Brevet FR3096885A1 — publié le 20201211

Description Titre de l'invention : Dispositif portable d'estimation de la pression partielle de gaz sanguin Domaine technique [0001] Le domaine technique de l'invention est la mesure d'un gaz dégagé par la peau d'un être vivant à l'aide d'un dispositif compact, de façon à estimer des paramètres physiologiques, en particulier la teneur de dioxyde de carbone dissous dans le sang. Le gaz peut notamment être du dioxyde de carbone. Technique antérieure [0002] Certaines maladies respiratoires affectent les échanges gazeux entre le sang et l'air expiré. Ces derniers peuvent également être modifiés en cours de réanimation. Le sang contient des gaz dissous, dont l'oxygène et le dioxyde de carbone, dont les pressions partielles respectives reflètent les échanges gazeux se produisant au niveau des poumons, ces derniers étant usuellement désignés par le terme "hématose". Chez un sujet normal, la pression partielle de CO, est généralement comprise entre 35 et 45 mm Hg, soit entre 4.8 et 5.8 kPa. [0003] Pour évaluer la quantité de CO, dissous dans le sang, on peut avoir recours à un pré- lèvement sanguin. Il s'agit d'une méthode invasive, pouvant être douloureuse et délicate à appliquer, en particulier en néonatologie. De plus, elle ne peut être appliquée que de façon ponctuelle. En dépit de ces inconvénients, sa fiabilité est validée par le corps médical et elle constitue une méthode de référence. [0004] Une autre méthode consiste à estimer la teneur du sang en CO2 de façon non invasive, en effectuant une mesure de la pression partielle de CO2 diffusant à travers les tissus, et notamment la peau. Ce type d'analyse transcutanée a été introduit dans les années 1980. L'analyse transcutanée permet d'effectuer un suivi continu, par exemple pour suivre les effets immédiats d'une prise en charge thérapeutique. Elle peut également permettre de déterminer les instants auxquels une quantification précise, par prélèvement sanguin, est nécessaire. On comprend ainsi que les méthodes invasives et non invasives peuvent être combinées : l'une est précise est ponctuelle, tandis que l'autre peut être mise en oeuvre en oeuvre de façon continue. [0005] Des dispositifs compacts permettant la mesure du CO, transcutané ont déjà été décrits. Citons par exemple la publication Eletr S "Cutaneous monitoring of systemic PCO, on patients in the respiratory intensive care unit being weaned [rom the ventilator", acta Anaesthesiol Scand, vol. 22, n° 68, pp 123-127, 1978. [0006] L'invention exposée ci-dessous est une amélioration des dispositifs existants. Elle met en oeuvre un dispositif de mesure non invasif, porté par un utilisateur, pour estimer 2 une concentration d'un gaz d'intérêt émis de façon transcutanée, ce gaz d'intérêt pouvant par exemple être le dioxyde de carbone. La circulation du gaz dans le dispositif permet une collecte optimisée du gaz d'intérêt. Par ailleurs, le dispositif peut utiliser un capteur optique de gaz (l'intérêt, dont les signaux mesurés sont traités de façon optimale. Exposé de l'invention [0007] Un premier objet de l'invention est un dispositif de mesure, destiné à être disposé sur la peau d'un utilisateur, l'utilisateur étant un être humain ou un animal, le dispositif s'étendant entre une face de contact, destinée à être appliquée contre la peau de l'utilisateur et une extrémité distale, le dispositif comportant une paroi latérale, s'étendant entre face de contact et l'extrémité distalc, le dispositif comportant : [0008] - au niveau de la face de contact, au moins une ouverture, configurée pour collecter un gaz d'intérêt transcutané, émis à travers la peau, l'ouverture étant pratiquée à travers la face de contact; - une chambre de collecte, s'étendant entre la face de contact et une chambre dc mesure; - un capteur de gaz, disposé dans la chambre de mesure, et configure pour mesurer une concentration dc gaz d'intérêt s'écoulant dans la chambre de mesure ; - une unité de traitement et dc calcul, configurée pour estimer une teneur en gaz d'intérêt dans le corps de l'utilisateur à partir dc la mesure issue du capteur de gaz; - une source de chaleur, configurée pour porter la face de contact à une tem- pérature supérieure à 37°C; [0009] le dispositif étant caractérisé en ce qu'il comporte : [0010] - une ouverture, formant une admission d'air, ménagée à travers la paroi latérale, configurée pour admettre dc l'air ambiant dans la chambre de collecte; [0011] de telle sorte que sous l'effet de la température produite par la source dc chaleur, un courant dc convection d'air s'établit, l'air admis dans la chambre de collecte à travers la paroi latérale entraînant le gaz d'intérêt transcutané vers la chambre de mesure, l'air et le gaz d'intérêt transcutané formant un mélange gazeux s'étendant dans la chambre de mesure. [0012] Le gaz d'intérêt peut notamment être du dioxyde de carbone. [0013] Le dispositif peut comporter un capteur d'humidité pour déterminer un niveau d'humidité dans la chambre de mesure, l'unité de traitement et de calcul étant configurée pour prendre en compte le niveau d'humidité dans la chambre de mesure 3 pour estimer une concentration de gaz d'intérêt dans la chambre de mesure. [0014] Le dispositif peut comporter un capteur de pression, pour déterminer une pression dans la chambre de mesure, l'unité de traitement et de calcul étant configurée pour prendre en compte la pression dans la chambre de mesure pour estimer une pression partielle de gaz d'intérêt dans la chambre de collecte. [0015] De préférence, le capteur de gaz est un capteur optique, comportant une source de rayonnement infra-rouge et un photodétecteur, la source de rayonnement infra-rouge et le photodétecteur étant agencés de telle sorte que le mélange gazeux s'écoule, dans la chambre de mesure, entre la source de rayonnement infra-rouge et le photodétecteur, le photodétecteur comportant deux voies de mesures configurécs pour mesurer respectivement un rayonnement infra-rouge, émis par la source de rayonnement infra-rouge, et s'étant propagé à travers la chambre de mesure dans : [0016] - une bande spectrale de mesure, correspondant à une bande spectrale d'absorption du gaz d'intérêt ; une bande spectrale de référence, considérée comme non absorbée par le gaz d'intérêt. [0017] Le dispositif peut comporter : [0018] une chambre dc mesure auxiliaire, configurée pour être occupée par l'air ambiant s'étendant autour du dispositif; un capteur auxiliaire de gaz d'intérêt, disposé dans la chambre de mesure auxiliaire, et configuré pour mesurer une concentration de gaz d'intérêt dans l'air ambiant occupant la chambre de mesure auxiliaire ; [0019] l'unité de traitement et de calcul étant configurée pour prendre en compte la mesure du capteur auxiliaire pour estimer la teneur en gaz d'intérêt dans le corps de l'utilisateur. [0020] De préférence, le capteur auxiliaire de gaz d'intérêt est un capteur optique, comportant une source auxiliaire de rayonnement infra-rouge et un photodétecteur auxiliaire, la source auxiliaire de rayonnement infra-rouge et le photodétecteur auxiliaire étant agencés de telle sorte que l'air ambiant s'étend, dans la chambre de mesure auxiliaire, entre la source auxiliaire de rayonnement infra-rouge et le photo-détecteur auxiliaire, le photodétecteur auxiliaire comportant deux voies de mesures configurées pour mesurer respectivement un rayonnement infra-rouge émis par la source auxiliaire de rayonnement infra-rouge, et s'étant propagé à travers la chambre de mesure auxiliaire dans : [0021] une bande spectrale de mesure, con-espondant à une bande spectrale d'absorption du gaz d'intérêt ; une bande spectrale de référence (X2), considérée comme non absorbée par le gaz d'intérêt. [0022] Le dispositif peut comporter : [0023] - un capteur de pression de l'air ambiant, l'air ambiant s'étendant autour du dispositif; et/ou un capteur de température de l'air ambiant ; et/ou un capteur de pression dans la chambre de collecte ; et/ou un capteur de température dans la chambre de collecte ; et/ou un capteur de température, configure pour mesurer une température de la peau ; et/ou un capteur de température dans la chambre de mesure ; et/ou un capteur d'humidité, disposé dans la chambre de mesure auxiliaire ; et/ou un capteur de pression, dans la chambre de mesure auxiliaire ; et/ou un capteur de température, dans la chambre de mesure auxiliaire. [0024] Le dispositif peut également comporter : [0025] un capteur d'humidité configure pour mesurer l'humidité de l'air ambiant s'étendant autour du dispositif ; un capteur de température configure pour mesurer la température de l'air ambiant s'étendant autour du dispositif ; un capteur de pression configure pour mesurer la pression de l'air ambiant s'étendant autour du dispositif [0026] Un deuxième objet de l'invention est un procédé d'estimation d'une teneur en gaz d'intérêt dans le sang d'un utilisateur, à l'aide d'un dispositif selon le premier objet de l'invention, le dispositif étant appliqué de telle sorte que la face de contact est disposée en regard de la peau de l'utilisateur, le procédé comportant un échauffement de la face de contact ainsi qu'une admission d'air ambiant à travers la paroi latérale du