FR 2700683 A1 19940729 FR 9301132 A 19930128 Dispositif de reconnaissance de phases du sommeil, et utilisation correspondante. Le domaine de l'invention est celui de la reconnaissance et de la quantification des différentes phases du sommeil chez un sujet. Plus précisément, l'invention concerne un dispositif autonome et portatif de reconnaissance de phases de sommeil. Les applications de la reconnaissance et de la quantification des phases de sommeil sont nombreuses. Elles vont du domaine médical (diagnostic de l'apnée du sommeil en pneumologie, des troubles du sommeil, etc...) au domaine "grand public" (évaluation de la qualité et de la quantité du sommeil d'une personne). Dans le domaine médical, la reconnaissance des phases du sommeil est généralement obtenue à l'aide de polysomnographes, systèmes complexes et coûteux dont l'utilisation reste réservée à des services hospitaliers spécialisés. Ces systèmes analysent en temps différé une pluralité de signaux biologiques correspondant à une nuit de sommeil. Ils peuvent atteindre un score de bonne reconnaissance des phases de l'ordre de 90%. Cependant, la technologie d'acquisition des signaux biologiques dans ces systèmes est complexe et peu confortable pour le patient. Elle repose en effet sur l'utilisation d'une série d'électrodes fixées sur le corps du patient, et relié à une unité de traitement. La seule présence de ces électrodes et de leurs câbles de liaison peuvent perturber le sommeil du patient, en particulier s'il s'agit d'une personne souffrant de troubles du sommeil. Cela introduit donc un biais dans les mesures effectuées. Ce biais est généralement encore aggravé par le fait que le patient se trouve dans un environnement particulier (chambre d'hôpital) qui n'est pas le sien habituellement. Dans le domaine grand public, il n'existe actuellement pas de dispositif abordable et confortable pour le suivi régulier des phases de sommeil. La reconnaissance des phases du sommeil peut également permettre de contrôler le réveil d'un sujet, en fonction de ces phases. On sait en effet que le réveil doit avoir lieu, pour être agréable, au cours d'une période de sommeil lent léger. On peut aussi souhaiter que le réveil s'effectue dans une phase de sommeil paradoxal, pour se remémoriser ses rêves, ou encore après une ou deux périodes de sommeil profond, qui est le plus réparateur. Des dispositifs connus ayant cet objectif sont par exemple décrits dans le brevet FR 8606241 et le certificat d'addition FR 88 10126. Le dispositif du premier document n'est pas efficace, car il se base sur un simple calcul de cycles de sommeil, sans faire intervenir aucune donnée physiologique propre au sujet. Le second document présente un dispositif limité à la reconnaissance du sommeil paradoxal, et semble particulièrement inconfortable, puisqu'il impose la présence d'électrodes à la commissure des paupières. Un autre dispositif de réveil est décrit dans la demande de brevet FR 9109702 au nom des mêmes déposants, non encore publiée à la date de dépôt de la présente demande. Ce dispositif repose sur l'utilisation, dans un boîtier portatif, d'un capteur d'activité cardiaque permettant de suivre le pouls du sujet. Sachant que le rythme cardiaque varie en fonction des différentes phases du sommeil, leur reconnaissance est alors, en principe, aisée. Dans la pratique, les inventeurs ont constaté que la prise en compte de l'information de rythme cardiaque seule ne permet pas d'obtenir des résultats satisfaisants. Le taux de réussite de la reconnaissance par ce système reste en effet inférieur à 50%, ce qui est insuffisant pour en envisager l'utilisation, en particulier dans le domaine médical. L'invention a notamment pour objectif de pallier ces inconvénients de l'état de la technique. Plus précisément, un objectif de l'invention est de fournir un dispositif de reconnaissance de phases de sommeil, qui soit autonome et portatif. En particulier, l'invention a pour objectif de fournir un tel dispositif qui ne nécessite ni électrodes sur le corps du sujet, ni liaisons filaires avec un système externe. Un autre objectif de l'invention est de fournir un tel dispositif, qui puisse être mis en oeuvre en tout lieu, et en particulier dans l'environnement habituel du sujet porteur. L'invention a également pour objectif de fournir un tel dispositif qui puisse être utilisé sur de longues périodes (plusieurs jours), voire en permanence. L'invention a encore pour objectif de fournir un tel dispositif, qui offre une fiabilité suffisante pour pouvoir être utilisé dans le domaine médical. Pour de telles applications, un taux de réussite de reconnaissance d'au moins 80%, et préférentiellement de 85%, est souhaité. Un autre objectif de l'invention est de fournir un tel dispositif présentant un coût de revient faible, en particulier par rapport aux polysomnographes. Un objectif particulier de l'invention est encore de fournir un tel dispositif, pouvant être réalisé aisément industriellement, et ne mettant en oeuvre que des moyens connus, courants et peu coûteux. L'invention a également pour objectif de fournir un tel dispositif, qui soit simple d'usage, et qui, en particulier, ne nécessite aucune connaissance médicale ou technique particulière. L'invention a notamment encore pour objectif de fournir un tel dispositif, permettant de reconnaître et quantifier les phases de sommeil, en particulier pour: - détecter l'apnée du sommeil, - analyser les troubles du sommeil, - détecter la somnolence, - suivre et analyser la qualité et/ou la quantité du sommeil, permettre le réveil en fonction des phases du sommeil, - générer une alarme en cas de problèmes cardio-vasculaires, Ces objectifs, ainsi que d'autres qui apparaîtront par la suite, sont atteints selon l'invention à l'aide d'un dispositif de reconnaissance de phases du sommeil d'un sujet, intégrant dans un boîtier portatif autonome:: - un capteur réagissant