INPI-France/Brevets-Francais-2024-Chunked huggingface dataset:
On obtient ainsi par exemple un nouveau miroir 80, dont un exemple possible de réalisation est montré aux figures 8a (vue de face du miroir) à 8c selon différentes vues. Dans le cadre de telles modifications de la surface réfléchissante du miroir, des décrochements sont introduits sur cette surface. 30 En considérant que la surface réfléchissante du miroir 80 est une
juxtaposition d'un ensemble de bandes verticales adjacentes, un décrochement désigne ici un basculement d'une de ces bandes verticales.
Dans le cadre de l'invention, on peut procéder au basculement d'une bande verticale latérale gauche 81, qui correspond à l'extrémité gauche de la 35 surface réfléchissante du miroir, et/ou au basculement d'une bande verticale latérale droite 82, qui correspond à l'extrémité droite de la surface réfléchissante du miroir, et/ou au basculement d'une bande verticale centrale 83, qui correspond à une bande adjacente à un axe central vertical 84 du miroir. Le basculement des bandes latérales 81 et 82 permet d'obtenir, dans le faisceau lumineux produit par le projecteur selon l'invention, la remontée d'images de petite taille de la source lumineuse disposée au coeur du miroir, ces images étant d'intensité assez importante. On obtient ainsi une rupture du type de la rupture 70 de la figure 7a. Le basculement de la bande 10 centrale 83 permet d'obtenir la remontée d'images plus grosses de la source lumineuse, mais d'intensité moins importante, permettant ainsi d'obtenir une ligne de coupure du type de la ligne de coupure 71. La bande latérale centrale est située juste à gauche ou juste à droite de l'axe vertical central 84 en fonction du côté o l'on souhaite voir remonter la ligne de coupure 71. 15 Dans un exemple particulier de réalisation du miroir 80, l'inclinaison des bandes latérales 81 et 82 est de l'ordre de 3 degrés par rapport aux bandes latérales qui leur sont adjacentes, l'inclinaison de la bande centrale 83 étant de l'ordre de 1 degré par rapport aux bandes qui lui sont adjacentes. Dans ce même exemple, en conservant le repère orthonormé de la figure 1, on 20 dispose la bande latérale gauche entre les abscisses millimètres et -35 millimètres, on dispose la bande latérale droite entre les abscisses 35 millimètres et 40 millimètres, et on dispose la bande centrale entre les
abscisses -10 millimètres et 0 millimètre.
Le basculement des bandes est de préférence effectué de telle sorte 25 que des surfaces de raccord entre les bandes basculées et leurs bandes adjacentes soit le moins possible exposées aux rayons lumineux produits par la source de lumière, ceci afin de ne pas introduire trop de parasites
dans le faisceau lumineux produit.
Toujours pour obtenir une ligne de coupure du type de celle 30 représentée à la figure 7a, on propose, dans l'invention, au lieu de réaliser des basculements de bandes du miroir, ou en complément de ces basculements, de disposer des prismes sur la face d'entrée de la lentille constituant l'élément de déviation optique du projecteur. Ces prismes, qui constituent des décrochements sur la face d'entrée de la lentille, sont 35 disposés sur des bandes verticales de la face d'entrée de la lentille, face aux bandes verticales du miroir qui sont susceptibles d'être inclinées conformément à ce qui vient d'être décrit. Dans la pratique, les prismes sont réalisés dans la même matière que la lentille, et constituent avec cette dernière une seule et unique pièce. Afin de relever d'un côté la ligne de 5 coupure 71, leur base est orientée vers le haut des bandes sur lesquelles ils sont disposés. Leur fonction est similaire à celle des bandes du miroir qui sont inclinées: les prismes disposés sur les bandes latérales extrêmes de la face de sortie de la lentille sont destinés à remonter des petites images intenses de la source lumineuse pour créer la rupture 70, le prisme disposé 10 sur une bande centrale étant destiné à assurer le prolongement de cette rupture en relevant des images plus grosses mais moins intenses de la
Selon l'invention, pour obtenir une coupure non plate du type de celle représentée à la figure 7b, on propose également plusieurs possibilités de 15 réalisation: dans tous ces exemples, on a également légèrement modifié la surface réfléchissante du miroir 20 des projecteurs hybrides basiques et/ou
la face d'entrée 31 de la lentille 30 de ces mêmes projecteurs.
