FR 3100705 A1 20210319 FR 1910162 A 20190913 Procédé de détermination du taux respiratoire L’invention concerne un procédé (100) de détermination du taux respiratoire R d’au moins un utilisateur comprenant au moins les étapes suivantes : a. Estimation (120) de la fréquence cardiaque Fc à partir d’au moins un photoplethysmogramme S(t) acquis dudit au moins un utilisateur ; b. Obtention (130) d’au moins trois signaux ; c. Génération d’un signal S8 à partir desdits au moins trois signaux obtenus ; d. Traitement algorithmique (140) de chaque signal obtenu et de S8 par au moins deux algorithmes Ai et Aj de sorte à obtenir au moins deux taux respiratoires estimés pour chaque signal traité ; e. Calcul (150) d’au moins deux taux respiratoires intermédiaires rm et rn à partir des taux respiratoires estimés (Rx.Ai, Rx.Aj) ; f. Détermination (160) du taux respiratoire R en calculant la médiane desdits au moins deux taux respiratoires intermédiaires. Figure pour l’abrégé : Fig. 3 Procédé de détermination du taux respiratoire La présente invention concerne le domaine des dispositifs de collecte de données médicales, en particulier des procédés de mesure d’un taux respiratoire chez un utilisateur. Il existe de nombreuses solutions dans l’art antérieur visant à déterminer le taux respiratoire d’un utilisateur. Par exemple, des solutions utilisent la mesure du déplacement de la cage thoracique, d’autre la pression de l’air en sortie des voies respiratoires. Une des principales problématiques des solutions de l’art antérieur se trouve dans l’encombrement qu’entraîne ce type de solutions. Bien souvent l’utilisateur doit porter sur lui un équipement portable pas facile à ajuster ou un équipement non-portable et encombrant. De nouvelles solutions ont été imaginées, mais sans succès, en se basant sur le rythme cardiaque pour en déduire le rythme respiratoire. Ces solutions ont généralement conduit à un manque de reproductibilité, à une fiabilité très faible ou encore à des erreurs importantes du taux respiratoire ainsi déterminé. La présente invention se propose de solutionner ces diverses problématiques. RÉSUMÉ La présente invention concerne un procédé de détermination du taux respiratoire R d’au moins un utilisateur comprenant au moins les étapes suivantes : Estimation de la fréquence cardiaque Fc à partir d’au moins un photoplethysmogramme S(t) acquis dudit au moins un utilisateur ; Obtention d’au moins trois signaux (S1, …S7) distincts les uns des autres, chaque signal obtenu (S1, …S7) étant fonction dudit au moins un photoplethysmogramme S(t) acquis ; Chacun de ces signaux peut être désigné signal primaire. Génération d’un signal S8 à partir desdits au moins trois signaux (S1, …, S7) obtenus (S1, …S7). Ce signal peut être désigné signal complexe. Traitement algorithmique de chacun des au moins trois signaux obtenus (S1, …S7) et du signal S8 par au moins deux algorithmes Ai et Aj de sorte à obtenir au moins deux taux respiratoires estimés, respectivement Rx.Ai et Rx.Aj, pour chaque signal Sx traité respectivement par l’algorithme Ai et par l’algorithme Aj, chaque signal Sx étant pris parmi lesdits au moins trois signaux obtenus (S1, ..., S7) et le signal S8; les au moins deux algorithmes Ai et Aj étant distincts l’un de l’autre ; Calcul d’au moins deux taux respiratoires intermédiaires r m et r n à partir des taux respiratoires estimés (Rx.Ai, Rx.Aj) ; Détermination du taux respiratoire R en calculant la médiane desdits au moins deux taux respiratoires intermédiaires r m et r n . La présente invention permet de déterminer de manière simple, rapide et fiable le taux respiratoire d’un utilisateur à partir de la mesure