INPI-France/Brevets-Francais-2024-Chunked huggingface dataset:
- un corps, qui définit un volume interne et qui est muni d’au moins trois ports qui relient chacun le volume interne avec l’extérieur du corps, et
- un boisseau qui comprend :
- un fût, qui est tubulaire, en étant centré sur un axe, et qui inclut une paroi tubulaire pourvue d’une surface extérieure qui est complémentaire du volume interne de manière que le fût est reçu de manière étanche à l’intérieur du volume interne tout en y étant déplaçable en rotation autour de l’axe par rapport au corps, et
- un canal qui met en communication entre eux au moins deux des ports en fonction de la position angulaire du fût autour de l’axe par rapport au corps, lequel canal traverse la paroi tubulaire, de la surface extérieure à une surface intérieure de la paroi tubulaire, et s’étend à l’intérieur du fût de manière à relier entre elles au moins deux ouvertures par lesquelles le canal débouche sur la surface extérieure de la paroi tubulaire, ces ouvertures étant distinctes les unes des autres et étant toutes situées dans une même première portion de la paroi tubulaire, qui s’étend autour de l’axe sur au plus 180° environ depuis l’une des ouvertures jusqu’à une autre des ouvertures.
Selon l’invention, la paroi tubulaire est, axialement de part et d’autre du canal, intérieurement plus épaisse dans sa première portion que dans le reste de la paroi tubulaire.
En opposition au préjugé technique selon lequel on ne peut agir efficacement sur la résistance aux fuites qu’en augmentant le diamètre extérieur du boisseau pour accroître l’interférence de contact entre le corps de robinet et le fût du boisseau du robinet, les inventeurs ont mis en évidence qu’il était plus intéressant, non pas d’augmenter l’interférence de contact, mais de maintenir l’interférence tout en augmentant l’épaisseur du fût moyennant une réduction du diamètre intérieur du fût. De plus, plutôt que d’augmenter ainsi l’épaisseur du fût sur toute la périphérie du fût, les inventeurs ont également mis en évidence qu’il était bien plus intéressant de surépaissir intérieurement le fût uniquement dans la portion de la paroi tubulaire de ce fût, où sont situées les ouvertures par lesquelles le canal intérieur au boisseau débouche sur la surface latérale extérieure de cette paroi tubulaire. Cela induit de décentrer le diamètre intérieur du fût par rapport à son diamètre extérieur. L’invention prévoit ainsi de surépaissir intérieurement le fût, et donc d’augmenter la raideur de ce dernier, exclusivement dans sa portion précitée, où s’exerce le plus de pression lors de l’utilisation du robinet médical, tandis que la portion diamétralement opposée du fût n’est pas surépaissie, ce qui permet de répartir le champ de pression de manière plus homogène et minimiser le risque de fuite à l’extérieur de l’interface entre le boisseau et le corps du robinet. Grâce à l’invention, le robinet médical résiste à des pressions élevées, notamment supérieures à 65 bars et pouvant aller jusqu’à 80 bars, voire 100 bars, sans apparition de fuite, tout en restant facile à manipuler. En pratique, comme détaillé par la suite, la surépaisseur intérieure localisée du fût peut présenter divers aménagements avantageux et/ou être associée à un renforcement de l’épaisseur du canal et à un renforcement d’une cloison de maintien de ce canal, notamment en vue d’améliorer encore les performances d’étanchéité du robinet médical conforme à l’invention.
Suivant des caractéristiques additionnelles avantageuses du robinet médical conforme à l’invention, prises isolément ou selon toutes les combinaisons techniquement possibles :
- Uniquement deux ouvertures sont prévues.
- La première portion de la paroi tubulaire s’étend autour de l’axe sur 90° environ.
- Le canal présente une forme en L.
Une dérive de l’ordre de 0,25 mrad/h est observée pour ϕ Y(A) et ϕ Y(B) en utilisant les mêmes tensions, donc les tensions que nous utilisons pour mettre en œuvre les phases correspondantes pour chaque contexte de mesure avec les résistances chauffantes sont calculées au début de l’acquisition du nombre aléatoire, puis pendant toutes les 6 heures de fonctionnement. En conséquence, les phases sont restées confinées dans un intervalle de 3 mrad autour des phases cibles pendant une durée de près de 100 heures.
Le taux de coïncidence mesuré est d’environ 14 200 ± 600 s-1. Compte tenu du temps d’attente, le taux de traitement des tours de protocole attendu à partir du taux de coïncidence mesuré est d’environ 7 300 ± 300 s−1 ; ce qui est en bon accord avec le taux mesuré de 7 300 s−1.