On obtient ainsi par exemple un nouveau miroir 90, dont un exemple possible de réalisation est montré aux figures 9a (vue de face du miroir) et 20 9b selon différentes vues. Dans le cadre de telles modifications de la surface
réfléchissante du miroir, des décrochements sont introduits sur cette surface.
Ces décrochements consistent ici en un remplacement d'une section particulière 91 de la surface réfléchissante du miroir 90, ladite section particulière 91 correspondant aux extrémités latérales d'un morceau de 25 surface du miroir résultant de l'intersection de la surface réfléchissante du miroir et de l'espace défini entre un premier plan horizontal central du miroir et un deuxième plan, incliné par rapport au premier plan, par une surface de type parabolode. En procédant ainsi, et en choisissant un angle de K degrés, par exemple 15, entre les deux plans, on déplace un ensemble 30 d'images de la source lumineuse, ces images étant déjà, dans la section particulière, inclinées de 0 à K degrés. On obtient ainsi une ligne de coupure du type de celle représentée à la figure 7b, avec un angle de remontée de K degrés. Les sections 101 peuvent avantageusement être des parties de paraboloides (éventuellement différents à gauche et à droite) de foyers 35 placés sur l'axe du filament et à l'intérieur du filament. Les foyers des parties gauche et droite sont de préférence confondus au centre ou décalés symétriquement. Dans tous les cas, en vue de derrière, la partie droite a son foyer en avant du centre du filament (vers la lentille), et la partie gauche a
2. 3. - Avènement de l'imagerie physiologique On peut ajuste titre rétorquer que l'imagerie fonctionnelle est déjà depuis longtemps présente, à savoir : en médecine nucléaire, où des gammas caméras offrant des coupes de ventilation perfusion pulmonaire; en ultrasonographie cardiaque, en montrant le mouvement des parois et des valves du c#ur; ou en fluoroscopie biplane standard révélant la cinématique articulaire ou la motilité gastro-intestinale.
Alors pourquoi ce regain d'intérêt juste maintenant pour l'imagerie scanographique . physiologique ? C'est parce que la tomodensitométrie CT a évolué jusqu'à un point où avec un scanner CT de haute résolution nous pouvons commencer à structurer, en révélant par exemple la pathologie pulmonaire régionale avec une résolution sub- millimétrique. Le CT hélicoïdal multicouches conventionnel offre déjà la capacité de balayer en une seule apnée un volume axial significatifdu thorax ou de l'abdomen.
. L'Imagerie par résonance magnétique (IRM) a atteint aujourd'hui des vitesses d'imagerie où des temps d'acquisition de coupe aussi petit que 67 msec. Ceci en même temps que l'émergence des coupes du scanner CT à faisceau d'électrons (EBCT) et du scanner CT 4-D multicouches polyconique de moins de 50 msec permet la saisie du mouvement du c#ur battant, le déplacement du diaphragme, le . passage du sang à travers les tissus ou perfusion, et la distribution d'une insufflation marquée avec un gaz radiodense. Les effets des interfaces air-eau sur le signal RMN sont en train d'être utilisés pour estimer les dimensions des alvéoles pulmonaires pendant qu' il semble être à l'#il un petit signal de rien du tout venant du champ pulmonaire dans une image RMN du thorax, et l'usage de l'hélium hyperpolarisé ou du gaz xénon est en train de permettre via la RMN l'imagerie de la structure
pulmonaire. La résolution expérimentale de la RMN et du radioscanner CT a été construite de telle sorte qu'elle autorise une résolution de l'ordre des microns, procurant une visualisation des vaisseaux à l'interface vraie de l'oxygène délivré aux tissus. La Tomographie à émission de positron (PET), couplée au détail anatomique dérivé du CT aux rayons X et de l'IRM, est en train de produire des images des relations structure / fonction impliquées. La pratique de la Radiologie a toujours été hautement tributaire de la collaboration entre physiciens et ingénieurs électriciens pour aboutir à une physiologie intégrée. Dans les descriptions suivantes, nous passons en revue les approches actuelles d'imagerie et d'analyse d'images qui autorisent le médecin et le scientifique de commencer à quantifier et à visualiser, en réseau ou sur un seul appareil, la structure en même temps que la fonction.