dispositif, le procédé comportant : [0027] a. une estimation d'une concentration de gaz d'intérêt dans la chambre de mesure; b. à partir de la concentration de gaz d'intérêt résultant de l'étape a), calcul d'une pression partielle de gaz d'intérêt dans la chambre de collecte; c. à partir de la pression partielle de gaz (l'intérêt dans la chambre de collecte, résultant de l'étape b), estimation (l'une pression partielle de gaz d'intérêt dissout dans le sang de l'utilisateur. [0028] L'étape c) peut comporter les sous-étapes : [0029] i. à partir de la pression partielle de gaz (l'intérêt dans la chambre de collecte, résultant de l'étape b), estimation d'une pression partielle de gaz d'intérêt transcutané, ayant diffusé à travers la peau de l'utilisateur; à partir de la pression partielle de gaz d'intérêt transcutané résultant de la sous-étape (i), estimation d'une pression partielle de gaz d'intérêt dissous dans le sang de l'utilisateur. [0030] Le procédé peut comporter une mesure dune concentration de gaz d'intérêt dans l'air ambiant, la concentration ainsi mesurée étant prise en compte dans l'étape c). [0031] Le procédé peut comporter une mesure dune pression de l'air ambiant, la pression de l'air ambiant étant prise en compte dans l'étape c). [0032] Selon un mode de réalisation, l'étape a) est mise en oeuvre à l'aide d'un capteur de gaz, disposé dans la chambre de mesure, et formé par une source de rayonnement infra-rouge et par un photodétecteur comportant deux voies de mesures configurées pour mesurer respectivement un rayonnement infra-rouge, émis par la source de rayonnement infra-rouge et s'étant propagé à travers la chambre de mesure dans : [0033] - une bande spectrale de mesure, correspondant à une bande spectrale d'absorption du gaz d'intérêt ; une bande spectrale de référence considérée comme non absorbée par le gaz d'intérêt [0034] L'étape a) peut alors comporter : [0035] une comparaison de signaux respectivement générés par les deux voies de mesure; une résolution d'un polynôme du second degré, mettant en oeuvre la comparaison ainsi que des paramètres prédéterminés, de façon à estimer la concentration de gaz d'intérêt dans la chambre de mesure. [0036] La racine du polynôme peut être une puissance non entière de la concentration de gaz d'intérêt dans la chambre de mesure. Les paramètres du polynôme du second degré peuvent être définis lors d'une phase de calibration supervisée, à l'aide d'échantillons de calibration présentant une concentration connue en gaz d'intérêt. [0037] L'étape a) peut comporter une mesure d'une teneur en vapeur d'eau dans la chambre de mesure, la teneur en vapeur d'eau étant prise en compte dans l'estimation de la concentration de gaz d'intérêt dans la chambre de mesure. [0038] Le procédé peut comporter une mesure de la température dans la chambre de mesure et dans la chambre de collecte, l'étape b) comportant une prise en compte des températures ainsi mesurées. [0039] Le procédé peut comporter une mesure de la pression dans la chambre de mesure et dans la chambre de collecte, l'étape b) comportant une prise en compte des pressions ainsi mesurées. [0040] Le gaz d'intérêt peut être du dioxyde de carbone. [0041] La bande spectrale de mesure peut être variable, de façon à adresser différents gaz d'intérêt. [0042] Un troisième objet de l'invention est un procédé d'estimation d'une concentration d'un gaz d'intérêt dans un gaz, le gaz d'intérêt présentant une bande spectrale d'absorption, 6 le gaz occupant une chambre de mesure, la chambre de mesure comportant une source de rayonnement infra-rouge et un photodétecteur, le photodétecteur comportant : [0043] une première voie, destinée à mesurer un rayonnement infra-rouge s'étant propagé à travers le gaz, et à générer un premier signal représentatif d'une quantité de lumière détectée dans la bande spectrale d'absorption ; une deuxième voie, destinée à mesurer un rayonnement infra-rouge s'étant propagé à travers le gaz, et à générer un deuxième signal représentatif d'une quantité de lumière détectée dans une bande spectrale de référence, dans laquelle l'absorption du rayonnement infra-rouge par le gaz d'intérêt est considérée comme négligeable ; [0044] le procédé étant caractérisé en ce qu'il comporte : [0045] une comparaison des signaux respectivement générés par les deux voies de mesure ; une résolution d'un polynôme du second degré, mettant en oeuvre la comparaison, ainsi que des paramètres prédéfinis, de façon à estimer la concentration de gaz d'intérêt dans la chambre de mesure. [0046] Une des racines du polynôme est alors une puissance, notamment une puissance non entière, de la concentration de l'espèce gazeuse analysée. Le calcul de la concentration peut nécessiter de calculer la racine du polynôme du second degré défini comme la puissance à un exposant égal à l'inverse de cette puissance non-entière. [0047] Les paramètres du polynôme du second degré sont de préférence définis lors d'une phase de calibration supervisée, à l'aide d'échantillons de calibration présentant une concentration connue du gaz d'intérêt analysé. [0048] Le procédé peut comporter une mesure d'une teneur en vapeur d'eau dans la chambre de mesure, la teneur en vapeur d'eau étant prise en compte dans l'estimation de la concentration de gaz d'intérêt analysé. [0049] Le gaz d'intérêt peut notamment être du dioxyde de carbone. Le gaz peut comporter de l'air. Brève description des dessins [0050] [fig.1A] [0051] [fig.113] Les figures lA et 1B sont des vues d'ensemble du dispositif [0052] [fig.2A] [0053] [fig.213] Les figures 2A et 2B représentent les principaux éléments du dispositif. [0054] [fig.3A] [0055] [fig.313] Les figures 3A et 3B schématisent respectivement l'emplacement de la chambre de mesure ainsi que la chambre de mesure. [0056] [fig.3C] La figure 3C montre un détail de l'extrémité distale du dispositif. 7 100571 Ifie.41 La figure 4 illustre les flux de gaz dans le dispositif [0058] [fig.5] La figure 5 représente les principales étapes d'un procédé mettant en oeuvre le dispositif. [0059] [fig.6A] [0060] Vig.6131 Les figures 6A et 6B représentent respectivement une chambre de mesure et une chambre de mesure auxiliaire. [0061] [fig.7A] [0062] [fig.713] Les figures 7A et 7B montrent des résultats expérimentaux obtenus. EXPOSE DE MODES DE REALISATION PARTICULIERS [0063] Les figures 1A et 1B sont des vues générales d'un exemple de dispositif 1 selon l'invention. Le dispositif 1 est destiné à être disposé au contact de la peau d'un utilisateur, humain ou animal, ou à une faible distance de la peau, typiquement inférieure à 1 cm. 11 comporte un corps principal 2 ainsi qu'un élément de fixation 3, cc dernier étant, dans cet exemple, un bracelet. Le corps principal 2 comporte une face de contact 4, destinée à être apposée sur la peau. La face de contact est sensiblement planaire, au sens où elle s'étend parallèlement à un plan XY, certaines portions pouvant être inclinées par rapport au plan XY. Le corps principal comporte également une extrémité distale 6, opposée à la face de contact 4, et sensiblement parallèle à cette dernière. La surface de contact 4 et l'extrémité distale 6 sont reliées l'une à l'autre par une face latérale 5, s'étendant autour d'un axe transversal Z, perpendiculaire au plan XY. [0064] Comme représenté sur la figure 1B, la face de contact 4 délimite une chambre de collecte 10. Cette dernière est, dans cet exemple, délimitée par une plaque, formant une partie de la face de contact 4, et dans laquelle sont ménagées des ouvertures transversales 11. Le dispositif comporte également un élément de chauffage 12, permettant de porter la face de contact 4, délimitant la chambre de collecte 10, à une température supérieure à 37°C, et de préférence comprise entre 40°C et 50°C, et de préférence entre 40°C et 45 °C, par exemple 42°C. L'élément de chauffage 12 est par exemple une résistance ménagée sur la plaque délimitant la chambre de collecte 10, produisant un chauffage par effet joule. Une augmentation locale et modérée de la température, au voisinage de la peau, favorise en effet une dilatation des capillaires sanguins, ce qui augmente la diffusion d'un gaz d'intérêt transcutané, à travers la peau. Par gaz d'intérêt, il est entendu un gaz dont on souhaite déterminer une concentration dans un corps humain ou animal vivant, et plus particulièrement dans le sang. Dans l'exemple décrit ci-dessous, de façon non limitative, le gaz d'intérêt est le dioxyde de carbone, dont on cherche à estimer une teneur dans le sang de l'utilisateur. [0065] A l'intérieur du corps principal 2, la figure 2A montre un conduit 14, destiné à guider le COD transcutané collecté par la chambre de collecte 10 jusqu'à une chambre de mesure 20, puis en aval de cette dernière, vers des sorties 14' comme décrit ci-après. 