INPI-France/Brevets-Francais-2024-Chunked huggingface dataset:
Selon un aspect non limitatif de l’invention, le troisième feu stop comporte un capteur de positionnement disposé sur une face externe du transformateur, ledit capteur de positionnement étant agencé pour fermer un circuit d’alimentation électrique du module d’éclairage au moyen de la deuxième prise électrique de recharge extérieure au véhicule lorsque ledit capteur de positionnement détermine que le transformateur est posé sur une surface.
Selon un aspect non limitatif de l’invention, le troisième feu stop comporte une première prise électrique agencée pour coopérer par emboitement avec une deuxième prise électrique que comporte le véhicule, ladite première prise électrique dudit troisième feu stop étant reliée électriquement au module d’éclairage.
Un autre aspect de l’invention se rapporte à un véhicule électrique ou hybride comportant un troisième feu stop de véhicule amovible selon l’un quelconque des aspects de l’invention précités.
Un aspect différent de l’invention se rapporte à un procédé de recharge électrique d’une batterie de puissance d’un véhicule électrique ou hybride au moyen d’un troisième feu stop selon l’un quelconque des aspects de l’invention précités, le procédé comportant une étape d’afficher la première signature lumineuse au moyen du module d’éclairage lorsque le transformateur est connecté à la première prise électrique de recharge que comporte le véhicule et à la deuxième prise électrique de recharge extérieure au véhicule.
Selon un aspect non limitatif de l’invention, le procédé comporte une étape d’afficher la deuxième signature lumineuse au moyen du module d’éclairage lorsque le transformateur est connecté à la première prise électrique de recharge que comporte le véhicule et à la deuxième prise électrique de recharge extérieure au véhicule et que la batterie de puissance est chargée.
Selon un aspect non limitatif de l’invention, le procédé comporte une étape d’ajuster l’intensité lumineuse de la première signature lumineuse et de la deuxième signature lumineuse en fonction d’une luminosité déterminée par le capteur de luminosité.
Selon un aspect non limitatif de l’invention, la première signature lumineuse et la deuxième signature lumineuse sont différentes et sont sélectionnées entre un signal lumineux clignotant ou un signal lumineux fixe émis au moyen du module d’éclairage.
[ illustre, de façon schématique, un troisième feu stop amovible de véhicule selon un aspect non limitatif de l’invention.
représente, de façon schématique, une recharge électrique d’un véhicule au moyen du troisième feu stop selon l’invention.
représente, de façon schématique, un troisième feu stop amovible de véhicule selon un aspect non limitatif de l’invention.
Selon un premier mode de réalisation, un seul premier vecteur est comparé avec un seul deuxième vecteur de manière à en déduire un vecteur d’évolution. Le vecteur d’évolution comporte toute variation anormale d’une donnée physiologique/physique afin de caractériser un état de santé. Comme présenté précédemment, une variation anormale est de préférence déterminée par apprentissage et/ou classification.
Dans cet exemple, le vecteur d’évolution comporte : toute variation anormale entre la valeur de la fréquence cardiaque fc du premier vecteur mesuré au premier instant t1 et la valeur de la fréquence cardiaque fc du deuxième vecteur mesuré au deuxième instant t2, toute variation anormale entre la valeur de la fréquence respiratoire fr du premier vecteur mesuré au premier instant t1 et la valeur de la fréquence respiratoire fr du deuxième vecteur mesuré au deuxième instant t2, toute variation anormale entre la valeur d’accélération Acc du premier vecteur mesuré au premier instant t1 et la valeur d’accélération Acc du deuxième vecteur mesuré au deuxième instant t2.
Selon un deuxième mode de réalisation, plusieurs premiers vecteurs, chacun mesuré à un premier instant qui lui est propre, et plusieurs deuxièmes vecteurs, chacun mesuré à un deuxième instant qui lui est propre, sont comparés. L’utilisation de plusieurs premiers vecteurs et de plusieurs deuxièmes vecteurs permet d’augmenter la fiabilité du diagnostic de l’état de santé. De manière préférée, les vecteurs de données sont mesurés en permanence.
Enfin, le procédé comprend une étape de consultation de la base de données et de détermination de l’état de santé de l’individu 1. Cette détermination est réalisée en sélectionnant, dans la base de données, l’état de santé dont le vecteur d’évolution de référence correspond au vecteur d’évolution déterminé.