2.3.1. - Imagerie physiologique en réseau informatique On peut pour ce faire disposer en effet d'un système d'appareils en réseau et d'une architecture PACS centralisée ou non comprenant dans la première alternative, une unité de stockage à délai court ou sinon un système d'archives décentralisés avec archivages multiples. La mise en #uvre réussie sur une large échelle de la thérapie image-guidée en réseau exige une infrastructure spécialisée, spécialement un réseau de haute performance, cartographie de surcroît sur le PACS d'un ensemble hospitalier ou même de plusieurs hôpitaux. Dans un environnement de recherche, ce réseau doit avoir des zones spécialisées de stockage réparties sur plusieurs sites qui fournissent un accès pointu et immédiat, nécessaire aux images clés. Pour satisfaire à n'importe quelles nouvelles exigences émergeantes, tel que lorsque les nouveaux systèmes et accessoires soient intégrés à l'infrastructure existante, la flexibilité du réseau et de ses composants est également requise. Il n'est donc pas possible de délivrer des images à un environnement thérapeutique complexe et intensif sans la collaboration et l'implication d'un département de Radiologie. Il y a donc une augmentation inévitable de la charge de travail pour le personnel et donc du coût de revient des actes. Le but poursuivi étant pourtant de créer, de décrire, de manipuler, et d'appliquer, à un coût additionnel minime, des images à un environnement thérapeutique avec une disponibilité, une fiabilité et une exactitude élevées. Il faut et c'est la clé du succès - une équipe multidisciplinaire devant comprendre des chirurgiens, des radiologues, des radio-oncologistes, des physiciens, et des ingénieurs dispensateurs d'images appropriées en même temps qu'un staff de soutien technique compétent, qui se mobilise en permanence autour de ce système.
On sait par ailleurs qu'une architecture centrale d'une telle nature est vulnérable et
qu'une structure décentralisée est en revanche redondante et débite, selon les sources, des données à des vitesses très différentes. Et, qui d'autres surtout que le Radio-oncologiste a par ailleurs besoin d'un dossier technique d'irradiation d'un patient ? Une telle organisation serait donc surdimensionnée pour un usage de routine en Radio-oncologie. En outre, le patient est unique et ne peut être, si ce n'est successivement dans le temps, réparti sur plusieurs machines en même temps. Le temps s'additionnant au temps et représentant un coût horaire en main d'oeuvre et une prise en charge plus longue, lorsque le patient doit successivement passer de l'un à l'autre avec multiplication des gestes, des mesures et de leurs conditions . d'exécution ; multiplication aussi du nombre d'interventions et d'intervenants ; multiplication enfin d'interfaces machine-opérateur (nombre de convolution nécessaire augmente) et d'opportunités d'erreur. Le réseau ne synchronise pas l'ensemble mais superpose les différents gestes et additionne leurs erreurs et imprécisions. Tout cela est, en ce qui concerne la Radiothérapie, dommageable et . bien compliqué : Trouver un moyen pour simplifier le maniement d'ensemble et la mettre à la disposition du plus grand nombre est l'objectif primordial affiché par cette nouvelle invention.
