INPI-France/Brevets-Francais-2024-Chunked huggingface dataset:
Ces mesures peuvent être les 16 mesures d’intensité de la matrice B dans le cas de la polarimétrie de Mueller, mais cet aspect de l’invention est plus général et peut s’appliquer à d’autres types d’imagerie différentes de l’imagerie polarimétrique de Mueller. Ainsi, X peut être autre qu’une matrice de Mueller obtenue par un système de polarimétrie de Mueller, et notamment une matrice non carrée de nombre réels, une matrice carrée de nombre réels, un vecteur ou même un nombre réel, où plus généralement toute propriété physique ou ensemble de propriétés physiques dont la détermination nécessite que plusieurs mesures successives soient effectuées. Sinon, X peut être obtenu pour un réseau de points (imagerie). Ce tableau peut être bidimensionnel (2D) ou tridimensionnel (3D). C'est le cas pour l'imagerie 2D ou 3D. Pour l'imagerie 2D, chaque point de mesure correspond à un pixel. Pour l'imagerie 3D, chaque point de mesure correspond à un voxel. Pour que le résultat X=G(µ) puisse être calculé correctement, les n mesures de la série µ doivent respecter un ordre prédéfini µ 0 , µ 1 , µ 2 , … µ n-1 .
Tout autre ordre, par exemple tel que µ’ = (µ 2 , µ 3 , …, µ n-1 , µ 0 ), donne, en général, une valeur X’=G(µ’) où X’ n’est pas le résultat correct.
Si le dispositif de mesure est capable d'effectuer l fois (l∈N) l'ensemble des n mesures données par en 1 seconde, en tout il fournit un ensemble de s mesures discrètes en 1 seconde, où s= l n.
Ces valeurs mesurées sont par exemple les coefficients de la matrice d’intensité B dans le cas de la polarimétrie de Mueller.
La représente à titre d’exemple trois séries réelles µ de mesures, chacune comportant quatre valeurs mesurées (n=4). On note µ 0 la première valeur, µ 1 la seconde, µ 2 la troisième et µ 3 la dernière, cet ordre étant prédéfini.
EO représente un groupe oxyéthylène;
BO représente un groupe oxyalkylène comprenant 4 atomes de carbone,
a va de 3 à 9;
l, m, and n représentent respectivement le nombre moyen de moles d’unités AO, EO and BO, et 1 ≤ l ≤ 50, 1 ≤ m ≤ 50 et 0.5 ≤ n ≤ 5;
le ratio en poids de AO sur EO (AO/EO) allant de 1/5 à 5/1
ladite composition ayant un pH compris entre 5 et 7.
L’invention se rapporte également à un procédé cosmétique de soin des matières kératiniques, de préférence la peau, comprenant l’application sur lesdites matières kératiniques d’une composition selon l’invention.
De préférence, la composition selon l’invention est une solution aqueuse, plus préférentiellement une solution aqueuse d’apparence légèrement gélifiée. De préférence, la composition selon l’invention est monophasique. Cette composition peut être appelée « sérum ». Par « sérum », on entend une composition de texture fluide, d’aspect légèrement gélifié, coulante, et de préférence concentrée en acide ascorbique (i.e. de préférence au moins 5% en poids d’acide ascorbique, et plus particulièrement au moins 10% en poids d’acide ascorbique).
De préférence, la composition selon l’invention est substantiellement exempte de tensioactifs. Par « substantiellement exempte de tensioactifs », on entend que la composition selon l’invention présente une teneur en tensioactifs inférieure ou égale à 2% en poids, par rapport au poids total de la composition, de préférence inférieure ou égale à 1% en poids. Les tensioactifs peuvent être préférentiellement des peptisants, dont la concentration est comprise entre 0,1 et 2% en poids ; ils permettent la solubilisation d’une faible quantité d’huile(s) ou de composés ou actifs lipophiles ou de parfum(s) (i.e. concentration de parfum(s) ou huile(s) ou composé(s) lipophile(s) comprise entre 0,05% et 2%).
La composition comprend de préférence au moins 30% en poids d’eau par rapport au poids total de la composition.
