FR 3134707 A1 20231027 FR 2203817 A 20220425 L’invention concerne notamment une méthode d’évaluation d’une pression de contact entre un capteur optique et la peau d’un utilisateur, la méthode comprenant : a) détermination (502) de premières données optiques, à l’aide d’un premier signal optique obtenu par le capteur optique à une première longueur d’onde, b) détermination (504) de deuxièmes données optiques, à l’aide d’un deuxième signal optique obtenu par le capteur optique à une deuxième longueur d’onde, différente de la première longueur d’onde, c) analyse (506) d’au moins une comparaison des premières données optiques avec les deuxièmes données optiques, l’analyse générant une information relative à la pression de contact entre le capteur optique et la peau. Figure pour l’abrégé : Figure 5 Méthode d’évaluation d’une pression de contact entre un capteur optique et la peau d’un utilisateur et dispositif associé La présente description concerne les dispositifs et méthodes associées pour mesurer un signal optique pulsatile, c’est-à-dire pour mesurer par voie optique une grandeur modulée ou influencée par les pulsations cardiaques d’un individu. On peut citer par exemple les signaux exploités dans des procédés de photopléthysmographie (ou « PPG », les signaux correspondants étant dénommés PPG par la suite). En particulier, la présente description concerne le positionnement d’un dispositif portable comprenant un capteur optique (par exemple un capteur PPG), et concerne notamment le serrage dudit dispositif contre la peau d’un utilisateur. Une application réside dans les dispositifs portables (dénommés « wearable devices » en anglais), tels que les montres ou trackers connectés avec capteur optique. Etat de la technique Un capteur PPG, lorsqu’il est mal positionné, génère une mesure de mauvaise qualité de la pulsatilité de la circulation sanguine. Le positionnement au poignet est en outre une source additionnelle de difficulté, du fait qu’il impose une mesure PPG en réflexion et non pas en transmission, comme le font la plupart des dispositifs au doigt. Parmi les paramètres qui influent sur la mesure, la pression de contact entre le capteur PPG et la peau a été étudiée (voir notamment « Measurement Site and Applied Pressure Consideration in Wrist Photoplethysmography », de Geun et al., in The 23rd International Technical Conference on Circuits/System, Computers and Communications ) et des solutions ont été proposées. Par exemple, le document US2017/0209053 (Fitbit Inc.) propose une méthode utilisant la qualité du signal PPG pour signifier à l’utilisateur de serrer davantage le dispositif sur le poignet. Parmi les mauvais positionnements, on peut citer la situation dans laquelle le capteur PPG appuie trop fort sur la peau et génère une mesure de mauvaise qualité. Des méthodes existent pour informer l’utilisateur d’une pression de contact trop importante. Par exemple, le document US10874348 (Apple Inc.) propose une méthode avec un capteur de force dédié. Par exemple, le document US2020/0146629 (Huawei) propose une méthode consistant à calibrer le capteur en prenant des mesures de PPG pour différents réglages de serrage. Par exemple, le document US2020/0146630 (Samsung Electronics Co) propose une méthode utilisant une mesure de PPG pour déterminer l’état de serrage à l’aide du ratio AC/DC à une longueur d’onde donnée ; en particulier, ce document propose d’utiliser ce ratio AC/DC à plusieurs longueurs d’onde données (dans le domaine du vert, bleu, rouge, infrarouge, etc.). Par exemple, le document CN113827185 (Huawei) propose aussi d’analyser le signal PPG pour déterminer un degré de serrage. Ces solutions présentent chacune des difficultés fonctionnelles ou techniques : intégration d’un équipement supplémentaire dans un dispositif portable (généralement au poignet), calibration nécessaire sur chaque utilisateur, imprécision des algorithmes, dépendance aux conditions d’utilisations (température, heure de la journée, etc.). La présente description vise à proposer des méthodes et des dispositifs ou systèmes associés ne présentant pas au moins une des difficultés précitées. Plus spécifiquement, les méthodes et dispositifs de la présente description ont recours à un ou plusieurs signaux optiques, par exemple des signaux PPG. En particulier, selon un aspect de la description, des données optiques obtenues à partir de signaux optiques à différentes