INPI-France/Brevets-Francais-2024-Chunked huggingface dataset:
L’algorithme NMPC repose sur : - un modèle embarqué M (non linéaire, linéaire aux paramètres variants etc.) caractérisant finement le comportement nominal du système à commander ; - une fonction de coût (quadratique, linéaire, non linéaire) permettant une optimisation des performances ; - des contraintes portant sur la commande, les états et les sorties à asservir ; - un pas de temps permettant une bonne discrétisation du modèle embarqué et conforme aux capacités du calculateur ; - un horizon de prédiction permettant un calcul satisfaisant de la fonction de coût, notamment couvrant la durée des phénomènes transitoires à maitriser ; - un optimiseur permettant une optimisation en ligne de la commande prédictive avec des temps de calcul raisonnables.
L’association de l’algorithme NMPC et du régulateur linéaire robuste est permise grâce à la logique décrite ci-dessous : - soit le temps , où est la période d’échantillonnage et est un entier positif ; - soit l’horizon de prédiction de l’algorithme NMPC , où est le nombre d’échantillons composant cet horizon ; - soit le temps de calcul de l’algorithme NMPC avec , où est le nombre entier minimal de périodes nécessaires pour une optimisation.
Les résultats de l’optimisation déclenchée à un instant sont le vecteur de commande et le vecteur de consigne .
Pour assurer la continuité de la commande, lors d’une optimisation en cours, les premières commandes et signaux de référence appliqués qui ont été obtenus lors de l’optimisation précédente sont : et .
Ce fonctionnement est permis grâce à différentes sous-parties et notamment à un bloc tampon composé de deux blocs suivants : - un espace de stockage S1, illustré en , qui permet lors de l’optimisation NMPC courante lancée à l’instant de conserver les commandes et références obtenues par l’optimisation NMPC précédente ; - un sélecteur S2, illustré en , qui applique successivement au système piloté les commandes et références issues du bloc de stockage S1.
Le fonctionnement de ces deux blocs est réalisé avec .
La figure 6 correspond à et . Le trait en pointillé du graphique, à savoir correspond au début de l’optimisation en cours.
Aux instants et les échantillons de commande et de référence utilisés sont le résultat de l’optimisation précédente (lancée à l’instant ) aux mêmes instants. La ligne verticale en trait continu du graphique indique la fin de l’optimisation en cours.
Afin que la contrainte portant sur le signal de commande prédictif utilisée par l’optimisation NMPC soit adaptée, le niveau de la commande réellement appliqué au système (qui dépend également de la commande rétroactive) est régulièrement transmis à l’algorithme NMPC.
L’invention porte en outre sur un programme d’ordinateur comprenant des instructions de code de programme pour l’exécution des étapes d’un procédé de commande tel que décrit précédemment, lorsque ledit programme fonctionne sur un ordinateur. En particulier, l’invention peut être intégrée dans un ordinateur de commande de véhicule automobile.
L’invention concerne également un véhicule automobile comprenant un système de commande tel que décrit précédemment.
L’intérêt de l’invention en utilisation réside notamment dans une optimisation des trajectoires de référence pour un gain en performance ; un maintien des performances grâce à une robustesse vis-à-vis des dispersions paramétriques ; une maitrise de la sensibilité aux bruits de mesure ; une détermination d’une méthodologie générique adaptée aux contraintes d’une classe importante de systèmes à commander (non linéaire, multivariables, à paramètres dispersés, etc.) ; une implantation temps réel qui est compatible avec les performances de calculateurs automobiles série.
Procédé et dispositif de communication dans un véhicule d’informations relatives à un dysfonctionnement d’éléments du véhicule La présente invention concerne les procédés et dispositifs de communication dans un véhicule d’informations relatives à des dysfonctionnements d’éléments du véhicule.
Arrière-plan technologique La sophistication des véhicules s’accompagne d’exigences élevées en termes de sécurité des véhicules et de leurs passagers. Les systèmes, composants et fonctions mis en œuvre dans un véhicule doivent souvent répondre à un niveau de sécurité déterminé. Ces niveaux de sécurité sont par exemple décrits dans la norme ISO 26262, ces niveaux de sécurité étant identifiés par leur niveau ASIL (de l’anglais « Automotive Safety Integrity Level » ou en français « Niveau d’intégrité de sécurité automobile »), c’est-à-dire ASIL A, B, C ou D.
la est une vue en coupe de la tête de détection sur la , conformément à des aspects des techniques décrites ;
la est une vue schématique illustrant la commutation entre l’usage de différents collimateurs à l’intérieur d’un ensemble de tête de détection, conformément à des aspects des techniques décrites ;
la est un diagramme de flux d’un mode de réalisation d’un procédé de commutation entre des collimateurs dans un ensemble de tête de détection, conformément à des aspects des techniques décrites ; et
la est une vue schématique d’un système d’imagerie, conformément à des aspects des techniques décrites.