d’un photoplethysmogramme. La présente invention permet d’utiliser un dispositif de mesure simple et ne requiert pas une haute précision dans la mesure du photoplethysmogramme. La présente invention permet ainsi une économie de ressource matérielle et de calcul pour la détermination d’un paramètre physiologique à partir d’une simple mesure d’un photoplethysmogramme sur une durée très courte. De préférence, le temps d’acquisition du photoplethysmogramme est supérieur à 30 secondes, de préférence à 1 minute et avantageusement à 2 minutes. L’exploitation de la diversité des signaux respiratoires que l’on peut extraire à partir d’un signal pléthysmographie et l’utilisation de plusieurs approches algorithmiques permet d’engendrer une richesse d’information permettant ainsi d’estimer le taux respiratoire de façon fiable tout en minimisant l’erreur moyenne absolue appelée EMA. Avantageusement, la présente invention permet d’obtenir une valeur d’un taux respiratoire d’un utilisateur à partir d’une mesure pouvant être bruitée. Avantageusement, la présente invention permet d’obtenir une valeur d’un taux respiratoire d’un utilisateur à partir d’un dispositif de mesure pouvant être bon marché. Avantageusement, la présente invention permet d’obtenir une valeur fiable d’un taux respiratoire d’un utilisateur. La présente invention concerne également un procédé de détermination du taux respiratoire R d’au moins un utilisateur comprenant au moins les étapes suivantes : Acquisition d’au moins un photoplethysmogramme S(t) dudit utilisateur, de préférence à une fréquence supérieure ou égale à 50Hz ; Filtrage dudit photoplethysmogramme, de préférence par un filtre passe-bande, de préférence compris entre 0.5Hz et 4Hz, de sorte à générer un premier photoplethysmogramme filtré ; Estimation de la fréquence cardiaque Fc à partir du photoplethysmogramme filtré, de préférence en identifiant la valeur maximale de la densité spectrale de puissance du photoplethysmogramme filtré ; Filtrage du premier photoplethysmogramme filtré entre Fc/20 et 4Hz de sorte à générer un deuxième photoplethysmogramme filtré ; Obtention d’au moins trois signaux distincts les uns des autres pris parmi les signaux suivants S1, S2, S3, S4, S5, S6 et S7 : un signal S1 obtenu par Application d’un filtre passe-bande entre Fc/20 et Fc/2 au deuxième photoplethysmogramme filtré. un signal S2 obtenu par : détermination des sommets des battements de l’enveloppe supérieure du deuxième photoplethysmogramme filtré, puis par filtrage du signal des sommets des battements de l’enveloppe supérieure par un filtre passe-bande entre Fc/20 et Fc/2. un signal S3 obtenu par : détermination des vallées des battements de l’enveloppe inférieure du deuxième photoplethysmogramme filtré ; puis par filtrage du signal des vallées des battements de l’enveloppe inférieure par un filtre passe-bande entre Fc/20 et Fc/2 ; un signal S4 obtenu par : Génération d’une onde de vélocité du pouls VPG en effectuant une dérivée de première ordre du photoplethysmogramme S(t) par rapport à la coordonnée temporelle dudit photoplethysmogramme S(t) ; Détermination des positions Pi des sommets de l’onde de vélocité du pouls VPG ; Obtention d’un signal de variation des points d’inflexion en reportant des valeurs dudit photoplethysmogramme S(t) aux positions Pi ; Sur-échantillonnage du signal de variation des points d’inflexion jusqu’à une fréquence Fs prédéterminée, de préférence généralement équivalente à celle du signal S(t) ; Filtrage en passe-bande entre les fréquences Fc/20 et Fc/2 du signal suréchantillonné ; un signal S5 obtenu par : Localisation des points d’inflexion Pi dans une montée systolique