II.D. Résultats expérimentaux
Nous enregistrons une acquisition de 2,4 × 10 9 tours en une seule passe de 94,5 h en suivant le protocole de vérification ponctuelle. La probabilité de test étant de 1,343 × 10 -4 , le nombre de tours de test effectués est de 322 794. Le score du jeu CHSH calculé à partir des tours de test est de 2,685 et la fraction de signalisation est de 0,5 % ; ce qui nous a permis d’extraire 4,6 × 10 6 bits aléatoires à l’aide de l’extracteur de hachage aléatoire de la matrice Toeplitz. Pour cette expérience, le taux de génération est donc de 13,5 bits/s.
Les corrélations non locales ou contextuelles sont intrinsèquement indéterministes et peuvent donc être utilisées pour générer des nombres aléatoires de manière certifiée, c’est-à-dire même à l’aide d’un dispositif non fiable. Il peut toutefois exister un décalage entre les exigences imposées au dispositif (comme, dans le cas d’un test de Bell, l’absence de flux d’informations entre les parties concernées) et sa mise en œuvre expérimentale.
Dans le cadre de l’invention, nous utilisons une relation qui quantifie le compromis entre la quantité de contextualité et la quantité de communication pour dériver une limite sur le score maximum réalisable d’un test de Bell mis en œuvre sans séparation spatiale. Nous incorporons cette limite dans un protocole de certification du caractère aléatoire avec les normes de sécurité les plus élevées : les nombres obtenus sont garantis de manière cryptographiquement sécurisée et de manière indépendante du dispositif et en présence d’informations secondaires quantiques. Notre résultat fournit une méthode générale pour la génération de caractères aléatoires indépendante du dispositif au niveau d’un dispositif à petite échelle. Nous mettons en œuvre ensuite ce protocole sur une puce photonique. À notre connaissance, il s’agit de la première mise en œuvre d’un protocole de certification de caractères aléatoires sur une puce photonique intégrée.
Procédé d’intégration et d’exécution d’une application mis en œuvre par une plateforme d’imagerie médicale L’invention concerne un procédé d’intégration et d’exécution d’une application d’analyse d’images médicales mis en œuvre par une plateforme d’imagerie médicale.
Il est connu d’utiliser une plateforme d’imagerie médicale pour aider un praticien à identifier des pathologies en exploitant des images médicales acquises éventuellement selon différentes modalités par exemple via un appareil d’imagerie par résonance magnétique, également connue sous l’acronyme français IRM ou anglo-saxon MRI (pour « Magnetic Resonance Imaging »). Une telle plateforme d’imagerie médicale est conçue pour héberger une ou plusieurs applications logicielles généralement spécialisées pour identifier une pathologie donnée (accident vasculaire cérébral, pneumopathie, tumeur, etc.), analyser un organe déterminé (cerveau, poumon, sein, etc.) ou pour estimer des paramètres physiologiques ou hémodynamiques spécifiques (densité tissulaire, flux ou volumes sanguins, etc.). En milieu hospitalier, les images médicales sont générées depuis un ou plusieurs appareils d’imagerie médicale (IRM, scanners, etc.) et sont transmises auxdites plateformes ou archivées au sein de serveurs d’archivage et de transmission d’images également connus sous l’abréviation « PACS » de la dénomination anglo-saxonne « Picture Archiving and Communication System ». Les images médicales sont en outre encodées et transmises selon un protocole spécifique, connu sous le terme « DICOM » acronyme anglo-saxon de « Digital Imaging and Communications in Medicine », pour faciliter les transferts d'images médicales entre les appareils et systèmes d’imagerie de différents constructeurs.
Une plateforme d’imagerie médicale héberge ainsi une pluralité d’applications logicielles pour traiter une pluralité de cas (en termes de pathologies, organes, modalités d’acquisition). Le format DICOM permet d’associer des méta-informations complémentaires aux images en tant que telles à partir desquelles une plateforme d’imagerie médicale « décide » de lancer l’exécution de telle ou telle application logicielle. Les plateformes actuellement disponibles ne peuvent toutefois comporter à tout instant l’ensemble des applications logicielles pour répondre à une diversité de cas en croissance constante, ni même les toutes dernières versions desdites applications logicielles pour bénéficier continuellement des nombreuses innovations dans ce domaine. Il est donc nécessaire d’enrichir ou de mettre à jour la pluralité d’applications logicielles au sein des plateformes d’imagerie médicale déployées sur les sites.