DESCRIPTION DÉTAILLÉE Un ou plusieurs modes de réalisation spécifiques seront décrits ci-dessous. Dans un effort pour fournir une description concise de ces modes de réalisation, toutes les caractéristiques d’une mise en œuvre réelle ne sont pas décrites dans la spécification. Il convient de bien se rendre compte que dans le développement de toute telle mise en œuvre réelle, comme dans tout projet d’ingénierie ou de conception, de nombreuses décisions spécifiques à la mise en œuvre doivent être prises pour atteindre les objectifs spécifiques des développeurs, telles que la conformité à des contraintes liées au système et liées à l’activité, qui peuvent varier d’une mise en œuvre à une autre. Par ailleurs, il convient de bien se rendre compte qu’un tel effort de développement pourrait être complexe et long, mais qu’il serait néanmoins une entreprise de routine de conception, de réalisation, et de fabrication pour ceux de compétence moyenne ayant l’avantage de cette description.
Lorsqu’on énonce des éléments de divers modes de réalisation du présent objet, il est prévu que les articles « un », « une », « le/la/les », et « ledit/ladite/lesdits/lesdites » signifient qu’il y a un ou plusieurs des éléments.
La présente description fournit des systèmes et des procédés d’utilisation d’au moins deux collimateurs à l’intérieur d’un ensemble de tête de détection de rayonnement d’un système d’imagerie de médecine nucléaire (NM) multi-tête. En particulier, chaque tête de détection du système d’imagerie de NM multi-tête inclut une colonne de détection qui inclut un détecteur à semi-conducteur ayant une première surface qui inclut une cathode et une seconde surface qui inclut des anodes pixellisées, où un collimateur respectif est disposé sur la première surface et la seconde surface du détecteur à semi-conducteur. Dans un mode de réalisation, des pixels des anodes pixellisées sont calés ou semi-calés sur des trous de collimateur. Le collimateur disposé sur la cathode est configuré pour une utilisation pendant un scan d’imagerie impliquant un rayonnement dans une première plage d’énergie (p. ex., une plage de basse énergie d’approximativement 40 à 300 keV) et le collimateur disposé sur les anodes pixellisées est configuré pour une utilisation pendant un scan d’imagerie impliquant un rayonnement dans une seconde plage d’énergie (p. ex., une plage de haute énergie d’approximativement 250 à 400 keV) différente de la première plage d’énergie. Les première et seconde plages d’énergie peuvent se chevaucher partiellement (p. ex., à une extrémité haute de la première plage d’énergie et une extrémité basse de la seconde plage d’énergie) mais différer en termes d’étendue. La rotation autour d’un axe longitudinal (p. ex., l’axe de balayage) de la tête de détection (p. ex., par le biais d’un moteur) permet de permuter les collimateurs entre des scans ou pendant le même scan (p. ex., des applications à deux isotopes) impliquant différents niveaux d’énergie (p. ex., une basse énergie par opposition à une haute énergie). Les modes de réalisation décrits permettent à la permutation automatique entre les différents collimateurs d’avoir lieu en quelques secondes (p. ex., par opposition à quelques minutes). La permutation a lieu complètement à l’intérieur de l’ensemble de tête de détection de rayonnement (sans avoir à retirer l’un des collimateurs ou monter le collimateur à utiliser) et sans l’utilisation d’un processus d’échange mécanique (et manuel) de collimateurs. L’échange automatique rapide de collimateurs gagne du temps pendant la journée et évite un temps d’indisponibilité du système d’imagerie, donc, permettant un flux de travail (p. ex., le flux de patients de l’hôpital) amélioré. Les modes de réalisation décrits peuvent également réduire le coût du système d’imagerie.
La fournit une vue schématique d’un système d’imagerie de NM multi-tête 100 conformément à divers modes de réalisation. Généralement, le système d’imagerie 100 est configuré pour acquérir des informations ou données d’imagerie (p. ex., des comptages de photons) à partir d’un objet à imager (p. ex., un patient humain) à qui un produit radiopharmaceutique a été administré. Le système d’imagerie 100 représenté inclut un portique 110 et une unité de traitement 120.
