INPI-France/Brevets-Francais-2024-Chunked huggingface dataset:
Parmi les tensioactifs épaississants et/ou gélifiants « cosmétiquement acceptables », il y a notamment : les esters gras d’alkylpolyglycosides optionnellement alcoxylés, comme les esters de méthylpolyglucoside éthoxylés tels que le PEG 120 méthyl glucose trioléate et le PEG 120 méthyl glucose dioléate commercialisés respectivement sous les appellations GLUCAMATE™ LT et GLUMATE™ DOE120 ; les esters gras alcoxylés tels que le PEG 150 pentaérythrytyl tétrastéarate et le PEG 55 propylene glycol oléate commercialisés respectivement sous les appellations CROTHIX™ DS53, et ANTIL™ 141 ; les carbamates de polyalkylène glycols à chaînes grasses tels que le PPG 14 laureth isophoryl dicarbamate et PPG 14 palmeth 60 hexyl dicarbamate resepctivement commercialisés sous les appellations ELFACOS™ T211 et ELFACOS™ GT2125.
Parmi les tensioactifs émulsionnants « cosmétiquement acceptables », il y a notamment des tensioactifs non ioniques, des tensioactifs anioniques, des tensioactifs cationiques.
Comme tensioactifs non ioniques émulsionnants « cosmétiquement acceptables », on peut citer les esters d’acides gras et de sorbitol, par exemple les produits commercialisés sous les appellations MONTANE™80 et MONTANE™85 et MONTANE™60; l'huile de ricin éthoxylée et l'huile de ricin hydrogénée éthoxylée, par exemple le produit commercialisé sous la dénomination SIMULSOL™ 989; les compositions comprenant du stéarate de glycérol et de d’acide stéarique poly(éthoxylé) avec entre 5 moles et 150 moles d’oxyde d’éthylène, par exemple la composition comprenant de l’acide stéarique (éthoxylé) à 135 moles d’oxyde d’éthylène et du stéarate de glycérol commercialisée sous l’appellation SIMULSOL™ 165 ; les esters de sorbitan éthoxylés, par exemple les produits commercialisés sous la dénomination MONTANOX™ ; les esters de mannitan ; les esters de mannitan éthoxylés ; les esters de sucrose ; les esters de méthylglucoside.
Comme exemples de tensioactifs anioniques émulsionnants « cosmétiquement acceptables », on peut citer le décylphosphate, le cétylphosphate commercialisé sous l’appellation AMPHISOL™, le glycéryl stéarate citrate; le cétéarylsulfate, la composition arachidyl/béhényl phosphates et arachidyl/béhényl alcools commercialisée sous l’appellation SENSANOV™ WR, le stéarate de sodium ou le stéarate de triéthanolammonium, les dérivés N-acylés d’acides aminés salifiés comme par exemple le stéaroyl glutamate.
Comme exemples de tensioactifs cationiques émulsionnants « cosmétiquement acceptables », on peut citer les aminoxydes, le quaternium-82 et les tensioactifs décrits dans la demande internationame pubmiée sous le numéro WO 96/00719 et principalement ceux dont la chaîne grasse comprend au moins 16 atomes de carbone.
Comme exemples d’agents opacifiants et/ou nacrants « cosmétiquement acceptables », on peut citer le palmitate de sodium, le stéarate de sodium, l’hydroxystéarate de sodium, le palmitate de magnésium, le stéarate de magnésium, l’hydroxystéarate de magnésium, le monostéarate d’éthylène glycol, le distéarate d’éthylène glycol, le monostéarate de polyéthylène glycol, le distéarate de polyéthylène glycol, et les alcools gras comportant de 12 à 22 atomes de carbone.
Comme exemples d’agents de texture « cosmétiquement acceptables », on peut citer des dérivés N-acylés d’acides aminés, par exemple la lauroyl lysine, l’octényl starch succinate et le myristyl polyglucoside commercialisés respectivement sous les appellations AMINOHOPE™ LL, DRYFLO™ et MONTANOV 14 ; les fibres de cellulose, les fibres de coton, les fibres de chitosane, le talc, la séricite, le mica.