aux variations de la pression sanguine dudit sujet, délivrant un signal représentatif de ladite pression sanguine instantanée, - des moyens de traitement dudit signal représentatif de la pression sanguine instantanée, délivrant une première information représentative de la tension artérielle dudit sujet et une seconde information représentative du rythme cardiaque dudit sujet, et - des moyens de reconnaissance de phases du sommeil, par analyse desdites première et seconde informations. L'utilisation de ces deux informations permet de corréler les résultats des mesures, et ainsi d'obtenir un taux de bonne reconnaissance de l'ordre de 80 à 85% minimum. Avantageusement, lesdits moyens de reconnaissance tiennent également compte d'une troisième information représentative de l'actimétrie dudit sujet. Cette troisième information peut être, de façon avantageuse, obtenue à l'aidev dudit capteur. Ainsi, les résultats sont encore plus fiables. De façon préférentielle, ledit capteur comprend un premier élément piézoélectrique réagissant en flexion et/ou en traction/compression aux déplacements d'un premier capteur-plaque en contact direct avec le corps dudit sujet et produisant une première différence de potentiel fonction desdits déplacements du premier capteur-plaque, et un second élément piézo-électrique de compensation réagissant en flexion et/ou en traction/compression aux déplacements d'un second capteur-plaque isolé du corps dudit sujet et produisant une seconde différence de potentiel fonction desdits déplacements du second capteur-plaque. Ces capteurs piézo-électriques présentent l'avantage d'un faible encombrement et d'une bonne sensibilité. Us sont de plus passifs, et sans nocivité physiologique. De façon avantageuse, lesdits premier et second éléments piézo-électriques sont sensiblement identiques et placés en superposition espacée. Ainsi, ils subissent sensiblement les mêmes mouvements. Dans un mode de réalisation préférentiel de l'invention, ledit premier et/ou ledit second éléments piézo-électriques sont placés au-dessus et/ou audessous d'un évidement ménagé dans un circuit imprimé et fixés audit circuit imprimé par leurs extrémités, à raide d'une colle conductrice. Avantageusement, le dispositif comprend des moyens de mesure de la pression d'application dudit capteur sur le corps dudit sujet, délivrant un signal représentatif de ladite pression d'application, et lesdits moyens de traitement corrigent ladite information représentative de la tension artérielle en fonction dudit signal représentatif de la pression d'application. En effet, cette pression peut varier au cours du temps. Elle ne doit toutefois pas induire de modifications sur l'interprétation du signal mesuré. Cela est notamment utile lorsque le dispositif comprend des moyens de positionnement et/ou de fixation par serrage en contact avec le corps dudit sujet dudit boîtier, tel qu'un bracelet. Dans ce cas, lesdits moyens de mesure comprennent par exemple un capteur réagissant à la tension desdits moyens de positionnement et/ou de serrage. De façon avantageuse, lesdits moyens de traitement comprennent au moins un des moyens appartenant au groupe comprenant: - des moyens de numérisation dudit signal représentatif de la pression sanguine instantanée, - des moyens de suppression de bruit par filtrage, - des moyens de calcul de la pression artérielle relative dudit sujet, - des moyens de calcul du rythme cardiaque dudit sujet, et lesdits moyens de calcul de la pression artérielle relative comprennent au moins un des moyens appartenant au groupe comprenant:: - des moyens de détection des extrema dudit signal représentatif de la pression sanguine instantanée sur une période de temps prédéterminée, - des moyens de contrôle et de correction mettant en oeuvre un algorithme de vraisemblance, - des moyens de correction de la pression artérielle relative en fonction de la pression exercée par ledit boîtier sur le corps dudit sujet. Dans ce cas, préférentiellement, lesdits moyens de calcul du rythme cardiaque comprennent des moyens de détermination de la période du fondamental dudit signal représentatif de la pression sanguine instantanée, tels que des moyens de filtrage multicanal comprenant une pluralité de filtres possédant chacun une bande de fréquence distincte, et des moyens de détection du filtre correspondant à ladite période du fondamental. Avantageusement, le dispositif de l'invention comprend des moyens de mémorisation d'une série de valeurs de tension artérielle et/ou d'une série de valeurs de rythme cardiaque et/ou d'une série de valeurs représentatives de l'actimétrie. I1 peut également comprendre des moyens d'analyse d'au moins une desdites séries de valeurs, effectuant au moins un des traitements appartenant au groupe comprenant: - calcul de moyennes et/ou de statistiques; - estimation et/ou prédiction de valeurs futures; - génération d'alarme en cas d'évolution alarmante. li peut de plus intégrer au moins un des moyens appartenant au groupe comprenant: - moyens de visualisation; - horloge; - moyens de réveil; - moyens de programmation desdits moyens de réveil; - moyens de mémorisation; - moyens de communication avec une unité de traitement extérieur; - moyens de mesure de la température du corps et/ou du tonus musculaire dudit sujet. D'autres caractéristiques et avantages de l'invention apparaîtront à la lecture de la description suivante d'un mode de réalisation préférentiel de l'invention, donnée à titre illustratif et non limitatif, et des dessins annexés, dans lesquels: - la figure 1 est un schéma synoptique présentant le principe général du dispositif de l'invention; - la figure 2 illustre un mode de réalisation avantageux de l'invention, dans lequel des capteurs piézo-électriques sont directement collés au circuit imprimé; - la figure 3 est le schéma électrique équivalent des capteurs piézo électriques de la figure 2; - la figure 4 