Le portique 100 définit un trou 112. Le trou 112 est configuré pour accepter un objet à imager (p. ex., un patient humain ou une partie de celui-ci). Comme on le voit sur la , une pluralité d’unités de détection 115 sont montées sur le portique 110. Dans le mode de réalisation illustré, chaque unité de détection 115 inclut un bras 114 et une tête 116. Le bras 114 est configuré pour articuler la tête 116 radialement vers et/ou en s’éloignant d’un centre du trou 112 (et/ou dans d’autres directions), et la tête 116 inclut au moins un détecteur, la tête 116 étant disposée à une extrémité radialement vers l’intérieur du bras 114 et configurée pour pivoter pour fournir une plage de positions à partir desquelles des informations d’imagerie sont acquises.
Le détecteur de la tête 116 peut, par exemple, être un détecteur à semi-conducteur. Par exemple, un détecteur à semi-conducteur dans divers modes de réalisation peut être construit à l’aide de différents matériaux, tels que des matériaux semi-conducteurs, incluant du tellurure de cadmium et de zinc (CdZnTe), souvent appelé CZT, du tellurure de cadmium (CdTe), et du silicium (Si), entre autres. Dans certains modes de réalisation, le détecteur de la tête 116 peut inclure un scintillateur avec un photomultiplicateur en silicium (SiPM). Le détecteur peut être configuré pour une utilisation avec, par exemple, des systèmes d’imagerie de médecine nucléaire (NM) tels que des systèmes d’imagerie par tomographie par émission monophotonique assistée par ordinateur (SPECT).
Dans divers modes de réalisation, le détecteur peut inclure une série d’anodes pixellisées, et peut générer des signaux différents en fonction de l’emplacement où un photon est absorbé dans le volume du détecteur sous une surface du détecteur. L’absorption de photons par certains voxels correspondant à des anodes pixellisées particulières aboutit à des charges générées qui peuvent être comptées. Les comptages peuvent être corrélés à des emplacements particuliers et utilisés pour reconstruire une image.
Dans divers modes de réalisation, chaque unité de détection 115 peut définir une vue correspondante qui est orientée vers le centre du trou 112. Chaque unité de détection 115 dans le mode de réalisation illustré est configurée pour acquérir des informations d’imagerie sur une plage de balayage correspondant à la vue de l’unité de détection donnée. La illustre un agencement de détecteurs 200 conformément à divers modes de réalisation. Les unités de détection de la , par exemple, peuvent être agencées conformément à des aspects de l’agencement de détecteurs 200. Dans certains modes de réalisation, le système 100 inclut en outre une unité de détection de CT (tomographie assistée par ordinateur) 140. L’unité de détection de CT 140 peut être centrée autour du trou 112. Les images acquises par le système à l’aide à la fois de la NM et de la CT sont par conséquent naturellement calées par le fait que les unités de détection de NM et de CT sont positionnées les unes par rapport aux autres selon une relation connue. Un patient peut être imagé à l’aide de modalités à la fois de CT et de NM à la même session d’imagerie, tout en restant sur le même lit, qui peut transporter le patient le long du trou de NM-CT commun 112.
Comme on le voit sur la , l’agencement de détecteurs 200 inclut des unités de détection 210(a), 210(b), 210(c), 210(d), 210(e), 210(f), 210(g), 210(h), 210(i), 210(j), 210(k), 210(l) disposées autour et orientées vers (p. ex., une surface de détection ou d’acquisition des unités de détection, et/ou le FOV (champ de vision), sont orientés vers) un objet 202 à imager au centre d’un trou. Chaque unité de détection du mode de réalisation illustré définit une vue correspondante qui peut être orientée vers le centre du trou de l’agencement de détecteurs 200 (on peut noter que puisque chaque unité de détection peut être configurée pour effectuer un balayage ou une rotation autour d’un axe, le FOV n’a pas besoin d’être orienté précisément vers le centre du trou, ou centré autour du centre du trou, tout le temps). La vue pour chaque unité de détection 210, par exemple, peut être alignée le long d’un axe central d’un bras correspondant (p. ex., le bras 114) de l’unité de détection 210. Dans le mode de réalisation illustré, l’unité de détection 210(a) définit une vue correspondante 220(a), l’unité de détection 210(b) définit une vue correspondante 220(b), l’unité de détection 210(c) définit une vue correspondante 220(c), et ainsi de suite. Les unités de détection 210 sont configurées pour effectuer un balayage ou pivoter (donc effectuer un balayage des FOV correspondants) sur une plage de balayage (ou une partie de celle-ci) délimitée de part et d’autre d’une ligne définie par la vue correspondante pendant l’acquisition d’informations d’imagerie. Donc, chaque unité de détection 210 peut collecter des informations sur une plage plus grande qu’un champ de vision défini par une unité de détection fixe. On peut noter que, généralement, la plage de balayage sur laquelle un détecteur peut potentiellement pivoter peut être plus grande que la vue correspondante pendant l’acquisition. Dans certaines caméras, la plage de balayage sur laquelle un détecteur peut pivoter peut être illimitée (p. ex., le détecteur peut pivoter complètement sur 360 degrés ou moins), tandis que dans certains modes de réalisation la plage de balayage d’un détecteur peut être contrainte, par exemple sur 180 degrés (d’une position de -90 degrés à une position de +90 degrés par rapport à une position orientée vers le centre du trou). On peut noter que les unités de détection 210 de la sont montées sur un portique (p. ex., le portique 100 sur la ). Le portique peut être apte à effectuer une rotation à différentes positions, les unités de détection 210 effectuant une rotation avec le portique.