longueurs d’onde sont comparées entre elles, le résultat de cette comparaison étant comparé à un seuil ; selon un autre aspect de la description, des données optiques obtenues à partir de signaux optiques émis dans le domaine du vert et du rouge ou dans le domaine du vert et de l’infrarouge sont combinées ; selon un autre aspect de la description, des données optiques obtenues à partir de signaux optiques générés par des couples source de lumière/récepteurs espacés différemment sont comparées. L’invention est définie par les revendications. Dans un mode de réalisation, il est proposé une méthode d’évaluation d’une pression de contact entre un capteur optique et la peau d’un utilisateur, la méthode comprenant : a) détermination de premières données optiques, à l’aide d’un premier signal optique obtenu par le capteur optique à une première longueur d’onde ; b) détermination de deuxièmes données optiques, à l’aide d’un deuxième signal optique obtenu par le capteur optique à une deuxième longueur d’onde, différente de la première longueur d’onde ; c) analyse d’au moins une comparaison des premières données optiques et des deuxièmes données optiques, l’analyse générant une information relative à la pression de contact entre le capteur optique et la peau. La méthode peut en outre comprendre : en fonction au moins du résultat de l’analyse, génération d’instructions de notification à l’attention de l’utilisateur, la notification incitant l’utilisateur à modifier, notamment à diminuer, la pression de contact entre la peau et le dispositif de mesure. La comparaison peut être effectuée au moyen du calcul d’un paramètre, le paramètre étant calculé à partir des premières données optiques et des deuxièmes données optiques. Le paramètre permet de déduire une information relative à la pression de contact entre le capteur optique et la peau. Notamment, la valeur du paramètre peut être représentative de la pression de contact entre le capteur optique et la peau. Complémentairement ou alternativement à la génération d’instructions, la méthode peut comprendre le stockage de la valeur du paramètre. Le calcul du paramètre peut comprendre le calcul d’un ratio entre les premières données optiques et les deuxièmes données optiques, de sorte que la comparaison se fait au moyen d’un rapport. Le calcul du paramètre peut alternativement ou complémentairement comprendre le calcul d’une différence entre les premières données optiques et les deuxièmes données optiques, de sorte que la comparaison comporte une soustraction ou une soustraction avec une division (pour normaliser). L’analyse peut comprendre la comparaison de la valeur du paramètre à un seuil (le paramètre est donc comparé à un seuil). Dans ce cas, la génération d’instructions peut être mise en œuvre en réponse à ladite comparaison (par exemple, si la valeur du paramètre est inférieure ou supérieure audit seuil). Le seuil peut notamment être fixé en fonction des caractéristiques du capteur optique et des longueurs d’onde utilisées. Le seuil peut être compris entre 0.5 et 10, par exemple entre 0.5 et 2. La première longueur d’onde peut être inférieure à 600 nm et la deuxième longueur d’onde peut être strictement supérieure à 600 nm, voire supérieure à 650 nm. La première longueur d’onde peut être comprise entre 400 nm et 600 nm et la deuxième longueur d’onde peut être comprise entre 600 nm et 1000 nm. L’écart entre la première longueur d’onde et la deuxième d’onde peut être d’au moins 50 nm. La première longueur d’onde peut être inférieure à 540 nm et la deuxième longueur d’onde peut être supérieure à 650 nm ou supérieure à 800 nm. La première longueur d’onde peut être comprise entre 480 et 540 nm et la deuxième longueur d’onde peut être comprise entre 650 et 665 nm. La méthode d’évaluation peut comprendre une étape de détermination de troisièmes données optiques, à l’aide d’un troisième signal optique obtenu par le capteur optique à une troisième longueur d’onde, différente de la première longueur d’onde et de la deuxième longueur d’onde, et l’analyse comprend une analyse des premières données optiques, des deuxièmes données optiques et des troisièmes données optiques. L’analyse peut notamment comprendre l’analyse d’une comparaison des premières données optiques avec les deuxièmes données optiques et l’analyse d’une comparaison des premières données optiques avec les troisièmes données optiques. En particulier, les