D’un point de vue technique, une plateforme d’imagerie médicale s’apparente à un ordinateur comportant une unité de traitement consistant en un ou plusieurs microprocesseurs ou microcontrôleurs mettant en œuvre des instructions de programmes d’un système d’exploitation de ressources matérielles (mémoires de données ou de programmes, périphériques, etc. ) et des applications logicielles hébergées. Lesdites instructions de programme sont chargées dans une ou plusieurs mémoires de ladite plateforme en communication avec ladite unité de traitement.
On entend par « mémoire ou moyen de mémorisation » toute mémoire informatique que celle-ci soit volatile ou non. Une mémoire non volatile est une mémoire informatique dont la technologie permet de conserver ses données en l’absence d’une alimentation en énergie électrique. Elle peut contenir des données résultant de saisies, de calculs, de mesures et/ou des instructions de programmes. Les principales mémoires non volatiles actuellement disponibles sont de type inscriptible électriquement, telles que l’EPROM (« Erasable Programmable Read- Only Memory », selon une terminologie anglo-saxonne) ou encore inscriptibles et effaçables électriquement, telle que l’EEPROM (« Electrically-Erasable Programmable Read- Only Memory ), flash, SSD (« Solid-State Drive », selon une terminologie anglo-saxonne), etc. Les mémoires non volatiles se distinguent des mémoires dites « volatiles » dont les données sont perdues en l’absence d’une alimentation électrique. Les principales mémoires volatiles actuellement disponibles sont de type RAM (« Random Access Memory » selon une terminologie anglo-saxonne ou encore nommée « mémoire vive »), DRAM (mémoire vive dynamique, nécessitant une réactualisation régulière), SRAM (mémoire vive statique nécessitant une telle réactualisation lors d’une sous-alimentation électrique), DPRAM ou VRAM (particulièrement adaptées à la vidéo), etc.
Les plateformes d’imageries médicales connues présentent ou imposent des modes d’intégration des applications logicielles. Le mode d’intégration le plus répandu exploite le standard DICOM. Selon ce mode, toute application logicielle est conçue pour ne traiter que des données d’entrée au format DICOM et pour ne délivrer que des résultats selon ce même format, lesdites données devant en outre respecter un protocole de transmission spécifique. Ce premier mode d’intégration présente toutefois des inconvénients majeurs. Tout d’abord, le format et le protocole DICOM ne sont pas optimaux pour produire et partager un rapport à partir de résultats intermédiaires produits par d’autres applications logicielles. En outre, le standard DICOM ne permet pas de pouvoir configurer aisément des applications logicielles selon certains contextes de réception et/ou d’exploitation des données d’imagerie à analyser.
D’autres plateformes connues ont opté pour un deuxième mode d’intégration basé sur l’exploitation d’interfaces de programmation d’applications également connues sous l’abréviation API de l’expression anglo-saxonne « Application Programming Interface ». Cette solution est avantageuse car elle facilite l’accès aux services de configuration pour lesdites applications logicielles et ouvre de nombreuses possibilités d’exportation de résultats. En revanche, ce deuxième mode présente généralement un inconvénient majeur induit par le fait qu’une API est généralement spécifique ou dédiée à une plateforme d’imagerie médicale donnée ou à un constructeur donné de telles plateformes. Pour pouvoir développer une application intégrable sur une première plateforme d’imagerie médicale, le concepteur de l’application doit connaître l’API requise par ladite première plateforme et construire son application autour de cette API. Si ladite application doit être intégrée sur une deuxième plateforme requérant une deuxième API distincte de la première, ledit concepteur doit modifier la conception de son application et produire une deuxième application logicielle. En outre, il est délicat voire impossible pour ledit concepteur de tester le bon fonctionnement d’une application avant son émission en l’absence d’une plateforme de test tenue à sa disposition. Il doit pour cela disposer d’un émulateur de ladite plateforme ou d’un « bouchon » pour simuler le comportement de celle-ci, ce qui n’est pas toujours le cas ou peut s’avérer complexe ou onéreux.
De manière alternative, en référence à la , on part du même substrat de départ 60 en carbure de silicium fritté. En référence à la , on peut déposer une couche 62 de carbure de silicium polycristallin sur la face avant 610 du substrat 60 en carbure de silicium fritté. Un tel dépôt peut par exemple être réalisé par un dépôt chimique en phase vapeur (PVD). Ainsi, le substrat 60 en carbure de silicium fritté est utilisé en tant que support et en tant que germe de cristallisation pour le carbure de silicium polycristallin. On peut, de manière optionnelle, créer une porosité dans la couche 62 de carbure de silicium ainsi déposée, comme illustré dans la . Dans ce cas, le taux de porosité créé dans la portion 62 déposée sur la face avant 610 est inférieur au taux de porosité dans le substrat initial 60 en carbure de silicium fritté. Dans certains cas, on maintient ladite couche 62 dans son état initial non-poreux.