8 [0066] Afin de faciliter le transport du CO, transcutané vers la chambre de mesure 20, le corps principal 2 comporte des ouvertures 15, destinées à admettre de l'air ambiant. L'air ambiant désigne l'air s'étendant autour du dispositif 1. Dans l'exemple représenté sur la figure 2B, les ouvertures 15 sont pratiquées à travers la face latérale 5. Sous l'effet de la chaleur dégagée au niveau de la chambre de collecte 10 sous l'action de l'élément de chauffage 12, un courant de convection thermique se forme. De ce fait, le CO, transcutané et l'air ambiant admis dans le corps principal forment un mélange gazeux s'éloignant de la face de contact 4 et se propageant en direction de la chambre de mesure 20, en direction de l'extrémité 6. Ainsi, l'air ambiant admis dans le corps principal 2 à travers les ouvertures 15 agit en tant que gaz vecteur et transporte le CO, transcutané à travers le corps principal, et notamment à travers la chambre de collecte 10, jusqu'à la chambre de mesure 20. Les ouvertures latérales, ainsi que le chauffage appliqué au niveau de la chambre de collecte forment un effet cheminée, qui constitue un "moteur" permettant une propagation du CO2 à travers le corps principal 2 du dispositif, par convection. [0067] La chambre de mesure 20 est, dans cet exemple, disposée sensiblement parallèlement à la face de contact 4. La fonction de la chambre de mesure est d'estimer une concentration de CO2 du mélange gazeux circulant dans le corps principal 2. A cette fin, la chambre de mesure 20 comporte un capteur de gaz 23. Plusieurs types de capteurs peuvent être utilisés à cette fin, par exemple des capteurs optiques ou des capteurs électrochimiques, ces derniers pouvant notamment être basés sur des oxydes métalliques (capteurs MOX). Les inventeurs ont estimé qu'il était préférable d'utiliser un capteur optique, et plus précisément un capteur infra-rouge. Un tel capteur ne nécessite pas de maintenance particulière, et est particulièrement compact, ainsi que peu onéreux. De plus, un tel capteur est très spécifique pour caractériser des liaisons chimiques. Il convient à la détection de molécules de petites tailles, par exemple le dioxyde de carbone. Les capteurs de gaz basés sur une absorption de la lumière infrarouge sont connus, et sont usuellement désignés par le terme capteurs NDIR (Non Dispersive Infra Red). Ce type de capteur comporte une source de rayonnement infrarouge 21, émettant généralement dans une bande spectrale comprise entre 1 pm et 20 pin. Il comporte également un photodétecteur 22, sensible au rayonnement infrarouge. Le principe repose sur l'atténuation, par le gaz analysé, du rayonnement infrarouge, émis par la source. La source infra-rouge 21 et le photodétecteur 22 forment le capteur de gaz 23, dont le principe de fonctionnement est détaillé en lien avec les figures 6A et 6B. Le photodétecteur 22 est par exemple une thermopile. [0068] Le dispositif comporte de préférence une chambre de mesure auxiliaire 30. La chambre de mesure auxiliaire 30 comporte un capteur auxiliaire de CO2 33, fonctionnant de la même façon que le capteur 23 disposé dans la chambre de mesure 20. Il 9 comporte une source de rayonnement infra-rouge 31 ainsi qu'un photodétecteur 32. Le capteur auxiliaire 33 est destiné à estimer une concentration en CO, dans l'air ambiant entourant le corps principal 2. Le recours à un tel capteur est préférable, mais non indispensable. [0069] Le dispositif comporte des cartes électroniques 181, 182, 183 L'ensemble des cartes électronique forment une unité de traitement et de calcul 18, configurée pour piloter les différents composants électroniques du dispositif, et traiter les informations issues par les différents détecteurs. L'unité de traitement et de calcul peut comporter des moyens de calculs, par exemple un microprocesseur, embarqué sur le dispositif ou situé à distance dc ce dernier, en étant relié par une liaison filaire ou sans fil. L'unité de traitement et de calcul est également configure° pour mettre en oeuvre le procédé d'estimation de la teneur en CO2 dissout du sang de l'utilisateur, dont les principales étapes sont schématisées sur la figure 5. A cet effet, l'unité de traitement peut comporter un ou plusieurs microprocesseurs. [0070] La figure 3A représente le conduit 14, qui permet de diriger le mélange gazeux jusqu'à la chambre de mesure 20. En aval de la chambre de mesure 20, le mélange gazeux est conduit vers des ouvertures s'évacuation 16, représentées sur la figure 3C. Plus précisément, le conduit 14 est divisé en deux conduits élémentaires 14let 142, débouchant sur les ouvertures d'évacuation 16 disposées en aval des sorties 14,.La figure 3B montre la chambre de mesure 20, comportant notamment le photodétecteur 22. [0071] Au niveau de l'extrémité distale 6, des ouvertures 36 sont ménagées permettant un accès (le l'air ambiant à une chambre de mesure auxiliaire 30. La chambre de mesure auxiliaire 30 est isolée du reste des composants du corps principal, de sorte qu'elle n'est exposée qu'à l'air ambiant s'étendant autour du corps principal 2. La chambre de mesure auxiliaire ne reçoit pas le CO2 transcutané. La chambre de mesure auxiliaire 30 est optionnelle. Elle permet (l'affiner la précision avec laquelle on peut estimer la pression partielle de COn transcutanée dans le mélange gazeux circulant à travers la chambre de mesure 20. [0072] La figure 4 schématise les courants fluidiques formés au niveau du dispositif. Le CO2 transcutané est admis dans le dispositif par les ouvertures transversales 11 pratiquées dans la face de contact 4, et débouchant dans la chambre de collecte 10 (cf flèche F1). L'air ambiant est admis à travers les ouvertures 15 pratiquées dans la paroi latérale 5 (cf flèches F2). Le mélange gazeux comportant l'air ambiant et le CO2 transcutané se propage vers la chambre de mesure 20 (cf. flèche F3), à travers le conduit 14. Le mélange gazeux s'étend ensuite dans la chambre de mesure 20, entre la source de rayonnement infra-rouge 21 et le photodétecteur 22 (cf flèche F4), avant de sortir du corps principal 2 (cf. flèches F5 et F6). [0073] Parallèlement à ce flux, l'air ambiant diffuse dans la chambre de mesure auxiliaire 30 à travers les ouvertures 36 (flèches F')), et s'étend, par diffusion, à travers la chambre de mesure auxiliaire (flèches F11 et flèches F12). [0074] L'unité de traitement et de calcul 18 collecte les mesures de la pression partielle de CO, dans la chambre de mesure 20 et dans la chambre de mesure auxiliaire 30. A partir de ces mesures, on estime successivement la pression partielle de CO, transcutané, ainsi que la pression partielle de CO, dans le sang, selon les étapes schématisées sur la figure 5. [0075] Etape 100 : détermination de la concentration de CO, dans la chambre de mesure 20. [0076] La mesure de la pression partielle de CO, dans la chambre de mesure 20 constitue une étape particulièrement importante. La figure 6A schématise la chambre de mesure 20. Elle définit un volume de mesure s'étendant entre une source de rayonnement infrarouge 21 et le photodétecteur 22. La source et le détecteur sont des composants du capteur de CO, 23. [0077] Le photodétecteur 22 comporte une voie de mesure 22, et une voie de référence 222. La voie de mesure 221 est configurée pour détecter le rayonnement s'étant propagé à travers la chambre de mesure 20, dans une bande spectrale d'absorption qui correspond à l'espèce gazeuse que l'on souhaite analyser, en l'occurrence CO,. Ainsi, la voie de mesure 221 effectue une mesure de l'intensité du rayonnement transmis par le mélange gazeux dans une bande spectrale de détection centrée sur X1= 4.26 Fun. La voie de référence 222 est configurée pour détecter le rayonnement s'étant propagé à travers la chambre de mesure 20 dans une bande spectrale de référence, dans laquelle l'absorption par le mélange gazeux est considérée comme négligeable. La bande spectrale de référence est par exemple centrée sur X1= 3.91 min. On note qu'à la longueur d'onde de détection X, et à la longueur d'onde de référence 2.2, l'absorption du rayonnement par la vapeur d'eau peut être considérée comme égale. A défaut, la concentration d'humidité est prise en compte dans le modèle, comme décrit par la suite. Il en est de même de l'absorption de l'air, qui peut être considérée comme égale aux deux longueurs d'onde. [0078] La chambre de mesure 20 comporte, de préférence, un capteur de température 24 ainsi qu'un capteur d'humidité 25 et un capteur de pression 26. La chambre de mesure auxiliaire 30 comporte, de préférence, un capteur de température auxiliaire 34 et un capteur d'humidité auxiliaire 35 et un capteur de pression auxiliaire 36. [0079] Soient U0 (Â 1) et U (À 1)' les tensions mesurées aux bornes de la voie de mesure 221 respectivement en l'absence de gaz et en présence de gaz dans la chambre de mesure 20. Soient U0 ( ) et U (Â 7), les tensions mesurées aux bornes de la voie de mesure 222 respectivement en l'absence de gaz et en présence de gaz dans la chambre de mesure 20. Si CO3 est la concentration molaire de CO2 à l'intérieur du 11 mélange gazeux, on peut montrer que : [0080] [Math.1] -In Li (À i) = Ekc22(À -kco2(À.2)1C( + k1r20(À I)-ku20(À2)1CH + [A,,,(À1)-Aair(À2)1 Lf(AL7T Un(À i) UJÀ2) [0081] où : [0082] - k (7,2 est le coefficient d'atténuation du CO2 ; k H20 est le coefficient d'atténuation de la vapeur d'eau FLO ; A est l'atténuation de fair ; C1120 est la concentration molaire de H20 (vapeur d'd'eau) dans le mélange gazeux [0083] Or, on peut considérer que A a i ( À ) =A, (À 2) etk 1,1 20 ( À ) = k90 (À 2) et que k co,) (A 2) = O. 100841 L'expression (1) devient alors : [0085] [Math.2] u ( À ) ( À ) UO(À1) U0 .