Il n'en demeure pas moins que là où un réseau informatique dédié à la chirurgie image-guidée qui connecte, comme à l'Université d'Iowa (John W. Haller et al, . 2001), tous les appareils d'imagerie (CT et RMN) aux appareils de planification de traitement, aux consoles de radiochirurgie, et aux consoles chirurgicales, peut certes assurer en différé un transfert rapide et efficace des images à partir d'un appareil d'imagerie vers la console chirurgicale de navigation en salle d'opération. Le serveur du réseau fournit également des images aux PCs du pupitre de commande, . où la planification préchirurgicale peut être faite. Ceci n'est pas sans poser des problèmes en pratique radiothérapique.
Jusqu'à présent, il n'était pas possible d'éviter d'irradier par ailleurs les tissus sains lors de la radiothérapie d'un cancer, car il n'y existait qu'un nombre limité d'angles de tir potentiels, le champ d'irradiation étant défini de façon figée. Avec l'accumulation dans la littérature de la preuve que la Radiothérapie peut être associée à une gamme de séquelles très tardives, certaines d'entre elles pouvant se manifester aussi tardivement que 20 années plus tard ou davantage après la thérapie initiale, il peut sembler intéressant que le patient cancéreux bénéficiant d'une survie longue ne soit pas, comme le pensent S. M. Bentzen et S. Dische (2001), dans la position du Roi Dionysus 1er envieux de Damoclès se réjouissant de la grandeur et de la joie plus
brève d'un banquet luxurieux mais s'asseyant au même moment sous une épée en train de pendre par un seul poil de cheval au-dessus de sa tête.
2. 3.2. - Imagerie physiologie intégrée à la Radiothérapie En ce qui concerne d'autre part le contrôle des traitements plus sophistiqués, telle que la modulation d'intensité, il est bien évident que le seul moyen de contrôler la précision dosimétrique est de mesurer sur un fantôme avec un détecteur précis la modulation en intensité de la dose qui correspondrait à la distribution désirée. Si ce genre de mesures fait partie des critères d'acceptation d'un traitement et que l'on devra bien vite passer, d'un point de vue quotidien, à l'emploi en pratique de la . distribution de dose mesurée, en cours de traitement, par imagerie portique. Il ne fait aucun doute qu'à plus forte raison la collection permanente des données du système d'acquisition comme le propose ici le scanner à faisceau d'électrons (Imatron's C- 150 électron beam CT scanner. Electron beam CT scanning.) associé aux caméras à rayons X mesurant, dans un ensemble dit Bi-linac, les caractéristiques dosimétriques . des faisceaux ; celles sur les inhomogénéités du volume traversé par les radiations, lisibles sur les coupes scanographiques qui serait, en la matière, un must. Et c'est justement ce que réalise en permanence, comme nous le verrons dans le descriptif ci-après, le dispositif Bilinac-Imatron couplé à un serveur type console de dosimétrie en ligne et en temps réel du brevet n 01/01133. Comme on peut s'en . apercevoir, la Radiothérapie classique par faisceau externe utilise, même dans la technique la plus utilisé des feux croisés de l'état actuel de l'art, essentiellement les effets de freinage des particules dans le milieu intratissulaire.
En effet dans une des formes de réalisation du dispositif Bilinac-Imatron, tel que le collisionneur SLC, on peut concevoir que pour l'irradiation aux faisceaux d'élect . rons que la collision se produise entre le faisceau d'électrons d'une part et le faisceau de positrons d'autre part et que pour l'irradiation aux photons que la collision se produise entre les deux faisceaux de même énergie ou d'énergies différentes. C'est le SLAC (Stanford Linear Accelerator Center) transformé en collisionneur linéaire médical ou mieux le J.L.C. japonais (Japan Linear Collider : . JLC-1 , KEK Report 92-16 ; 1992. ). La dosimétrie s'attelle ici à quantifier principalement, dans le volume cible, les interactions électromagnétiques des deux faisceaux d'irradiation simultanée. C'est pourquoi nous proposons pour ce faire de recourir dans la nouvelle invention aux logiciels qui ont déjà fait leur preuve sur toutes les consoles de dosimétrie et de simulation virtuelle disponible dans l'art et qui sont sur le marché depuis déjà au moins une vingtaine d'années.