Plus précisément, chaque variation anormale présente dans le vecteur d’évolution est comparé aux variations anormales de chaque vecteur d’évolution de référence enregistré en zone mémoire de manière à déterminer le vecteur d’évolution de référence le plus proche et en déduire l’état de santé du soldat. De manière avantageuse, un procédé de classification et ou d’apprentissage permet de déterminer l’état de santé du soldat à partir du vecteur d’évolution.
Le procédé permet de déterminer de manière fiable l’état de santé de chaque individu 1 suite à une explosion ou un tir d’arme à feu, par corrélation de données de capteurs différents et relatifs audit individu 1. Ainsi, dans le cas de l’utilisation de ce système par des soldats en opération, le centre de commandement connaît de manière fiable la situation de chaque individu 1 sur le terrain, notamment sa position et son état de santé, afin de déterminer la meilleure façon de réagir et d’agir pour accompagner, secourir ou protéger les soldats en opération.
Procédé de post-traitement d’une séquence d’acquisition de perfusion par un appareil d’imagerie médicale L’invention concerne un procédé de post-traitement d’une séquence d’acquisition de perfusion par un appareil d’imagerie par résonance magnétique, plus connu sous le sigle IRM ou l’acronyme anglo-saxon MRI pour « Magnetic Resonance Imaging ». Un tel procédé de post-traitement permet d’estimer un échantillonnage de la fonction d’entrée artérielle, aussi connue sous l’acronyme anglosaxon AIF pour « Arterial Input Function ». Cet échantillonnage a la particularité d’être beaucoup moins sensible aux effets d’acquisition et donc de conserver la linéarité vis-à-vis de la concentration du produit de contraste, indispensable pour une estimation quantitative des paramètres pharmacocinétiques, ce qui permet, in fine , de caractériser des lésions telles que des tumeurs ou des tissus ischémiques.
L'imagerie par résonance magnétique est basée sur une analyse de la réponse du proton d'une molécule d'eau lorsqu'il est excité dans un champ magnétique. Cette réponse dépend de l'environnement d’un tel proton et permet ainsi de différencier différents types de tissus. Un appareil d'imagerie par Résonance Magnétique Nucléaire, tel que l’appareil 1 d’un système d’analyse d’imagerie médicale SAIM illustré à titre d’exemple non limitatif par les figures 1 et 2, est généralement utilisé. Celui-ci délivre une pluralité de séquences d’images numériques 12 d'une ou plusieurs parties du corps d’un patient, à titre d’exemples non limitatifs, le cerveau, le cœur, les poumons. Ledit appareil applique pour cela une combinaison d'ondes électromagnétiques à haute fréquence sur la partie du corps considérée et mesure le signal réémis par certains atomes, tels qu’à titre d’exemple non limitatif, l’hydrogène pour l’imagerie par Résonance Magnétique Nucléaire. L’appareil permet ainsi de déterminer les propriétés magnétiques et, par voie de conséquence, la composition chimique des tissus biologiques et donc leur nature, en chaque volume élémentaire, que l’on nomme communément un voxel, du volume imagé. Comme l’indique la , un appareil d'imagerie par Résonance Magnétique Nucléaire 1 est commandé à l’aide d’une console 2. Un utilisateur 6, par exemple un opérateur, praticien ou chercheur, peut ainsi choisir des commandes 11 pour piloter l’appareil 1, à partir de paramètres ou de consignes 16 saisis via une interface homme-machine d’entrée 8 du système d’analyse. Une telle interface homme-machine 8 peut consister par exemple en un clavier informatique, un dispositif de pointage, un écran tactile, un microphone ou, plus généralement, toute interface agencée pour traduire une gestuelle ou une consigne émise par un humain 6 en données de commande ou de paramétrage. A partir d’informations 10 produites par ledit appareil 1, on obtient une pluralité de séquences d’images numériques 12 d'une partie d’un corps d’un humain ou d’un animal. Nous nommerons également « données expérimentales » de telles informations 10 ou images 12.
Les séquences d’images 12 peuvent optionnellement être stockées au sein d’un serveur 3, c’est-à-dire un ordinateur doté de moyens de mémorisation propres et constituer un dossier médical 13 d’un patient. Un tel dossier 13 peut comprendre des images de différents types, telles que des images fonctionnelles mettant en évidence l’activité des tissus ou des images anatomiques reflétant les propriétés des tissus. Les séquences d’images 12 ou, plus généralement les données expérimentales, sont analysées par une unité de traitement 4 agencée à cette fin. Une telle unité de traitement 4 peut, par exemple, consister en un ou plusieurs microprocesseurs ou microcontrôleurs mettant en œuvre des instructions de programmes d’application idoines chargées dans des moyens de mémorisation dudit système d’analyse d’imagerie. On entend par « moyens de mémorisation » toute mémoire informatique volatile ou, avantageusement, non volatile. 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 nommées « mémoires vives »), 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. Une « mémoire de données », dans la suite du document, peut être volatile ou non volatile selon l’application visée.