Comme exemples de solvants et de co-solvants « cosmétiquement acceptables » seuls ou en mélanges, on peut citer l’eau, le glycérol, le diglycérol, les oligomères du glycérol, l’éthylène glycol, le propylène glycol, le butylène glycol, l’hexylène glycol, le diéthylène glycol, le xylitol, l’érythritol, le sorbitol et les alcools hydrosolubles tels que l’éthanol, l’isopropanol ou le butanol.
Comme exemples d’agents déodorants « cosmétiquement acceptables », on peut citer les silicates alcalins, les sels de zinc comme le sulfate de zinc, le gluconate de zinc, le chlorure de zinc, le lactate de zinc ; les sels d’ammonium quaternaires comme les sels de cétyltriméthylammonium, les sels de cétylpyridinium ; les dérivés du glycérol comme le caprate de glycérol , le caprylate de glycérol, le caprate de polyglycérol ; le 1,2-décanediol ; le 1,3-propanediol ; l’acide salicylique ; le bicarbonate de sodium ; les cyclodextrines ; les zéolithes métalliques ; le Triclosan™ ; le bromohydrate d’aluminium, les chlorhydrates d’aluminium, le chlorure d’aluminium, le sulfate d’aluminium, les chlorhydrates d’aluminium et de zirconium, le trichlorhydrate d’aluminium et de zirconium, le tétrachlorhydrate d’aluminium et de zirconium, le pentachlorhydrate d’aluminium et de zirconium, l’octochlorhydrate d’aluminium et de zirconium, le sulfate d’aluminium, le lactate de sodium et d’aluminium, les complexes de chlorhydrate d’aluminium et de glycol, comme le complexe de chlorhydrate d’aluminium et de propylène glycol, le complexe de dichlorhydrate d’aluminium et de propylène glycol, le complexe de sesquichlorhydrate d’aluminium et de propylène glycol, le complexe de chlorhydrate d’aluminium et de polyéthylène glycol, le complexe de dichlorhydrate d’aluminium et de polyéthylène glycol, le complexe de sesquichlorhydrate d’aluminium et de polyéthylène glycol.
Dans les années 1930, le Professeur Henri CLAUDE a développé un manomètre qui comporte un flexible qui se connecte directement sur une aiguille de ponction lombaire. Le concept du Manomètre de CLAUDE est de placer le liquide céphalorachidien directement au contact de la zone de mesure du manomètre. De nos jours, le manomètre de CLAUDE est désormais interdit pour des raisons sanitaires. Par ailleurs, le manomètre de CLAUDE ne permet pas non plus de mesurer la pulsatilité de la pression intracrânienne.
A l’heure actuelle, il n’existe pas de dispositif simple et fiable sur le marché pour quantifier la pression intracrânienne par la mesure de la pression du LCR. Ainsi les praticiens mesurent encore en 2022, la pression de liquide céphalorachidien par mesure d’une colonne d’eau, comme décrit par QUINCKE en 1891. Pour cela, les praticiens utilisent un mètre-ruban de couturière disposé manuellement le long du tube souple, stérile et à usage unique. En pratique, le tube souple est connecté à l’aiguille de ponction lombaire. Bien que cette méthode rudimentaire puisse suffire pour mesurer approximativement une pression hydrostatique stationnaire intracrânienne, elle ne permet pas de mesurer précisément la valeur moyenne et la pulsatilité de la pression intracrânienne, ni d’enregistrer le signal, ni de réaliser une exploration de l’hydrodynamique.
Toutefois, des solutions plus complexes qui utilisent notamment un capteur piézoélectrique existent. Le capteur piézoélectrique permet de transformer une pression liquidienne en un signal électrique, le signal électrique doit ensuite être amplifié et digitalisé pour être traité par un logiciel spécifique. En pratique, la cellule sensible du capteur piézoélectrique est placée directement au contact du LCR afin d’en mesurer la pression selon une approche qui peut être hydrostatique ou hydrodynamique.