deux comparaisons peuvent être effectuées au moyen du calcul de deux paramètres, de façon analogue à la comparaison décrite précédemment pour un paramètre unique. L’analyse peut comprendre la comparaison de la valeur de chacun des paramètres à un seuil. Un seuil identique pour les deux paramètres peut être utilisé, ou deux seuils (un pour chaque paramètre) peuvent être utilisés. La troisième longueur peut être supérieure à 800 nm, et par exemple comprise entre 800 nm et 1000 nm, ou par exemple comprise entre 920 nm et 960 nm. La méthode peut comprendre une étape de lancement d’une mesure optique à l’aide du capteur optique et une étape d’interruption de la mesure optique en fonction au moins d’un résultat de l’analyse, l’analyse ayant généré une information relative à la pression de contact entre le capteur optique et la peau. Dans un mode de réalisation, il est proposé une méthode d’analyse optique à l’aide d’un capteur optique configuré pour être au contact de la peau d’un utilisateur, la méthode comprenant les étapes suivantes : a) détermination de premières données optiques, à l’aide d’un premier signal optique obtenu par le capteur optique à une première longueur d’onde inférieure à 600 nm, b) détermination de deuxièmes données optiques, à l’aide d’un deuxième signal optique obtenu par le capteur optique à une deuxième longueur d’onde supérieure à 650 nm ; c) analyse d’une comparaison des premières données optiques et des deuxièmes données optiques, l’analyse comprenant un calcul d’un paramètre. En particulier, la comparaison peut être effectuée au moyen du calcul d’un paramètre à partir des premières données optiques et des deuxièmes données optiques. Le calcul du paramètre peut comprendre (voire être) le calcul d’un ratio entre les premières données optiques et les deuxièmes données optiques (ou le ratio inverse). Dans un mode de réalisation, il est proposé une méthode d’évaluation d’une pression de contact entre un capteur optique et la peau d’un utilisateur, la méthode comprenant : a) détermination de premières données optiques, à l’aide d’un premier signal optique obtenu par le capteur optique à une première longueur d’onde ; b) détermination de deuxièmes données optiques, à l’aide d’un deuxième signal optique obtenu par le capteur optique à une deuxième longueur d’onde ; c) en fonction du résultat d’une analyse d’au moins une comparaison des premières données optiques et des deuxièmes données optiques, génération d’instructions de notification à l’attention de l’utilisateur, la notification incitant l’utilisateur à modifier, notamment à diminuer, la pression de contact entre la peau et le dispositif de mesure. Dans un mode de réalisation, il est proposé une méthode d’évaluation d’une pression de contact entre un capteur optique et la peau d’un utilisateur, la méthode comprenant : a) détermination de premières données optiques, à l’aide d’un premier signal optique obtenu par un premier couple de source de lumière / récepteur du capteur optique, b) détermination de deuxièmes données optiques, à l’aide d’un deuxième signal optique obtenu par un deuxième couple de source de lumière / récepteur du capteur optique, la distance entre la source de lumière et le récepteur du deuxième couple étant plus importante que la distance entre la source de lumière et le récepteur du premier couple, c) analyse d’au moins une comparaison des premières données optiques et des deuxièmes données optiques, l’analyse générant une information relative à la pression de contact entre le capteur optique et la peau. Similairement à ce qui a été décrit précédemment, des instructions de notification peuvent être générées. De la même façon, l’analyse peut se faire au moyen d’un paramètre, comme mentionné précédemment. Dans une variante, le capteur optique comprendre une source de lumière et deux récepteurs de lumière, les récepteurs de lumière étant agencés de sorte que leur distance respective à la source de lumière soit différente. La source de lumière et un des récepteurs de lumière forment le premier couple et la source de lumière et l’autre des récepteurs de lumière forment le deuxième couple. Dans une variante, le capteur optique comprendre deux sources de lumière et un récepteur de lumière, les sources de lumière étant agencés de sorte que leur distance respective au récepteur de lumière soit différente. Le récepteur de lumière et une des sources