L'impact de la fréquence sur les réglages de résistance et de compliance dans les simulateurs pulmonaires

Introduction

Une étude récente dans le Journal of Biomechanics (Ferencz et al., 2026) compare quatre simulateurs pulmonaires : l’ASL5000, alveo, SmartLung 2000 et Training & Test Lung. Elle a évalué leur précision à imiter un modèle pulmonaire linéaire à compartiment unique sur des fréquences de 0,25 à 15 Hz et des débits de 5 à 40 L/min, en utilisant un analyseur de débit CITREX H4 comme référence.

Le simulateur alveo a démontré la précision la plus constante à travers les fréquences, étant « le moins affecté par la fréquence du stimulus d’entrée » (section 5).

Ce livre blanc résume les résultats de l’étude, explique les implications de la « précision indépendante de la fréquence » pour la performance des dispositifs lors des tests sur banc, et discute des scénarios où la linéarité n’affecte pas significativement les résultats, notamment lors des tests respiratoires standards chez l’adulte en dessous de 1 Hz. Il mentionne aussi un décalage de résistance dans l’unité alveo pré-lancement sous des réglages de haute résistance, traité en section 9 avec les détails de vérification d’IMT Analytics.

1. Pourquoi la précision est importante

Les tests sur banc sont passés d’un outil de formation à une source de preuves précliniques. Les soumissions aux régulateurs, les études d’efficacité comparative, les validations d’algorithmes et les vérifications de contrôle de conception s’appuient de plus en plus sur des données issues de simulateurs pour justifier le comportement des dispositifs avant leur utilisation sur patients. Ferencz et al. ouvrent leur introduction en notant que les tests sur banc « sont devenus une étape préclinique essentielle pour vérifier le bon fonctionnement des dispositifs ventilatoires » (citent Sayas Catalán et Patout, 2025).

C’est une approche raisonnable. Les études sur patients sont lentes et coûteuses, tandis qu’un banc bien caractérisé peut exécuter plusieurs fois le même test. Cependant, le simulateur doit aussi être bien caractérisé ; sinon, il devient une variable confondante. Depuis deux décennies, l’ASL5000 est la référence pour la simulation active, revendiquant une bande passante « petit signal » supérieure à 15 Hz. Récemment, des mesures indépendantes ont évalué comment cette bande passante affecte la précision lors de tests sur banc réels. L’étude de Ferencz, Drath et Dömer en 2025 (CDBME 11(1):377–380) a initié ce travail, et l’article de 2026 dans le Journal of Biomechanics l’a étendu à quatre appareils.

Nous lisons cet article du point de vue d’un ingénieur qui doit choisir, configurer et faire confiance à un banc d’essai.

2. Le paysage des tests sur banc : simulateurs actifs vs passifs

Les simulateurs pulmonaires peuvent être classés en deux types : passifs et actifs.

Les simulateurs passifs (par exemple, SmartLung 2000, TTL) utilisent des sacs extensibles et des ressorts, réagissant comme un ballon à l’inflation. Leurs propriétés mécaniques limitent leur comportement, les rendant rigides.

Les simulateurs actifs (par exemple, ASL5000, alveo) utilisent des modèles numériques pulmonaires en temps réel et des actionneurs, leur permettant de simuler des paramètres complexes tels que la compliance non linéaire et la résistance dépendante de la direction. Ils peuvent réagir dynamiquement aux variations de pression de l’appareil, contrairement aux modèles passifs.

Chaque type a ses compromis : les simulateurs passifs sont mécaniquement simples mais fixes dans leur comportement, tandis que les simulateurs actifs sont flexibles mais dépendent de la qualité de leurs boucles de contrôle. L'étude de Ferencz évalue les deux par rapport au modèle pulmonaire linéaire à compartiment unique, une référence courante en tests sur banc, mais alveo peut simuler plus que ce seul modèle.

3. Ce que l'étude a fait

La méthodologie mérite d'être comprise avant de lire les résultats :

1. Stimulation : Un générateur — un ASL5000 en mode pompe de débit — a produit des débits sinusoïdaux de 0,25 à 15 Hz, avec des amplitudes entre 5 et 40 l/min.
2. Mesure : Un analyseur de débit CITREX H4 (IMT Analytics) a enregistré indépendamment le débit et la pression à 200 Hz entre le générateur et le simulateur testé. La mesure indépendante est importante : elle isole le comportement du banc testé de toute inexactitude du générateur.
3. Comparaison : Pour chaque fréquence et amplitude, la magnitude d'impédance mesurée |Z| et la phase entre débit et pression ont été calculées. Celles-ci ont été comparées à la réponse idéale d'un modèle pulmonaire linéaire à compartiment unique paramétré avec les mêmes R et C, calculé dans Simulink.
4. Résumé : L'erreur quadratique moyenne (RMSE) a été rapportée pour |Z| et pour la phase, sur trois jeux de paramètres pulmonaires : sain (R = 5 cmH₂O/l·s, C = 75 ml/cmH₂O), restrictif (R = 5, C = 25) et obstructif (R = 20, C = 60).

Figure 1. Montage de test sur banc. Un générateur (ASL5000 en mode pompe de débit) produit un débit sinusoïdal ; un analyseur de débit CITREX H4 (IMT Analytics) enregistre indépendamment le débit et la pression à 200 Hz entre le générateur et le simulateur testé, isolant le banc testé de toute inexactitude du générateur. D'après Ferencz, Drath, Dömer (2026), Section 3.