En référence toujours à la , l’unité de traitement 120 représentée est configurée pour acquérir des informations ou données d’imagerie (p. ex., des comptages de photons) par le biais des unités de détection 115. Dans divers modes de réalisation les informations d’imagerie incluent des informations d’imagerie focalisée et des informations d’imagerie d’arrière-plan. Les informations d’imagerie focalisée correspondent à une région focalisée, et les informations d’imagerie d’arrière-plan correspondent à des tissus environnants à la région focalisée. Tels qu’ils sont utilisés ici, la région focalisée et le tissu environnant peuvent être tous deux utilisés à des fins d’imagerie et/ou de diagnostic ; cependant, la région focalisée peut être plus pertinente ou utile à des fins de diagnostic, et, par conséquent, plus d’informations d’imagerie sont acquises pour la région focalisée que pour le tissu environnant. Un exemple de région focalisée et de tissu environnant est montré sur la .
La représente une région focalisée d’un objet et un tissu environnant, ou une partie focalisée et une partie d’arrière-plan d’une image. Comme on le voit sur la , l’unité de détection 300 inclut une tête de détection 310 disposée à une extrémité d’un bras de détection 308. Sur la , seule une unité de détection 300 est représentée pour la facilité et la clarté de l’illustration. On peut noter que l’unité de détection 300 peut faire partie d’un agencement d’une pluralité de têtes de détection, telles que représentées sur les Figs. 1 et 2, et que les principes généraux discutés en relation avec l’unité de détection 300 peuvent être appliqués à une ou plusieurs unités de détection supplémentaires d’un système d’imagerie par caméra multi-tête. Sur la , l’unité de détection 300 peut être utilisée pour acquérir des informations d’imagerie (p. ex., des comptages de photons) d’un objet 303 ayant une région focalisée 302. Dans le mode de réalisation illustré, la région focalisée 302 est entourée de tissu environnant 322. La région focalisée 302, par exemple, peut être un organe tel que le cœur ou le cerveau (ou une partie de celui-ci), et peut avoir une fixation sensiblement plus grande d’un produit radiopharmaceutique administré que le tissu environnant 322 dans l’objet 303. Par exemple, dans certains modes de réalisation, la région focalisée 302 est le striatum du cerveau, et le tissu environnant 322 inclut d’autres parties du cerveau. Un rapport d’activité détectée entre le striatum et d’autres parties du cerveau peut être utilisé pour analyser si un patient a ou non la maladie de Parkinson. Un axe central 312 de l’unité de détection 300 passe par un centre 304 de la région focalisée 302 (qui est disposée au centre d’un trou dans le mode de réalisation illustré). On peut noter que dans divers modes de réalisation l’axe central ou la vue au centre du détecteur n’a pas nécessairement besoin de passer par le centre de focalisation ou par la région focalisée. L’axe central 312, par exemple, peut correspondre à une ligne le long de la vue correspondant à l’unité de détection 300 lorsque l’unité de détection 300 est à un point médian d’une plage de couverture de l’unité de détection 300, et/ou peut être aligné avec un axe central du bras de détection 308 auquel la tête de détection 310 est attachée.