d’un battement de cœur de l’utilisateur en identifiant la position des sommets de la dérivée de premier ordre du photoplethysmogramme S(t) par rapport à la coordonnée temporelle dudit photoplethysmogramme S(t) Obtention d’un signal de variation des points d’inflexion Pi en reportant des valeurs de différences temporelles entre Pi et Pi-1; Sur-échantillonnage de ce signal d’intervalles des points d’inflexion Pi jusqu’à une fréquence Fs prédéterminée, de préférence généralement du même ordre que S(t); Filtrage en passe-bande entre les fréquences Fc/20 et Fc/2 du signal suréchantillonné ; un signal S6 obtenu par : détermination des variations d’amplitude du deuxième photoplethysmogramme filtré, puis par filtrage par un filtre passe-bande entre Fc/20 et Fc/2 du signal de variations d’amplitude ; un signal S7 obtenu par : détermination des vallées des battements de l’enveloppe inférieure du deuxième photoplethysmogramme filtré, suréchantillonnage du signal des vallées des battements de l’enveloppe inférieure jusqu’à une fréquence Fs prédéterminée, de préférence généralement du même ordre que la fréquence du signal S(t); Dérivation au premier ordre selon la coordonnée temporelle du signal suréchantillonné ; puis par filtrage du signal dérivé par un filtre passe-bande entre Fc/20 et Fc/2 ; Génération d’un signal S8 à partir desdits au moins trois signaux obtenus, l’étape de génération du signal S8 comprenant les étapes suivantes : Calcul, pour chaque signal desdits au moins trois signaux obtenus, d’un signal d’autocorrélation normalisé ; Calcul de la moyenne arithmétique des signaux d’autocorrélations normalisés ; Traitement algorithmique de chacun dess au moins trois signaux obtenus et du signal S8 par au moins deux algorithmes Ai et Aj de sorte à obtenir au moins deux taux respiratoires estimés, respectivement Rx.Ai et Rx.Aj, pour chaque signal Sx traité respectivement par l’algorithme Ai et par l’algorithme Aj, chaque signal Sx étant pris parmi lesdits au moins trois signaux obtenus et le signal S8 ; les au moins deux algorithmes Ai et Aj étant distincts l’un de l’autre et étant pris parmi au moins les algorithmes A1, A2, A3 et A4 suivants : un algorithme A1 comprenant au moins les étapes suivantes appliquées au signal Sx : Collecte des points de mesure correspondant à un croisement des abscisses par le signal considéré, soit Sx(t) = 0 ; Calcul de l’intervalle moyen Tm entre chacun des points de traversé des abscisses ; Calcul de Rx.A1 avec Rx.A1 = 60/(2*Tm) ; un algorithme A2 comprenant au moins les étapes suivantes appliquées au signal Sx : Collecte des points de mesure correspondant au sommet des ondulations du signal considéré ; Calcul de l’intervalle moyen Ts entre chacun des points des sommets ; Calcul de Rx.A2 avec Rx.A2 = 60/(Ts) ; un algorithme A3 comprenant au moins les étapes suivantes appliquées au signal Sx : Détermination de la densité spectrale de correntropie en calculant la transformée de Fourrier de l’autocorrentropie centrée du signal considéré ; Extraction de Rx.A3 en déterminant le sommet de la densité spectrale de correntropie sur une plage fréquentielle prédéterminée, de préférence entre max(Fc/20, 0.05) et min(Fc/2,1) où 0.05Hz et 1 Hz correspondent respectivement à des taux respiratoires de 3 et 60 respirations par minute ; un algorithme A4 comprenant au moins les étapes suivantes appliquées au signal Sx : Calcul du signal d’autocorrélation du signal considéré ; Collecte des points de mesure correspondant au sommet des ondulations du signal d’autocorrélation du signal considéré ; Calcul de l’intervalle moyen Tas entre chacun des points des sommets ; Calcul de Rx.A4 avec Rx.A4 = 