Ladite unité de traitement 4 comporte des moyens pour communiquer avec le monde extérieur pour recueillir les images. Lesdits moyens pour communiquer permettent en outre à l’unité de traitement 4 de délivrer ou sortir, in fine , un rendu, par exemple graphique et/ou sonore, d’une estimation ou d’une quantification d’un biomarqueur ou d’un paramètre pharmacocinétique QI élaborée par ladite unité de traitement 4 à partir des données expérimentales 10 et/ou 12 obtenues par Imagerie par Résonance Magnétique, à un utilisateur 6 du système d’analyse d’imagerie par l’intermédiaire d’une interface homme-machine de sortie 5. Dans tout le document, on entend par « interface homme-machine de sortie », tout dispositif, employé seul ou en combinaison, permettant de sortir ou de délivrer une représentation graphique, haptique, sonore ou, plus généralement, perceptible par l’humain, d’un signal physiologique reconstruit, en l’espèce un biomarqueur, à un utilisateur 6 d’un système d’analyse d’Imagerie par Résonance Magnétique. Une telle interface homme-machine de sortie 5 peut consister de manière non exhaustive en un ou plusieurs écrans, haut-parleurs ou autres moyens alternatifs adaptés. Ledit utilisateur 6 du système d’analyse peut ainsi confirmer ou infirmer un diagnostic, décider d’une action thérapeutique qu’il jugera adéquate, approfondir des travaux de recherche, peaufiner des paramètres de réglage d’un équipement de mesure, etc. Optionnellement, cet utilisateur 6 peut également paramétrer le fonctionnement de l’unité de traitement 4 ou de l’interface homme-machine de sortie 5, au moyen de paramètres 16 de fonctionnement et/ou d’acquisition. Par exemple, il peut ainsi définir des seuils d’affichage ou choisir les biomarqueurs, indicateurs ou paramètres estimés ou quantifiés pour lesquels il souhaite disposer d’une représentation. L’utilisateur exploite pour cela l’interface homme-machine d’entrée 8 précédemment évoquée ou une deuxième interface d’entrée prévue pour cela. Avantageusement, les interfaces homme-machine d’entrée 8 et de sortie 5 peuvent ne constituer qu’une seule et même entité physique. Lesdites interfaces homme-machine d’entrée 8 et de sortie 5 du système d’analyse d’imagerie peuvent également être intégrées à la console d’acquisition 2. Il existe une variante, décrite en liaison avec la , pour laquelle un système d’imagerie, tel que décrit précédemment, comporte en outre une unité de prétraitement 7 pour analyser les séquences d’images 12, en déduire des signaux expérimentaux 15 et délivrer ces derniers à l’unité de traitement 4 qui est ainsi déchargée de cette tâche.
Parmi les techniques ou modalités basées sur l’imagerie par résonance magnétique, on distingue l’imagerie de perfusion. Une telle technique, schématisée par la qui illustre une séquence d’acquisition de perfusion cardiaque, consiste à appliquer une impulsion de radiofréquence dite de préparation de l’aimantation pour permettre à cette dernière d’évoluer vers son état d’équilibre (elle peut aussi permettre de supprimer l’historique d’aimantation), suivie d’une série d’impulsions de radiofréquences d’acquisition pour échantillonner spatialement le volume d’intérêt. L’ensemble des paramètres choisis par le manipulateur a pour objectif de maximiser ou de minimiser différents effets, parmi les plus notables, nous retrouvons le choix du type d’impulsions permettant soit d’obtenir une séquence dite de rehaussement pondérée en T1 ou de susceptibilité pondérée en T2*. Le manipulateur procède, durant l’acquisition, à l’injection d’un traceur sous la forme d’un produit de contraste dans le système veineux du patient subissant l’examen. L’aimantation du volume d’intérêt varie alors lors du passage de ce dernier - distribué à tout le corps par le système sanguin - et cette variation est fonction de la quantité du traceur. La illustre ainsi à trois instants distincts t0, t2, t3, une telle évolution de l’aimantation du volume d’intérêt, respectivement en amont et en aval de l’arrivée à l’instant t1 du traceur dans le volume d’intérêt. La séquence de perfusion consiste ainsi à acquérir de façon régulière l’état d’aimantation du volume d’intérêt en répétant quasi-périodiquement l’application d’une impulsion de radiofréquence d’acquisition qui peut être précédée dans certain cas d’une impulsion de préparation. Une séquence de perfusion permet ainsi d’obtenir pour chaque volume élémentaire - ou voxel - un échantillonnage temporelle S(t) de la variation de l’état d’aimantation résultant des paramètres d’acquisition sélectionnés par le manipulateur.