La composition comprend de préférence de 30% à 93% en poids d’eau par rapport au poids total de la composition, plus préférentiellement de 50 % à 90% encore plus préférentiellement de 55% à 85%.
L’imagerie polarimétrique de Mueller est une technique intrinsèquement lente car elle demande l’acquisition de plusieurs images d’intensité pour mesurer la matrice de Mueller d’un échantillon.
Dans le cas d’un polarimètre de Mueller imageur, la mesure de l’intensité lumineuse se fait simultanément pour tous les pixels de la caméra utilisée. Pour chaque pixel, le signal lumineux est transformé en photoélectrons. La modalité avec laquelle le signal électrique produit par les photoélectrons est traité, ainsi que le nombre de pixels de la région d’intérêt (ROI) du capteur sélectionnée, déterminent le nombre d’images acquises par seconde (« frames per second » ou FPS).
Si plusieurs longueurs d’ondes doivent être acquises pour explorer un tissu biologique à différentes profondeurs l’imagerie polarimétrique de Mueller devient encore plus lente si ces longueurs d’ondes sont acquises en succession, ce qui est le cas pour la plupart des polarimètres de Mueller actuellement utilisés.
Or, l’analyse multispectrale est cruciale pour explorer un tissu biologique à différentes profondeurs. En effet, les longueurs d’ondes plus courtes du spectre visible, correspondant par exemple aux couleurs bleue et verte, sont fortement absorbées par l’hémoglobine et permettent principalement d’explorer la surface des tissus biologiques. Au contraire, la lumière rouge/proche infrarouge, beaucoup moins absorbée par l’hémoglobine, permet d’explorer les tissus biologiques plus en profondeur. La longueur de pénétration de la lumière dans la partie rouge/proche infrarouge du spectre augmente avec la longueur d’onde.
De nombreux types différents de polarimètres de Mueller existent dans la littérature. Les plus répandus sont les polarimètres de Mueller à séquence temporelle qui effectuent des mesures d'intensité en succession.
L’imagerie polarimétrique de Mueller se fait en trois étapes principales : Mesure de la matrice d’intensité (B = AMW selon la notation consacrée). Cette matrice peut être acquise plusieurs fois afin d’augmenter le rapport signal sur bruit avec un processus de moyennage en améliorant ainsi la fiabilité des mesures, que l’on peut appeler étape de mesure. Obtention de la matrice de Mueller M=A -1 BW -1 , que l’on peut appeler étape de traitement. Détermination des paramètres polarimétriques pertinents à partir de M, que l’on peut appeler étape de post-traitement, en utilisant par exemple différentes méthodes algébriques, telles que les décompositions des matrices de Mueller.
Pour des applications biomédicales, l’étape 1) doit être accomplie dans un temps maximal de l’ordre de la seconde pour réduire les effets de flou dus aux mouvements involontaires des patients (respiration, battement du cœur, etc.) pendant la mesure. Les étapes 2) et 3) doivent idéalement être accomplies très rapidement pour restituer les images utiles aux praticiens au plus tôt après la mesure, avec un délai de quelques secondes.
L’étape 2) est généralement très rapide et peut être accomplie assez facilement.
L’étape 3) peut au contraire être assez lente, en particulier si elle demande par exemple le calcul des valeurs propres de la matrice M, ce qui peut être souvent le cas pour les décompositions des matrices de Mueller ou d’autres traitements algébriques.
Pour déterminer la matrice de Mueller d’un échantillon, en utilisant un polarimètre de Mueller à séquence temporelle, il est nécessaire de procéder à une succession de mesures d’intensité lumineuse, au moins au nombre de 16 pour une matrice de Mueller 4x4, en utilisant un PSG et un PSA permettant respectivement de moduler la polarisation de la lumière envoyée vers l’échantillon et d’analyser la polarisation de la lumière reçue après interaction avec l’échantillon. Différentes combinaisons du PSG et du PSA permettent d’acquérir les 16 images d’intensité nécessaires pour obtenir la matrice de Mueller de l’échantillon.
Pour l’imagerie polarimétrique de Mueller 4x4 on doit ainsi acquérir au moins 16 images d’intensité qui sont regroupées dans la matrice d’intensité B à 16 composants.
