INPI-France/Brevets-Francais-2024-Chunked huggingface dataset:
Or, actuellement, les ventilateurs médicaux affichent au mieux des courbes de suivi, par exemple de la teneur en CO 2 , mais c’est au personnel soignant, c'est-à-dire aux secouristes ou médecins par exemple, de les interpréter pour pouvoir éventuellement adapter ensuite la ventilation délivrée au patient subissant la RCP. On comprend aisément que cela engendre des risques pour le patient, notamment en cas de mauvaise interprétation des courbes conduisant à un choix de ventilation inadaptée.
Dans ce contexte, le problème est de proposer un ventilateur médical amélioré permettant non seulement d’opérer un monitorage efficace des gaz sortant ou expirés par un patient pendant une RCP, en particulier de la teneur en CO 2 , mais aussi de proposer un diagnostic clinique, en temps réel, du patient ventilé, à partir des mesures de CO 2 opérées.
La solution de l’invention concerne un ventilateur médical adapté à la mise en œuvre d’une ventilation assistée pendant une réanimation cardio-pulmonaire (RCP) d’un patient, comprenant :
une source de gaz, un circuit ventilatoire comprenant une branche inspiratoire alimentée en gaz par la source de gaz, et une branche expiratoire venant se raccorder l’une et l’autre à une pièce de jonction, une interface respiratoire raccordée à la pièce de jonction et en communication fluidique avec le circuit ventilatoire, des moyens de pilotage à microprocesseur, i.e. un ou plusieurs microprocesseurs, des moyens de mesure de CO 2 configurés pour opérer des mesures successives de teneur en CO 2 dans le flux gazeux et fournir lesdites mesures de teneur en CO 2 aux moyens de pilotage, lesdits moyens de pilotage traitant lesdites mesures de teneur en CO 2 , et des moyens d’affichage commandés par lesdits moyens de pilotage,
les moyens de pilotage sont en outre configurés pour :
i) traiter au moins une partie des valeurs de teneurs en CO 2 pour établir au moins un diagnostic de l’état ventilatoire du patient choisi parmi une fermeture des voies aériennes, une distension thoracique et une ventilation cible, et
iii) commander un affichage dudit au moins un diagnostic d’état ventilatoire sur les moyens d’affichage,
et les moyens d’affichage sont configurés pour afficher ledit au moins un diagnostic d’état ventilatoire.
par « mesure » ou « valeur » d’une grandeur donnée, en particulier de pression, de débit ou de teneur en CO 2 , on entend une valeur mesurée ou un signal représentatif d’une valeur mesurée. par « état ventilatoire », on entend une indication de qualité de la ventilation assistée opérée sur le patient en arrêt cardiaque au moyen de l’appareil de ventilation assistée, c'est-à-dire un ventilateur médical, selon l’invention. par « état circulatoire », on entend une indication de qualité de la réanimation cardiopulmonaire (RCP) avec massage cardiaque (i.e. succession de compressions thoraciques et de relâchements) pratiquée par un ou plusieurs secouristes, i.e. du personnel soignant, sur le patient en arrêt cardiaque. les termes « moyens pilotage » et « moyens de traitement de données » sont considérés équivalents et englobent des moyens informatiques à microprocesseur(s) permettant d’opérer notamment des calculs, des comparaisons, des commandes, des pilotages… ou tout autre traitement informatisé ou similaire.
Selon le mode de réalisation considéré, le ventilateur médical selon l'invention peut comprendre l'une ou plusieurs des caractéristiques suivantes :
Dans le cadre de la présente demande, l’objet de l’invention réside dans le fait de disposer un minimum de capteurs de pression 50, 51, 52 pour anticiper tout risque de collabage au niveau de la veine cave lors de la phase d’aspiration du sang.
Le système de pompage 14 est commandé par les moyens de commande 40 et son unité centrale 42, autrement dit le débit de sang pompé par ce système est commandé par l’unité centrale 42. La présente invention prévoit ainsi de disposer au moins un capteur de pression 50 au niveau de la portion d’admission 19 du circuit de dérivation, au plus proche de la veine cave. Evidemment, ce capteur de pression 50 est relié à l’unité centrale 42 / moyens de commande 40, c’est-à-dire que l’unité centrale 42 reçoit instantanément les mesures issues/provenant de ce capteur de pression 50.