Dans le mode de réalisation illustré, l’unité de détection 300 est représentée comme alignée avec l’axe central 312, et peut être amenée à effectuer une rotation, pivoter ou effectuer un balayage sur une plage de balayage 309 entre une première limite 313 et une seconde limite 314. Dans le mode de réalisation illustré, la première limite 313 et la seconde limite 314 définissent une plage de balayage 309 (ou plage maximale de couverture) de 180 degrés. Dans d’autres modes de réalisation, la plage de balayage 309 et/ou les positions relatives de la première limite 313 et de la seconde limite 314 peuvent varier de l’agencement représenté. On peut noter que la plage de balayage 309 fournit plus de couverture que ce qui est requis pour collecter des informations d’imagerie de la région focalisée 302 et du tissu environnant 322. Donc, si l’unité de détection 300 est amenée à effectuer un balayage sur la plage de balayage 309 pendant une durée d’une acquisition d’imagerie, des informations qui peuvent ne pas être utiles à des fins de diagnostic (p. ex., des informations vers les extrémités de la plage de balayage 309 qui n’incluent pas d’informations provenant soit de la région focalisée 302 soit du tissu environnant 322) peuvent être collectées. Le temps utilisé pour collecter les informations qui ne sont pas utiles à des fins de diagnostic peut être dépensé plus efficacement en collectant des informations supplémentaires à partir de la région focalisée 302 et/ou du tissu environnant 322. Par conséquent, dans le mode de réalisation illustré, l’unité de détection 310 peut être commandée (p. ex., par l’unité de traitement 120) pour être amenée à effectuer un balayage ou pivoter sur une plage d’acquisition 320 (p. ex., une plage incluant la région focalisée 302 et le tissu environnant 322) au lieu de sur la totalité de la plage de balayage 309 pendant l’acquisition d’informations d’imagerie.
Le corps de tige est préférentiellement un corps de cathéter 2.
Dans la suite de la présente description, on utilisera l’expression « corps de cathéter » pour désigner un tel corps de tige.
Le corps de cathéter 2 s’étend longitudinalement depuis une extrémité proximale destinée à être manipulée par l’opérateur à une extrémité distale 21.
L’extrémité distale 21 du corps de cathéter est préférentiellement destinée à être insérée dans l’oreille moyenne d’un sujet par une voie d’abord mini-invasive connue en chirurgie otologique. Dans un exemple préférentiel, le corps de cathéter est conçu pour être inséré à travers une incision sur les parois à proximité du tympan.
La section du corps de cathéter est préférentiellement de forme circulaire, ovoïdale, ovale ou toute forme ne présentant pas d’arête droite. Un avantage est de réduire le risque d’endommagement des tissus lors de l’insertion du corps de cathéter dans un canal ou un orifice.
Le corps de cathéter est préférentiellement rigide, permettant un meilleur contrôle de la position du corps de cathéter et de son orientation pendant la procédure de bio-impression.
Le cathéter peut comprendre des moyens de guidage d’une portion distale du corps de cathéter. Les moyens de guidage sont configurés pour orienter l’extrémité distale 21 dans une direction prédéterminée, notamment par rapport à la direction de l’axe longitudinal de la portion proximale du corps de cathéter. Un avantage est de permettre de viser plus facilement la fenêtre ronde une fois l’extrémité du cathéter insérée dans l’oreille moyenne.
Le corps de cathéter 2 peut comprendre une ou plusieurs lumières s’étendant à l’intérieur du corps de cathéter et s’étendant selon l’axe longitudinal du corps de cathéter.
Notamment, l’extrémité distale 21 du corps de cathéter 2 est conçue de manière à être introduite dans l’oreille moyenne d’un sujet, par exemple via le tympan ou via un perçage dans la paroi osseuse du crâne du sujet.
L’extrémité distale 21 du corps de cathéter 2 est préférentiellement du même ordre de grandeur que la fenêtre ronde d’un sujet. Par exemple, les dimensions du corps de cathéter selon un plan de section perpendiculaire à l’axe longitudinal dudit corps 2 sont comprises entre 0,1 mm et 5 mm, préférentiellement entre 1 mm et 3 mm.
FIBRE OPTIQUE
Le dispositif médical comprend une ou plusieurs fibres optiques 3. La fibre optique 3 est destinée à acheminer un flux laser depuis l’extrémité proximale du corps de cathéter jusqu’à une partie distale du corps de cathéter 2.
La fibre optique 3 est agencée au sein d’une lumière du corps de cathéter 2. Plusieurs fibres optiques peuvent être placées de manière coaxiale pour multiplier les points d’impact sur la couche absorbante ou sur la cartouche 4. La pluralité de fibres optiques peut être agencée dans une même lumière ou chacune dans une lumière coaxiale du corps de cathéter.
Préférentiellement, le dispositif médical 1 comprend un connecteur pour connecter la fibre optique 3 à une source laser 5 de manière à acheminer un flux laser depuis la source laser 5 jusqu’à l’extrémité distale 32 de la fibre optique.
Dans un mode de réalisation illustré sur la , la fibre optique 3 s’étend jusqu’à faire face à la cartouche 4 de bio-impression. L’extrémité distale 32 de la fibre optique 3 et la cartouche 4 de bio-impression sont agencées de manière à ce que le faisceau laser 31 soit dirigé en direction de la cartouche 4 de bio-impression.