De manière générale, la pression du LCR mesurée par la cellule sensible du capteur piézoélectrique est la sommation de deux forces par unité de surface : la pression transmise par le fluide, et la pression liée au déplacement de la masse du fluide. En effet, cette masse subit des accélérations soit directes soit dues à la gravité. De fait, le capteur piézoélectrique mesure la pression transmise par le LCR mais aussi les accélérations de la masse liquidienne ce qui constitue des artefacts et détériore la qualité du signal de pression du LCR. Ainsi un capteur de pression liquidien mesure toutes accélérations physiques liées à l’environnement médical dans lequel la mesure de la pression est réalisée. Par exemple, des vibrations du matériel médical vont générer un artéfact au sein du signal mesuré par le capteur de pression, c’est également le cas d’un choc qui interviendrait sur le lit du patient etc. Ces vibrations et autres artefacts perturbent d’autant les mesures fines comme la pulsatilité de la pression intracrânienne.
Le système connu sous le vocable « ICM+ »® a été développé par l’Université de Cambridge (Royaume-Uni) pour permettre un multi-monitorage intracrânien. Ce logiciel permet entre autres de mesurer la pression du LCR afin de réaliser une analyse tant statique que dynamique de la pression intracrânienne. Le système ICM+ permet de mesurer la pression intracrânienne au lit du patient de manière fiable. Cependant, il s’agit d’un logiciel dédié à la recherche clinique, et n’est pas aisément accessible à une majorité de praticiens au lit du malade. En particulier aucun capteur spécifique n’est conçu pour le système « ICM+ »®.
Le document US 4,858,619 décrit un système qui mesure des variations de la pression du LCR et permet son drainage. Ce système permet de mesurer la pression du LCR de manière déportée, que le site de ponction soit lombaire ou crânien. Dans ce document, le capteur de pression transforme la pression liquidienne qu’il mesure en un signal électrique. A ces fins, la cellule sensible d’un capteur de pression est disposée dans une chambre de mesure qui est au préalable vidée de son air, et emplie d’un sérum physiologique par une opération de purge. Le LCR est ensuite en communication fluidique avec la chambre de mesure emplie de sérum physiologique. D’une part, la cellule sensible mesure des artefacts d’accélérations physiques que subit le capteur de pression mais aussi des accélérations de la masse du liquide physiologique, et d’autre part, ce système ne permet pas de mesurer la pulsatilité de la pression du LCR selon une approche hydrodynamique.
Le document CN 105641758 décrit un autre système de drainage du LCR où il est ponctionné directement au niveau du crâne du patient. Un tube draine le LCR ponctionné à une première extrémité inférieure d’une ampoule orientée verticalement dans laquelle est disposé un flotteur. L’ampoule comporte une seconde extrémité supérieure reliée à un tube de guidage qui est équipé d’un capteur de pression. Le tube de guidage est rempli d’un gaz. Le flotteur constitue ainsi une membrane qui vise à séparer le LCR situé sous le flotteur et le gaz situé au-dessus du flotteur et dans le tube de guidage. L’objectif de ce système est d’éviter que le liquide n’entre au contact du capteur de pression, qui pourrait ainsi ne pas avoir à être stérilisé. Le système mesure ainsi la pression du LCR au travers du gaz contenu dans le tube de guidage. Lorsque la pression du LCR augmente au-dessus d’un certain seuil, une électrovanne permet le drainage du LCR vers une poche de recueil. Toutefois, le suivi des variations de pression du LCR n’est pas fiable. En effet, la mesure des variations de pression du LCR se fait par la mesure de la pression du gaz contenu dans le tube de guidage alors même que le gaz n’est pas en contact direct avec le LCR. De plus, le flotteur qui sépare le gaz du LCR est susceptible de perturber les mesures en amortissant les variations de pression du LCR mais aussi par les accélérations que peut subir le flotteur en cas de mouvement de la tubulure ou de l’ampoule.
L’invention vise à pallier tout ou partie des inconvénients précités.
L’invention vise à fournir une solution fiable et à coût maîtrisé pour mesurer au moins un paramètre physiologique tel que la pression du LCR par ponction lombaire.
L’invention vise à mesurer de manière fiable au moins un paramètre physiologique au lit du patient.