Ainsi, si l’on dispose d’un capteur de pression 50 susceptible d’être disposé dans la canule d’admission 15, un tel capteur 50 y est disposé. Plus sûrement, le capteur de pression 50 peut être installé sur ou dans le circuit de dérivation, entre la canule d’admission 15 et le réservoir 11.
L’évolution des pressions veineuses au niveau des veines caves et de l’oreillette est très complexe en raison des très basses pressions (2 à 4 millimètres de mercure en moyenne) et des fortes variations de pression en zone proche atriale. Le profil de pression atriale (oreillette droite) suit une courbe avec 3 maxima par cycle – avec un maximum considéré parmi ces 3 maxima - correspondant à différents évènements comme les contractions du cœur droit ou la relaxation des valves tricuspides. L’admission du sang dans le dispositif selon l’invention est décalée par rapport à la diastole naturelle d’un décalage est de l’ordre de 0,25 seconde environ (soit entre 0,2 et 0,3 seconde).
A titre d’exemple, pour la valeur de seuil de pression (première alerte) et la valeur de seuil de pente ou d’accélération de la pression (deuxième alerte) : si la pente ou l’accélération de la pression mesurée est inférieure de 50% à ce qu’elle devrait être au cours d’un cycle d’aspiration, alors cela signifie qu’il y a un risque imminent de collabage, et l’unité centrale ralentit immédiatement le débit aspiré ; si la pression absolue descend en dessous de la valeur de pression de seuil de 1 mm Hg (millimètre de mercure), alors l’unité centrale 42 cesse immédiatement le pompage pour ce cycle d’aspiration car le risque de collabage est très/trop significatif. Le pompage redémarre au cycle d’aspiration suivant.
Dans le dispositif selon l’invention, le débit est très précisément mesurable grâce à la position du piston 31 dans le réservoir 11. On en déduit aisément la résistance de frottement visqueux R.q proportionnelle au débit. R est directement proportionnelle à la viscosité (Loi de Poiseuille en laminaire ou autres lois après établissement des turbulences). On peut noter également que la connaissance de la viscosité du sang du patient 12 permet de déterminer la pression à un endroit du circuit, en l’espèce du circuit de dérivation du sang du patient 12, connaissant la pression à un autre endroit dudit circuit.
Un troisième capteur de pression 52 est avantageusement positionné dans la portion d’éjection 18 du circuit de dérivation de manière à confirmer ou à affiner la valeur calculée de viscosité du sang du patient 12. Ce capteur 52 est destiné à relever la pression au cours de la phase d’éjection, lors de l’onde systolique.
La illustre un mode de réalisation préféré du réservoir 11. Ce réservoir 11 présente ainsi une forme de poire avec une base 60 large de diamètre d1 très supérieur au diamètre d2 à son sommet 61, avec une diminution légère de ce diamètre d1 depuis la base 60 sur une première portion d’élévation du réservoir 11 puis une diminution importante/rapide jusqu’à atteindre le diamètre d2. Le conduit d’entrée 65, pour l’introduction du sang aspiré, est orienté de manière ascendante, soit en direction du sommet 61 du réservoir 11, avec un angle par rapport à ce sommet 61 compris entre 30° et 70°. Par ailleurs, ce conduit d’entrée 65 pénètre de manière oblique dans le réservoir 11, soit avec un angle par rapport à la surface du réservoir compris entre 10° et 80°, ce conduit d’entrée 65 n’étant pas perpendiculaire à la surface du réservoir 11 et avantageusement le plus tangentielle possible, soit suivant un angle le plus petit possible, inférieur à 40° voire 30°. De telles conceptions sont prises pour éviter les risques d’hémolyse et évacuer les bulles d’air vers le sommet 61.
