INPI-France/Brevets-Francais-2024-Chunked huggingface dataset:
La taille des pixels a également une incidence sur la sensibilité à la lumière. Des pixels de petite taille sont peu sensibles. À l’inverse, des pixels de grande taille sont plus sensibles. Si l’utilisateur observe un astre de petite taille 50, comme une planète par exemple qui est très lumineuse, il n’est pas nécessaire d’avoir une forte sensibilité. L’observation des astres de petite taille 50 peut donc se faire avec des pixels de petite taille ayant une faible sensibilité de sorte que l’on se concentre sur la résolution numérique qui permet d’observer des détails de la surface de la planète (ex : tempêtes, cratères, etc). À l’inverse, si l’utilisateur observe un astre de grande taille 51, comme une nébuleuse par exemple qui est peu lumineuse, il est avantageux d’avoir une forte sensibilité à la lumière. Ces astres étant de grande taille, il n’est pas nécessaire d’avoir une très haute résolution pour y observer des détails (nuages de gaz, bras de galaxies).
La matrice 361 est préférentiellement un capteur CCD (pour l’acronyme anglais Charged Coupled Device) ou CMOS (pour l’acronyme anglais Complementary Metal Oxide Semiconductor) comportant un agencement de pixels (permettant de générer des images, préférentiellement des images couleur). Ce type de matrice a des dimensions réduites, ce qui permet de l’installer aisément dans un télescope ou analogue.
La matrice 361 présente une pluralité n de pixels P 1 identiques ou similaires, par exemple agencés selon des lignes et des colonnes, où n est un entier naturel non nul dont la valeur dépend de la taille de ladite matrice. Selon un mode de réalisation, le nombre « n » est compris entre 10 5 (cent mille pixels) et 10 9 (un milliard de pixels), de préférence entre 10 6 (un million) et 10 8 (cent millions). Dans le cadre de la présente invention, on considère que la taille des pixels P 1 , ou pixels “unitaires”, est compris entre 0,1 µm et 20 µm, de préférence comprise entre 0,5 µm et 10 µm. On entend par le terme de « taille », en lien avec un pixel, le fait qu’un côté d’un pixel – classiquement de forme carrée ou polygonale – présente la taille définie.
Chaque pixel unitaire P 1 est un composant photosensible adapté pour convertir, par effet photoélectrique, un rayonnement électromagnétique en un signal électrique. La illustre de manière schématique, et à titre d’exemple explicatif seulement, un agencement de composants d’un pixel unitaire P 1 . Celui-ci comporte un élément de conversion photoélectrique 60, par exemple une photodiode, apte à générer un photocourant représentatif d'une intensité lumineuse reçue. Il comporte en outre un élément capacitif 61 de stockage intégrant le photocourant généré par l'élément de conversion photoélectrique 60. La mesure du niveau d'éclairement reçu par un pixel P 1 s'effectue en mesurant une variation de tension aux bornes de l'élément capacitif 61 entre le début et la fin d'une période d'intégration. Le signal résultant subit ensuite une amplification (par exemple au moyen d’un amplificateur opérationnel 62) et une numérisation (par exemple au moyen d’un convertisseur analogique/numérique 63) pour être converti en signal numérique. Ces différents signaux numériques sont ensuite transmis à une unité électronique de traitement 39 adaptée pour générer une représentation numérique de l’image de l’astre 50, 51 formée dans le foyer image 330.
La connexion entre la matrice 361 et l’unité 39 peut être réalisée de manière filaire ou sans fil, par exemple selon un protocole de communication de proximité, tel qu’à titre d’exemples non limitatifs, le protocole Bluetooth®, Wifi®, Zigbee®. La matrice 361 est reliée à l’unité 39 et les données issues de la matrice sont observées sur un écran 40.
L’ouverture de dispensation peut être libérée au moment de la première utilisation du dispositif selon l’invention.