présente les différents capteurs mis en oeuvre selon l'invention, dans le cas d'un dispositif se présentant sous la forme d'une montre-bracelet; - la figure 5 est un schéma synoptique détaillé d'un mode de réalisation avantageux de l'invention;; - la figure 6 présente un exemple d'un signal de pression artérielle. L'invention s'applique donc à la reconnaissance et/ou la quantification de phases du sommeil. On sait qu'une nuit de sommeil est divisible en 4 à 6 cycles, dont la durée varie de 60 à 120 minutes selon les individus, et selon l'état de fatigue ou de stress de ces individus. Chacun de ces cycles peut être décomposé en trois types de phases: le sommeil lent léger, le sommeil lent profond, le sommeil paradoxal et l'éveil. Le sommeil lent léger se retrouve plusieurs fois par cycle. I1 s'agit essentiellement d'une phase de transition entre l'éveil et une autre phase, ou entre deux autres phases. Le sommeil lent profond apparaît surtout lors du premier cycle. Sa durée diminue fortement lors des cycles suivants. C'est le sommeil de récupération physique. Sa durée dépend des efforts de la journée. Ainsi, après une privation de sommeil, sa durée par rapport aux autres phases passe de 20 % à 40 %. La quantité de sommeil lent profond par nuit est sensiblement invariante suivant le type de dormeur (petit ou grand dormeur). Durant cette phase, la mémorisation est renforcée, et les rêves sont généralement constitués d'éléments rationnels brefs. L'éveil à partir du sommeil lent profond est suivi d'une phase plus ou moins longue de confusion accompagnée de désorientation et de défaillance de la mémoire. Le sommeil paradoxal constitue la principale période de rêves. Le tonus musculaire est alors totalement aboli, et des mouvements oculaires rapides sont perceptibles. Les rêves lors de cette période sont longs, animés et plus étranges que lors du sommeil profond. Ils appartiennent davantage au domaine de l'affectivité. Un réveil pendant cette période de sommeil peut provoquer un stress. Par ailleurs, le corps est alors engourdi. S'il y a réveil juste après le sommeil paradoxal, le sujet est présent et lucide. n se souvient de ses rêves. Une augmentation de la durée de cette phase ne s'observe qu'après une privation de sommeil importante. De nombreuses données physiologiques varient en fonction de ces phases du sommeil, et notamment: - le rythme cardiaque; - la tension artérielle; - l'encéphalogramme; - la respiration; - le tonus musculaire; - les mouvements oculaires; - l'actimétrie (mouvements); Ainsi qu'on l'a déjà signalé, le rythme cardiaque est une information très pertinente pour la reconnaissance des phases du sommeil. Toutefois, l'utilisation de cette seule information, telle que proposée dans la demande de brevet FR 91 09702 déjà citée, et non encore publiée, ne permet pas d'obtenir un taux de bonne reconnaissance supérieur à 70%. On sait qu'il existe une corrélation entre les variations de certaines grandeurs physiologiques. Les polysomnographes tiennent compte, d'ailleurs, de plusieurs de ces grandeurs pour effectuer la reconnaissance des phases. Ces relations ont par exemple été étudiées dans les documents "Changes in respiration, heart rate, and systolic blood pressure in human sleep", Frederick SNYDER, J. Allan HOBSON, Donald F. MORRISON, and Frederick GOLD FRANK (National Institute of Mental Health, National Institutes of Health, Bethesda, Maryland. J. Appl. Physiol. 417-422 1964) et "Le sommeil humain, bases expérimentales physiologiques et physiopathologiques" Odile BENOIT et J.FORET (Edition Masson 1992). Dans le premier document, on peut vérifier qu'il existe une corrélation certaine dans l'évolution du pouls et de la pression artérielle en fonction du stade du sommeil. Dans le second document, on montre notamment que des indéterminations entre l'éveil et certaines phases de sommeil peuvent être levées en tenant compte des pics tensionnels. En particulier, on sait que la pression systolique moyenne baisse d'environ 5 à 15% en sommeil lent, que les les fluctuations de la pression systolique moyenne sont importantes, et qu'il apparaît une pointe tensionnelle à l'éveil. Le problème des polysomnographes (outre leur coût et leur encombrement) est que la mesure des différentes grandeurs physiologiques nécessite la présence de capteurs sur le corps du sujet Ce problème est en particulier crucial pour la mesure de la tension artérielle. Cette mesure se fait classiquement à l'aide d'un garrot à serrage et déserrage progressifs nécessitant un capteur tenu par un brassard autour du bras ou d'un doigt et des moyens annexes de gestion. Ce type de garrot présente plusieurs inconvénients : ils sont coûteux et encombrants, ils dérangent le dormeur dans son sommeil et surtout ils ne donnent pas d'information en continu. En effet, dans les polysomnographes, le garrot doit être activé à intervalle régulier (par exemple toutes les 10 minutes) pour délivrer une mesure. Aucune donnée n'est obtenue entre ces deux intervalles. ll n'est donc pas possible de connaître précisément l'instant de changement de phases, ou de détecter un réveil passager... Par ailleurs, sous l'effet du serrage du garrot, il est courant que le sujet se réveille (en particulier s'il souffre de troubles du sommeil). La mesure est alors faussée. Selon l'invention, il est proposé de tenir compte de la tension artérielle en continu. Cette approche repose sur l'observation inventive qu'il n'est pas nécessaire, dans l'application de la reconnaissance des phases du sommeil, de connaître les valeurs de tension artérielle de façon absolue, mais seulement leurs variations. En d'autres termes, l'homme du métier, et en l'occurence le médecin spécialiste du sommeil, a toujours considéré qu'il devait mesurer la tension du sujet. Les inventeurs ont vérifié cependant que la connaissance des différences de tension (mesure relative) était suffisante. Cette