De plus en plus des procédures d'assurance de qualité sont développées en vue d'actes de radiothérapie conformationnelle au faisceau des rayons X à intensité modulée (IMRT) utilisant des collimateurs multi-lames dynamiques (MLC). La procédure vérifie un type de faisceau à intensité modulée des rayons X prescrit avec la visualisation beam eye's view (BEV) du faisceau, avant que la procédure de traitement ne soit appliquée à un patient. Elle vérifie que a) les fichiers de l'ordinateur séquençant les lames soient correctement transférés à l'ordinateur de contrôle de l'accélérateur linéaire ; b) le traitement puisse être correctement exécuté sans aucune erreur de la machine. Le système BIS [Beam Imaging System] d'image- rie rapide du faisceau consistant en un écran Gd202S de scintillation, une caméra charge-coupled device (CCD), et un ordinateur portable personnel (PC portable, Wellhofer Dosimétrie, Schwarzenbruck, Allemagne) a été proposé à cette fin. Des images de référence y sont dérivées des fichiers séquençant les lames et qui sont utilisés pour piloter un système MLC dynamique, comme celui du Varian Oncology Systems (Palo Alto, CA). Une méthode de corrélation a été développée par Ma et coll. pour comparer les mesures de BIS avec les images de référence calculées. Un coefficient de corrélation est calculé, en utilisant 26 champs corrects à intensité modulée, et qui s'est révélé être un discriminant fiable pour identifier les fichiers inexacts de délivrance de traitement. Cette étude de L. Ma et coll. (1997) a démontré la faisabilité pour utiliser le BIS et la méthode de corrélation, afin de réaliser en ligne les tâches d'assurance de qualité par le BEV, pour des champs de traitement RIM ou IMRT.
Toutefois, le désir d'améliorer le contrôle tumoral local et la guérison de beaucoup plus des patients, atteints de cancer, couplé aux progrès de la technologie des ordina- teurs ainsi que des modèles des accélérateurs linéaires, a stimulé les développements des techniques de Radiothérapie tridimensionnelle conformationnelle. Des plans de traitement optimisés, ayant pour but de délivrer une dose élevée à la cible, tout en minimisant la dose aux tissus environnants, peuvent être délivrés par des champs multiples, chacun avec des traitements d'intensités du faisceau modulées (IMRT), du point de vue spatial, ou avec des traitements en tranches multiples ou tomothérapie. Pour délivrer des plans de traitement optimisés, la toute dernière méthode est l'arc thérapie à intensité modulée (IMAT = Intensity- modulated arc therapy) destinée à améliorer encore le ratio thérapeutique. Elle utilise un mouvement continu du statif, tel qu'en arc thérapie conventionnelle. A la différence de l'arc thérapie conventionnelle, la forme du champ, qui est conformé par le colli-
mateur multi-lames, change au cours de la rotation du statif. Des distributions arbitraires d'intensité 2 D du faisceau, à des angles différents du faisceau, sont ainsi délivrées avec des arcs multiples du faisceau se superposant. C'est pourquoi un système capable de délivrer l'IMAT a été mis en oeuvre. Un exemple illustrant la faisabilité de cette nouvelle technique en tomothérapie est donné et discuté par rapport à d'autres schémas de délivrance, basés sur la tranche (C.X. Yu, 1995).
Excepté pour la tomothérapie, le concept du Bi-linac est aussi apte à réaliser aussi bien l'IMRT que l'IMAT, voire une combinaison mixte des deux avec un gain de temps considérable et sans aucune augmentation pour le personnel de la charge de travail.
Essai n 2 : Les conditions opératoires, le matériel et les composés mis en #uvre dans cet essai sont identiques en tout point à l'essai précédent, à l'exception de la neutralisation du polymère obtenu après les 7 heures de chauffage, qui s'effectue jusqu'à un pH de 8,2 à l'aide d'un mélange soude-chaux dans un rapport molaire 50/50.