La libération de l’ouverture de dispensation peut être réalisée en déchirant la membrane, ou en débouchant le bouchon, qui la referme, etc.
Le médicament à dispenser peut-être sous forme liquide. Dans ce cas, le réservoir est refermé de manière étanche aux liquides, et en particulier à l’eau, par exemple par un bouchon, une membrane ou un opercule étanche aux liquides et en particulier à l’eau.
Le médicament à dispenser peut-être sous forme gazeuse. Dans ce cas, le réservoir est refermé de manière étanche à l’air, par exemple par un bouchon, une membrane ou un opercule étanche à l’air.
Alternativement, le médicament à dispenser peut-être sous forme solide. En particulier, le médicament peut se présenter sous forme de poudre, sous forme de gélule ou de comprimé, etc. Dans ce cas, le réservoir peut être refermé par exemple par un bouchon, une membrane ou un opercule, étanche ou non.
Suivant des modes de réalisation, au moins un capteur peut être disposé dans le réservoir.
Suivant des modes de réalisation, au moins un capteur peut être disposé dans ou sur une paroi du réservoir.
Par exemple, au moins un capteur peut ne pas déboucher dans le réservoir. Ainsi, il n’est pas affecté par le médicament se trouvant dans le réservoir et ne vient pas non plus altérer le médicament se trouvant dans le réservoir.
Alternativement, ou en plus, au moins un capteur peut déboucher dans le réservoir, par exemple de manière à permettre une mesure liée à l’état du médicament lui-même.
Alternativement, ou en plus, au moins un capteur peut être disposé sur une face interne de la paroi et se trouver, partiellement ou entièrement, dans le réservoir. Un tel positionnement permet une plus grande sensibilité du capteur à au moins une grandeur physique dans le réservoir.
Au moins un capteur peut être disposé dans un logement prévu dans ledit réservoir.
Un tel logement peut être prévu en tout emplacement dans le réservoir, peut ne pas être étanche, ou peut être étanche par exemple aux liquides ou à l’air.
Avantageusement, au moins un capteur peut être disposé dans, ou au niveau de, une partie supérieure du réservoir, dans une configuration d’utilisation dudit dispositif lors de la dispensation du médicament.
Un tel positionnement permet de minimiser le contact entre le capteur et le médicament se trouvant dans le réservoir. De plus, un tel positionnement permet de faciliter d’échanger des données avec le capteur, lorsque celui-ci est un capteur communicant.
Avantageusement, au moins un capteur peut être un capteur qui se dégrade lorsque la valeur d’au moins une grandeur physique dépasse une valeur seuil.
Dans ce cas, le capteur ne fonctionne plus lorsque la valeur de la grandeur physique dépasse la valeur seuil, ou communique avec une variation mesurable de sa réponse. Par exemple, le capteur ne peut plus être lu, ou ne communique aucune donnée, ou alors ne mesure aucune donnée. Cela signifie qu’au moins une des grandeurs physiques auxquelles ledit capteur est sensible a dépassé la valeur seuil définie pour cette grandeur.
De plus, la technologie d’onduleur à composants rapides permet à la tension du côté onduleur d’atteindre des valeurs élevées (supérieure à 1000 V), contre 800 V maximum pour les onduleurs classiques en silicium Ond-Classique fonctionnant, pour la même puissance commutée, à une fréquence de commutation de 16 kHz. Cette augmentation de tension continue améliore la dynamique du filtre actif et par conséquent la qualité de filtrage. Cette amélioration de la dynamique du filtre actif est accentuée grâce à la commutation rapide des composants de l’onduleur Ond-Cr.
Avantageusement, un élément de saturation 20 est classiquement configuré pour imposer des limites haute et basse sur le signal de commande. Ces limites sont déterminées par l’amplitude de l’onde porteuse qui est liée, à son tour, à la tension de l’élément de stockage d’énergie capacitif 3.