En particulier, l’invention a pour objectif de fournir une solution technique pour mesurer de la manière fiable les variations dans le temps de la pression du LCR.
L’invention vise notamment à mesurer de manière fiable la pression stationnaire ou la pression pulsatile du LCR.
A cet effet, un premier aspect de l’invention concerne un dispositif de mesure d’au moins un paramètre physiologique. Le dispositif de mesure comprend un boîtier qui s’étend longitudinalement entre une première extrémité et une seconde extrémité opposée de la première extrémité. Le boîtier comprend trois parties : une chambre de mesure qui est disposée dans le boîtier, la chambre de mesure présentant un volume interne qui est rempli de gaz, une cellule sensible permettant de mesurer au moins un premier paramètre physiologique, la cellule sensible étant disposée au contact du gaz contenu dans le volume interne de la chambre de mesure, et une admission d’un liquide physiologique du patient dans la chambre de mesure, l’admission étant disposée de manière à ce que le liquide physiologique entre au contact de gaz et que le volume de gaz reste intercalé entre la cellule sensible et le liquide physiologique du patient.
Selon l’invention, la chambre de mesure permet de générer deux interfaces : une première interface entre le gaz contenu dans le volume interne et le liquide physiologique du patient qui pénètre par l’admission, une seconde interface entre le gaz contenu dans la chambre de mesure et la cellule sensible.
Le dispositif de mesure selon l’invention permet de réaliser des mesures fiables d’un paramètre physiologique liquidien tel que la pression du LCR. En effet dans un fluide, selon le principe de Pascal, les variations de pression en un point se transmettent intégralement en tous les points de ce fluide. Les variations de pression du liquide physiologique sont donc transmises à la cellule sensible du capteur par l’intermédiaire d’une bulle de gaz, ce qui correspond à une « interface de transmission hydropneumatique » ou une interface liquide -gaz.
En outre, le dispositif selon l’invention permet de réduire les artéfacts dus aux vibrations du capteur.
Le montage expérimental 500 comprend également une colonne graduée 603 qui est maintenue de manière verticale. La colonne graduée 603 comporte une connexion fluidique à son extrémité basse. La colonne graduée 603 permet aux inventeurs de visualiser la pression appliquée aux capteurs 501, 502 grâce à la mesure de la colonne d’eau au sein de la colonne graduée 603. A cet effet, les capteurs 501, 502 sont positionnés de telle sorte que leurs cellules sensibles piézoélectriques 505 soient situées dans un plan P horizontal passant par le niveau du zéro défini sur la colonne graduée. Dans l’exemple de la , la colonne graduée 603 est disposée à une extrémité d’une première branche de la tubulure 600. La deuxième branche de la tubulure 600 est montée en parallèle de la première branche et alimente les capteurs 501, 502 au travers de robinets de connexion 601 qui sont disposés à chaque point de jonction avec un tube de connexion 602.
La tubulure 600 remplie de sérum physiologique S est connecté à un pousse seringue électrique 604. Ce pousse-seringue 607 est configuré pour appliquer par paliers successifs des pressions statiques comprises entre -20 mmHg et 50 mmHg. Ces valeurs correspondent aux pressions du LCR qui peuvent être mesurées chez un patient tant en physiologie qu’en pathologie. Le pousse seringue électrique 604 utilisé lors de cette expérience est de type FRESENIUS®.
Le robinet de connexion 601 permet de connecter, le cas échéant avec la tubulure 604, un générateur oscillatoire 605 afin de créer des pressions dynamiques ondulatoires avec une fréquence de 1 Hz et des amplitudes réglables entre 0.1 et 10 mmHg. Ces valeurs d’amplitude correspondent à celles de la pression intracrânienne chez un patient tant en physiologie qu’en pathologie. Le générateur de pression oscillatoire 605 utilisé lors de cette expérience est de type RADOMEDIC®.
Il est à noter que les capteur 501 et 502 lorsqu’ils sont livrés contiennent naturellement de l’air dans leurs chambres de mesure 503.