L’utilisation de caméras polarisées permet l’acquisition de 12 images d’intensité qui donnent accès à une matrice de Mueller 3x4. Pour les tissus biologiques, avec des propriétés polarimétriques très particulières, il est possible de remonter à la matrice de Mueller 4x4 avec des calculs algébriques en partant de la matrice de Mueller 3x4 mesurée.
Cependant plusieurs facteurs sont limitants pour l’utilisation des caméras polarisées. Les caméras polarisées sont généralement monochromatiques. Plusieurs caméras sont donc nécessaires pour reconstruire une image couleur.
De plus, avec ces caméras, chaque pixel est divisé en 4 sous-pixels, chaque sous-pixel correspondant à un état de polarisation différent. L'intensité lumineuse est donc divisée par quatre. En outre, une perte de lumière ultérieure est due à la présence d'un polariseur sur chaque pixel. Les pixels divisés en quatre sous-pixels sont aussi à l’origine d’une perte de résolution des images. Enfin, il peut y avoir de la diaphonie (ou « crosstalk ») entre différents sous-pixels car leurs états de polarisation ne sont pas complètement séparés.
Pour les applications biomédicales, il faut que la matrice B soit acquise dans un délai de l’ordre d’une seconde environ et que les paramètres polarimétriques pertinents, calculés pendant l’étape de post-traitement, soient restitués en quelques secondes.
L’acquisition de la matrice d’intensité B en une seconde environ est aussi nécessaire pour réduire les effets de flou dus aux mouvements involontaires du patient pendant la mesure. En une seconde, la matrice B peut être acquise plusieurs fois pour augmenter le rapport signal sur bruit avec un processus de moyennage.
Par exemple, la molécule est choisie parmi l’une des molécules suivantes : Poly(éthylène glycol) méthyl éther thiol (CH 3 O(CH 2 CH 2 O)nCH 2 CH 2 SH), 5-Amino-1,3,4-thiadiazole-2-thiol (C 2 H 3 N 3 S 2 ) et Thiol-dPEG®4-acid (C 11 H 22 O 6 S).
La molécule peut être choisie dans la famille des mercapto. Par exemple, il peut s’agir de 3-Mercapto-1-propanol, 1-Mercapto-2-propanol, 11-Mercapto-1-undecanol, acide 11-Mercaptoundécylphosphorique, 4-Méthoxythiophénol (4-Mercaptoanisole), acide 4-Mercaptobenzoique, 2-Mercapto-5-methoxybenzo[d]oxazole, 5-Methoxy-2(3H)-benzoxazolethione (C 8 H 7 NO 2 S), Pentaérythritol tétrakis(3-mercaptopropionate) ((HSCH 2 CH 2 COOCH 2 ) 4 C).
Il peut également s’agir d’un alcoxysilane ayant une fonction thiol, par exemple, le (3-Mercaptopropyl)triméthoxysilane (HS(CH 2 ) 3 Si(OCH 3 )).
Nous allons maintenant décrire plus en détail les autres éléments du dispositif.
L’empilement est disposé sur un substrat 300. Le substrat 300 est, avantageusement, un substrat de type flexible. Par exemple il s’agit d’un substrat plastique simple tel qu’un film de poly(téréphtalate d'éthylène) (PET), de polyimide (PI), de poly(naphtalate d’éthylène) (PEN), de polycarbonate (PC), en polyuréthane thermoplastique (TPU) ou en polydiméthylsiloxane (PDMS). Il peut également s’agir d’un substrat en papier.
Avantageusement, l’empilement comporte au moins 2 couches piézoélectriques organiques, de préférence au moins 5 couches piézoélectriques organiques, encore plus préférentiellement au moins 7 couches piézoélectriques.
De préférence, le copolymère est un copolymère de poly(fluorure de vinylidène-trifluoroéthylène) PVDF / TrFe, aussi noté P(VDF-TrFe).