de lumière forment le premier couple et le récepteur de lumière et l’autre des sources de lumière forment le deuxième couple. Dans les méthodes décrites dans la présente demande, les signaux optiques peuvent être des signaux optiques modulés par la pulsation cardiaque, par exemple des signaux de photopléthysmographie PPG. Le capteur optique peut être un capteur PPG. Les données optiques peuvent être déterminées à l’aide d’un index de perfusion. Dans un mode de réalisation, il est proposé une utilisation d’une comparaison de données optiques obtenues à une longueur d’onde inférieure à 600 nm (par exemple correspondant au vert) d’une part, et de données optiques obtenues à une longueur d’onde supérieure à 650 nm (par exemple correspondant au rouge ou à l’infrarouge) d’autre part, pour évaluer la présence de sang dans les tissus superficiels. Les données optiques peuvent comprendre un index de perfusion. La comparaison peut être effectuée au moyen du calcul d’un ratio. La valeur de la comparaison (par exemple la valeur du ratio de ratios) en particulier peut être comparée à un seuil. Les méthodes décrites ci-dessus peuvent être mises en œuvre par une circuiterie de contrôle comprenant une mémoire et un processeur. La circuiterie de contrôle peut faire partie d’un dispositif de mesure, comme une montre. Dans un mode de réalisation, il est proposé un produit programme d’ordinateur comprenant des instructions qui, lorsque le programme est exécuté par une circuiterie de contrôle, conduisent celle-ci à mettre en œuvre les étapes d’au moins une méthode parmi celles décrites ci-dessus. Dans un mode de réalisation, il est proposé un dispositif de mesure comprenant un capteur optique comprenant une source de lumière configurée pour générer de la lumière en direction de la peau d’un utilisateur et comprenant un récepteur de lumière, configuré pour détecter de la lumière provenant de la peau de l’utilisateur (en configuration d’utilisation), dans lequel le dispositif de mesure est configuré pour mettre en œuvre au moins une méthode parmi celles décrites plus haut. Le dispositif de mesure peut comprendre une circuiterie de contrôle avec un processeur, le processeur étant configuré pour mettre en œuvre au moins une méthode parmi celles décrites plus haut. Le dispositif peut comprendre en outre des moyens de serrage, des moyens d’attache ou un bracelet permettant de maintenir le capteur optique contre la peau de l’utilisateur. La notification à l’attention de l’utilisateur décrite plus haut, lorsqu’elle est émise, comprend une indication invitant l’utilisateur à modifier le serrage du bracelet, et notamment à le desserrer. Le dispositif de mesure peut comprendre une interface utilisateur configurée pour signifier à l’utilisateur la notification. Lorsqu’une pression trop importante est exercée sur la peau où la mesure optique est effectuée, les vaisseaux sanguins les plus superficiels subissent un reflux sanguin, le sang présent dans ces vaisseaux étant en partie ou totalement chassé. Ainsi, un signal optique obtenu à une longueur d’onde qui pénètre le plus profondément dans la peau subira une modification faible et le signal optique obtenu à une longueur d’onde qui pénètre le moins profondément dans la peau subira une modification plus significative. En matière de pulsatilité, cela se traduit notamment par une amplitude pulsatile normalisée plus faible (appelée index de perfusion ou tout simplement perfusion). De la même façon, le signal optique le plus modulé par l’hémoglobine du sang subira une modification plus significative et le signal optique le moins modulé par l’hémoglobine subira une modification plus faible. Les effets liés à la profondeur de pénétration et à l’absorption par l’hémoglobine se cumulent, en particulier pour les couples de longueurs d’onde correspondant au vert et au rouge, ou au vert et à l’infrarouge. Par exemple, les longueurs d’onde correspondant au vert sont plus fortement absorbées par l’hémoglobine et elles pénètrent peu dans la peau : il en résulte que l’index de perfusion du vert diminue fortement lorsque la pression de contact entre un capteur optique et la peau est forte. Inversement, les longueurs d’onde correspondant au rouge ou à l’infrarouge sont plus faiblement absorbées par l’hémoglobine et elles pénètrent profondément dans la peau ; et l’index de perfusion du rouge ou de l’infrarouge est par conséquent peu influencé