approche nouvelle permet par ailleurs d'effectuer la mesure de la tension en continu, en suivant les variations de pression sanguine. Elle permet également, ainsi qu'on le verra par la suite, d'intégrer les moyens de mesure dans un boîtier de taille réduite, et en particulier dans une montre-bracelet. Une mesure absolue de la tension peut être obtenue toutefois, en entrant (lors de l'achat du dispositif) une valeur de référence de tension. Des moyens permettant de déterminer la tension absolue sont décrits dans la demande de brevet conjointe, intitulée '1tensiomètre à mesure en continu, et procédé correspondant". La figure 1 illustre le principe général du dispositif de l'invention. Un capteur 11, destiné à être appliqué contre le corps du sujet, détecte les déplacements 12 de la partie du corps où il est appliqué. Le capteur il délivre un signal électrique 13, représentatif de ces déplacements. Le capteur 11 détecte donc d'une part les mouvements du sujet, et d'autre part les déplacements de la peau correspondant aux variations de pression sanguine dans un conduit sanguin à proximité du capteur. Ainsi, le signal 13 comporte notamment une information représentative des variations de pression sanguine. Ce signal 13 est ensuite traité dans des moyens de traitement 14, de façon à en extraire les informations suivantes: - une information représentative de la tension artérielle 15; - une information représentative du rythme cardiaque 16; - une information représentative de l'actlmétrie 17. Ainsi qu'on le verra par la suite, l'une de ces informations peut ne pas être considérée, dans un mode de réalisation dégradé. En ce qui concerne l'information 15 de tension artérielle, un problème particulier est rencontré, dès lors que le dispositif de l'invention n'est pas parfaitement immobilisé contre le corps du sujet, par exemple à l'aide d'adhésifs... (c'est notamment le cas si le dispositif est fixé au bras par un bracelet) : la pression appliquée par le boîtier sur la peau du sujet peut varier, soit qu'il se déplace légèrement, soit que le serrage évolue (dans le cas d'un bracelet, celui-ci peut glisser le long du poignet vers un endroit où la circonférence du poignet est plus faible. La pression est alors moins forte). Cette pression sur la peau a un lien direct avec l'amplitude du signal mesuré. On conçoit en effet que plus le boîtier exerce une pression sur la peau, plus les variations de pression sanguine présentent un niveau élevé. Ces variations de niveau ne doivent bien sûr pas être interprétée comme des variations de la pression sanguine. Pour éviter ce problème, le dispositif de l'invention propose de tenir compte d'une information 18 représentative de cette pression effectuée par le boîtier. ll peut par exemple s'agir d'une mesure de serrage du bracelet. En d'autres termes, à pression de serrage du bracelet constante, la variation d'amplitude du signal est directement liée à la pression sanguine. ll suffit de réaliser une mesure d'amplitude du signal issu du capteur pour obtenir l'information sur la pression artérielle en s'assurant de la stabilité de la contrainte induite par le bracelet. Plus généralement en mesurant la contrainte générée par le bracelet on peut corriger la mesure d'amplitude du signal qui deviendra une grandeur image de la pression sanguine. On utilise donc un capteur mesurant la contrainte induite par le bracelet. Les informations 15 à 17 sont ensuite transmises à des moyens 19 de reconnaissance des phases du sommeil. Ces moyens 19 de reconnaissance peuvent notamment comparer les informations 15 à 17 à différentes valeurs de seuil, déduites de la littérature. Avantageusement, des moyens de correction et d'ajustement sont utilisés, qui mettent par exemple en oeuvre un algorithme de vraisemblance. Ils peuvent également tenir compte de l'évolution dans le temps des informations 15 à 17. La figure 2 représente (en coupe) un exemple de capteur d'activité cardiaque qui peut avantageusement être utilisé dans le dispositif décrit ci-dessus. n s'agit d'un capteur piézo-électrique captant le bruit, c'est-à-dire les changements de pression, provoqué par le passage du sang dans les veines, par exemple au niveau du poignet. Un élément 21 en céramique piézo-électrique est collé par ses deux extrémités 21A, 21B à un circuit imprimé 22, dans lequel il a préalablement été ménagé un jour 23 permettant à l'élément 21 de se déformer. Cet élément 21 a par exemple une taille de 12 x 4 x 0,7 mm. La sensibilité de cette cellule piézo-électrique 21 est comprise entre 1 et 10 mm Hg, soit entre 1,3 et 13 kPa Une cale 24 est fixée, par collage, au centre de l'élément 21. Sur la cale 24 prend place une plaque 25 en aluminium, ou en tout autre matériau. Cette plaque 25, qui peut avoir une surface de 7 x 7 mm, se trouve au contact de la peau 26 du sujet, lorsque le dispositif est en place. La large surface de contact permet d'obtenir un signal de mouvement de forte puissance. Le mouvement de la peau est transmis à l'élément 21, par l'intermédiaire de la cale 24. Cela induit une flexion de l'élément, faisant apparaître une différence de potentiel entre les deux faces de l'élément 21. C'est cette différence de potentiel qui est fournie au module 14 de traitement du signal de la figure 1. Avantageusement, le capteur comporte un second groupe élément piézoélectrique 27 et plaque 28, isolé du corps. Ainsi la plaque libre 28 fournit un signal reflétant les mouvements du bras, mouvements qui induisent des signaux non utiles (parasites) dans le premier capteur. Une réduction de ces parasites peut être obtenue en combinant les signaux délivrés par les deux éléments 21 et 27 (soustraction du second au premier). Le second groupe, ou "capteur de bruit parasite", peut également être positionné de façon différente, au niveau de la fixation du bracelet sur le boîtier. La céramique travaille alors en traction-compression, et non plus