Les caractéristiques du polymère obtenu en terme de poids moléculaire, d'acide acrylique non réagi et d'indice de polymolécularité sont identiques à celles de l'essai précédent.
Cet exemple permet de montrer qu'il est possible de synthétiser en milieu aqueux un sel de xanthate totalement hydrosoluble et que ce sel de xanthate totalement hydrosoluble est capable de polymériser l'acide acrylique avec des rendements élevés avec un contrôle de la réaction permettant d'obtenir les indices de
polymolécularité faible, nous entendons par faibles des valeurs inférieures ou égales à 2.
EXEMPLE 2 : Cet exemple illustre la mise en oeuvre d'un polymère obtenu selon l'invention comme agent d'aide au broyage de matière minérale et plus particulièrement de carbonate de calcium. Cet exemple illustre également l'obtention de suspension aqueuse de carbonate de calcium selon l'invention.
Il est également à noter que ces suspensions de carbonate de calcium selon l'invention sont affinées, fortement concentrées en matière minérale et facilement manipulables par l'utilisateur final c'est-à-dire facilement utilisables aussi bien pour le couchage du papier que pour la charge de masse du papier.
Pour ce faire, on a préparé une suspension aqueuse à partir de carbonate de calcium provenant du gisement d'Orgon (France), de diamètre médian de l'ordre de 7 micromètres.
La suspension aqueuse a une concentration en matière sèche de 78 % en poids par rapport à la masse totale.
L'agent d'aide au broyage est introduit dans cette suspension selon les quantités indiquées dans le tableau ci-après, exprimées en pour cent en poids sec par rapport à la masse de carbonate de calcium sec à broyer.
La suspension circule dans un broyeur du type Dyno-MillTM à cylindre fixe et impulseur tournant, dont le corps broyant est constitué par des billes de corindon de diamètre compris dans l'intervalle 0,6 millimètre à 1,0 millimètre.
La sortie du broyeur Dyno-MillTM est munie d'un séparateur de mailles 200 microns permettant de séparer la suspension résultant du broyage et le corps broyant.
La température lors de chaque essai de broyage est maintenue à 60 C environ.
Ensuite, la présente invention calcule géométriquement l'ouverture requise au niveau des tubes de la fente d'irradiation thérapeutique selon les différents angles d'orientation de l'espace du scanner, pour irradier la lésion cible alors que le scanner
tourne. L'ordinateur peut alors contrôler le processus de traitement en ajustant la sortie des rayons X, l'ouverture de la fenêtre de sortie du faisceau, la position de la table, et la bascule du statif tel que requis pour réaliser le traitement prescrit à la lésion cible visée. La surveillance du traitement peut être faite par observation visuelle sur écran de l'imagerie simultanée. L'enjeu de la faible complication n'est pas seulement rempli en minimisant la seule dose aux organes à risque mais cela est valable pour l'ensemble des tissus non incriminé dans le processus tumoral. La surveillance de la thérapie peut également être automatisée par comparaison aux images successives de l'ordinateur de traitement avec alarme sonore si l'image se modifie. La détection de changement d'image peut être faite par des techniques de traitement d'image tel que l'intégral de la différence moyenne au carré entre les images, ou la comparaison des centroïdes d'image, ou la détection de mouvement par corrélation croisée, etc. L'autre paire des mâchoires ayant un espacement qui procure la largeur axiale du faisceau de radiation en éventail. Chaque mâchoire est sélectivement ajustable comme pour laisser une fente donnée entre ses mâchoires respectives. L'invention comprend également un système et un procédé dit de contrôle interactif de la position des rayons X et de l'exposition en utilisant des données de l'image comme information de référence , tel que dans le brevet EP 1 092 391 Al de General Electric Company (US Patent 418167 - 13. 10.1999), destiné à une application médicale pour y compléter ou remplacer la fluoroscopie.