Avantageusement, le signal d’entrée de l’élément de saturation 20 provient de la sortie d’un sommateur 22, dont le signal de sortie est la somme d’une tension de commande u émise par un contrôleur 23 et de la tension V S du point de raccordement C. Le rajout de la tension V s dans la boucle de contrôle du courant injecté I inj empêche un fort appel de courant réactif de la part de l’inductance L-Ond-Cr du filtre 11.
L’unité de calcul 25 des courants de référence L’unité de calcul 25 des courants de référence, comporte une unité de boucle de verrouillage de phase avancée 26 (PLL avancée, en anglais « Phase Locked Loop » ), qui extrait, en plus de l’angle fourni par une unité de verrouillage de phase conventionnelle, l’amplitude de la composante directe de la tension au point de raccordement C du réseau électrique donné 1.
Cette PLL avancée a la possibilité de fonctionner dans un milieu/réseau déjà perturbé en harmoniques et en déséquilibre de tension, avec deux fréquences centrales (50 et 60 Hz 10%) ainsi qu’avec une variation en amplitude de tension fondamentale de 15%, pour couvrir le fonctionnement du réseau électrique donné 1 et des groupes électrogènes.
Avantageusement, la PLL avancée est adaptée à fonctionner dans le réseau électrique à une fréquence fondamentale variable entre 360 Hz et 800 Hz, avantageusement la fréquence fondamentale est de 400 Hz, pour une tension comprise entre 115 et 200V.
Avantageusement, le réseau électrique est un réseau électrique embarqué tel qu’un avion, un navire etc.
Avantageusement, la tension fondamentale est une tension composée.
Avantageusement, la PLL avancée 26 permet :
d’assurer une égalité entre le courant absorbé par l’élément de stockage d’énergie capacitif 3 et le courant de la puissance maximale produit par l’unité de puissance à génération d’énergie renouvelable 100 ; ceci est grâce à l’extraction de l’amplitude de la composante directe de la tension du point de raccordement du réseau électrique donné 1 ; d’assurer un comportement efficace de la méthode d’identification des courants perturbateurs pour une tension du réseau électrique donné 1 déjà fortement déformée en harmoniques et déséquilibrée ; d’assurer une injection du courant de la puissance maximale de l’unité de puissance à génération d’énergie renouvelable 100 en phase avec la composante directe de la tension du point de raccordement C du réseau électrique donné 1, empêchant, par conséquent, une consommation supplémentaire de la puissance réactive via le réseau électrique donné 1.
Cela permet un fonctionnement correct du dispositif de compensation 7 même dans le cas de groupes électrogènes se substituant au réseau électrique donné 1 ou les réseaux embarqués.
Avantageusement, le dispositif de compensation 7 assure une synchronisation entre le courant fondamental maximal généré par l’unité de puissance à génération d’énergie renouvelable 100 et la composante directe de tension du réseau électrique donné 1 du point de raccordement C. Ceci évite, d’une part, une consommation supplémentaire de la puissance réactive et permet, d’autre part, d’assurer un courant de charge de l’élément de stockage d’énergie capacitif 3 ne dépassant pas le courant maximal de l’unité de puissance à génération d’énergie renouvelable 100.
L’unité de calcul 25 des courants de référence comporte une pluralité d’entrées mesurées.
Les grandeurs du système qui sont mesurées comportent au moins :
- l’intensité I L du courant de chaque fil consommé par la charge 2 ; et/ou
- l’intensité I inj du courant de chaque fil sortant de l’unité de filtrage 10 ; et/ou
Plus préférentiellement, la pression à l’intérieur du dispositif au cours de son fonctionnement va de 10 -6 hPa à 10 - 3 hPa, encore plus préférentiellement de 10 - 6 hPa à 10 - 5 hPa.
Selon un mode de réalisation particulier, l’espèce précurseur du faisceau est choisie parmi les agents réticulants du polymère.
De préférence, selon ce mode de réalisation, le procédé selon l’invention comprend une étape supplémentaire de réticulation du polymère.