60/(Tas) ; Calcul d’au moins deux taux respiratoires intermédiaires r m et r n pris parmi au moins les taux respiratoires intermédiaires r1, r2, r3 et r4 suivants : r1 est égal à la valeur médiane des taux respiratoires estimés Rx.Ay d’un signal Sx, Sx étant pris parmi au moins les signaux obtenus ; r2 correspond au sommet de l’histogramme formé par les taux respiratoires estimés Rx.Ay de chaque signal Sx considéré pris parmi les signaux obtenus traités au travers de chaque algorithme Ay considéré pris parmi A1 à A4 ; r3 est égal à la valeur médiane des taux respiratoires estimés Rx.A3 pour chaque signal Sx considéré pris parmi les signaux obtenus traité par l’algorithme A3 ; r4 est égal à la valeur médiane des taux respiratoires estimés R8.Ay du signal S8 traité au travers de chaque algorithme Ay considéré pris parmi A1 à A4 ; Détermination du taux respiratoire R en calculant la médiane desdits au moins deux taux respiratoires intermédiaires. La présente invention concerne aussi un produit programme d’ordinateur, de préférence enregistré sur un support non transitoire, comprenant des instructions, qui lorsqu’elles sont effectuées par au moins l’un parmi un processeur et un ordinateur, font que l’au moins un parmi le processeur et l’ordinateur, exécute le procédé selon l’une quelconque des revendications précédentes. La présente invention concerne enfin un dispositif de mesure d’un photoplethysmogramme S(t) d’un utilisateur connecté à au moins une unité de traitement de données comprenant au moins une mémoire non transitoire comprenant un produit programme d’ordinateur selon la revendication précédente. Les buts, objets, ainsi que les caractéristiques et avantages de l’invention ressortiront mieux de la description détaillée d’un mode de réalisation de cette dernière qui est illustré par les dessins d’accompagnement suivants dans lesquels : La figure 1 représente un dispositif de mesure selon un mode de réalisation de la présente invention. La figure 2 représente un dispositif de mesure selon un autre mode de réalisation de la présente invention. La figure 3 représente un diagramme schématisant un mode de réalisation du procédé selon la présente invention. La figure 4 représente un exemple de photoplethysmogramme S(t) d’un utilisateur. La figure 5 représente le signal S1 selon un mode de réalisation de la présente invention. La figure 6 représente le signal S2 selon un mode de réalisation de la présente invention. La figure 7 représente le signal S3 selon un mode de réalisation de la présente invention. La figure 8 représente le signal S4 selon un mode de réalisation de la présente invention. La figure 9 représente le signal S5 selon un mode de réalisation de la présente invention. La figure 10 représente le signal S6 selon un mode de réalisation de la présente invention. La figure 11 représente le signal S7 selon un mode de réalisation de la présente invention. La figure 12 représente le signal S8 selon un mode de réalisation de la présente invention. La figure 13 représente le calcul d’un taux respiratoire intermédiaire r2 selon un mode de réalisation de la présente invention. Les dessins sont donnés à titre d'exemples et ne sont pas limitatifs de l’invention. Ils constituent des représentations schématiques de principe destinées à faciliter la compréhension de l’invention et ne sont pas nécessairement à l'échelle des applications pratiques. En particulier les dimensions ne sont pas représentatives de la réalité. Procédé (100) de détermination du taux respiratoire R d’au moins un utilisateur comprenant au moins les étapes suivantes : Estimation (120) de la fréquence cardiaque Fc à partir d’au moins