en flexion, et capte ainsi mieux les perturbations produites par les variations de pression sur le premier capteur (toujours appliqué sur la peau) tout en étant isolé du signal utile (rythme cardiaque). Dans le mode de réalisation de la figure 2, les deux bilames (ou éléments piézo-électriques) 21 et 27 sont identiques et compensées en accélération. Elles sont montées en opposition. De façon à simplifier le montage et à limiter l'encombrement (et de réduire l'espace entre les deux cellules), les éléments 21 et 27 sont collés directement, par leurs extrémités, au circuit imprimé 22, à l'aide d'une colle conductrice. Ainsi, aucun moyen de calage ou de fixation n'est nécessaire, ni aucun moyen de câblage. D'autres techniques, plus classiques, peuvent également être utilisées. Dans le même objectif de simplification du montage et de limitation de l'encombrement, les différents circuits électriques sont avantageusement des composants 29A, 298 montés en surface (C.M.S). Sous l'effet de l'accélération, on considère que les deux bilames ne se compensent qu'à 20%. On utilisera donc le signal de l'autre cellule pour corriger toute perturbation extérieure, sachant que les réponses impulsionnelles de chaque cellule sont identiques à un coefficient de proportionnalité près. Le capteur peut donc être représenté, électriquement, par le schéma équivalent de la figure 3, associé à des amplificateurs. Les cellules 21 et 27 correspondent à deux capacités en série 31 et 32. Le signal 33 prélevé sur la capacité 32 est amplifié par l'amplificateur 34, qui délivre un signal 35 représentatif des mouvements du sujet. Le signal 36 prélevé sur la capacité 31 est également amplifié par un amplificateur 37 délivrant un signal 38 correspondant aux mouvements et aux variations de la pression artérielle. Pour obtenir un signal 39 représentatif de la pression artérielle, le signal 35 (mouvements) est soustrait du signal 38 (mouvements + pression artérielle) par un différenciateur 310. Si le dispositif prend également en compte l'actimétrie du sujet, le signal 35 est transmis (311) aux moyens de traitement. Dans ce cas, le signal 13 de la figure 1 correspond à la combinaison des signaux 39 et 311. Les gains des amplificateurs sont, à titre indicatif, de l'ordre de: plificateur 37: G1 = 50 - amplificateur 34: G2 = 200 - différenciateur 310 : G3 = 1. Les gains G1 et G2 sont différents car les sensibilités des deux capteurs sont différentes : du fait que la seconde cellule piézo-électrique est isolée, alors que la première subit la pression du poignet. Le gain G3 est choisi de façon à délivrer un signal présentant une bonne dynamique pour la conversion analogique/numérique. La figure 4 présente de façon schématique un dispositif selon l'invention, au format d'une montre-bracelet. Ainsi qu'on l'a déjà mentionné, le dispositif global est avantageusement intégré dans un boîtier 41 maintenu au poignet à l'aide d'un bracelet 42. Trois informations doivent donc être mesurées: - l'ensemble pression + mouvement 43; - le mouvement seul 44 ; - la contrainte 45 effectuée par le bracelet sur le poignet (serrage) 45. La mesure des données 43 et 44 a été décrite en liaison avec les figures 2 et 3. La cellule de mesure de la contrainte 45 doit être sensible à la composante continue. Plusieurs architectures sont possibles, et par exemple: - un capteur passe-bas mesurant la composante continue et les fluctuations de la contrainte avec des sensibilités différentes; - un capteur passe-bas ne mesurant que la composante continue exercée par le poignet sur le capteur de pression artérielle; - un capteur passe-bas mesurant la contrainte du bracelet. Sa dynamique doit être de l'ordre de 100 mm Hg soit 13 kPa. Cependant la détection de la contrainte 45 peut se faire à l'aide d'un capteur ou d'un capteur pression force moins sensible que le capteur de pression artérielle (par exemple une jauge piézo-résistive), ou à l'aide d'un capteur déplacement sachant que celui-ci est fonction de la contrainte appliquée sur le poignet (l'allongement du bracelet correspond en effet à la position du bracelet, donc à la pression du boîtier sur la peau). Dans ce dernier cas, un capteur de déplacement est fixé d'une part au boîtier 41, et d'autre part au bracelet 42. La tension subie par ce capteur est directement représentative du serrage. On présente maintenant un mode de réalisation particulier de l'invention, en liaison avec le schéma synoptique de la figure 5. Un premier élément piézo-électrique 51 détecte donc des pressions 52 correspondant aux mouvements et à la pression artérielle. I1 génère un signal électrique correspondant 53 qui est numérisé, à l'aide d'un convertisseur analogique/numérique 54. De même, un second élément piézo-électrique 55 détecte les mouvements seuls 56. Le signal électrique correspondant 57 est également numérisé, par le convertisseur analogique/numérique 58. Les deux CAN 54 et 58 échantillonnent les signaux par exemple à un rythme de 64 mesures/s. Ils peuvent avantageusement constituer deux voies d'un convertisseur se chargeant également de la conversion de la contrainte de serrage. On effectue ensuite la différence 59 entre les signaux numérisés 510 et 511, pour obtenir le signal numérique 512 représentatif de la pression artérielle seule. Dans la pratique, cette soustraction peut être double - on effectue tout d'abord une soustraction câblée, telle qu'illustrée en figure 4. En général, le signal résultant reste perturbé par les mouvements; - on réalise donc une seconde soustraction logicielle. Pour ce faire, un troisième convertisseur analogique/numérique numérise le signal "mouvements + pression artérielle" délivré par le premier élément piézo-électrique. Le traitement consiste alors à rechercher les corrélations entre les deux signaux numérisés, puis à supprimer du signal "pression artérielle" ce qui correspond aux mouvements. Ce signal 512 est