(7À7T [0086] Ainsi, en première approche, la concentration de CO2 d ms la chambre de mesure 20 peut ôte estimée par une comparaison, prenant la forme d'un ratio, entre les signaux U (.À 1) et U ( À 2) respectivement générés par le photodétecteur de mesure et le photodétecteur de référence, sachant que le ratio U0 ( À 1) est déterminé par une ca- U0(2, 2) libration préalablement. à l'utilisation du dispositif, et est considéré comme constant durant l'utilisation du dispositif. On parle alors de mesure différentielle, car la concentration de CO2 est estimée par une simple comparaison des signaux U (À [) et Ur (À 2)- L'expression (2) correspond à l'application d'un modèle linéaire, l'atténuation étant considérée comme variant linéairement en fonction de la concentration de CO2. [0087] Cependant, un tel modèle ne tient pas compte de plusieurs causes d'incertitudes ou de variabilités, en particulier le fait que : [0088] la concentration de vapeur d'eau C1120 dans le mélange gazeux est très su- périeure à celle de CO2; du fait de réflexions multiples à l'intérieur de la chambre de mesure, la distance parcourue par le rayonnement infra-rouge détecté, entre la source de rayonnement infra-rouge 21 et le photodétecteur 22, subit une variabilité. En effet, les parois internes de la chambre de mesure sont prérérentiellement ré- kCO2( À j,) C01 12 fléchissantes. Par conséquent, les distances parcourues par les rayons lumineux émis par la source à travers l'enceinte sont variables. Du fait de la variabilité des chemins optiques parcourus à travers le gaz, l'atténuation s'étend dans une plage de variation. La figure 6A montre différents chemins optiques, schématisés par des flèches en pointillés. Le modèle linéaire tel que décrit en lien avec l'expression (2) ne tient pas compte d'une telle variabilité des chemins optiques. la bande spectrale de détection n'est pas parfaitement monochromatique, mais s'étend sur une certaine plage spectrale Ak, autour de la longueur d'onde de détection XI. Or, dans la plage spectrale adressée, le coefficient d'atténuation du CO2k (trou de la vapeur d'eau k ,20 varient. [0089] Ces imperfections forment des sources de non-linéarité. C'est pourquoi les inventeurs considèrent que le modèle linéaire, tel qu'explicité dans les expressions (1) et (2) peut être amélioré. Ils proposent de modéliser les mesures résultant des photodétecteurs selon un modèle linéaire quadratique dépendant d'une puissance non-entière de la concentration des gaz. Selon un tel modèle, les mesures réalisées par les photodé- tecteurs de détection et de référence sont modélisées par l'expression suivante : [0090] [Math.3] U(À1) ('LÀ 2) 2" 1 u /2 - niCro - n`-111() ± il 2C mû cIC 6," Cip.) 3 [Tu (A 1) un (A A [0091] où : [0092] C , et C Tri, sont des concentrations de CO, et H20 dans le mélange gazeux, au niveau de la chambre de mesure 20; C 20 peut être obtenue en mettant en oeuvre un capteur d'humidité 25 dans la chambre de mesure 20; 1,ni,m2,n2, et q sont les paramètres scalaires du modèle ; u j , u 2 sont. les réels, pouvant être non entiers, correspondant aux puissances des concentrations ; le ratio U 0 ( ) est. déterminé par une calibration préalablement à (1" 0( 2) l'utilisation du dispositif [0093] Le terme bilinéaire c U1c 112 peut être négligé, auquel cas q = 0. CO2 ; H2O [0094] La prise en compte d'un tel modèle présente l'avantage qu'il peut être inversé analy- tiquement de façon simple, sans nécessiter des moyens de calcul importants. [0095] La concentration C 1120 est déterminée à partir du capteur d'humidité 25. Il s'agit donc d'une grandeur considérée comme connue. [0096] En effectuant les changements de variables suivants : [0097] [Math.4] 13 (4) 2 Y C "20Li + n 2C Fp° [0098] [Math.5] = qC1170M2+ m1 ( 5) [0099] [Math.6] C cu 1 ( CO2 6) 101001 L'expression (3) peut s'écrire : 101011 IMath.71 n ix2 x y 0 [0102] Il s'agit d'un polynôme du second degré, dont les solutions sont : [0103] [Math.8] X- (8) $ 2n1 [0104] et [0105] [Math.9] C c 0 2 - lk/X- ( 9 ) 101061 L'équation (8) donne deux valeurs possibles de x, dont une seule, généralement la plus faible, permet d'obtenir une concentration C 092 comprise dans une plage de valeurs prédéterminée. La plage de valeurs prédéterminée correspond à des valeurs auxquelles on peut s'attendre compte tenu de l'application visée. 101071 Le recours au capteur d'humidité 25 est préférable, mais non pas nécessaire. Selon un modèle simplifié, les mesures peuvent être modélisées par : 101081 IMath.31 br (A 1 ) u 2u - m1 Cr02 ± niC c 0 2 ( À ) U 6( À I br D (77) [0109] En effectuant un changement de variable de type : [0110] [Math.4'] U(21) u(À 2) (4') Uo ( À ) Uo(À 2) [0111] (7) 14 [Math.51 p = rni (5') [0112] [Math.61 X = Cco7u1(6 P) 101131 L'expression (3) peut s'écrire : 101141 IMath.71 n1x2+ /3x +y -0 (7') [0115] Il s'agit d'un polynôme du second degré, dont les solutions sont : [0116] [Math.81 X - (8') 2n1 [0117] Il est à noter que le recours à un tel modèle pour mesurer du CO2, ou toute autre espèce gazeuse dont on connaît une bande spectrale d'absorption, est applicable indépendamment du dispositif et de l'application décrits dans cette demande de brevet. Ainsi, un tel modèle peut être utilisé pour le traitement de mesures basées sur l'atténuation d'un rayonnement infra-rouge par une espèce gazeuse, les mesures étant réalisées à la fois dans la bande spectrale d'absorption de l'espèce gazeuse considérée et dans une bande spectrale de référence dans laquelle l'absorption du rayonnement est considérée comme négligeable. 101181 Etape 110 Détermination de la pression partielle de CO2 dans la chambre de mesure 20. 101191 Ayant déterminé la concentration molaire C cm , la pression partielle de CO, dans la chambre de mesure 20 est déterminée en appliquant la loi des gaz parfaits : 101201 1Math.101 PP0 - C00,R 1'2° (10) [0121] où : [0122] 7.12" correspond à la température dans la chambre de mesure 20, mesurée à l'aide du capteur de température 24; p2() co 2 est la pression partielle de CO2 dans la chambre de mesure 20; R est la constante des gaz parfaits. [0123] Etape 120. Détermination de la pression partielle de CO, au niveau de la chambre de collecte 10. [0124] A partir de la pression partielle de CO2 dans la chambre de mesure 20, on détermine la pression partielle de CO, au niveau de la chambre de collecte 10. Pour cela on utilise l'expression suivante, reliant la pression totale mesurée dans la chambre de mesure 20, notée p 2° a, ainsi que la pression totale mesurée dans la chambre de collecte 10, To / 2 - p v f3 -4niy notée F;40 . Total 101251 1Math.111 C p 20 (u) ri 10 r Tptal r CO2 - n20 -r Total [0126] où : [0127] n20 est la pression totale mesurée dans la chambre de mesure 20 par le r Total capteur de pression 26. nU2 est la pression totale mesurée dans la chambre de collecte 10 par un Total capteur de pression 19 disposé au niveau de la chambre de collecte 10, comme représenté sur la figure 4. [0128] Etape 130 Détermination de la pression transcutanée de CO,. [0129] Cette étape vise à déterminer la pression transcutanée de CO2 à partir de la pression partielle de CO, dans la chambre de collecte 10. Il faut tenir compte de l'arrivée d'air par les ouvertures latérales 15. La chambre de collecte 10 comporte un capteur de température 17. Le dispositif comporte également un capteur 34 de température ambiante. Lorsque le dispositif comporte une chambre de mesure auxiliaire 30, le capteur de température ambiante est de préférence disposé dans cette dernière. [0130] Selon une première approche, on néglige l'apport de CO2 transporté par l'air ambiant admis à travers les ouvertures latérales 15. On se base alors sur une hypothèse selon laquelle le CO, circulant dans le dispositif est très majoritairement du CO2 transcutané. [0131] Selon cette première approche, la pression transcutanée per de CO, dans la 0.0 chambre de collecte 10 est: [0132] [Math.12] p te c02( T [0133] où : (c /coi ncol f m.10 \ = 7-10-9 ' 00 .2 00211 [0134] pte k T l est la pression transcutanée de CO2à1a température CO2 transcutanée T(c, c'est-à-dire à la temperature de la peau, et exprimée en mmHg. Cette température peut être mesurée par un capteur de température 17', comme décrit par la suite. p COI Ir r'°) est la pression de CO, mesurée à température 7-10 dans la CO2' chambre de collecte et exprimée en mmllg ; T'° est une temperature mesurée dans la chamber de collecte par un capteur de température 17. 