par la pression de contact entre le capteur optique et la peau. Le dispositif de mesure traite les signaux optiques pour générer des données optiques relatives respectivement aux deux longueurs d’onde différentes, et compare ces données. En particulier, le dispositif de mesure génère des index de perfusion et calcule un « ratio de ratios », qui peut être le rapport entre l’index de perfusion du vert sur l’index de perfusion du rouge (ou de l’infrarouge). La normalisation de l’index de perfusion du vert, qui varie fortement en fonction de la pression de contact, par l’index de perfusion du rouge, qui varie peu, permet de s’affranchir des facteurs externes de perturbation des signaux optiques : température, positionnement du capteur optique, couleur de peau, pilosité, tension, chute de circulation sanguine, luminosité ambiante, etc. Par facteurs externes, il est entendu les facteurs qui ne dépendent pas de la pression de contact entre le capteur optique et la peau. De plus, en combinant l’effet de l’absorption plus importante pour le vert avec sa faible profondeur, la variation de l’index de perfusion du vert est d’autant plus élevée, ce qui permet au dispositif de mesure, après normalisation avec l’index de perfusion du rouge, de discriminer des niveaux de pression de contact sans calibration sur l’utilisateur. La robustesse de la méthode s’en trouve renforcée. Présentation des figures Pour une meilleure compréhension des modes de réalisation décrits, des références sont faites aux figures présentées ci-dessous : - : la présente une face avant d’un exemple de dispositif de mesure conforme à un mode de réalisation de l’invention, - : la présente une face arrière de l’exemple de dispositif de mesure de la , - : la présente un diagramme des composants et/ou fonctions d’un dispositif de mesure conforme à un mode de réalisation de l’invention, et d’un exemple de système informatique intégrant un tel dispositif de mesure, - : la présente un exemple de courbe d’absorption en fonction de la longueur d’onde et un exemple de diagramme de profondeur de pénétration des tissus en fonction de la longueur d’onde, - : la présente un diagramme d’une méthode d’évaluation selon un aspect de la présente description, - : la présente un diagramme du détail d’une étape de la méthode d’évaluation selon un aspect de la présente description, - : la présente une courbe illustrant un signal PPG avec la composante continue et la composante pulsatile du signal PPG, - : la présente un courbe représentant un signal PPG normalisé par la composante continue et un index de perfusion, pour trois longueurs d’onde différentes, lorsqu’une pression de contact entre le capteur optique et la peau est considérée comme correcte, - : la présente un courbe représentant un signal PPG normalisé par la composante continue et un index de perfusion, pour trois longueurs d’onde différentes, lorsqu’une pression de contact entre le capteur optique et la peau est considérée comme trop importante, - : la présente un diagramme du détail d’une étape de la méthode d’évaluation selon un aspect de la description, - : la présente une courbe représentant un signal PPG normalisé par la composante continue et un paramètre vasculaire, selon un mode de réalisation de l’invention, lorsqu’une pression de contact entre le capteur optique et la peau est considérée comme correcte, - : la présente une courbe représentant un signal PPG normalisé par la composante continue et un paramètre vasculaire, selon un mode de réalisation de l’invention, lorsqu’une pression de contact entre le capteur optique et la peau est considérée comme trop importante, - : la présente un diagramme d’une méthode de mesure physiologique. Méthode d’évaluation d’une pression de contact entre un capteur optique (202) et la peau d’un utilisateur, la méthode comprenant : a) détermination (502) de premières données optiques, à l’aide d’un premier signal optique obtenu par le capteur optique (202) à une première longueur d’onde (λ1), b) détermination (504) de deuxièmes données optiques, à l’aide d’un deuxième signal optique obtenu par le capteur optique à une deuxième longueur d’onde (λ2), différente de la première longueur d’onde (λ1), c) analyse (506) d’au moins une comparaison des premières données optiques avec les deuxièmes données optiques, l’analyse générant une information relative à la pression de contact entre le capteur optique et