Pour le capteur hydrique 501, est réalisée une purge d’air par l’ouverture 506 de la chambre de mesure 503 et par le remplissage de celle-ci par du sérum physiologique. Ainsi la cellule sensible est en contact direct avec le fluide dans la chambre de mesure. Ce protocole de purge d’air est la procédure d’utilisation habituellement recommandée pour la mesure de pression hydrique avec ce type de capteur en pratique clinique. En particulier pour la mesure invasive de la pression sanguine artérielle ou veineuse.
Une fois que le capteur hydrique 501 est purgé d’air, il est en connexion fluidique avec le sérum physiologique S.
Pour le capteur hydropneumatique 502, aucune purge d’air n’est effectuée. La chambre de mesure 503 ayant un volume de 0,2 ml, celle-ci contiendra ainsi 0,2 ml d’air. Ce volume d’air sera donc intercalé entre la cellule sensible 505 et l’entrée 504. Le capteur hydropneumatique sera ensuite connecté au sérum physiologique par la connexion 602. Un volume d’air contrôlé sera ainsi rajouté entre le capteur piézoélectrique 505 et le sérum physiologique S. Les inventeurs génèrent ainsi une interface de mesure liquide/gaz au sein de la chambre de mesure conformément à la présente invention, correspondant au principe hydropneumatique.
Les deux capteurs hydrique 501 et hydropneumatique 502 sont en connexion fluidique grâce au sérum physiologique S à la colonne graduée 603, au pousse seringue électrique 604 et au générateur de pression dynamique 605.
[Expérience 1] L’expérience 1 consiste à enregistrer au travers du logiciel « ICM+® » les mesures de pression effectuées par le capteur hydrique 501 et les mesures de pression effectuées par le capteur hydropneumatique 502 simultanément. Pour rappel, le volume d’air dans le capteur hydropneumatique 502 est celui du volume interne de la chambre de mesure 503 soit 0,2 ml.
Une acquisition des mesures de pression hydrostatique stationnaire a été réalisée à 100 Hz pendant une durée d’enregistrement de 5 minutes. Grâce à l’injection de sérum physiologique, la pression hydrostatique a pu être augmentée progressivement dans les deux capteurs 501 et 502. La correspond à l’enregistrement de cette expérience. Sur cette figure, le signal gris correspond au capteur hydrique 501 et le signal noir correspond au capteur hydropneumatique 502.
Dans l’expérience 1, le pousse seringue électrique 607 repose sur le plateau de la table sur laquelle le montage expérimental 500 est disposé. A l’état basal, les valeurs mesurées le capteur hydrique 501 et par le capteur hydropneumatique 502 sont identiques : les deux tracés des deux capteurs sont superposés sur la . La flèche D indique l’allumage du pousse seringue électrique 604 au temps 16h 53 min et 30 sec. Dès l’allumage on constate une augmentation progressive de la pression de 0 mmHg à environ 25 mmHg au temps d’enregistrement 16 h 56 min et 18 sec où le pousse seringue électrique 604 est arrêté (flèche ST).
Les câbles électriques des capteurs 501 et 502 sont reliés séparément l’un et l’autre à l’ordinateur qui exécute le logiciel « ICM+ » ; par conséquent les inventeurs ont pu étudier et comparer les signaux issus du capteur hydrique 501 et ceux issus du capteur hydropneumatique 502. Ceci est également le cas dans les expériences suivantes.
Dans l’enregistrement de la , les inventeurs ont constaté que les signaux des deux capteurs 501, 502 étaient superposés jusqu’à l’allumage D du pousse seringue électrique 604. Les deux signaux se superposant, seul le signal noir est visible. A l’allumage D du pousse seringue électrique on constate d’une part, une augmentation de la pression hydrostatique des deux signaux selon une courbe similaire, et d’autre part une oscillation du signal gris enregistrée par le capteur hydrique 501. La est un agrandissement de la , elle permet de constater que le signal du capteur hydropneumatique 502 (en noir) présente également une oscillation, cependant son amplitude est bien moindre que celle du capteur hydrique 501 (en gris). Dès l’arrêt ST du pousse seringue électrique 604, on constate la disparition de l’oscillation ; les deux signaux des deux capteurs hydrique 501 et hydropneumatique 502 sont alors superposables.