Au sommet 61 du réservoir 11 pénètre le conduit de sortie ou d’éjection 62, avec donc son diamètre d2. Le réservoir 11 est disposé verticalement, reposant sur sa base 60 et son sommet 61 constitue ou détermine la hauteur dudit réservoir 11. Le réservoir 11 dispose ici de deux languettes 66 permettant de bloquer mécaniquement, par rotation dans une fente de blocage 67, le réservoir 11 sur un socle 68, visible sur la .
Par exemple, lorsque la sollicitation d’un bloc matériel 36 est trop élevée pour une tâche donnée, cela peut être le signe d’un fonctionnement altéré du calculateur 10.
Le système de surveillance 40 disposant des informations de contexte liées à une sollicitation plus élevée d’un bloc matériel 36, cela permet d’assurer une surveillance supplémentaire puisqu’une attaque changeant le nombre d’accès à un bloc matériel 36 est désormais détectable.
Le système de surveillance 40 est donc capable de détecter des attaques exploitant les vulnérabilités matérielles au niveau du processeur et générant des sollicitations, comme l’attaque Spectre, l’attaque Meltdown ou l’attaque Rowhammer.
De ce fait, le système de surveillance 40 procure une meilleure sécurité au calculateur 10.
En outre, le système de surveillance 40 est compatible avec une mise en œuvre en temps réel.
Il convient de noter que l’unité de mémorisation 42 peut être différente de la mémoire principale 16 qui pose le problème d’être relativement loin des cœurs 12 et donc de nécessiter des accès relativement longs.
Notamment, l’unité de mémorisation 42 peut être située dans l’unité de gestion de mémoire 30.
Une telle implémentation n’impacte pas les transactions dans le calculateur 10.
Il est également possible d’utiliser l’unité de support de débogage 18, les unités de mesure de la performance 34 ou les mémoires étroitement couplées 28.
Enfin, il peut être noté qu’il n’est pas nécessaire que l’identifiant soit mémorisé sur la même unité de mémorisation 42.
Par exemple, il peut être avantageux de mémoriser les identifiants dans une mémoire locale d’un cœur 12 alors que l’association serait mémorisée dans une mémoire partagée.
Un autre mode de réalisation du calculateur 10 est représenté à la .
Les mêmes remarques que pour le calculateur 10 de la s’appliquent également pour celui de la . Aussi, seules les différences sont mises en avant dans ce qui suit.
Dans ce cas, l’unité de collecte 44 est propre à récolter les informations issues des unités de mesure de la performance 34.
Au contraire du mode de réalisation de la , l’unité de collecte 44 est ici une unité centralisée.
Dispositif biométrique de transaction par carte à puce L’invention concerne les systèmes pour la réalisation de transactions électroniques par carte à puce sécurisées par des informations biométriques du porteur de la carte à puce. Les transactions électroniques visées peuvent être de toute nature, comme les transactions de paiement, de transfert d’argent ou de valeurs, d’accès physique ou d’identification numérique, mais à titre d’exemple non limitatif, l’invention sera décrite plus particulièrement en liaison avec des transactions électroniques de paiement par carte à puce, qu’il s’agisse d’une carte à puce à fonctionnement par contact avec un lecteur de carte à puce, d’une carte à puce à fonctionnement sans contact, ou d’une carte à puce duale à fonctionnement mixte à contact et sans contact.
La quantité du (des) (a) polymère(s) cationique(s) dans la composition selon la présente invention peut être de 0,001 % en poids ou plus, de préférence de 0,005 % en poids ou plus, et de manière davantage préférée de 0,01 % en poids ou plus, par rapport au poids total de la composition.
La quantité du (des) (a) polymère(s) cationique(s) dans la composition selon la présente invention peut être de 2 % en poids ou moins, de préférence de 1,5 % en poids ou moins, et de manière davantage préférée de 1 % en poids ou moins, par rapport au poids total de la composition.
La composition selon la présente invention comprend (b) au moins un polymère anionique. Deux polymères anioniques ou plus peuvent être utilisés en combinaison. Ainsi, un seul type de polymère anionique ou une combinaison de différents types de polymères anioniques peut être utilisé.
Le (b) polymère anionique a ou peut avoir une charge négative ou des charges négatives.