transmis à un module 513 de linéarisation, de filtrage passe-bas et/ou filtrage adaptatif et de mise à l'échelle. La mise à l'échelle consiste à multiplier la valeur reçue par un coefficient de sensibilité représentatif du dispositif. Le signal correspondant 514 peut par exemple être tel que représenté en figure 6. Sur la figure 6, qui présente l'évolution de la pression artérielle en fonction du temps, on peut distinguer: - la pression systolique (SBP); - la pression diastolique (DBP); - la pression artérielle moyenne (MBP). Pour connaître ces différentes pressions on recherche les pics dans le signal 514 à l'aide d'un module 515 de détection des extrêma, sur une période paramétrable de quelques secondes. Connaissant ces extrêma 516, un module de correction 517 détermine une information 518 représentative de la tension artérielle relative du sujet (comprenant au moins une des données : SDP, DBP, MBP). La correction comprend deux niveaux. - application d'un algorithme de vraisemblance (permettant notam ment d'éliminer les données visiblement erronées); - correction fonction de la contrainte exercée par le bracelet (serrage). Pour ce deuxième niveau de correction, on met en oeuvre un capteur 519 de serrage (ou de pression), délivrant un signal 520 qui est numérisé (521) avant d'être transmis (522) au module 517 de correction. On détermine ensuite le rythme cardiaque (ou pouls), à partir de l'information 514 de tension artérielle. Cette opération consiste à mesurer la période du fondamental (61, figure 6) contenu dans le signal de pression artérielle. Plusieurs méthodes sont utilisables et nécessitent des moyens de calcul et de mémoires différents. Avec un traitement fréquentiel, on pourra utiliser une analyse spectrale ou une méthode dérivée. Avec un traitement dans le domaine temporel on utilisera un calcul d'autocorrélation à durée variable par exemple. En remarquant que la bande d'analyse est étroite et qu'il y a uniquement recherche du fondamental, une approche de calcul par filtrage multicanal 523 est souhaitable. En effet la bande d'analyse est de 30 battementsls à 240 battements/s soit 0,5Hz à 4Hz. Cette méthode a la particularité d'être peu gourmande en capacité mémoire et en nombre d'opérations à exécuter compte tenu des fréquences de chaque canal 5241 à 524N qui peuvent être 0,5 0,66 0,8 1 1,33 2 4 , correspondant à des rythmes cardiaques de 30, 40, 48, 60, 80, 120 et 240 battements/mn. A chaque canal correspond un débit sous-multiple de la cadence maximale. Ainsi on n'utilise qu'un seul gabarit de filtre. A la sortie de chaque canal 5241 à 524N on calcule (525) l'énergie du signal et la période du signal filtré, par comptage. On obtient donc un spectre de raies d'énergie et une fonction de périodes calculées. Une stratégie de sélection 525 détermine le canal le plus fiable, et délivre l'information correspondante 526 au module 527 de reconnaissance des phases du sommeil. Ce module 527 reçoit donc trois informations: - pression artérielle 518; - rythme cardiaque 526; - actimétrie 511. Dans des modes de réalisation simplifiés, il est bien sûr possible de ne pas tenir compte de l'ensemble de ces informations. Le module 527 calcule les variations de pression et de rythme qui, associées à l'actimétrie, permettent de déterminer la phase du sommeil. Chacune de ces informations (c'est-à-dire les variations de pressions, les variations de rythme cardiaque et l'actimétrie) est ensuite comparée à un ou plusieurs seuils caractéristiques des différentes phases de sommeil. Les résultats de ces comparaisons sont ensuite corrélés entre eux pour déterminer la phase de sommeil 528 en cours. Avantageusement, un algorithme de vraisemblance est mis en oeuvre pour contrôler la fiabilité de la reconnaissance. Cette information 528 de phase de sommeil peut être visualisée, par exemple à l'aide d'un écran 529 à cristaux liquides. Elle est également mémorisée, dans des moyens 530 de stockage. Ceux-ci peuvent également stocker les différentes informations 511, 518 et 527. Les données stockées 531 permettent d'effectuer des stastistiques 532, dont les résultats 533 peuvent être visualisés, mais surtout utilisés dans un module 534 de prédiction. ll est ainsi possible de générer un signal d'alarme 535, produisant un signal sonore 536, lorsque l'évolution de la pression artérielle et/ou du rythme cardiaque présente des caractéristiques dangereuses pour le sujet. I1 est à noter que ce module de prédiction est très important, car ce ne sont pas les valeurs absolues des signaux mais leurs évolutions dans le temps qui sont significatives. Pour des analyses médicales plus poussées, le dispositif peut comprendre des moyens de connexion 537, qui permettent de transmettre le contenu de la mémoire 530 vers une unité de traitement externe. Parmi les nombreuses applications médicales de l'invention, on peut notamment citer: - reconnaissance des stades de sommeil : un taux de reconnaissance de l'ordre de 85% peut être atteint, qui ouvre le champs à des nouvelles applications. - application à la somnolence : cette application est très étendue et nécessite une recherche conséquente ainsi que la réalisation de mesures comparatives. L'état de somnolence est un état transition nel entre réveil et le sommeil lent léger - stade 1. L'activité cardiaque est modifiée et le traitement de nouvelles informations réalisé par un capteur facilement portable serait très apprécié. - quantification du sommeil. A partir d'une bonne reconnaissance on peut sommer la durée des différents stades, apprécier les différents sommeils en nature et en durée et déduire d'éventuels troubles. L'analyse du sommeil le long de la nuit peut faciliter un prédiagnos tique dans certaines maladies (apnée du sommeil) par exemple. - Suivi à court terme de certaines maladies cardio-vasculaires. Le généraliste ayant un patient en consultation lui mesure la tension et lui propose le