Comme le décrit la figure 4, l’estimation des paramètres pharmacocinétiques est basée sur la théorie de dilution de traceur qui permet de lier l’AIF à la concentration du produit de contraste S (relative à cinq régions d’intérêt A1 à A5 comme le montre la figure 4) dans le tissu par un produit de convolution avec un filtre nommé « réponse impulsionnelle » ou « IRF » acronyme anglo-saxon pour « Impulse Response Function » en lien avec la recirculation dudit produit de contraste, tel que . La illustre ainsi cinq signaux temporels S respectivement associés auxdites régions A1 à A5.
En récupérant un échantillonnage de la concentration du produit de contraste dans le tissu directement sur les images acquises et en choisissant un échantillonnage pertinent de l’AIF, il est possible d’estimer l’IRF et donc les paramètres pharmacocinétiques.
Les séquences de perfusion permettent de mettre à jour des lésions invisibles à l’état natif, ce qui se révèle très utile pour un praticien cherchant à établir un diagnostic et à prendre une décision thérapeutique dans le traitement de pathologies. Toutefois, afin d’affiner la prise de décision, que ça soit en clinique ou dans le domaine de la recherche, il est nécessaire d’obtenir une AIF peu soumise aux effets d’acquisitions. La décrit un signal S acquis par une séquence de perfusion en fonction de la concentration C du produit de contraste ou traceur selon une pluralité de paramètres d’acquisition, ce qui explique la pluralité de courbes S. En effet, l’imagerie par résonance magnétique étant une capture d’un état d’aimantation des tissus, la présence d’un produit de contraste agit de manière indirecte sur le signal acquis. Le produit de contraste va influencer la vitesse de retour à l’état d’équilibre de l’aimantation. En d’autres termes, pour un même jeu de paramètres d’acquisition, l’aimantation variera en fonction de la concentration du produit injecté au patient. Cette relation n’est ni linéaire ni même bijective. Toutefois, comme l’indique la vue de droite décrite par la , en cas de faible dose de produit de contraste, il est d’usage de considérer linéaire la relation entre signal acquis S et concentration C du produit. Une telle vue de droite illustre un agrandissement pour de faibles concentrations C en agent de contraste. Quels que soient les paramètres d’acquisition les courbes S et C se confondent avec la droite d’identité DI représentée par une ligne discontinue au sein d’une zone ZL dite de linéarité de couleur grise sur la . Pour de faibles concentrations C, il est donc possible d’utiliser les signaux S acquis directement sans corriger les effets d’acquisition, ce qui est globalement admis pour les signaux tissulaires. Cependant, comme l’indiquent les courbes sur la vue de gauche de la , plus la concentration C est élevée plus l’effet d’acquisition est important. L’approximation admise pour les signaux tissulaires ne peut donc s’appliquer pour les signaux artériels caractérisés par un maximum de concentration du produit de contraste. Il est donc nécessaire de corriger l’effet d’acquisition pour estimer des échantillonnage pertinents d’AIF.
A l’heure actuelle, plusieurs méthodes de post-traitement ont été proposées dans la littérature pour corriger cet effet d’acquisition. Certaines d’entre elles sont peu utilisées telles que celles portant sur l’utilisation d’une AIF dite de population (exploitant une base de données d’AIF correspondant à un protocole donné d’injection et à un type de patient) ou encore celles nécessitant une prise de sang concomitante à l’acquisition pour connaitre réellement la quantité d’agent de contraste présent à un instant donné. En revanche, examinons deux méthodes que l’invention vient directement concurrencer ainsi qu’une troisième que l’invention se propose d’améliorer.
Une première méthode connue consiste à simuler numériquement les effets d’acquisition à l’aide de modèles physiques dérivés des équations de Bloch. Ces modèles nécessitent une connaissance très fine de la séquence de perfusion et sont donc à réévaluer pour chaque cas. De plus, les signaux acquis S pour un même examen de perfusion dépendront de paramètres intrinsèques aux tissus qui les ont générés, notamment le T1 et le T2* qui devront donc être estimés à l’aide d’autres séquences d’acquisition et évalués par des procédés de post-traitement possédant forcément un biais. L’acquisition de paramètres supplémentaires, dont la valeur varie pour chaque voxel de l’image, introduit ainsi une source d’erreur et un nouveau problème à résoudre : le recalage multimodal entre les images de perfusion et les cartes T1 et T2. Enfin, l’ensemble des paramètres nécessaires à cette méthodes n’est pas forcément stocké en routine clinique et est donc souvent au moins en partie perdu, limitant une réutilisation future des acquisitions de perfusion.
