les abaques de la figure 7 d'une 10 part et les conditions de fonctionnement des sommateurs 19 et comparateur 20a,20b sont adaptés en fonction du type de matelas concerné. Sur la figure 7, les courbes en traits pleins représentent les courbes de pression d'air optimales ou pressions de consigne des cellules en fonction du poids du patient et de l'inclinaison du dossier, tandis que les traits en pointillés correspondent à la réponse effective en fréquence de l'oscillateur du capteur suivant le poids du patient et de l'inclinaison du dossier. On remarque que la variation de fréquence suit inversement le poids du patient et l'inclinaison du dossier, c'est-à-dire que plus la charge sur le capteur augmente, plus la fréquence diminue, reflétant ainsi une bonne réactivité du capteur dans le matelas. En général, on dispose un unique condensateur la sous la zone de support du sacrum et on peut en déduire la pression au niveau des autres zones du corps du patient allongé sur le dispositif de support dans la mesure où 80% des individus présente une répartition masse/volume des différentes parties du corps similaire. Pour les personnes ne rentrant pas dans cette norme moyenne ou afin d'obtenir une réponse encore plus spécifique, on peut installer alors plusieurs capteurs 1 sous les différentes parties du corps dans le dispositif de support. On pourrait aussi mesurer la morphologie du patient en utilisant plusieurs capteurs (plus petits placés de façon judicieuse) pouvant déterminer le poids et la taille du patient calculés d'après la réponse des capteurs ou en utilisant des abaques pré établis. La position géographique du patient peut aussi être analysée d'après ces mêmes capteurs si leur nombre est suffisant (plus on aura des capteurs, plus la localisation sera précise et fiable) on peut ainsi analyser le comportement du patient sur un laps de temps dans le cas de patient agité, patient se réfugiant dans les barrières, ou encore patient se lovant à une extrémité du lit. REVENDICATIONS1. Capteur (1) de détection et de mesure d'une pression d'appui (P) appliquée sur un dispositif support (10), caractérisé en ce qu'il comporte au moins une cellule capacitive consistant en un condensateur plan (la) comprenant au moins une couche d'un matériau compressible isolant diélectrique (2) intercalée entre deux couches de matériau conducteur (3-1,3-2). 2. Capteur de pression selon la revendication 1, caractérisé en ce que ladite cellule capacitive (la) est intégrée à un oscillateur (4) apte à fournir un signal électrique périodique, de préférence un oscillateur multivibrateur astable à signal carré, la fréquence dudit signal périodique variant en fonction de ladite pression d'appui (P), de préférence dans une fourchette de 15 à 30 kHz, de préférence encore avec une variation d'au moins 45 Hz/kg, de préférence encore au moins 50 Hz/kg pour un poids de 0 à 80 kg appliqué sur la surface dudit condensateur plan (la). 3. Capteur de pression selon la revendication 2, caractérisé en ce que ledit oscillateur (4) est couplé à un convertisseur (5) convertissant le signal de fréquence (Hz) de sortie de l'oscillateur en tension (volts). 4. Capteur de pression selon l'une des revendications 1 à 3, caractérisé en ce que ladite couche de matériau diélectrique compressible présente une épaisseur de 0,3 à 1 mm, de préférence de 0,5 mm � 20%. 5. Capteur de pression selon la revendication 4, caractérisé en ce que la couche de matériau isolant diélectrique (2) est constituée d'une feuille de matériau élastomère solide, de préférence un élastomère synthétique tel que du silicone, de dureté Shore de 45 à 55 Sh, de préférence 50 Sh � 5%. 37 6. Capteur de pression selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que lesdites couches conductrices (3-1,3-2) sont constituées de feuilles de tissu comprenant au moins en partie des fils métalliques en métal inoxydable, ou de feuilles de matériaux non tissés constituées de fibres enchevêtrées, comprenant au moins une partie des fibres qui sont des fibres métalliques. 7. Capteur de pression selon la revendication 6, caractérisé en ce que ladite feuille conductrice (3-1,3-2) est constituée de matériau tissé à base de fils de métal inoxydable tel que nickel et de fils de matière plastique, de préférence de polyester ou polypropylène. 