De préférence, la réticulation du polymère est réalisée directement après l’étape de mise en contact de la zone d’émission avec la composition. Cette façon de procéder permet d’immobiliser le polymère sur la surface de la première électrode.
Utilisations L’invention concerne enfin l’utilisation d’une composition comprenant au moins un polymère et au moins une espèce précurseur d’un faisceau d’espèces chimiques chargées en phase gazeuse tels que définis ci-dessus dans un dispositif pour la production d’un faisceau d’espèces chargées en phase gazeuse, de préférence dans un dispositif tel que défini ci-dessus, ou dans un procédé pour la pour la production d’un faisceau d’espèces chargées en phase gazeuse, de préférence dans un procédé tel que défini ci-dessus.
Les variantes et les modes de réalisations préférés détaillés ci-dessus dans le contexte du procédé et du dispositif selon l’invention s’appliquent également à la composition.
Le dispositif, le procédé et la composition selon l’invention peuvent être utilisées pour divers applications, et notamment pour toutes les applications connues des faisceaux d’ions chargés.
En particulier, le dispositif, le procédé et la composition définis ci-dessus sont utilisables pour de l’analyse et la structuration de surface de matériaux ; pour faire de l’usinage à l’échelle micro- ou nanométrique, notamment par gravure ; pour la réalisation d’implantations ioniques ou encore dans le domaine des nanotechnologies.
L’utilisation du dispositif, procédé ou de la composition selon l’invention est avantageuse au moins pour les raisons suivantes :
- la possibilité de produire des faisceaux gazeux de nature chimique variée,
- des conditions de fonctionnement douces, notamment à température ambiante,
- l’absence de formations de gouttelettes de compositions précurseurs grâce à l’utilisation d’un polymère retenu au niveau de la zone d’émission, et
- la possibilité de générer des faisceaux d’espèces chimiques complexes, comme par exemple des faisceaux de nanoparticules chargées.
Figures La représente un schéma d’un dispositif LMIS selon l’art antérieur.
La représente un schéma d’un dispositif selon l’invention.
La représente la zone d’émission d’un dispositif selon l’invention selon un premier mode de réalisation.
Si la première commande, que le conducteur interrompt par une deuxième commande opposée est une commande de desserrage, un gain de temps analogue est obtenu, car la première commande peut être interrompue sans délai, et la deuxième commande, qui commence immédiatement après, est elle aussi abrégée car le seuil d’intensité d’arrêt I 0 est atteint plus rapidement.
Un avantage de l’invention est donc une accélération des commandes du frein 7 de stationnement ; d’autres avantages sont une économie d’énergie électrique, et une diminution de l’usure du frein 7 grâce à la diminution d’amplitude des mouvements.
L’invention est appliquée seulement quand les circonstances le permettent, c’est-à-dire quand le véhicule est stationnaire ou presque, et que le stationnement est envisageable. Le fonctionnement du frein 7 n’est pas modifié dans d’autres circonstances.
6 Frein principal
7 Frein électromécanique
10 Capteurs
ARRIERE-PLAN TECHNOLOGIQUE On connaît depuis de nombreuses années des installations de cytométrie en flux comportant des systèmes de détection optiques configurés pour différencier des cellules de semence animale.
Ces installations permettent de trier les cellules, en particulier les spermatozoïdes, de sorte à isoler les cellules présentant un chromosome X de celles présentant un chromosome Y.
Ces installations sont typiquement pourvues d’un dispositif d’alimentation configuré pour générer un jet de cellules en sortie d’une buse, du système de détection optique qui est configuré pour examiner le jet de cellules en vue de différencier le type de cellule, et d’un dispositif de tri configuré pour appliquer une charge prédéterminée à chaque cellule différenciée, la charge prédéterminée étant associée au résultat de la différenciation, autrement dit au type de cellule, ainsi que des récipients de collecte des cellules différenciées et triées.
De telles installations sont notamment appelées « jet-in-air sorter » en terminologie anglo-saxonne.