La est une représentation schématique de l’installation de production et de valorisation selon un autre mode de réalisation l’invention.
Le procédé selon l’invention est un procédé de production et valorisation du carbone solide issu de la pyrolyse du méthane.
Le procédé comprend une étape (a) de fourniture de biogaz contenant du dioxyde de carbone, du méthane et des polluants, une étape (b) d’élimination des polluants du biogaz de l’étape (a) produisant du biogaz traité, une étape (c) de pyrolyse du biogaz traité de l’étape (b) produisant un effluent contenant une phase gazeuse enrichie en dihydrogène et du carbone solide, une étape (d) de séparation de l’effluent de l’étape (c) au cours de laquelle on sépare le carbone solide de la phase gazeuse enrichie en dihydrogène.
Le procédé peut également comprendre une étape optionnelle (e) de mise en forme d’au moins une partie du carbone solide séparé à l’étape (d).
Dans ce procédé, au moins une partie du carbone solide séparé à l’étape (d), optionnellement mis en forme à l’étape (e), est utilisé comme média adsorbant lors de l’étape (b).
Etape (a) de fourniture de biogaz
L’étape (a) de fourniture est une étape de fourniture de biogaz qui est un effluent gazeux contenant du dioxyde de carbone, du méthane et des polluants. Le biogaz contient environ 55 à 70 % de méthane pouvant être revalorisé notamment pour produire de l’énergie ou du dihydrogène par pyrolyse.
Le biogaz fourni peut provenir de différentes sources tel que la méthanisation ou encore la fermentation de déchets organiques tel que des boues.
Etape (b) d’élimination des polluants du biogaz
Le biogaz fourni lors de l’étape (a) est ensuite traité dans une étape d’élimination des polluants produisant alors du biogaz traité. Au cours de l’étape (b), le biogaz est mis en contact avec un média adsorbant apte à adsorber au moins une partie des polluants contenus dans le biogaz.
En général, avant l’utilisation du biogaz issue des traitements de méthanisation demande l’élimination des polluants comme l’hydrogène sulfuré (H 2 S) pouvant avoir des concentrations entre 50 et 8000 ppm v , les composés organiques volatiles (COV) pouvant avoir des concentrations entre 50 et 250 ppm v , et les siloxanes qui peuvent avoir des concentrations entre 1 et 10 mg Si m -3 . Dans le cas spécifique des procédés thermiques de valorisation du biogaz, ces polluants corrosifs peuvent endommager les installations de cogénération, et dans cas spécifique de la pyrolyse catalytique, ils jouent un rôle parasite et peuvent inhiber l’action du catalyseur.
Les polluants présents dans le biogaz sont alors éliminés par adsorption à l’aide de filtres remplis d’un média adsorbant. L’élimination est réalisée dans un réacteur à lit fixe rempli d’un média adsorbant. Le biogaz à traiter est alors injecté par le bas du réacteur et il va traverser le réacteur en étant en contact avec le média adsorbant. Puis le biogaz traité sortira par le haut du réacteur. Lorsque le média adsorbant n’est plus efficace et qu’il a perdu son pouvoir adsorbant alors le filtre est changé.
L’invention ne se limite pas à un unique réacteur à lit fixe avec un filtre mais dans des modes de réalisation alternatifs, on peut avoir plusieurs réacteurs à lit fixe en parallèle et/ou en série.
Le média adsorbant utilisé lors de cette étape est du carbone solide produit lors de l’étape (c) de pyrolyse ou lors de l’étape optionnelle (f) de mise en forme. Le carbone est alors récupéré de cette étape et il est injecté comme moyen filtrant du biogaz dans les réacteurs à lit fixe. Le carbone solide récupéré est généralement stocké avant son utilisation puisque l’utilisation du média filtrant n’est pas continue. De préférence, le carbone solide est conservé dans un endroit sec, à l’abri de l’eau, pour éviter qu’il ne perde de son pouvoir adsorbant en adsorbant l’humidité présente.
la représente une vue en perspective d’une boîte collectrice selon un deuxième mode de réalisation de la présente invention ;