8. Capteur de pression selon l'une des revendications 1 à 7, caractérisé en ce que les 3 couches sont appliquées directement les unes contre les autres sans couches de liaison interposées, les trois couches étant solidarisées entre elles par des points d'attache, de préférence des points de soudure, aptes à les maintenir en position superposée les unes par rapport aux autres. 9. Capteur de pression selon l'une des revendications précédentes, apte à servir à la régulation de la pression d'air de gonflage à l'intérieur d'un matelas (11) constitué de cellules (12) remplies d'air, caractérisé en ce qu'il comprend un condensateur (la) constitué d'une dite couche isolante diélectrique (2) et de dites couches conductrices (3-1,3-2) de même forme rectangulaire, de préférence de longueur de 600 à 900 mm, de largeur de 400 à 600 mm, l'épaisseur globale des trois couches superposées dudit condensateur plan étant inférieure à 10 mm, de préférence inférieure à 5 mm. 10. Dispositif de support (10) apte à supporter le corps d'un individu, comportant au moins une couche supérieure (11) constituée d'une pluralité de cellules gonflables (12) remplies d'air et communiquant avec des moyens de gonflage, caractérisé en ce qu'il comporte un capteur selon l'une des revendications 1 à 9, dont ledit condensateur (la) est disposé sous ladite couche supérieure (11) etrelié à un dispositif (16) de commande électronique et de régulation apte à commander des moyens de gonflage ou vidange pour remplir ou respectivement vider lesdites cellules d'air de ladite couche supérieure de manière à ce que la pression interne de gonflage de l'air à l'intérieur des cellules soit égale à une pression optimale de consigne prédéterminée en fonction de la pression d'appui du corps d'un individu (20) reposant sur ladite couche supérieure, mesurée par ledit capteur (1). 11. Dispositif de support selon la revendication 10, caractérisé en ce que ledit condensateur plan (la) est appliqué par-dessus une couche support (14) plus rigide que ladite couche supérieure (11), ladite couche support étant constituée d'une couche de mousse à cellules fermées de densité supérieure à 50 kg/m3, de préférence encore une couche de mousse de polyéther. 12. Dispositif de support selon la revendication 10 ou 11, caractérisé en ce que ladite couche supérieure (11) constituée d'une pluralité de cellules (12) remplies d'air comporte une zone centrale correspondant à la zone du sacrum du corps d'un individu (20) reposant sur ladite couche supérieure alité, dont lesdites cellules sont individualisées et plus étroites que les cellules adjacentes (12-2,12-3) des zone de tête et zone de pieds de part et d'autre de ladite zone centrale. 13. Dispositif de support selon l'une des revendications 10 à 12, caractérisé en ce que ladite couche supérieure (11) est supportée par une couche inférieure (15) remplie d'air constituée d'une seule cellule parallélépipédique, ledit condensateur plan (la) étant disposé dessous ladite couche inférieure (15) constituée d'une seule cellule parallélépipédique. 14. Dispositif de support selon la revendication 12 ou 13, caractérisé en ce que la pression de l'air à l'intérieur de ladite couche inférieure est régulée par ledit dispositif de contrôle et de régulation(16) à la même pression de régulation que ladite couche supérieure et ladite couche inférieure (15) comporte une vanne de sécurité apte à être verrouillé automatiquement par ledit dispositif de commande et de régulation (16) pour maintenir ladite couche inférieure (15) étanche lorsqu'une fuite est détectée dans ladite couche supérieure. 15. Dispositif de support selon l'une des revendications 10 à 14, caractérisé en ce que ledit condensateur plan (la) repose sur une dite couche support rigide (14) d'épaisseur inférieure ou égale à 10 mm, de préférence 5 mm et ledit condensateur plan (la) s'étend sensiblement sur toute la largeur du dispositif support et au regard d'une zone centrale du dispositif support correspondant à la zone du sacrum d'un individu reposant allongé sur ladite couche supérieure, et sur une longueur dans la direction longitudinale dudit dispositif support (XX') de 400 à 600 mm.15