la peau. Méthode d’évaluation selon la revendication 1, comprenant : d) en fonction au moins du résultat de l’analyse (506), génération (508) d’instructions de notification à l’attention de l’utilisateur, la notification incitant l’utilisateur à modifier, notamment à diminuer, la pression de contact entre la peau et le dispositif de mesure (100). Méthode d’évaluation selon l’une des revendications 1 à 2, dans lequel la comparaison est effectuée au moyen du calcul (1004) d’un paramètre à partir des premières données optiques et des deuxièmes données optiques, le paramètre permet de déduire une information relative à la pression de contact entre le capteur optique et la peau. Méthode d’évaluation selon la revendication 3, dans laquelle le calcul du paramètre comprend le calcul d’un ratio entre les premières données optiques et les deuxièmes données optiques. Méthode d’évaluation selon l’une des revendications 3 à 4, dans laquelle l’analyse comprend la comparaison (1004) de la valeur du paramètre à un seuil (K). Méthode d’évaluation selon la revendication 5, dans lequel le seuil (K) est compris entre 0.5 et 10, par exemple entre 0.5 et 2. Méthode d’évaluation selon l’une des revendications 1 à 6, dans lequel les signaux optiques sont des signaux optiques modulés par la pulsation cardiaque, par exemple des signaux de photopléthysmographie. Méthode d’évaluation selon l’une des revendications 1 à 7, dans lequel les premières données optiques sont déterminées à l’aide d’un premier index de perfusion et les deuxièmes données optiques sont déterminées à l’aide d’un deuxième index de perfusion. Méthode d’évaluation selon l’une des revendications 1 à 8, dans lequel la première longueur d’onde (λ1) est inférieure à 600 nm et la deuxième longueur d’onde (λ2) est strictement supérieure à 600 nm, voire supérieure à 650 nm. Méthode d’évaluation selon l’une des revendications 1 à 9, dans lequel la première longueur d’onde (λ1) est comprise entre 400 et 600 nm et la deuxième longueur (λ2) d’onde est comprise entre 600 et 1000 nm. Méthode d’évaluation selon l’une des revendications 1 à 10, dans lequel l’écart entre la première longueur d’onde (λ1) et la deuxième d’onde (λ2) est d’au moins 50 nm. Méthode d’évaluation selon l’une des revendications 1 à 11, dans lequel la première longueur d’onde (λ1) est inférieure à 540 nm et la deuxième longueur d’onde (λ2) est supérieure à 650 nm ou supérieure à 800 nm. Méthode d’évaluation selon l’une des revendications 1 à 12, dans lequel la première longueur d’onde (λ1) est comprise entre 480 nm et 540 nm et la deuxième longueur d’onde (λ2) est comprise entre 650 nm et 665 nm ou entre 920 nm et 960 nm. Méthode d’évaluation selon l’une des revendications 1 à 13, dans lequel la première longueur d’onde correspond à du vert, du bleu ou du jaune, et la deuxième longueur d’onde correspond à du rouge ou de l’infrarouge. Méthode d’évaluation selon l’une des revendications 1 à 13, comprenant : détermination de troisièmes données optiques, à l’aide d’un troisième signal optique obtenu par le capteur optique à une troisième longueur d’onde (λ3), différente de la première longueur d’onde (λ1) et de la deuxième longueur d’onde (λ2), l’analyse (506) comprenant l’analyse d’une comparaison des premières données optiques et des deuxièmes données optiques et l’analyse d’une comparaison des premières données optiques et des troisièmes données optiques . Méthode d’évaluation selon la revendication 15, dans lequel les comparaisons sont effectuées au moyen d’un calcul (1004) d’un premier paramètre à partir des premières données optiques et des deuxièmes données optiques, et d’un calcul d’un deuxième paramètre à partir des premières données optiques et des troisièmes données optiques, les valeurs des premier et deuxième paramètres comprenant une information relative à la pression de contact entre le capteur optique et la peau, l’analyse (506) comprenant la comparaison de chacun des paramètres à un seuil. Méthode d’évaluation selon l’une des revendications 15 à 16, dans laquelle la troisième longueur (λ3) est supérieure à 800 nm, par exemple comprise entre 800 nm et 1000 nm, par exemple comprise entre 920 nm et 960 nm. Méthode d’évaluation selon l’une des revendications 1 à 17, comprenant : lancement (1302) d’une mesure optique à l’aide du capteur optique et interruption (1306) de la mesure optique en fonction du résultat de l’analyse (506).