un photoplethysmogramme S(t) acquis dudit au moins un utilisateur ; Obtention (130) d’au moins trois signaux (S1, …S7) distincts les uns des autres, chaque signal obtenu (S1, …S7) étant fonction dudit au moins un photoplethysmogramme S(t) acquis ; Génération (138) d’un signal S8 à partir desdits au moins trois signaux obtenus (S1, …, S7); Traitement algorithmique (140) de chacun des au moins trois signaux obtenus (S1, ..., S7) et du signal S8 par au moins deux algorithmes Ai et Aj, de sorte à obtenir au moins deux taux respiratoires estimés, respectivement Rx.Ai et Rx.Aj, pour chaque signal Sx traité respectivement par l’algorithme Ai et par l’algorithme Aj, chaque signal Sx étant pris parmi lesdits au moins trois signaux obtenus (S1, ..., S7) et le signal S8; les au moins deux algorithmes Ai et Aj étant distincts l’un de l’autre ; Calcul (150) d’au moins deux taux respiratoires intermédiaires r m et r n à partir des taux respiratoires estimés (Rx.Ai, Rx.Aj) ; Détermination (160) du taux respiratoire R en calculant la médiane desdits au moins deux taux respiratoires intermédiaires r m et r n . Procédé (100) selon la revendication précédente comprenant, avant l’étape d’estimation de la fréquence cardiaque Fc, une étape de filtrage dudit photoplethysmogramme, de préférence par un filtre passe-bande, de sorte à générer un premier photoplethysmogramme filtré. Procédé (100) selon la revendication précédente comprenant, après l’étape d’estimation de la fréquence cardiaque Fc, une étape additionnelle de filtrage dudit premier photoplethysmogramme filtré entre Fc/20 et 4Hz de sorte à générer un deuxième photoplethysmogramme filtré Procédé (100) selon la revendication précédente dans lequel lesdits au moins trois signaux (S1, …, S7) distincts obtenus sont pris parmi au moins les signaux suivants S1, S2, S3, S4, S5, S6 et S7 : un signal S1 (131) obtenu par Application d’un filtre passe-bande entre Fc/20 et Fc/2 au deuxième photoplethysmogramme filtré. un signal S2 (132) obtenu par : détermination des sommets des battements de l’enveloppe supérieure du deuxième photoplethysmogramme filtré, puis par filtrage du signal des sommets des battements de l’enveloppe supérieure par un filtre passe-bande entre Fc/20 et Fc/2. un signal S3 (133) obtenu par : détermination des vallées des battements de l’enveloppe inférieure du deuxième photoplethysmogramme filtré ; puis par filtrage du signal des vallées des battements de l’enveloppe inférieure par un filtre passe-bande entre Fc/20 et Fc/2 ; un signal S4 (134) obtenu par : Génération d’une onde de vélocité du pouls VPG en effectuant une dérivée de première ordre du photoplethysmogramme S(t) par rapport à la coordonnée temporelle dudit photoplethysmogramme S(t) ; Détermination des positions Pi des sommets de l’onde de vélocité du pouls VPG ; Obtention d’un signal de variation des points d’inflexion en reportant des valeurs dudit photoplethysmogramme S(t) aux positions Pi ; Sur-échantillonnage du signal de variation des points d’inflexion jusqu’à une fréquence Fs prédéterminée ; Filtrage en passe-bande entre les fréquences Fc/20 et Fc/2 du signal suréchantillonné ; un signal S5 (135) obtenu par : Localisation des points d’inflexion Pi dans une montée systolique d’un battement de cœur de l’utilisateur en identifiant la position des sommets de la dérivée de premier ordre du photoplethysmogramme S(t) par rapport à la coordonnée temporelle dudit photoplethysmogramme S(t) Obtention d’un signal de variation des points d’inflexion Pi en reportant des valeurs de différences temporelles entre Pi et Pi-1; Sur-échantillonnage de ce signal d’intervalles des points d’inflexion Pi jusqu’à