16 [0135] La notation X( Tx) désigne le fait qu'une grandeur X est mesurée à la température [0136] La température de la peau Tic peut être supposée connue ou mesurée par un capteur de température de peau 17', permettant de connaître la température au niveau de la peau. Le capteur de température de peau peut également permettre de réguler le chauffage de la peau par rapport à une température de consigne, cette dernière étant de 42°C. 10137] g te f col est un facteur de correction permettant de prendre en compte une dilution. CO 9 dans la chambre de collecte 10, induite par l'air admis à travers les ouvertures 15. Ce facteur peut être déterminé par l'expression suivante : [0138] [Math.13[ k H 0 0 d . jo sh. ! (..: ,c) el .s .111-) : air ± D air S te / col k 1 skin g n b 1 o o d (- 7 0 2 kblood. h' skin - -11 1) ; air skin t1 [0139] - kbiced est un coefficient de transfert massique, exprimé en m.s ', entre le sang et l'air ; S b 100 d est la surface d'échange au niveau de l'interface sang/air - n blood est un ratio de perfusion sanguine à la surface de la peau : r skin [0140] [Math.14] r, h /yod S blooti skin S s kin [0141] S bicot! est la surface de sang impliquée dans l'émission de CO, transcutanée; Ssk in est la surface de la peau impliquée dans l'émission de CO2 transcutanée : H s'agit de la surface de peau disposée en vis-à-vis du dispositif Hb o ir est un coefficient de partition sang/air correspondant également à une constant de Henry entre une concentration liquide et une concentration gazeuse ; D air est le débit d'air volumique à travers le dispositif (m s), à travers les ouvertures latérales 15, établi comme décrit par la suite : [0142] Le coefficient de transfert massique sang/air et le coefficient de partition sang/air sont des grandeurs physiologiques données dans la littérature : Par exemple, le coefficient de transfert massique k iood peut être considéré égal à 23.1 .un/s. Le co- efficient de partition sang/air H h air peut être, par exemple, considéré comme égal à 0.59 à la température de 37°C. Le ratio nbio 0 d est ajusté en fonction de la zone r skin 17 corporelle sur laquelle le dispositif 1 est appliqué. [0143] La surface de la peau Ssk in disposée en vis-à-vis du dispositif est définie par la géométrie du dispositif [0144] Cette équation peut s'écrire : [0145] [Math.16] te f oc) , pair g - m baH- 002 "7'00? [0146] où a i [0147] D : est le débit de diffusion de CO, à travers l'interface sang/air. Il peut être CO2 établi selon l'expression suivante : 101481 IMath.171 D h :air = CO2 r skin . skin fr kood° 19:ai (17) [01 49] et [0150] [Math.18] D ( R .T10 (P air n'oui i col-a tub (18 out col 10) pair a 11 ( T rn 19)) air t I I - 1`.- Di.cst la pression d'air mesurée dans la chambre de collecte 10; b est la pression d'air ambiant, mesurée par exemple dans la chambre auxiliaire 30; Rcol-amb est la résistance de Poiseuille entre la chambre de collecte et l'air ambiant ; R est la constant des gaz parfaits. 101521 La résistance de Poiseuille RCOI - uni h peut être estimée en imposant un débit d'air dans le dispositif sur un banc gaz, et en mesurant les pressions pOH COI ( Tl et p4? b Tain h ) grâce aux capteurs de pression du dispositif. On a alors: atr [0153] [Math.19] ID out CO/i 10 \ n .-r a m b a )) R col -( mb = R.Tio Cr air ki - r (19) P cor (-rio n Tao 4 air 1. airt -1 [0154] On peut montrer que : ) tele 01 LC 0220 (r20) (2o) [0155] [Math.20] CO2 [co] (T)''.gre7c01.[C0121 (r co2 'ouf air [0151] - [0156] c1 est la concentration relative de CO2 transcutané dans la chambre 2 18 de collecte 10, exprimée en ppm ; [C 010 1 est la concentration totale de CO2 dans la chambre de collecte 10, 2 1 exprimée en ppm; C 0,2 est la concentration de CO, dans la chambre de mesure 20 ; C om b est la concentration de CO2 dans l'air ambiant, mesuré dans la chambre auxiliaire 30, exprimée en ppm. [0157] Selon une deuxième approche, on tient compte des effets géométriques et des va- riations de température sur l'air ambiant. La chambre de collecte 10 comporte un capteur de température 17. Le dispositif comporte également un capteur de température ambiante 34. Lorsque le dispositif comporte une chambre de mesure auxiliaire 30, le capteur de température ambiante est de préférence disposé dans cette dernière. Selon cette deuxième approche, [0158] [Math.21] (r _I) ILI ( 10.1 co, = a (c/c0/ CO2 ; a rn a m T- te is15 0 ce, -pou] coi (T'Io) air \ f Tami-i-V Sil d'Y [0159] - Ti'mb est la température de l'air ambiant. Elle est mesurée par un capteur de température 34, ce dernier pouvant être disposé au niveau de la chambre de mesure auxiliaire 30 lorsque le dispositif est équipé d'une telle chambre ; Tt( est la temperature de la peau, par exemple égale à 42°C; T '" est la température dans la chambre de collecte, à travers de laquelle passe le CO2 transcutané ; elle est mesurée par le capteur de température 17. p a mb est la pression de l'air ambiant. Elle est mesurée par un capteur de r pression 36 de l'air ambiant, ce dernier pouvant être disposé au niveau de la chambre de mesure auxiliaire 30 lorsque le dispositif est équipé d'une telle chambre ; S15 est la surface des ouvertures latérales 15, à travers lesquelles l'air ambiant est admis dans la chambre dc collecte 10 ; S" est la surface des ouvertures transversales 11, à travers lesquelles le CO2 transcutané est admis dans la chambre de collecte 10. [0160] Selon une troisième approche, on prend également en compte la concentration de CO 2 transporté par l'air ambiant, admis dans la chambre de collecte 10 à travers les ouvertures latérales 15. La concentration de CO2 peut être prédéterminée, en prenant en compte une concentration prédéfinie, par exemple une concentration moyenne de CO2 dans l'air. De façon avantageuse, la concentration de CO2 dans l'air ambiant est mesurée à l'aide de la chambre de mesure auxiliaire 30, préalablement évoquée, ou par une autre méthode de mesure. 19 [0161] La chambre de mesure auxiliaire ne comporte que l'air ambiant. La figure 6B schématise la chambre de mesure auxiliaire. Le fonctionnement de la chambre de mesure auxiliaire 30 peut être similaire au fonctionnement dc la chambre de mesure 20. En particulier, la source auxiliaire dc rayonnement infra-rouge 31 émet un rayonnement dans une bande spectrale d'émission comprise entre 1 pm et 20 p.m. Le photodétecteur auxiliaire 32 comporte une voie dc mesure 321 centrée sur 4.28 mn et une voie dc référence 322centrée sur 3.91 pm. La chambre de mesure auxiliaire permet d'obtenir des mesures, pouvant être modélisées selon un modèle non linéaire tel que décrit en lien avec l'étape 100 : [0162] [Math.22] L/(À, ) L?" (À ) CCO2 ryl ;YU 0 2 (1/20 ,Rnibu2 Ir In -1111 n + m2 - 1,1'.0 2') otÀ 1) 0(À I) 10163] : 10164] ge-- a tu h est la concentration de CO2 dans l'air ambiant ; CO2 r a in b est la concentration d'H20 dans l'air ambiant, cette dernière pouvant H20 être mesurée par un capteur d'humidité auxiliaire 35 disposé dans la chambre de mesure auxiliaire 30. Uro(A I) et 'Hf" sont les signaux, par exemple les tensions, mesurés aux bornes de la voie de mesure 321 respectivement en l'absence de gaz et en présence de gaz dans la chambre de mesure auxiliaire 30. u 0 (À 2) et u (À 2) sont les signaux, par exemple les tensions, mesurés aux bornes du de la voie de référence 322 respectivement en l'absence de gaz et en présence de gaz dans la chambre de mesure auxiliaire 30. , n'1 , , n' et q' sont les paramètres scalaires du modèle cor- respondant au capteur auxiliaire 33; u' , u' , sont les réels, pouvant être non entiers, correspondant aux puissances des concentrations. 10165] Les valeurs ni' , n' 1 , , n'2 , et u'3 peuvent être déterminés au cours d'une phase de calibration, telle que celle décrite dans l'étape 90, 10166] La prise en compte de la concentration de CO, dans l'air ambiant est considérée comme celle susceptible de conduire à l'estimation la plus précise de la pression partielle de CO2 dans le sang. 10167] Selon cette troisième approche, on soustrait la contribution en CO2 de l'air ambiant ayant été admis dans la chambre de collecte 10 à travers les ouvertures latérales. 10168] Ainsi : [0169] [Math.25] i^ (Tm) _ D 'jr is 15 25) Icor: HÉ g kblood-kki7- - a sun 1[Tamh [0170] Or, or] ( ) (26) [0171] [Math.26] [ o,10 ( [0172] Donc : [0173] [Math.27] [co I (Ti=g ,.[0 b (27) c°I.[cof1J( - \i 101741 Db: air est le débit volumique de diffusion du CO2 à travers l'interface sang / air. C 02 Si on ne tient compte que du changement de phase sang/air, nous pouvons utiliser l'expression: [0175] [Math.28] Db:air blond s 002 skin " skin blond- H h :air (28) [0176] Si nous souhaitons aussi tenir compte de l'effet de la peau sur la diffusion du gaz, nous pouvons introduire le coefficient binaire de diffusion de la peau Dbin (m.s-1). sk in Il définit la vitesse de diffusion du gaz carbonique à travers la peau [0177] Dans ce cas, l'expression de Db: ai r devient: C 02 [0178] [Math.29] D b : air n blonds CO2 fr" skin skin 002 rblood ro col (29) [0179] vbionr, cul est le coefficient de transfert de masse tonl entre le sang et l'air 'C 02 combinant le changement de phase et la diffusion à travers la peau : [0180] [Math.30] 1 1 1 K0 CO2 h 1 °oc/ ro k bl nt/Hh:air F nbin skin n [0181] D air (Tl°) est le débit volumique d'air admis à travers les ouvertures latérales 15 dans la chambre de collecte 10, tel que : [0182] [Math.31] f out coi/ amb(Tallfb)) 10 .11)aii- ) - - Parr k R .T 31 vont coi ( .T.10 v col- an-1h -I air J- D,'r( TH') [0183] On peut également écrire : [0184] [Math .32] 21 [ con r ic 1,-, I (32' - f r. im10 \ D air' T r 3 r en 13 ( Tang b ) ) .0'c - sktn . I r'02 D (>2 [0185] Or, 20] ( 7-20) (33) [0186] [Math.33] 231 L20) D . 