A noter que ces installations sont aussi pourvues d’unités de contrôle et de commande qui sont connectées au dispositif d’alimentation, au système de détection optique et au dispositif de tri, et qui sont configurées pour traiter certaines informations représentatives de certains paramètres en vue de contrôler et commander les dispositifs et système auxquels elles sont connectées. Ces paramètres peuvent par exemple correspondre au débit du jet de cellules, aux types de cellule ou encore aux charges prédéterminées qui y sont associées.
Les systèmes de détection optiques des installations de cytométrie en flux sont généralement basées sur des technologies utilisant la fluorescence et sont pourvus d’un laser d’excitation configuré pour émettre un faisceau de lumière et d’un organe de mise en forme du faisceau de lumière qui est configuré pour focaliser le faisceau de lumière à l’endroit où passe le jet de cellules.
Ces systèmes de détection optiques pour installations de cytométrie en flux sont pourvus aussi d’organes de collection et d’organes de détection disposés à la fois dans une direction d’émission du faisceau laser et dans une direction orthogonale à la direction d’émission du faisceau laser.
Dans de tels systèmes de détection optiques pour installations de cytométrie en flux, les organes de détection sont des capteurs du type photomultiplicateur, tandis que les organes de collection sont des équipements optiques du type lentille microscopique, offrant un très fort grandissement, notamment de l’ordre de 50.
Ces systèmes de détection optiques pour installations de cytométrie en flux nécessitent d’être réglés pour obtenir le résultat escompté, à savoir différencier les cellules en vue de les trier.
Or, en pratique, les réglages nécessaires sont complexes car il est particulièrement difficile de faire coïncider le point de focalisation du laser avec les points de focalisation des organes de collection à très fort grandissement, et aussi avec le jet de cellules, voire même avec les cellules à l’intérieur du jet de cellules.
A noter qu’il est souvent nécessaire de dégrader le réglage de ces systèmes de détection optique pour arriver à faire coïncider les points de focalisation avec le jet de cellules, ce qui est particulièrement dommage eu égard au coût des équipements que ces systèmes comportent.
OBJET DE L'INVENTION L’invention vise à fournir une installation de cytométrie en flux, notamment pour le traitement de cellules du type spermatozoïde, comportant un système de détection optique qui soit particulièrement commode et performant, autant pour son réglage qu’en utilisation, tout en étant au surplus particulièrement économique.
L’invention propose à cet effet, sous un premier aspect, une installation de cytométrie en flux, notamment pour le traitement de cellules du type spermatozoïde et en particulier pour le sexage de semence animale, comportant un système de détection optique configuré pour différencier, selon des paramètres prédéterminés, une pluralité de cellules dans un jet de telles cellules dirigé vers une zone de différenciation, ledit système de détection optique étant pourvu d’une source de rayonnement lumineux configurée pour émettre un rayonnement lumineux focalisé sur ladite zone de différenciation, au moins un organe de détection configuré pour détecter une quantité de lumière réémise par lesdites cellules qui sont illuminées, et au moins un organe de collection qui est focalisé, d’un premier côté, sur ladite zone de différenciation et d’un second côté opposé audit premier côté, sur ledit au moins un organe de détection ; caractérisée en ce que ledit système optique de détection est configuré de sorte que ledit au moins un organe de collection présente un grandissement inférieur à 10 et ledit au moins un organe de détection présente une zone de vision ayant une surface au moins 10 fois supérieure à une surface du jet de cellules à l’endroit de ladite zone de différenciation.
En d’autres termes, l’installation de cytométrie en flux selon l’invention est pourvue d’un système de détection optique ayant au moins un organe de collection dont le grandissement est particulièrement faible, bien inférieur aux grandissements utilisés par exemple en microscopie comme dans l’art antérieur visé ci-dessus. A noter que ce type d’équipement optique a l’avantage d’être beaucoup moins onéreux que ceux de la microscopie.