une fréquence Fs prédéterminée ; Filtrage en passe-bande entre les fréquences Fc/20 et Fc/2 du signal suréchantillonné ; un signal S6 (136) obtenu par : détermination des variations d’amplitude du deuxième photoplethysmogramme filtré, puis par filtrage par un filtre passe-bande entre Fc/20 et Fc/2 du signal de variations d’amplitude ; un signal S7 (137) obtenu par : détermination des vallées des battements de l’enveloppe inférieure du deuxième photoplethysmogramme filtré, suréchantillonnage du signal des vallées des battements de l’enveloppe inférieure jusqu’à une fréquence Fs prédéterminée ; Dérivation au premier ordre selon la coordonnée temporelle du signal suréchantillonné ; puis par filtrage du signal dérivé par un filtre passe-bande entre Fc/20 et Fc/2. Procédé (100) selon l’une quelconque des revendications précédentes dans lequel l’étape de génération d’un signal S8 (138) à partir desdits au moins trois signaux obtenus (S1, …S7) comprend au moins les étapes suivantes : Calcul, pour chaque signal parmi lesdits au moins trois signaux obtenus (S1, …, S7), d’un signal d’autocorrélation normalisé ; Calcul de la moyenne arithmétique des signaux d’autocorrélations normalisés. Procédé (100) selon l’une quelconque des revendications précédentes dans lequel les au moins deux algorithmes Ai et Aj distincts l’un de l’autre sont pris parmi au moins les algorithmes A1, A2, A3 et A4 suivants : un algorithme A1 (141) comprenant au moins les étapes suivantes appliquées au signal Sx : Collecte des points de mesure correspondant à un croisement des abscisses par le signal considéré, soit Sx(t) = 0 ; Calcul de l’intervalle moyen Tm entre chacun des points de traversé des abscisses ; Calcul de Rx.A1 avec Rx.A1 = 60/(2*Tm) ; un algorithme A2 (142) comprenant au moins les étapes suivantes appliquées au signal Sx : Collecte des points de mesure correspondant au sommet des ondulations du signal considéré ; Calcul de l’intervalle moyen Ts entre chacun des points des sommets ; Calcul de Rx.A2 avec Rx.A2 = 60/(Ts) ; un algorithme A3 (143) comprenant au moins les étapes suivantes appliquées au signal Sx : Détermination de la densité spectrale de correntropie en calculant la transformée de Fourrier de l’autocorrentropie centrée du signal considéré ; Extraction de Rx.A3 en déterminant le sommet de la densité spectrale de correntropie sur une plage fréquentielle prédéterminée ; un algorithme A4 (144) comprenant au moins les étapes suivantes appliquées au signal Sx : Calcul du signal d’autocorrélation du signal considéré ; Collecte des points de mesure correspondant au sommet des ondulations du signal d’autocorrélation du signal considéré ; Calcul de l’intervalle moyen Tas entre chacun des points des sommets ; Calcul de Rx.A4 avec Rx.A4 = 60/(Tas) ; Procédé (100) selon la revendication précédente dans lequel les au moins deux taux respiratoires intermédiaires r m et r n sont pris parmi au moins les taux respiratoires intermédiaires r1, r2, r3 et r4 suivants : r1 (151) est égal à la valeur médiane des taux respiratoires estimés Rx.Ay d’un signal Sx, Sx étant pris parmi au moins les signaux obtenus ; r2 (152) correspond au sommet de l’histogramme formé par les taux respiratoires estimés Rx.Ay de chaque signal Sx considéré pris parmi les signaux obtenus traités au travers de chaque algorithme Ay considéré pris parmi A1 à A4 ; r3 (153) est égal à la valeur médiane des taux respiratoires estimés Rx.A3 pour chaque signal Sx considéré pris parmi les signaux obtenus traité par l’algorithme A3 ; r4 (154) est égal à la valeur médiane des taux respiratoires estimés R8.Ay du signal S8 traité au travers de chaque algorithme Ay considéré