Selon un autre exemple, il est possible de prendre en compte un angle d’incidence minimal entre la trajectoire candidate et une interface anatomique traversée par la trajectoire candidate. Lors de l’insertion d’un instrument médical, par exemple une aiguille, pour une intervention mini-invasive, l’instrument peut traverser un certain nombre d’interfaces, comme la peau ou les parois de certains organes (par exemple la capsule hépatique). L’angle d’incidence de l’instrument par rapport à ces interfaces peut avoir un impact sur la performance du placement de l’instrument (potentielle déflexion de l’instrument ou déplacement de l’organe). Ce paramètre a également des impacts sur la sécurité puisqu’un angle d’incidence trop tangent à une interface anatomique peut favoriser la formation d’un hématome. Le calcul de l’angle d’incidence nécessite la normale à la surface au point d’entrée de la trajectoire. Il existe des approches basées sur le maillage de surfaces mais elles peuvent s’avérer couteuses, ce qui pénalise leur utilisation dans un contexte clinique. Afin de réduire le temps de calcul, la normale peut être calculée comme le gradient de la transformée de distances de la segmentation évaluée au point d’entrée. Il est conseillé de calculer le gradient par convolution avec la dérivée d’une gaussienne afin d’obtenir des estimations de la normale plus robustes au bruit (la sensibilité au bruit est un inconvénient des méthodes de différences finies). Dans le cas d’une intervention sur un os, un angle d’incidence trop faible peut augmenter un risque de dérapage de l’instrument médical sur l’os.
Selon un autre exemple, il est possible de prendre en compte une valeur estimée représentative de la stabilité, sous l’effet de son propre poids, d’un instrument médical positionné jusqu’au point cible selon la trajectoire candidate. Cette valeur peut notamment être calculée en fonction de la longueur d’insertion de la trajectoire considérée : plus la longueur d’insertion est faible, et plus l’instrument médical pourra se déplacer facilement sous l’effet de son propre poids ou de forces externes. Cette valeur peut également être calculée à l’aide d’un modèle biomécanique renseignant par exemple sur la viscoélasticité des organes traversés. Les trajectoires ayant le moins de risques de provoquer un déplacement de l’instrument médical sous son propre poids seront privilégiées. Cette caractéristique est plus pertinente pour un organe mou que pour un os.
Selon un autre exemple, lorsque l’intervention mini-invasive correspond à une ablation, il est possible de prendre en compte une distance minimale entre l’enveloppe de la région à traiter et l’enveloppe d’une région d’ablation estimée pour la trajectoire candidate. Cette distance minimale correspond à une marge d’ablation estimée. Pour un instrument médical donné, des modèles de zones d’ablations sont disponibles. Ces modèles permettent d’estimer la zone de couverture théorique obtenue pour chaque trajectoire. Il est par exemple avantageux d’optimiser la couverture d’une zone tumorale par l’ablation (maximiser la marge entre la zone ablatée et la zone tumorale) tout en minimisant l’endommagement du parenchyme sain et des organes à proximité. De manière générale, les modèles de zones d’ablation sont ellipsoïdaux et excentrés par rapport à l’extrémité distale de l’instrument. La forme et l’orientation de la tumeur sont des aspects importants à considérer (la tumeur n’est pas nécessairement sphérique). Par conséquent, afin d’obtenir une meilleure couverture de la tumeur, certaines trajectoires peuvent être privilégiées en fonction de leur orientation et de la position de l’extrémité distale de l’instrument en fin de trajectoire.
Selon un autre exemple, il est également possible de prendre en compte un écart angulaire entre la trajectoire candidate et un grand axe de la région à traiter. En effet dans la pratique, pour l’ablation d’une tumeur, il est conseillé d'attaquer la tumeur selon son grand axe car l’effet du traitement est plus efficace dans l'axe de l'instrument médical.
Selon un autre exemple, lorsque l’intervention mini-invasive correspond à une ablation, il est également possible de prendre en compte une valeur de couverture de la région à traiter. Cette valeur de couverture peut être estimée en fonction d’une segmentation de la zone à traiter et d’une estimation d’une zone d’ablation susceptible d’être obtenue avec la trajectoire candidate considérée. Des marges minimales d’ablation peuvent en effet être requises pour minimiser le taux de récidive, par exemple dans le cas de l’ablation d’une tumeur. Dans le cas d’une tumeur osseuse, un autre facteur important est que la zone d’ablation reste à l’intérieur de l’os (les contraintes de couverture sont alors dictées par l’anatomie et la position de la lésion).