1; [COI (TM) 002 11 101871 Donc 101881 IMath.341 02 11 [ r '1 D Sll t "COI. C m b 1 (rumb [0189] avec : [0190] [Math.341 D (T10) tc 1 + n b i r c. 2 C 9 [0191] comme précédemment défini. [0192] Ds im est défini en lien avec l'expression (48). CO2 [0193] Pour la pression partielle, nous avons la relation : [0194] [Math.35] irc D P'm er prc T a rc col.p ( ) air 002 002\ T10 C07 CL))\ blond k P skin .S -11-12 skin [0195] ou : [0196] [Math.36] TTC I ) Dar a, r- v-2 trio) pana? 7.. )11 (36) Pr: (Tt( ) io vb :i (-0 Til) co2' CO2 [0197] Etape 140 : estimation de la pression partielle du CO, dans le sang. [0198] Cette étape vise à déterminer une fonction f, de telle sorte que : [0199] [Math.40] Pblptc ) oo d CO2 = f ( 002 (40) 102001 : 10201102 est la pression partielle de CO2 transcutanée lors de l'étape 130; C p 11'1 ° ci est la pression partielle de CO, dans le sang, ce qui est la grandeur CO2 physiologique que le procédé visé à estimer. [0202] Durant cette étape, on suppose, selon une première variante, que la pression partielle de CO, dans la chambre de collecte pl° 2 correspond à la pression partielle de CO2 c 0 transcutanée p c . C 0 2 102031 La pression partielle de CO2 dans le sang peut être estimée par une formule empirique donnée dans J.W. Severinghaus "The curent status of transcutaneous hlood gas analysis and monitoring", Blood Gas News, vol. 7, n° 2, pp 4-9, 1998. 102041 IMath.41 I p 1c,./002c, d ( ) _4 C'02 3f L - (0.046 (TtC -37)) [0205] où TIC est une température mesurée par le capteur de température 17'. [0206] Pour utiliser la formule (41), les températures sont exprimées en °C et les pressions sont exprimées en minHg. 102071 D'autres méthodes sont applicables pour estimer p1)100 d à partir de c 02 p _co 2 . Selon une première variante, on peut se baser sur une modélisation du flux de CO2 transcutané fteco2 diffusant à travers la peau. [0208] Le flux gazeux de CO2 à travers la peau g,17100e1 W collection est modélisé -1-0O2 par : [0209] Une équation de diffusion en phase gazeuse à travers la peau (effet de la peau): [0210] [Math.40] g,blood ro collection ribin rt1,171 -Ccol ) (40) = Shioo (Pt/ski/1- 002 C 0 2 C 0 2 [0211] D 11 n est un coefficient binaire de diffusion de la peau (m.s ') correspondant au co- s k in efficient de transfert de masse du gaz carbonique à travers la peau. Il est détermine soit expérimentalement sur des biopsies de peau, soit numériquement par apprentissage des paramètres du modèle sur des personnes pour lesquelles des mesures de référence de la concentration de gaz carboniques sont réalisées par une autre technique de mesure de la concentration du gaz carbonique dans le sang (prélèvement sanguin, mesure dans l'air exhalé, mesure de la pression transcutanée par capteurs électrochimiques,...) et où les paramètres sont ajustés pour faire correspondre les pressions estimées par le dispositif aux pressions de référence mesurées. [0212] c :1,1)100d est une concentration molaire de CO2 en phase gazeuse dans le sang CO2 (mol.mm') en équilibre avec la concentration en phase liquide suivant la loi de Henry : 102131 IMath.411 i7foo p Wod ( o41) CO2 co2- co2 [0214] rir » ei est la pression partielle de CO2 dans le sang, exprimée en mmHg c02 (millimeters dc mercure), et a c 0 2 est le coefficient de solubilité d'Ostwald qui peut 23 être tel que : [0215] [Math.42] = 3.3 x. 10 in-u-itir (42) 171 1/2 g [0216] c co 'est la concentration molaire de CO, qu'il y aurait à l'équilibre dans la CO2 chambre de collecte si le gaz carbonique n'était pas éliminé par convection. C'est aussi la concentration qui existe au niveau de la chambre de collecte contre la peau. C'est la concentration transcutanée correspondant à la pression transcutanéc. [0217] c coi est la concentration molaire de CO, dans la chambre de collecte 10. CO2 102181 Du fait de l'évacuation, par convection, du CO, de la chambre de collecte, la concentration c. co est différente de la concentration cco 1, '. CO) CO2 [0219] L'équation de transfert de masse entre la phase liquide et la phase gazeuse liée uniquement au changement de phase s'écrit: [0220] [Math.43] (iri,blood (o CO2IêciIOF CO2 = C-Sbioodkbioodill?:air-(Cco(01 CV,(43) [0221] En combinant les deux équations de transfert de masse, on obtient : [0222] [Math.44] (Ibioca collect on = K cbdo2 o ri od Io col .coi c , Moud) (44) CO2 tqcoa \ CO2 CO2 102231 Où K bicot/ tu col est le coefficient de transfert de masse total combinant le (702 changement de phase et la diffusion à travers la peau: [0224] [Math.451 1 1 Kblood ro k bioodH ± D19in k CO9 s in 102251 On peut déduire de ce qui précède, l'expression : ) (46) 102261 1Math.461 p ()chi t T } Ttc nbloo / -01 DM T CO2 \ 1 - T11).r1 CO2 .À "2 \ [0227] g blOull 1CGI est un facteur de correction permettant de corriger l'effet de dilution C 02 dans la chambre de collecte ainsi que l'effet de diffusion à travers la peau et l'effet du changement de phase du sang vers l'air. (45) 102281 [Math.47] 24 47) n blonds i Ic_,,ioad ta col + D skIn il CO2 Hood s Kblood to col skit1 ' ' CO2 11 blood /col ur g = C' 02 [0229] Il vient alors D aira10 skinr (48 [0230] [Math.48] D Co? p17100diT CO2 c ( C 02%. 10) [0231] Où: [0232] n s k in est un débit volumique de diffusion du CO2 à travers la peau, tel que : C 02 [0233] [Math.49[ Di = nbin CO2 skin skin (49) skin [0234] DG, Ir(y 10) est un débit volumique de l'air ambiant dans la chambre de collecte 10, tel que : [0235] [Math.50] ( ûtp:1J- col( 7-.10"1 parph I -,-.10)) D ti ( 10\ 10 alr R .T 1, 1- r not.it coi(T10) ncol - 0 IV h 50 r air -n [0236] - pain 1' ( Tl 0) est la pression du CO2, dans la chambre de collecte, venant 02 de l'air ambiant, telle que : [0237] [Math.51] no a in b ( i0' T10 pa f Ta ni b ) (5 1) CO2 Tt1nlh- c 0 2 1 [0238] R ""ib correspond à la résistance fluidique entre l'air ambiant et la chambre de collecte. [0239] La pression partielle p I ° c' d estimée par les formules qui précèdent est estimée à la c 02 température de la chambre de collecte 10, qui est plus élevée que 37°C. Or, le sang est à une température de 37°C. Il faut donc effectuer une correction de façon à obtenir une estimation de p 1' 1 c' (' d . Une telle correction peut être effectuée selon J.W. Sevc- C 02 ringhaus "The current status of transcutaneous blood gas analysis and monitoring", Blood Gas News, vol. 7, n° 2. pp 4-9, 1998, ce dernier déterminant une fonction de transfertf, telle que : 102401 [Math .52] f nbioncit.710\ Ainsi r CO2 \-L ().0461T1 37] =e ' (52) p tc, 100 20 ( T _ 37 c) où TI(' est la température dans la chambre de collecte 10 pî11011d- T10) p11100C1 370 CO, (53) c r le o2 e xp 0.046E T - 37] ) [0244] La pression partielle issue de l'équation précédente est exprimée en mmHg. [0245] Selon une deuxième variante, on prend en compte le CO, présent dans l'air ambiant admis dans la chambre de collecte à travers les ouvertures transversales. Les équations explicitées en lien avec la première variante deviennent : [0246] IMath.551 [0241] [0242] [0243] IMath.531 ri r LI nii (55) pi, I T Io gbiood1col C07.T D air (..02çr10\ CO:\ T co2 KHOOd. blimij . p .S c 02 skin ,kin [0247] g bio" col est un facteur de correction permettant de corriger l'effet de dilution C 02 dans la chambre de collecte ainsi que l'effet de diffusion à travers la peau et l'effet du changement de phase du sang vers l'air. [0248] [Math.56] n b food s biood 0 col nblood ; col I- skin . skin CV2 + Dai Uvbloori h-) Gni CO? nbïood s I-. skin ' al" CO7 skin ' - [0249] soit [0250] [Math.57] nblooclic 0 I D011. - CO2 [0251] donc [0252] [Math.58] P b Ion if vbiood io col 1-skin-n CO2 S kin air 1 Dair bl°" t'Of = 1 ± nnlood.s [k brood ll 0CO2 skinskin 58 ski n () [0253] On en déduit que : Trc c02 iO\p a in b (59) [0254] [Math.59] + T Dpsakiiriz C 0 2 phfornit c'i prc ( 02 co2 co,\ 26 [0255] D sk in est un debit volumique de diffusion du CO, à travers la peau, tel que : C 07 [0256] [Math.60] Dskin nblood s bin (60) CO2 skin sun S K I YI [0257]D air ( 110) est un dcbit volumique de l'air ambiant dans la chambre de collection 10, tel que : 102581 1Math.611 p out col( T 1 \ D an/ Tamb ) ) Da (T ) -R .T1131\ mir (61) rient Lof( 7-10)ficol-amh I- air [0259] - pain ( T:10 ) est la pression du CO2, dans la chambre de collecte venant CO21, de l'air ambiant, telle que : [0260] [Math.62] pamb f Tm\ T10 amb a Tri h ) (62) / - inb co 2 k Ta - co2 [0261] [Math.631 r, h/00.d P cl» - a pa h T11-) /s 15 0 2 [n (p10, ._ p a F711 1-.. CO2 = id - r air mtil li F -JI- aub air ' Ta \i s Ru al am S., k i , Cf c 02D [0262] En prenant en compte le modèle de Severinghaus : [0263] [Math.64] ( 110) bio ail blood P CO2 [ / C) - co2 64) exp( 0.046 - 37 ]) [0264] Dans l'expression qui précède, 110 est exprimé en °C [0265] Etapc 90 : Calibration du modèle [0266] L'étape 100 nécessite de disposer des paramètres du modèle in,,n1,m2,n,, et ainsi que les valeurs des puissances u , u 2- Pour cela, préalablement à la mise en oeuvre du procédé, on met en oeuvre une calibration, visant à déterminer les valeurs des paramètres et des puissances. La calibration peut être une calibration supervisée, en utilisant un nombre Nc.'1 d'échantillons de calibration dont la teneur en CO-, est connue. [0267] Les paramètres et puissances sont estimés en minimisant une fonctionnelle J, telle que : [0268] [Math.70] D(A ) 2 IvL el -In Ui(À 2) 70) /=1 U0(À 1) (fo(A 2) (63) 27 [0269] avec 2C12Q + (11C f CO2 ' r 7.1) [0270] [Math.701 i I) H20 [0271] uj 2111 LI f ( 2) [0272] A1 ni Cir0r2 + n C1102 + rn2CIS1O+ ulÀ1) tro( À 2) Autrement dit, [Math.71] n m2, n2, g, u u2} argnein r Mi n [0273] D'une façon générale, il s'agit de déterminer les pat amètres pour lesquels compte tenu de la concentration connue de CO2, l'application du modèle se rapproche le plus des grandeurs mesurées. [0274] Le modèle étant non-linéaire, l'ensemble des paramètres b m 2, 2, q, u u 21 minimisant J peut être déterminé en mettant en oeuvre un algorithme de Levenberg Marquardt. [0275] Un terme de régularisation peut être introduit pour rendre l'estimation des paramètres plus robuste aux erreurs de mesure et aux approximations sur le modèle : [0276] [Math.72] f iÀ V 102771 oit: 102781 - dim ( n11, n1, m2, n2, U21 ) représente la dimension du vecteur de paramètres, qui vaut dans ce cas 7 Il[in1,n1, in 7,n2, q, u1, a 2} II représente la norme du vecteur de paramètres. Dans le cas d'une norme quadratique : [0279] [Math.721 II 1) II 2 = 11112 = 1217 = + n22+ q` + 1112 I 1, n1. rn2. q, 102801 Le paramètre W peut être choisi a priori, ou déterminé automatiquement par des techniques de type validation croisée. 