La concentration de charge ou la densité de charge du (b) polymère anionique est supérieure à 2,04 mmol/g, de préférence supérieure à 2,20 mmol/g, et de manière davantage préférée supérieure à 2,40 mmol/g.
La concentration de charge ou la densité de charge du (b) polymère anionique est inférieure à 10,64 mmol/g, de préférence inférieure à 8,00 mmol/g, et de manière davantage préférée inférieure à 6,00 mmol/g.
Il est préférable que la concentration de charge ou la densité de charge du (b) polymère anionique soit inférieure à 5,00 mmol/g, de manière davantage préférée inférieure à 4,70 mmol/g, et de manière encore davantage préférée inférieure à 4,40 mmol/g.
La concentration de charge ou la densité de charge du (b) polymère anionique est supérieure à 2,04 mmol/g et inférieure à 10,64 mmol/g, de préférence supérieure à 2,20 mmol/g et inférieure à 8,00 mmol/g, et de manière davantage préférée supérieure à 2,40 mmol/g et inférieure à 6,00 mmol/g.
Il est préférable que la concentration de charge ou la densité de charge du (b) polymère anionique soit supérieure à 2,04 mmol et inférieure à 5,00 mmol/g, de manière davantage préférée supérieure à 2,20 mmol/g et inférieure à 4,70 mmol/g, et de manière encore davantage préférée supérieure à 2,40 mmol/g et inférieure à 4,40 mmol/g.
Le poids moléculaire du polymère anionique peut être de 1 000 ou plus, de préférence de 10 000 ou plus, de manière davantage préférée de 50 000 ou plus, et de manière encore davantage préférée de 100 000 ou plus.
Le polymère anionique peut avoir au moins un fragment chargeable négativement et/ou chargé négativement choisi dans le groupe consistant en un groupe sulfurique, un groupe sulfate, un groupe sulfonique, un groupe sulfonate, un groupe phosphorique, un groupe phosphate, un groupe phosphonique, un groupe phosphonate, un groupe carboxylique et un groupe carboxylate.
Le polymère anionique peut être un homopolymère ou un copolymère. Par « copolymère », on entend aussi bien les copolymères obtenus à partir de deux types de monomères que ceux obtenus à partir de plus de deux types de monomères, tels que les terpolymères obtenus à partir de trois types de monomères.
3 g du mélange ainsi obtenu ont été appliqués sur 1 g d’une tresse de cheveux naturels chinois naturellement noirs pendant 50 minutes à 27 °C, suivi d’un lavage à l’eau, d’un shampooing, d’un rinçage unique et du séchage de la tresse.
La différence de couleur de la tresse avant et après le procédé de décoloration ci-dessus a été évaluée en utilisant un Minolta CM-3600A. ΔΕ* a été calculé par la formule (1) suivante, sur la base de CIE1976.
ΔΕ* i = {(L i - L 0 ) 2 + (a i - a 0 ) 2 + (b i - b 0 ) 2 } 1/2 (1)
Dans la formule (1), (L i , a i , b i ) font référence aux valeurs (L*, a*, b*) de la tresse de cheveux après décoloration, et (L 0 , a 0 , b 0 ) font référence aux valeurs (L*, a*, b*) de la tresse de cheveux avant décoloration.
Les valeurs ΔΕ* ont été notées conformément aux critères suivants. Plus ΔΕ* est élevé, plus la décoloration est importante.
A : > 12
B : < 8 - 12
C : 4 - 8
D : < 4
Les résultats sont montrés dans le Tableau 1.
Il a été découvert que les compositions selon les Exemples 1 à 3 incluant une matière grasse liquide biodégradable fournissaient des effets de décoloration suffisants qui sont comparables à celui obtenu par la composition selon l’Exemple comparatif 1 incluant une huile minérale qui a une biodégradabilité médiocre.
Ventilateur médical avec monitorage d’une réanimation cardio-pulmonaire L’invention concerne un ventilateur médical comprenant des moyens de monitorage des gaz « expirés » par un patient, pendant une réanimation cardio-pulmonaire ou RCP, permettant d’opérer un diagnostic clinique en temps réel du patient après analyse d’un signal de teneur en CO 2 contenu dans les gaz sortant des poumons du patient.