pris parmi A1 à A4. Procédé (100) selon l’une quelconque des revendications précédentes comprenant une étape d’acquisition dudit au moins un photoplethysmogramme S(t) dudit utilisateur. Procédé (100) selon la revendication précédente dans lequel l’étape d’acquisition dudit photoplethysmogramme S(t) comprend la mesure dudit au moins un photoplethysmogramme S(t) par un dispositif, de préférence porté ou destiné à être porté par ledit au moins un utilisateur. Procédé (100) selon l’une quelconque des revendications précédentes dans lequel l’étape d’obtention d’au moins trois signaux (S1, …, S7) distincts les uns des autres comprend l’obtention d’au moins 4, de préférence d’au moins 5, avantageusement d’au moins 6 et avantageusement des 7 signaux distincts S1, S2, S3, S4, S5, S6 et S7. Procédé (100) selon l’une quelconque des revendications précédentes en combinaison avec la revendication 6 dans lequel l’étape de traitement algorithmique comprend l’utilisation d’au moins 3 et de préférence des 4 algorithmes distincts A1, A2, A3 et A4 appliqué à chacun des signaux obtenus (S1, …, S7) et du signal S8. Procédé (100) selon les deux revendications précédentes prises en combinaison dans lequel r1 (151) = médiane( médiane ((R1.A1 , R1.A2 , R1.A3 , R1.A4)) , médiane((R2.A1 , R2.A2 , R2.A3 , R2.A4)) , médiane ((R3.A1 , R3.A2 , R3.A3 , R3.A4)) , médiane ((R4.A1 , R4.A2 , R4.A3 , R4.A4)) , médiane ((R5.A1 , R5.A2 , R5.A3 , R5.A4)) , médiane ((R6.A1 , R6.A2 , R6.A3 , R6.A4)) , médiane ((R7.A1 , R7.A2 , R7.A3 , R7.A4))). Procédé (100) selon les revendications 7, 10 et 11 prises en combinaison dans lequel r2 (152) correspond au sommet de l’histogramme formé par les valeurs suivantes : R1.A1, R1.A2, R1.A3, R1.A4, R2.A1, R2.A2, R2.A3, R2.A4, R3.A1, R3.A2, R3.A3, R3.A4, R4.A1, R4.A2, R4.A3, R4.A4, R5.A1, R5.A2, R5.A3, R5.A4, R6.A1, R6.A2, R6.A3, R6.A4, R7.A1, R7.A2, R7.A3, R7.A4. Procédé(100) selon les revendications 7, 10 et 11 prises en combinaison dans lequel r3 (153) = médiane(R1.A3 , R2.A3, R3.A3 , R4.A3 , R5.A3 , R6.A3 , R7.A3). Procédé (100) selon les revendications 7, 10 et 11 prises en combinaison dans lequel r4 (154) = médiane(R8.A1 , R8.A2 , R8.A3 , R8.A4). Procédé (100) selon les quatre revendications précédentes dans lequel R = médiane(r1 , r2 , r3 , r4). Procédé (100) selon l’une quelconque des revendications précédentes prises en combinaison avec la revendication 10 dans lequel S8 (138) = (S1c+S2c+S3c+S4c+S5c+S6c+S7c)/7, avec les signaux Sxc correspondant au signal d’autocorrélation normalisé du signal Sx pris parmi S1, S2, S3, S4, S5, S6 et S7. Produit programme d’ordinateur, de préférence enregistré sur un support non transitoire, comprenant des instructions, qui lorsqu’elles sont effectuées par au moins l’un parmi un processeur et un ordinateur, font que l’au moins un parmi le processeur et l’ordinateur, exécute le procédé (100) selon l’une quelconque des revendications précédentes. Dispositif de mesure (10) d’un photoplethysmogramme S(t) (111) d’un utilisateur connecté à au moins une unité de traitement de données comprenant au moins une mémoire non transitoire comprenant un produit programme d’ordinateur selon la revendication précédente. Dispositif (10) selon la revendication précédente comprenant un module de communication sans fil ou filaire avec ladite unité de traitement de données. Dispositif (10) selon l’une quelconque des deux revendications précédentes comprenant au moins un capteur du rythme respiratoire dudit utilisateur pris parmi au moins : capteur optique (12), capteur électrique, capteur radar, capteur de force, capteur de pression, capteur de vibration, capteur audio, capteur séismique.