102811 Pour forcer le modèle à être proche d'un modèle linéaire quadratique standard on peut imposer que les puissances soient proches de 1. Dans ce cas : 102821 1Math.731 rf,IÀ eer))f: ,, 2,, 2,-2 ), 2,, Hf) . [0283] Le facteur de correction de la dilution tire I col peut être estimé en réalisant - CO2 plusieurs acquisitions d'apprentissage sur des personnes volontaires sur lesquelles des mesures de référence soit de la pression transcutanée, soit de la pression artérielle sont réalisées simultanément avec la mesure du dispositif lors de tests d'apprentissage. On estime alors la valeur moyenne du facteur ci / co if à appliquer pour que les valeurs cw2 28 estimées de la pression transeutanée p ( Tt c ) s'approchent le mieux possible C des valeurs de référence mesurées de la pression transcutanée ou que les valeurs estimées de la pression artérielle pHood (37 0 c ) s'approchent le mieux co2 possibles des valeurs de référence mesurées de la pression artérielle. [0284] Exemple de calibration en phase gazeuse [0285] Au cours d'un premier exemple, on a calibré le modèle non linéaire explicité dans l'expression (3), selon l'étape 90, en alimentant la chambre de mesure à l'aide d'un gaz dont la concentration en CO2 suivait, au cours de chaque essai, des paliers de concentrations, respectivement égaux à 0, 0.2, 0.4, 0.8, 1.6 et 3.2 mol/m3. 12 essais ont été réalisés, en faisant varier la température T2° de la chambre de mesure 20, ainsi que la concentration en valeur d'eau C H2,, , ainsi que la température T'° dans la chambre de collecte 10 [0286] Le tableau 1 montre les paramètres expérimentaux pris en compte au cours de chaque essai. [0287] [Tableaux 1] Essai C H20 (111011n) T m (°C) T2 (°C) 1 0.126 30.1 30.3 2 0.301 39.7 32.0 3 0.365 37 32.4 4 0.364 39.7 31.8 5 0.691 40.1 32.2 6 0.428 30.2 30.2 7 0.623 37.1 32.0 8 0.898 40.1 31.5 9 0.863 37.2 31.6 10 0.609 30.3 30.3 11 0.753 30.1 30.2 12 1.160 37.1 32.3 [0288] Tableau 1 [0289] On a estimé les paramètres et les puissances du modèle en considérant trois modèles : [0290] modèle A : sans prise en compte de la vapeur d'eau, tel que décrit en lien avec l'expression (3') ; modèle B : modèle de l'expression (3) sans prise en compte du terme bi- 29 linéaire, ce qui revient à considérer q = O; modèle C: modèle de l'expression (3). [0291] Le Tableau 2 présente les paramètres du modèle obtenus suite à la minimisation décrite dans l'étape 90. [0292] [Tableaux2] Paramètres Modèle A Modèle B Modèle C 1/70 1.08 0.99 1.07 in 1 0.29 0.29 0.29 u1 0.61 0.59 0.57 n i 0.051 0.048 0.044 111 2 0.0040 0.0015 u2 0.12 2.45 n2 0.065 0.00001 q 0.00028 [0293] Tableau 2 [0294] Dans le tableau 2, le paramètre ln() con-espond à urj ) iÀ Cette valeur est l i('A mesurée avant d'effectuer les essais, en l'absence de CO2 dans la chambre de mesure. [0295] Les trois modèles ont été comparés en comparant, lors de chaque essai, et pour chaque concentration de CO2, les valeurs mesurées avec les valeurs réelles des concentrations. On a calculé, pour chaque modèle, une racine carrée de l'écart quadratique moyen (RMSE) ainsi que le coefficient de détermination (R2). Le tableau 3 rassemble les résultats obtenus. [0296] [Tablcaux3] Modèle RMSE R2 A 0.0180 0.982 B 0.0140 0.989 C 0.0133 0.990 [0297] Tableau 3 [0298] Les résultats présentés dans le tableau 3 montrent que le modèle C, tel que décrit en lien avec l'expression (3) présente le coefficient RMSE le plus faible et le coefficient de détermination le plus élevé. Il est donc optimal On observe également que la prise en compte de la concentration en vapeur d'eau (modèles B et C) permet d'améliorer les performances. [0299] La figure 7A montre, pour chaque essai, les valeurs de exactes de (R in A I) [ trip 2) mesurées et les valeurs de U LA 1) 1 calculées en - (IP 2)1 mettant en oeuvre le modèle C. On observe la cohérence entre les valeurs mesurées et calculées, ce qui atteste de la pertinence du modèle. [0300] Calibration en phase liquide [0301] Afin d'estimer les constantes du modèle fluidique, il est aussi possible de réaliser une calibration en utilisant des mélanges dans un liquide de référence comme l'eau, pour des concentrations de CO2 connues. La dilution du CO, afin de réaliser les mélanges peut être accélérée en utilisant un bulleur et un mélangeur. Différentes techniques permettent de contrôler la concentration du CO-, dissout dans un liquide, par exemple de l'eau, par exemple en utilisant une sonde dédiée, par exemple une sonde submersible "Sonde CO2 Membrane/NDIR" commercialisée par AquaMS. La concentration de CO2 dissout peut également être obtenue par mesure du pH (contenu en ion hydrogène) et du kH (contenu en ion carbonate). Le gaz carbonique qui se dégage du mélange est mesuré avec le dispositif tel que précédemment décrit. La concentration du gaz carbonique dissout dans l'eau est estimée. Les paramètres du modèle sont estimés de façon à minimiser l'erreur entre la concentration de gaz carbonique estimée et les concentrations physiques des mélanges étalon. [0302] Calibration sur des volontaires par apprentissage [0303] Pour estimer les paramètres liés aux propriétés de la peau et du sang, et aussi pour calibrer les paramètres des modèles, on peut réaliser des mesures d'apprentissage sur des volontaires pour lesquels des mesures de référence sont réalisées. Ces mesures de référence peuvent être des dosages sur des prélèvements sanguins, ou des mesures dans l'air exhalé, ou une mesure de pression transcutanée à l'aide d'un dispositif du commerce comme un dispositif de mesure électrochimique. Les coefficients du modèle qui ne sont pas mesurés par des capteurs sont estimés en prenant une valeur moyenne qui s'appliquera sur l'ensemble des mesures d'apprentissage. Ces paramètres sont estimés en minimisant l'écart quadratique entre les pressions estimées par le modèle à partir des mesures réalisées par un dispositif 1 tel que précédemment décrit et les pressions délivrées par les dispositifs de référence. 103041 Essai sur un utilisateur 103051 Le dispositif 1 a été appliqué contre l'avant-bras au niveau du pli du coude d'un uti- lisateur sain subissant un test d'exercice cardiopuhnonaire. Selon ce test, l'utilisateur est placé sur un vélo et module son effort en fonction de la vitesse de pédalage. Après une période de repos, d'une durée de 9 minutes, il réalise 4 paliers de 5 minutes en augmentant progressivement la vitesse de pédalage. Il effectue ensuite deux paliers de récupération : fun à vitesse lente, l'autre au repos. La figure 7B montre une évolution 31 de la pression partielle de CO, dans la chambre de collecte, en mettant en oeuvre les étapes 100 à 120 précédemment décrites. Les points de mesure sont représentés par des croix sombres. L'axe des ordonnées correspond à la pression partielle estimée, tandis que l'axe des abscisses correspond au temps. Compte tenu de l'importance du bruit, relativement à la dynamique du signal, les valeurs mesurées ont fait l'objet d'un lissage soit par une moyenne glissante de largeur 100 s (courbe a), soit par un polynôme d'ordre 3 (courbe b). Les valeurs lissées sont cohérentes avec l'évolution de la pression partielle de CO, dans le sang lors d'un exercice cardiopulmonairc suivant un tel protocole. 