De manière facultative, en référence à la , on peut déposer une deuxième couche 63 de carbure de silicium polycristallin sur la face arrière 620 du substrat en carbure de silicium fritté, formant un nouveau substrat support 630 comportant une nouvelle face arrière 621. On procède ensuite, en référence à la , à une étape de porosification de la couche 63 en carbure de silicium polycristallin sur la face arrière 620, de sorte que la couche 63 sur la face arrière présente un taux de porosité plus important que le substrat 60 en carbure de silicium fritté.
On peut ensuite réaliser des étapes facultatives (non illustrées) de collage et/ou d’assemblage d’une ou plusieurs couches présentant un taux de porosité supérieur sur la face arrière du substrat, ou/ou d’une ou plusieurs couches présentant un taux de porosité inférieur sur la face avant du substrat.
On assemble, en référence à la , le substrat support ainsi créé avec une couche superficielle 61 en carbure de silicium monocristallin sur la face avant 611 du substrat support.
Dans un autre mode de réalisation, en référence à la , on part d’un substrat donneur 70 en carbure de silicium monocristallin dont une portion 71 sur la face avant 710 est destinée à former la couche superficielle. On forme, en référence à la , une zone de fragilisation 77 pour délimiter la portion 71 destinée à former la face avant du substrat à former, De préférence, la zone de fragilisation est créée par implantation d'atomes d'hydrogène et/ou d'hélium dans le substrat donneur.
En référence à la , on assemble une portion 73 en carbure de silicium polycristallin poreux sur la face avant 710. La porosité de la portion 73 peut être formée avant ou après l’assemblage de la portion 73 sur la face avant 71 du substrat donneur 70. Par exemple, la portion 73 peut être en carbure de silicium porosifié ou fritté avant le collage. De manière alternative, la portion 73 en carbure de silicium polycristallin peut être déposée, par exemple par CVD ou par PVD, sur un substrat donneur 70 en carbure de silicium monocristallin, et une étape de porosification est réalisée sur la portion 73 après l’étape de dépôt.
Le taux de porosité de la portion 73 peut être homogène, sous forme d’un gradient ou plusieurs paliers, ou concerner uniquement une certaine épaisseur du substrat.
On provoque, en référence à la , le détachement du substrat donneur 70 de la portion 71, par exemple par un traitement thermique. En référence à la , la portion 73 forme le substrat support en carbure de silicium poreux, et la portion 71 forme la couche superficielle en carbure de silicium monocristallin du substrat finalisé.
Dans certains modes de réalisation, on part d’un substrat en carbure de silicium monocristallin destiné à former la couche superficielle. On forme ensuite le substrat support sur le substrat en carbure de silicium monocristallin, de sorte que la face avant du substrat est en contact avec le substrat en carbure de silicium monocristallin. La formation du substrat support peut comprendre une ou plusieurs étapes de dépôt, de porosification, de frittage et d’assemblage de plusieurs portions formant le substrat support. On peut ensuite procéder à un amincissement du substrat en carbure de silicium monocristallin tel que décrit ci-dessus.
On peut ensuite, à partir d’un tel substrat, former des puces pour des applications électronique de puissance et/ou radiofréquences. Quand le dispositif est conçu pour une application radiofréquence, les puces électroniques peuvent être formées dans une couche de carbure de silicium ou d’un nitrure du groupe III-N, par exemple un empilement de couches GaN/AlGaN/AlGanInN délimitant un gaz d’électrons bidimensionnel. Une telle couche ou un tel empilement est porté par la couche superficielle en carbure de silicium monocristallin
Les dispositifs électroniques, notamment les dispositifs électroniques de communication sans fil à courte distance, par exemple de moins de 50 m, peuvent utiliser des antennes de type planaire (PATCH ANTENNA en anglais). Une antenne planaire est une antenne plane dont un élément rayonnant est séparé d'un plan réflecteur conducteur par une lame diélectrique dont l’épaisseur dépend de la longueur d’onde du signal de communication voulu.
Les dispositifs électroniques à antennes planaires peuvent comprendre une puce électronique configurée pour transmettre et/ou à recevoir des signaux par l’intermédiaire de l’antenne planaire. Toutefois, des solutions existantes pour l’intégrer une puce électronique avec une antenne planaire ne sont pas assez robustes et/ou ont une épaisseur importante.