Selon un autre exemple, lorsque l’anatomie d’intérêt est un os, il est également possible de prendre en compte une distance minimale entre une partie de la trajectoire candidate et la paroi corticale de l’os pour la partie de la trajectoire qui est à l’intérieur de l’os. Il est en effet avantageux de maximiser la distance minimale entre la partie de la trajectoire candidate qui est à l’intérieur de l’os et la paroi corticale de l’os afin de minimiser le risque que l’instrument médical, après son insertion dans l’os, ne touche à nouveau la paroi corticale de l’os. La trajectoire réelle suivie par l’instrument médical peut en effet différer d’une trajectoire théorique sélectionnée à cause des imprécisions de placement de l'instrument médical ou d'effets biomécaniques (déflexion de l'instrument médical, déplacement de l'anatomie d’intérêt du fait de la respiration du patient ou du fait des effets liés à l'insertion de l’instrument, etc.). Maximiser la distance minimale entre la partie de la trajectoire candidate qui est à l’intérieur de l’os et la paroi corticale de l’os revient à maximiser une marge de sécurité pour la trajectoire candidate.
La représente schématiquement un os 80 à traiter avec la paroi corticale 81 de l’os et la partie spongieuse 82 de l’os. La référence 83 représente un point cible qu’un instrument médical doit atteindre pour traiter l’os 80. La représente également deux trajectoires candidates 31-1 et 31-2 pour atteindre le point cible 83 respectivement depuis deux points d’entrée candidats 22-1 et 22-2 au niveau de la surface corporelle 21 du patient. Sur l’exemple illustré à la , la trajectoire candidate 31-1 pourrait être préférée à la trajectoire candidate 31-2 car la distance minimale d 1 qui sépare la partie de la trajectoire candidate 31-1 qui est à l’intérieur de l’os 80 et la paroi corticale 81 de l’os est plus grande que la distance minimale d 2 qui sépare la partie de la trajectoire candidate 31-2 qui est à l’intérieur de l’os 80 et la paroi corticale 81 de l’os.
Selon un autre exemple, lorsque l’anatomie d’intérêt est un os, il est également possible de prendre en compte un angle d’incidence entre la trajectoire candidate et la paroi de l’os. Il est en effet avantageux que la trajectoire candidate présente un angle d’incidence le plus proche possible d’un angle droit (angle de 90°) pour éviter que l’instrument médical ne glisse sur la paroi de l’os lors de son insertion (cela pourrait endommager l’os lors de l’insertion de l’instrument médical et/ou faire dévier l’instrument médical de la trajectoire sélectionnée). On entend par « angle d’incidence » l’angle formé par la trajectoire candidate et l’os au niveau de l’interface où la trajectoire pénètre à l’intérieur de l’os.
Sur l’exemple illustré à la , la trajectoire candidate 31-1 pourrait être préférée à la trajectoire candidate 31-2 car l’angle d’incidence i 1 formé par la trajectoire candidate 31-1 et la paroi de l’os 80 est plus proche d’un angle droit que l’angle d’incidence i 2 formé par la trajectoire candidate 31-1 et la paroi de l’os 80.
Selon un autre exemple, lorsque l’anatomie d’intérêt est un os, il est également possible de prendre en compte une estimation d’un risque de fracture de l’os suite à une intervention selon la trajectoire candidate considérée. Par exemple, lorsque l’intervention vise à placer une vis dans un os pour le consolider, il est possible d’utiliser un modèle biomécanique capable de modéliser la structure de l’os (avec des zones solides et des zones plus fragiles de l’os) ainsi que des sollicitations mécaniques subies par l’os (par exemple en fonction de mensurations du patient) afin d’estimer un risque de fracture de l’os suite à l’ajout de la vis selon la trajectoire candidate considérée. Ce risque peut éventuellement être comparé à un risque de fracture de l’os sans intervention (c’est-à-dire sans la vis de consolidation), afin d’estimer la réduction du risque de fracture apportée par l’intervention. Le risque de fracture peut également être déterminé à partir d’une base de données d’interventions passées comprenant des trajectoires ayant permis d’empêcher une fracture d’un os et des trajectoires n’ayant pas permis d’empêcher la fracture de l’os.