Cette oscillation n’est pas induite par le générateur d’impulsion 607 qui est éteint. Cette oscillation est apparue dès que le pousse seringue électrique 604 est allumé, et cesse dès que celui-ci est éteint. Les inventeurs en ont ainsi conclu que les vibrations mécaniques du pousse seringue électrique 604 reposant sur la table se transmettent au capteur hydrique 501, alors que le capteur hydropneumatique 502 les amorties. La masse volumique de l’air est de 1,29 kg/m 3 alors que celle d’un liquide comme l’eau est de 1000 kg/m 3 . L’eau a donc une masse volumique approximativement 1000 fois supérieure à celle de l’air. La chambre de mesure de 0,2 ml du capteur hydrique a donc une masse de ≈0,2 g ; alors que la chambre de mesure de 0,2 ml du capteur hydropneumatique n’a qu’une masse de ≈0,26 µg. Lors de l’accélération du capteur hydrique induite par une onde vibration, la masse d’eau de la chambre de mesure (≈0,2 g) crée une contrainte mécanique sur la cellule sensible 505 qui se traduit par un artéfact de mesure. Alors que dans la chambre de mesure d’un capteur hydropneumatique la faible masse de l’air (≈0,26 µg), ne crée qu’une contrainte mécanique très faible sur la cellule sensible, amortissant ainsi l’onde de vibration.
Cette expérience montre que le capteur hydropneumatique 502 amortit les accélérations physiques qui sont transmises lors de vibration au dispositif de mesure. D’un point de vue pratique cela se traduit par un gain de précision de la mesure de pression du LCR.
Durant cette expérience 1, nous avons également comparé les deux capteurs du point de vue arithmétique. La valeur moyenne ± déviation standard de la différence absolue entre le capteur hydrique et le capteur hydropneumatique est de 0,19 ± 0,21 mmHg, et l’intervalle de confiance à 95% de la différence absolue est de 0,41 mmHg. C’est-à-dire, que 95% des valeurs de différence entre capteur hydrique et le capteur hydropneumatique sont dans un intervalle de ± 0,41 mmHg.
Sur cette figure, chaque cadran représente la distribution de probabilité pour certaines paires d’états orthogonaux en bit (0 ;1) ou en phase (+ ; -), selon la quadrature q ou la quadrature p. La distance entre les états 0 et 1 en q permet d’obtenir une protection contre les bit flips, tandis que la distance entre les états + et – en p permet d’obtenir une protection contre les phase flips. Les circuits selon l’invention permettent de générer et de stabiliser ces états par couplage effectif au mode cible via les opérateurs modulaires et qu’elle met en œuvre, où q et p sont les opérateurs de quadrature du mode cible dans le référentiel tournant à la fréquence du mode cible. Ces opérateurs modulaires sont les stabilisateurs du code GKP de taille infinie.
Dans une implémentation dite Hamiltonienne, l’invention lève la dégénérescence en énergie des états propres de ces stabilisateurs, et les états codants sont de plus basse énergie et donc stabilisés en présence de dissipation vers un réservoir de basse température effective.
Dans une implémentation dite de rétroaction par la mesure, ces stabilisateurs sont mesurés et le résultat de la mesure permet de stabiliser les états codants par rétroaction.
Dans une implémentation dite d’ingénierie de la dissipation, l’interaction entre le mode cible et des modes ancillaires à forte dissipation via les opérateurs modulaires du mode cible d’une part, et des opérateurs linéaires des modes ancillaires d’autre part, génère une dissipation effective modulaire stabilisant les états codants GKP.
Dans le cas des principales erreurs pour les résonateurs supraconducteurs, c’est-à-dire la dissipation à un seul photon, la Demanderesse estime que les qubits ainsi encodés peuvent avoir une vie de l’ordre de grandeur du dixième de seconde, tout en restant contrôlables par des portes tolérantes à l’erreur et d’une durée de l’ordre de la microseconde, ce qui représente une amélioration du rapport entre le temps de cohérence et le temps de porte de plusieurs ordres de grandeurs par rapport à tous les qubits implémentés jusqu’à présent.