Un mode de réalisation prévoit un dispositif électronique comprenant : une puce électronique montée sur une première région d’un substrat du dispositif électronique ; une première couche d’un premier matériau d’enrobage recouvrant au moins une face de la puce électronique orientée à l’opposé du substrat ; et un élément de rayonnement d’une antenne du dispositif électronique séparé du substrat par au moins une partie de la première couche d’enrobage et étant décalé par rapport à la première région du substrat pour que l’élément de rayonnement ne recouvre pas la puce électronique ; l’élément de rayonnement étant : enterré dans la première couche d’enrobage et/ou dans une deuxième couche d’enrobage, ou étant agencé dans la première couche d’enrobage et recouvert au moins en partie par un matériau de protection.
Un autre mode de réalisation prévoit un procédé de fabrication d’un dispositif électronique comprenant : fournir une puce électronique, la puce électronique étant montée sur une première région d’un substrat du dispositif électronique ; former une première couche d’un premier matériau d’enrobage recouvrant au moins une face de la puce électronique orientée à l’opposé du substrat ; et former un élément de rayonnement pour qu’il soit séparé du substrat par au moins une partie de la première couche d’enrobage et décalé par rapport à la première région du substrat pour ne pas recouvrir la puce électronique ; l’élément de rayonnement étant enterré dans la première couche d’enrobage ou étant agencé dans la première couche d’enrobage et recouvert au moins en partie par un matériau de protection.
Dans un mode de mise en œuvre, la température de mise en forme est comprise entre 240 et 360°C, permettant la mise en forme de polymères de type polyphénylene sulfide PPS ou polyphenylsulfone PPSU.
Dans un mode de mise en œuvre, la température de mise en forme est comprise entre 200 et 260°C permettant la mise en forme de polymères de type polyvinylidene fluoride (PVDF) ou de type polyamide.
Dans un mode de mise en œuvre, la température de mise en forme est comprise entre 140 et 200°C permettant la mise en forme de polymères de type polyoléfine.
Dans un mode de mise en œuvre, la température de mise en forme est comprise entre 350 et 400°C permettant la mise en forme de polymères de type polyaryl éther cétone (PEEK, PEK, PEKK, etc…).
De manière préférée, la pression prédéterminée de mise en forme est comprise entre 6 et 12 MPa. Grâce au carbone non tissé, une telle pression de mise en forme est suffisante pour imprégner de manière optimale les fibres de renfort dans le film de renfort et bénéficier d’une plaque bipolaire présentant un niveau élevé de consolidation et donc une imperméabilité importante des plaques bipolaires à l’hydrogène dans un dispositif électrochimique.
De préférence, la pression prédéterminée de mise en forme est comprise entre 8 et 10 MPa. Grâce à l’invention, il n’est pas nécessaire d’élever la pression de mise en forme jusqu’à une pression trop importante. Il n’est ainsi pas nécessaire d’utiliser une machine industrielle particulièrement coûteuse. Le procédé de fabrication est plus rapide et plus simple à mettre en œuvre, tout en permettant des cadences de fabrication élevées. Une telle pression de mise en forme permet également de limiter la déformation des fibres de renfort dans le film de renfort initial qui pourrait générer des cavités poreuses dans la plaque bipolaire, permettant ainsi de garantir l’efficacité de la plaque bipolaire en limitant tout risque de dysfonctionnement.
De manière préférée, le film de renfort présente une épaisseur inférieure à 5 mm. Le film de renfort est suffisamment épais pour fabriquer une plaque bipolaire présentant une résistance mécanique importante tout en présentant suffisamment de souplesse pour que le film de renfort s’adapte à des géométries complexes. De préférence, l’épaisseur initiale du film de renfort (c’est-à-dire l’épaisseur avant la compression de l’empilement pour former la plaque bipolaire) est comprise entre 0,5 et 3,4 mm, pour permettre la formation de plaques bipolaires d’épaisseur inférieure à 0,5 mm après compression de l’empilement.
De préférence, le film de renfort présente une masse surfacique inférieure ou égale à 500 g/m², permettant de former une plaque bipolaire légère. De préférence, la masse surfacique est comprise entre 50 et 400 g/m². De préférence encore, la masse surfacique est comprise entre 50 et 300 g/m², permettant d’intégrer la plaque bipolaire formée dans un dispositif électrochimique par exemple dans un aéronef ou un autre véhicule, dans lesquels les contraintes de masse sont importantes.
Dans une forme de réalisation, le procédé de fabrication comprend, postérieurement à l’étape de mise sous pression, une étape de refroidissement de la plaque bipolaire formée, pendant une troisième durée prédéterminée.