port du dispositif pendant quelques jours. Partant de sa mesure et des enregistrements faits par le dispositif il peut déduire l'évolution de la pression absolue du patient. Les maladies cardiaques sont la principale cause d'incapacités permanentes chez les adultes agés de moins de 65 ans (elles sont responsables de 50% des jours d'hospitalisation aux USA), d'après "Les maladies cardiaques, l'hypertension & l'alimentation" deAlison Hull (éditions du Trécarré). La prévention de celles-ci par un appareil portable et convivial représente donc une avancée dans le dépistage de ces maladies. Le dispositif selon l'invention peut également permettre de programmer une heure biologique de réveil. Des moyens de programmation 538 permettent de définir un intervalle de temps et une phase de sommeil 539 pendant laquelle on souhaite être réveillé. Un module 540 de détermination de l'instant du réveil peut alors générer une alarme 541, en fonction de cette programmation 539, de la phase du sommeil reconnue 528 et de l'heure 542 fournie par une horloge 543 (qui offre également avantageusement toutes les fonctions d'une montre). Cette seconde application, qui peut être cumulée ou distincte des précédentes, peut par exemple intéresser: - les médecins hypnologues (traitant des troubles du sommeil) pour les problèmes de leurs patients, qui ne peuvent tenir un compte de leurs heures de sommeil. Une ou plusieurs nuits à l'hôpital sont jusqu'ici nécessaire pour recueillir des données scientifiques. Cela coûte évidemment très cher pour une fiabilité biaisé, car on sort le patient de son environnement, ce qui perturbe fortement son sommeil; - les médecins cardiologues, pour suivre l'effort cardiaque de leurs patients tout au long de la journée; - les particuliers ayant des surcharges de travail pendant quelques jours, et voudraient ne pas perdre de temps à rêver (étudiants, professions libérales, militaires ou navigateurs...); - les malades cardiaques, qui doivent limiter leurs efforts. L'invention peut signaler un dépassement de seuil ou de fatigue accumulée; - les personnes souhaitant fractionner leurs temps de sommeil et faire une sieste, et voulant limiter la sieste au cycle le plus important et avoir une sieste courte et un réveil rapide; - les personnes ayant du mal à se lever - les personnes portant intérêt à leurs rêves; - les personnes qui veulent pouvoir gérer au mieux leurs efforts, leur récupération et leur alimentation; - etc... Par ailleurs, de nombreuses adaptations de l'invention sont envisageables, tant en ce qui concerne les types du ou des capteurs utilisés, les supports de l'invention (bracelets, bagues, systèmes adhésifs, etc...) ou les types de traitements et/ou de calculs effectués à partir des signaux issus des capteurs. REVENDICATIONS 1. Dispositif de reconnaissance de phases du sommeil d'un sujet, caractérisé en ce qu'il intègre dans un boîtier portatif autonome: - un capteur (11) réagissant aux variations (12) de la pression sanguine dudit sujet, délivrant un signal représentatif (13) de ladite pression sanguine instantanée, - des moyens de traitement (14) dudit signal représentatif (13) de la pression sanguine instantanée, délivrant une première information (15) représentative de la tension artérielle dudit sujet et une seconde informa tion (16) représentative du rythme cardiaque dudit sujet, et - des moyens de reconnaissance de phases du sommeil (19), par analyse desdites première et seconde informations (15, 16). 2. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce que lesdits moyens de reconnaissance (19) tiennent également compte d'une troisième information (17) représentative de l'actimétrie dudit sujet. 3. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 et 2, caractérisé en ce que ledit (11) capteur comprend un premier élément piézo-électrique (21) réagissant en flexion et/ou en traction/compression aux déplacements d'un premier capteur-plaque (24) en contact direct avec le corps dudit sujet et produisant une première différence de potentiel fonction desdits déplacements du premier capteurplaque (24). 4. Dispositif selon la revendication 3, caractérisé en ce que ledit capteur (11) comprend un second élément piézo-électrique (27) de compensation réagissant en flexion et/ou en traction/compression aux déplacements d'un second capteur-plaque (28) isolé du corps dudit sujet et produisant une seconde différence de potentiel fonction desdits déplacements du second capteur-plaque (28). 5. Dispositif selon les revendications 2 et 4, caractérisé en ce que lesdits moyens de traitement (14) déterminent ladite troisième information (17) à partir de ladite seconde différence de potentiel. 6. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 4 et 5, caractérisé en ce que lesdits premier et second éléments piézo-électriques (21, 27) sont sensible ment identiques et placés en superposition espacée. 7. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 3 à 6, caractérisé en ce que ledit premier et/ou ledit second éléments piézo-électriques (21, 27) sont placés au-dessus et/ou au-dessous d'un évidement (23) ménagé dans un circuit imprimé (22) et fixés audit circuit imprimé (22) par leurs extrémités (21A, 21B). 8. Dispositif selon la revendication 7, caractérisé en ce que ledit premier et/ou ledit second éléments piézo-électriques (21, 27) sont collés audit circuit imprimé (22) par leurs extrémités (21A, 21s) > à l'aide d'une colle conductrice. 9. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 8, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens (519) de mesure de la pression d'application (18; 45; 519) dudit capteur (11 ;21) sur le corps dudit sujet, délivrant un signal (520) représentatif de ladite pression d'application, et en ce lesdits moyens de traitement (14 ; 517) corrigent ladite information représentative de la tension artérielle (15; 516) en fonction dudit signal représentatif (18; 520) de la pression d'application. 10. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 9, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens (42) de positionnement et/ou de fixation par serrage en contact avec le corps dudit sujet dudit boîtier (41). 11. Dispositif selon la revendication 10, caractérisé en ce que lesdits moyens de positionnement et/ou de serrage comprennent un bracelet (42). 12. Dispositif selon la revendication 9 et l'une quelconque des revendications 10 et 11, caractérisé en ce que lesdits moyens de mesure (519) comprennent un capteur réagissant à la tension desdits moyens (42) de positionnement et/ou de serrage. 13. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 12, caractérisé en ce que lesdits moyens de traitement (14) comprennent au moins un des moyens appartenant au groupe comprenant: - des moyens (54) de numérisation dudit signal (53) représentatif de la pression sanguine instantanée, - des moyens (513) de suppression de bruit par filtrage, - des moyens (515, 517) de calcul de la pression artérielle relative (518) dudit sujet, - des moyens (523) de calcul du rythme cardiaque (526) dudit sujet. 14. Dispositif selon la revendication 13, caractérisé en ce que lesdits moyens de calcul de la pression artérielle relative comprennent au moins un des moyens appartenant au groupe comprenant: - des moyens (515) de détection des extrema (516) dudit signal (514) représentatif de la pression sanguine instantanée sur une période de temps prédéterminée, - des moyens (517) de contrôle et de correction mettant en oeuvre un algorithme de vraisemblance, - des moyens (517) de correction de la pression artérielle relative en fonction de la pression exercée (520) par ledit boîtier sur le corps dudit sujet. 15. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 13 et 14, caractérisé en ce que lesdits moyens de calcul du rythme cardiaque comprennent des moyens (523) de détermination de la période du fondamental dudit signal (514) représentatif de la pression sanguine instantanée. 16. Dispositif selon la revendication 15, caractérisé en ce que lesdits moyens de détermination comprennent des moyens (523) de filtrage multicanal comprenant une pluralité de filtres (5241 à 524N) possédant chacun une bande de fréquence distincte, et des moyens (525) de détection du filtre correspondant à ladite période du fondamental. 17. Dispositif selon rune quelconque des revendications 1 à 16, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens de mémorisation d'une valeur de tension artérielle de référence, correspondant sensiblement à la tension artérielle dudit sujet en état de veille. 18. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 17, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens (530) de mémorisation d'une série de valeurs de tension artérielle et/ou d'une série de valeurs de rythme cardiaque et/ou d'une série de valeurs représentatives de l'actimétrie. 19. Dispositif selon la revendication 18, caractérisé en ce qu'il comprend des moyens (532, 534) d'analyse d'au moins une desdites séries de valeurs, effectuant au moins un des traitements appartenant au groupe comprenant: - calcul (532) de moyennes et/ou de statistiques; - estimation et/ou prédiction (534) de valeurs futures; - génération d'alarme (536) en cas d'évolution alarmante. 20. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 22, caractérisé en ce qu'il comprend de plus au moins un des moyens appartenant au groupe comprenant: - moyens de visualisation (529); - horloge (543); - moyens de réveil (536, 540); - moyens de programmation (538) desdits moyens de réveil - moyens de mémorisation (530); - moyens de communication (537) avec une unité de traitement extérieur; - moyens de mesure de la température du corps et/ou du tonus musculaire dudit sujet. 21. Dispositif de reconnaissance de phases du sommeil d'un sujet, caractérisé en ce qu'il comprend dans un boîtier portatif autonome: - un capteur (11) réagissant aux variations (12) de la pression sanguine dudit sujet, délivrant un signal (13) représentatif de ladite pression sanguine instantanée, - des moyens (14) de traitement dudit signal (13) représentatif de la pression sanguine instantanée, délivrant une première information (15) représentative de la tension artérielle dudit sujet, - des moyens de détermination d'une seconde information (18) représen tative de l'actimétrie dudit sujet et - des moyens (19) de reconnaissance de phases du sommeil, par analyse desdites première et seconde informations (15, 18). 22. Dispositif selon la revendication 21, caractérisé en ce que ledit capteur (11) comprend un premier élément piézo-électrique (21) réagissant en flexion et/ou en traction/compression aux déplacements d'un premier capteur-plaque (25) en contact direct avec le corps dudit sujet et produisant une première différence de potentiel fonction desdits déplacements du premier capteur-plaque (25), et un second élément piézo-électrique (27) de compensation réagissant en flexion et/ou en traction/compression aux déplacements d'un second capteur-plaque (28) isolé du corps dudit sujet et produisant une seconde différence de potentiel fonction desdits déplacements du second capteur-plaque (28), lesdits moyens de traitement (14) déterminant ladite première information (15) à partir des première et seconde différence de potentiel et ladite seconde information (18) à partir de ladite seconde différence de potentiel. 23. Utilisation du dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 22 pour au moins une des applications appartenant au groupe comprenant: - reconnaissance des phases du sommeil; - réveil du sujet dans une phase de sommeil prédéterminée et/ou dans un intervalle de temps déterminé; - détection de la somnolence; - quantification du sommeil; - détection des troubles du sommeil; - détection de l'apnée du sommeil; - surveillance de maladies cardio-vasculaires.