L’arrêt cardiaque ou arrêt cardio-respiratoire est une cause fréquente de mortalité chez l’homme. Un arrêt cardiaque se traduit par un arrêt du fonctionnement du cœur, c'est-à-dire un arrêt du pouls, et donc aussi de l’envoi du sang vers le cerveau et le reste du corps humain, en particulier les autres organes vitaux.
Pour être efficace, une prise en charge de l’arrêt cardiaque ou réanimation cardio-pulmonaire ou RCP doit comprendre un massage cardiaque accompagné d’une ventilation du patient, c'est-à-dire une assistance respiratoire du patient. Une RCP de qualité permet d’augmenter considérablement les chances de survie du patient.
Plus précisément, le massage cardiaque permet de suppléer la pompe cardiaque pour faire circuler le sang vers et dans les différents organes. Il doit être pratiqué le plus rapidement possible sur la personne en arrêt cardiaque. Un massage cardiaque comprend une alternance de compressions et décompressions thoraciques, à une fréquence d’environ 100 à 120 coups/minutes avec une profondeur de compression entre 4 et 6 cm.
Par ailleurs, la ventilation assistée délivrée au patient par le personnel soignant permet de favoriser les échanges gazeux pulmonaires, à savoir l’apport d’oxygène (O 2 ) et la sortie ou lavage du CO 2 contenu dans le sang.
La pièce en Y 13 assure donc la continuité fluidique entre, d’une part, les branches inspiratoire 11 et expiratoire 12 et, d’autre part, l’interface respiratoire 30 afin que le gaz respiratoire puisse circuler de la branche inspiratoire 11 vers l’interface respiratoire 30 lors des phases de fourniture de gaz par la turbine 4 et, à l’inverse, de l’interface respiratoire 30 vers la branche expiratoire 12 lorsque le gaz ressort des poumons du patient (sous l’effet de la phase expiratoire de la ventilation et de la phase de compression du massage cardiaque).
Afin de permettre d’opérer des mesures de la teneur ou quantité de CO 2 présent dans le flux gazeux provenant des poumons du patient et expulsé pendant la RCP, c'est-à-dire circulant essentiellement de l’interface respiratoire 30 vers la branche expiratoire 12, il est prévu des moyens de mesure de CO 2 20, 21 agencés à proximité immédiate de l’interface respiratoire 30, à savoir ici entre l’interface respiratoire 30 et la pièce en Y 13.
Les moyens de mesure de CO 2 20, 21 comprennent un capteur de CO 2 20 par exemple intégré à une pièce tubulaire 22, et relié aux moyens de pilotage 5 via une liaison filaire 21, tel un câble électrique, venant se raccorder mécaniquement et électriquement à un connecteur 23 porté par le ventilateur 1, ledit connecteur 23 étant lui-même relié électriquement aux moyens de pilotage du ventilateur 1.
Préférentiellement, le capteur de CO 2 20 est un dispositif de spectrométrie infra-rouge ou analogue.
Les moyens de mesure de CO 2 20, 21 sont configurés pour opérer des mesures successives de teneur en CO 2 reflétant la quantité de CO 2 présent dans le flux gazeux, et ensuite fournir ces mesures de teneur en CO 2 (sous forme de signaux ou analogues) aux moyens de pilotage 5, qui les traitent informatiquement au sein du ou des microprocesseurs 6 via un ou des algorithmes adaptés.
Par ailleurs, des moyens de fourniture de courant électrique 8, par exemple une batterie rechargeable ou un cordon de raccordement au secteur (110/220V), alimente les moyens de pilotage 5, la turbine 4 motorisée et les moyens d’affichage 3, ainsi que tous les autres composants nécessitant de l’énergie électrique pour fonctionner.
Préférentiellement, les moyens de pilotage 5, en particulier une carte électronique 7 portant le ou les microprocesseurs 6, peuvent aussi comprendre des moyens de stockage de données 9, telle une mémoire de stockage informatique, par exemple de type EEPROM ou autre.