31 [Revendication I] REVENDICATIONSDispositif de mesure (I), destiné à être disposé sur la peau d'un utilisateur, l'utilisateur étant un être humain ou un animal, le dispositif s'étendant entre une face de contact (4), destinée à être appliquée contre la peau de l'utilisateur et une extrémité distale (6), le dispositif comportant une paroi latérale (5), s'étendant entre face de contact et l'extrémité distalc, le dispositif comportant : au niveau de la face de contact, au moins une ouverture (II ), configurée pour collecter un gaz d'intérêt transcutané, émis à travers la peau, [ouverture étant pratiquée à travers la face de contact; une chambre de collecte (10), s'étendant entre la face de contact et une chambre de mesure (20); un capteur de gaz (23), disposé dans la chambre de mesure, et configuré pour mesurer une concentration de gaz d'intérêt s'écoulant dans la chambre de mesure ; une unité de traitement et de calcul (18), configurée pour estimer une teneur en gaz d'intérêt dans le corps de l'utilisateur à partir de la mesure issue du capteur de gaz; une source de chaleur, configurée pour porter la face de contact à une température supérieure à 37°C ; le dispositif étant caractérisé en cc qu'il comporte : une ouverture (15), formant une admission d'air, ménagée à travers la paroi latérale (5), configurée pour admettre de l'air ambiant dans la chambre de collecte (10); de telle sorte que sous l'effet de la température produite par la source de chaleur, un courant de convection d'air s'établit, l'air admis dans la chambre de collecte (10) à travers la paroi latérale entraînant le gaz d'intérêt transcutané vers la chambre de mesure (20), l'air et le gaz d'intérêt transcutané formant un mélange gazeux s'étendant dans la chambre de mesure. [Revendication 2] Dispositif selon la revendication 1, dans lequel le gaz d'intérêt est du dioxyde de carbone. [Revendication 3] Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, 33 [Revendication 4] [Revendication 5] comportant un capteur d'humidité (25) pour déterminer un niveau d'humidité dans la chambre de mesure (20), l'unité de traitement et de calcul (18) étant configurée pour prendre en compte le niveau d'humidité dans la chambre de mesure (20) pour estimer une concentration de gaz d'intérêt dans la chambre de mesure. Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, comportant un capteur de pression (26), pour déterminer une pression dans la chambre de mesure (20), l'unité de traitement et de calcul (18) étant configurée pour prendre en compte la pression dans la chambre de mesure pour estimer une pression partielle de gaz d'intérêt dans la chambre de collecte (10). Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, dans lequel le capteur de gaz (23) est un capteur optique, comportant une source de rayonnement infra-rouge (21) et un photodétecteur (22), la source de rayonnement infra-rouge et le photodétecteur étant agencés de telle sorte que le mélange gazeux s'écoule, dans la chambre de mesure (20), entre la source de rayonnement infra-rouge (21) et le photo-détecteur (22), le photodétecteur comportant deux voies de mesures (221 , 222) configurées pour mesurer respectivement un rayonnement infrarouge, émis par la source de rayonnement infra-rouge (21), et s'étant propagé à travers la chambre de mesure dans : une bande spectrale de mesure (2.1), correspondant à une bande spectrale d'absorption du gaz d'intérêt ; une bande spectrale de référence (2.,), considérée comme non absorbée par le gaz d'intérêt. [Revendication 6] Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, comportant : une chambre de mesure auxiliaire (30), configurée pour être occupée par l'air ambiant s'étendant autour du dispositif (1); un capteur auxiliaire de gaz d'intérêt (33), disposé dans la chambre de mesure auxiliaire, et configuré pour mesurer une concentration de gaz d'intérêt dans l'air ambiant occupant la chambre de mesure auxiliaire l'unité de traitement et de calcul (18) étant configurée pour prendre en 34 [Revendication 7] compte la mesure du capteur auxiliaire pour estimer la teneur en gaz d'intérêt dans le corps dc l'utilisateur. Dispositif selon la revendication 6, dans lequel le capteur auxiliaire de gaz d'intérêt (33) est un capteur optique, comportant une source auxiliaire de rayonnement infra-rouge (31) et un photodétecteur auxiliaire (32), la source auxiliaire de rayonnement infra-rouge et le photodétoeteur auxiliaire étant agencés de telle sorte que l'air ambiant s'étend, dans la chambre de mesure auxiliaire (30), entre la source auxiliaire de rayonnement infra-rouge et le photodétecteur auxiliaire (32), le photodétecteur auxiliaire comportant deux voies de mesures configurées pour mesurer respectivement un rayonnement infra-rouge, émis par la source auxiliaire de rayonnement infra-rouge, et s'étant propagé à travers la chambre de mesure auxiliaire dans : une bande spectrale de mesure (k1), correspondant à une bande spectrale d'absorption du gaz d'intérêt ; une bande spectrale de référence (k,), considérée comme non absorbée par le gaz d'intérêt. [Revendication 8] Dispositif selon l'une quelconque des revendications précédentes, comportant : un capteur de pression (36) dc l'air ambiant, l'air ambiant s'étendant autour du dispositif; et/ou un capteur dc température (34) de l'air ambiant ; et/ou un capteur de pression (19) dans la chambre de collecte ; et/ou un capteur de température (17) dans la chambre de collecte ; et/ou un capteur de température (17'), configuré pour mesurer une température de la peau ; et/ou un capteur de température (24) dans la chambre de mesure. [Revendication 9] Procédé d'estimation d'une teneur en gaz d'intérêt dans le sang d'un utilisateur, à l'aide d'un dispositif (1) selon l'une quelconque des revendications précédentes, le dispositif étant appliqué de telle sorte que la face de contact (4) est disposée en regard de la peau de l'utilisateur, le procédé comportant un échauffement de la face de contact ainsi qu'une 35 admission d'air ambiant à travers la paroi latérale (5) du dispositif, le procédé comportant : a. une estimation d'une concentration de gaz d'intérêt dans la chambre de mesure (20); b. à partir de la concentration de gaz d'intérêt résultant de l'étape a), calcul d'une pression partielle de gaz d'intérêt dans la chambre de collecte (10); c. à partir de la pression partielle de gaz d'intérêt dans la chambre de collecte (10), résultant de l'étape b), estimation d'une pression partielle de gaz d'intérêt dissout dans le sang de l'utilisateur. [Revendication 10] Procédé selon la revendication 9, dans lequel l'étape c) comporte les sous-étapes : à partir de la pression partielle de gaz d'intérêt dans la chambre de collecte, résultant de l'étape h), estimation d'une pression partielle de gaz d'intérêt transcutané, ayant diffusé à travers la peau de l'utilisateur; ii. à partir de la pression partielle de gaz d'intérêt transcutané résultant dc la sous-étape (i), estimation d'une pression partielle de gaz d'intérêt dissous dans le sang de l'utilisateur. [Revendication Il] Procédé selon l'une quelconque des revendications 9 à 10, comportant également une mesure d'une concentration de gaz d'intérêt dans l'air ambiant, la concentration ainsi mesurée étant prise en compte dans l'étape c). [Revendication 12] Procédé selon l'une quelconque des revendications 9 à 11, comportant une mesure d'une pression de l'air ambiant, la pression de l'air ambiant étant prise en compte dans l'étape c). [Revendication 13] Procédé selon l'une quelconque des revendications 9 à 12, dans lequel l'étape a) est mise en oeuvre à l'aide d'un capteur de gaz (23), disposé dans la chambre de mesure (20), et formé par une source de rayonnement infra-rouge (21) et par un photodétecteur (22) comportant deux voies de mesures (221, 222) configurées pour mesurer respectivement un rayonnement infra-rouge, émis par la source de rayonnement infra-rouge et s'étant propagé à travers la chambre de 36 mesure (20) dans : une bande spectrale de mesure (Xl), correspondant à une bande spectrale d'absorption du gaz d'intérêt; une bande spectrale de référence (k.)) considérée comme non absorbée par le gaz d'intérêt ; et dans lequel l'étape a) comporte une comparaison de signaux (U (À 1), (Jr (À 2 ) ) respec- tivement générés par les deux voies de mesure ; une résolution d'un polynôme du second degré, mettant en oeuvre la comparaison ainsi que des paramètres prédéterminés, de façon à estimer la concentration de gaz d'intérêt dans la chambre de mesure. [Revendication 14] Procédé selon la revendication 13, dans lequel la racine du polynôme est une puissance non entière de la concentration de gaz d'intérêt dans la chambre de mesure (20). [Revendication 15] Procédé selon la revendication 13 ou la revendication 14, dans lequel les paramètres du polynôme du second degré sont définis lors d'une phase de calibration supervisée, à l'aide d'échantillons de cal ibration présentant une concentration connue en gaz d'intérêt. [Revendication 16] Procédé selon l'une quelconque des revendications 13 à 15, dans lequel l'étape a) comporte une mesure d'une teneur en vapeur d'eau dans la chambre de mesure (20), la teneur en vapeur d'eau étant prise en compte dans l'estimation de la concentration de gaz d'intérêt dans la chambre de mesure (20). [Revendication 17] Procédé selon l'une quelconque des revendications 9 à 16, comportant une mesure de la température dans la chambre de mesure et dans la chambre de collecte, l'étape b) comportant une prise en compte des températures ainsi mesurées. [Revendication 18] Procédé selon l'une quelconque des revendications 9 à 17, comportant une mesure de la pression dans la chambre de mesure et dans la chambre de collecte, l'étape b) comportant une prise en compte des pressions ainsi mesurées. [Revendication 19] Procédé selon l'une quelconque des revendications 9 à 18, dans lequel le gaz d'intérêt est le dioxyde de carbone. 37 [Revendication 20] Procédé scion l'une quelconque des revendications 9 à 19, dans lequel la bande spectrale de mesure est variable, de façon à adresser différents gaz d'intérêt.