Les caractéristiques d’une trajectoire décrites précédemment peuvent être quantifiées et utilisées pour construire une fonction de coût permettant de classer les trajectoires selon un critère objectif. Plusieurs fonctions mathématiques peuvent être envisagées pour combiner les caractéristiques afin de bien représenter les objectifs cliniques. La fonction la plus simple est une combinaison linéaire, pour laquelle la fonction de coût C(T) d’une trajectoire T prend la forme d’une somme pondérée des caractéristiques décrites précédemment :
où les poids w i permettent de contrôler le « rapport de forces » des caractéristiques y i .
Des ensembles différents de poids w i avec des valeurs prédéfinies peuvent former différentes fonctions de coût qui peuvent être utilisées telles quelles si elles s’avèrent adaptées à la pratique clinique du praticien. Le praticien a également la possibilité de créer sa propre fonction de coût en modifiant les valeurs des poids w i afin de donner plus ou moins d’importance aux caractéristiques y i , en fonction des objectifs visés pour l’intervention considérée. Ceci peut être réalisé manuellement, par exemple à travers une interface utilisateur ou bien de manière automatique à partir d’interventions précédentes. En effet, pour chacune des interventions précédentes, une évaluation (un score) pourrait être assigné à la trajectoire utilisée et les caractéristiques calculées. A partir de ces informations un système d’équations (avec un nombre N d’équation significativement plus grand que le nombre K de caractéristiques considérées) peut être créé et résolu par des méthodes de régression. Des réseaux de neurones pourraient également être utilisés pour générer une fonction de coût.
Il peut être intéressant d’utiliser différentes fonctions de coût représentatives de différentes catégories d’optimisation (par exemple « performance » ou « sécurité »). Cela permet de prendre en compte des critères prédéfinis ou personnalisés par l’utilisateur. Un utilisateur peut alors fournir une indication, via une interface utilisateur, de la fonction de coût à considérer pour l’affichage des trajectoires candidates sur l’écran 13 d’affichage.
Tel qu’illustré sur la , le procédé 100 comporte une étape d’affichage 106, sur l’écran 13 d’affichage, en superposition avec le modèle anatomique, d’une partie au moins des trajectoires candidates restantes avec, pour chaque trajectoire candidate affichée, un moyen de visualisation rapide d’une valeur de la fonction de coût.
Il convient de noter que l’écran d’affichage 13 peut prendre différentes formes : il peut s’agir par exemple d’un écran plat à cristaux liquide de type écran d’ordinateur (dalle LCD), mais il peut également s’agir de l’écran d’un casque de réalité augmentée, auquel cas les informations affichées peuvent être en projection directe sur le patient.
Selon un mode de réalisation particulier, le procédé comprend l’ensemble des étapes additionnelles ii), iii) et iv) telles que décrites précédemment et effectuées dans cet ordre.
L’étape de pose de la composition (C) peut avoir une durée allant de 10 secondes à 60 minutes, de préférence allant de 30 secondes à 30 minutes.
Les compositions C1 à C4 suivantes ont été préparées selon les protocoles de préparation décrits ci-après:
Composition s Composé 1 Composé 2 Ratio molaire Composé 1/Composé 2 C1 Acide laurique Acide oléique 1/3 C2 Acide laurique Acide caprylique 1/3 C3 Acide laurique Acide caprique 1/2 C4 Acide caprylique Acide caprique 1/1
Procédé de préparation de la composition C1 1 mole d’acide laurique est pesée dans une fiole à laquelle sont ajoutés 3 moles d’acide oléique. Le mélange est chauffé sous agitation à 70°C durant 1 heure. On laisse la température revenir à l’ambiante sous agitation. Le produit obtenu est un liquide incolore transparent légèrement visqueux de type huile.