Les moyens de stockage de données 9 enregistrent notamment les données mesurées pendant la RCP, ainsi que des informations ou paramètres s’affichant sur les moyens d’affichage 3 permettant une analyse à posteriori de ces données ou autres. Ils servent aussi préférentiellement à stocker les différents types de diagnostics d’état ventilatoire et d’état circulatoire, et les différentes recommandations d’action à mener, comme expliqué ci-après.
Par ailleurs, les moyens d’affichage 3 comprennent un afficheur numérique, tel qu’un écran en couleurs, par exemple un écran tactile, permettent d’afficher 42 une (ou des) courbe de suivi, telle une courbe de CO 2 , et d’autres informations 40, 41, 43, tels des valeurs, des messages, des icônes d’alarme, les états circulatoire ou ventilatoire du patient…, comme expliqué ci-après.
Le ventilateur médical 1 de l’invention permet de monitorer différents paramètres ou signaux respiratoires, pendant une RCP pratiquée sur le patient P en arrêt cardio-respiratoire, en particulier la teneur en CO 2 du gaz mais aussi préférentiellement le débit gazeux et/ou la pression des voies aériennes, pour en déduire par exemple un volume gazeux, de manière à permettre non seulement aux secouristes de suivre l’évolution de la quantité de CO 2 dans les gaz provenant des poumons du patient P, donc de détecter facilement et rapidement un RACS par exemple, mais aussi et surtout de déterminer et fournir un diagnostic de l’état ventilatoire du patient et éventuellement de son état circulatoire, comme détaillé ci-après.
Pour ce faire, les moyens de mesure de CO 2 20, 21 sont configurés pour fournir aux moyens de pilotage 5, les (signaux de) mesures successives de teneurs en CO 2 , et ceux-ci, en particulier leur (leurs) microprocesseur(s) 6, sont configurés pour traiter ces mesures de teneur en CO 2 et commander ensuite un affichage 40-43 sur les moyens d’affichage 3, tel un écran à affichage numérique, d’informations utiles au personnel soignant, telle une courbe en temps réel de CO 2 obtenue à partir des mesures successives de teneurs en CO 2 successives ayant été traitées mais avant tout d’établir et afficher 40, 41 d’un diagnostic de l’état ventilatoire du patient et éventuellement aussi de son état circulatoire.
Plus précisément, les moyens de pilotage 5 sont configurés pour traiter les valeurs de teneurs en CO 2 mesurée, c'est-à-dire les mesures de teneur en CO 2 , pour établir au moins un diagnostic de l’état ventilatoire du patient, à savoir une fermeture des voies aériennes, une distension thoracique et une ventilation cible, et commander ensuite l’affichage 40 de ce diagnostic d’état ventilatoire sur les moyens d’affichage 3.
Afin d’établir ce diagnostic d’état ventilatoire, les moyens de pilotage 5 peuvent avoir aussi recours à d’autres paramètres ou mesures, notamment des mesures de pression et/ou de débit gazeux. Dès lors, on prévoit aussi des moyens de mesure de pression, tel un capteur de pression, pour déterminer la pression du gaz et pour fournir au moins une valeur de pression mesurée aux moyens de pilotage et/ou des moyens de détermination de débit, tel un capteur de débit, pour déterminer le débit du gaz dans le circuit ventilatoire 10 et fournir au moins une valeur de débit de gaz aux moyens de pilotage.
Par exemple, montre des sites possibles d’agencement d’un capteur de débit inspiratoire 16 et d’un capteur de débit expiratoire 17 permettant d’opérer des mesures du débit gazeux dans les branches inspiratoire 11 et expiratoire 12, et par ailleurs d’un capteur de pression 18 permettant d’opérer des mesures de pression dans la branche inspiratoire 11. Ces mesures sont ensuite transmises aux moyens de pilotage 5, par exemple par des liaisons filaires ou autres.
Les moyens de pilotage 5 sont quant à eux configurés pour traiter ces mesures de débit et/ou pression, en plus des valeurs de teneurs en CO 2 . Ils peuvent aussi commander un affichage 43 de ces valeurs de débit et/ou de pression, voire un volume de gaz (obtenu par intégration du débit sur une durée donnée), à l’attention des secouristes.