Au surplus, l’installation de cytométrie en flux selon l’invention est pourvue d’un système de détection optique ayant au moins un organe de détection dont la zone de vision est bien supérieure à la surface du jet de cellules, sans que cela n’impacte la différenciation proprement dite des cellules.
La présente invention part du principe que ce qui est important est de collecter la lumière réémise par les cellules illuminées dans la zone de différenciation. Il s’agit de la détection de flux lumineux. Il ne s’agit pas de capter une image des cellules illuminées.
Avantageusement, le circuit intermédiaire comprend un troisième circuit fluidique intermédiaire 32 configuré pour recevoir un fluide intermédiaire et un deuxième échangeur intermédiaire 7 agencé sur la première ligne d'évacuation 2 préférentiellement en aval du premier module d'échange thermique 5, plus précisément en aval du premier échangeur thermique 5a du premier module d’échange thermique 5, configuré pour transférer l'énergie thermique du dihydrogène au fluide intermédiaire, préférentiellement en aval du premier échangeur thermique intermédiaire 6. Le troisième circuit fluidique intermédiaire 32 permet d'assurer la connexion fluidique entre le deuxième échangeur intermédiaire 7 et la pompe à chaleur. Ce troisième circuit intermédiaire 32 est avantageusement un circuit basse température. On entend par basse température une température des fluides circulants comprise entre 25°C et 90°C.
Le deuxième échangeur thermique 7 est connecté fluidiquement au troisième circuit fluidique intermédiaire 32 par une connexion fluidique 400 assurant la connexion fluidique du deuxième échangeur intermédiaire 7 à l'évaporateur 25 et par une connexion fluidique 401 assurant la connexion fluidique de l'évaporateur 25 au deuxième échangeur intermédiaire 7. À titre d'exemple, le fluide intermédiaire entrant dans le deuxième échangeur thermique 7 est à une température de l'ordre de 25°C et ressort dudit deuxième échangeur thermique 7 à une température de l'ordre de 70°C [. A titre d'exemple, ces températures sont valables pour les différents échangeurs thermiques agencés sur le premier circuit intermédiaire et sur le deuxième circuit intermédiaire .
Préférentiellement, le troisième circuit fluidique intermédiaire 32 comprend une branche principale 410 agencée entre l'évaporateur 25 et la connexion fluidique 401 configurée pour la circulation du fluide intermédiaire de l'évaporateur 25 vers l'échangeur intermédiaire et une branche principale 411 agencée entre la connexion fluidique 400 et l'évaporateur 25 configurée pour la circulation du fluide intermédiaire de l'échangeur intermédiaire vers l'évaporateur 25. À titre d'exemple, le fluide intermédiaire entrant dans l'évaporateur 25 est à une température de l'ordre de 90°C et ressort dudit évaporateur 25 à une température de l'ordre de 35 °C.
Selon l’invention, le condenseur 23 de la pompe à chaleur est agencé sur la première ligne d’alimentation 2 en vapeur d’eau, préférentiellement en amont du premier générateur de vapeur intermédiaire 50 ou de la connexion fluidique de sortie du premier générateur de vapeur intermédiaire 50. Cette disposition permet de transmettre des calories depuis le fluide caloporteur au profit de l’eau liquide circulant dans la première ligne d’alimentation 2 en amont du premier générateur de vapeur intermédiaire 50 et préférentiellement en amont du générateur électrique de vapeur 28. À titre d'exemple, l'eau entrant dans le condenseur 23 est à une température de l'ordre de la température ambiante dans le mode de réalisation à pression atmosphérique tel que par exemple illustré en et ressort dudit condenseur 23 une température de l'ordre de 110°C. ou l'eau entrant dans le condenseur 23 est à une température de l'ordre de l'ordre de 70°C, avantageusement à l'état diphasique dans le mode de réalisation en dépression tel que par exemple illustré en et ressort dudit condenseur 23 une température de l'ordre de 75°C.