4. Ce que l'étude a révélé

Nous reproduisons ci-dessous les chiffres principaux. Le RMSE est un nombre unique résumant la déviation moyenne sur toutes les amplitudes et la bande de fréquences testée, il capture la cohérence, pas seulement le meilleur cas.

Figure 2. RMSE moyen sur la bande de fréquences testée pour la magnitude de l'impédance |Z | et phase, redessinés d'après Ferencz et al. (2026), Tableau 3 (plus bas est meilleur). La moyenne est calculée sur toutes les amplitudes et fréquences ; elle sous-estime à la fois la dépendance à l'amplitude des simulateurs passifs (SmartLung, TTL) et la concentration de l'erreur de l'ASL5000 dans la bande de fréquences — voir Section 4. CC BY 4.0.

Lire ces tableaux demande de la nuance. Les valeurs moyennes de RMSE placent nominalement SmartLung 2000 et TTL en tête — mais ce chiffre masque une forte dépendance à l'amplitude du débit, que l'étude documente dans la Section 5. Les résistances paraboliques des simulateurs passifs produisent une moyenne basse sur les amplitudes testées, tandis que les courbes individuelles d'amplitude varient significativement. L'alveo et l'ASL5000 — tous deux simulateurs actifs — montrent beaucoup moins de variabilité d'amplitude.

Où les simulateurs actifs diffèrent les uns des autres :

• L’ASL5000 reproduit avec précision les jeux de paramètres sains et restrictifs jusqu’à environ 2 Hz. Au-delà, l’étude documente une « croissance |Z | erreur … se traduisant par une résistance simulée plus élevée que celle réglée », ainsi qu’une « erreur de phase croissante rapidement » (section 4). Pour ce jeu spécifique de paramètres obstructifs, l’étude rapporte un comportement résonant à partir d’environ 8 Hz, avec un gain dépassant la courbe idéale.
• L’alveo, selon la même étude, « offre une précision de simulation largement indépendante de l’amplitude du débit et reste la plus uniforme à travers les fréquences parmi les simulateurs examinés » (section 4). L’erreur de phase reste « uniformément faible à travers les fréquences testées » (section 5). L’exception concerne le jeu de paramètres obstructifs, où l’étude a trouvé un |Z | décalage correspondant à une résistance plus élevée que celle réglée — abordé dans la section 9 ci-dessous.

La « uniformité à travers les fréquences » est le résultat d’ingénierie substantiel. Lorsque l’erreur se concentre sur une bande de fréquence spécifique — comme c’est le cas pour l’ASL5000 au-dessus de 2 Hz — la RMSE moyenne sous-estime l’impact pratique.

5. Ce que signifie « précision indépendante de la fréquence »

Le point clé est qu’un simulateur doit imiter avec précision le modèle patient qu’il représente. Lorsqu’un appareil envoie un débit dans le simulateur, la pression de sortie doit correspondre à celle d’un patient avec la résistance (R) et la compliance (C) configurées. Si le simulateur montre une résistance incohérente selon les fréquences, cela entraîne des imprécisions de mesure nécessitant des corrections basées sur un contenu du signal inconnu.

Pensez à une règle qui donne une lecture constante au centre mais varie aux extrémités ; elle peut mesurer, mais vous ne pouvez pas faire confiance aux lectures sans ajustements. Un simulateur indépendant de la fréquence lit de manière constante toutes les fréquences et plages de débit, permettant des mesures nettes sans corrections supplémentaires.

Figure 3. La métaphore de la règle de mesure. Un banc dépendant de la fréquence rapporte la même valeur vraie différemment selon la plage de fonctionnement de l'appareil (28 / 30 / 32 cm) ; un banc indépendant de la fréquence lit la valeur vraie à chaque fréquence. Illustratif — pas des données de mesure.

En pratique, « indépendant de la fréquence » signifie :

• Impédance constante à l'ouverture du poumon, quelle que soit la vitesse de variation de la pression.
• Réponse en amplitude précise à tous les niveaux de débit.
• Faible erreur de phase, assurant un alignement temporel correct des événements de pression et de débit.
• Pas de résonance dans la boucle de contrôle du simulateur, vous mesurez donc uniquement l'appareil, pas un système combiné.

Ces caractéristiques atténuent les risques lors des tests sur banc, garantissant que les observations sont attribuées avec précision à l'appareil et non au dispositif de test.

Figure 4. Réponse en fréquence schématique. Interprétation conceptuelle de la variation de l'erreur d'impédance en fonction de la fréquence pour les paramètres alveo et ASL5000, avec la bande FOT (4–10 Hz) en surbrillance. Les courbes illustrent un comportement qualitatif d'après Ferencz et al. (2026), Sections 4–5 ; données de tracé non extraites. CC BY 4.0.

6. Où la précision indépendante de la fréquence est importante

Nous admettons que l'argument de linéarité n'est pas également important pour tous les types de travaux sur banc. Il est crucial lorsque le dispositif testé sollicite le simulateur en dehors de la bande typique de respiration adulte de 0,17–0,33 Hz.

Figure 5. Le spectre d'utilisation. Fréquences respiratoires et bandes d'application du test sur banc sur un axe logarithmique. En dessous d'environ 1 Hz, les quatre simulateurs fonctionnent de manière acceptable ; au-dessus, FOT, HFJV, HFOV, rampes rapides NIV — la précision indépendante de la fréquence devient décisive. Bandes d'application d'après Ferencz et al. (2026), Section 6 ; bandes indicatives, fréquences d'implémentation variables selon le fabricant.

6.1 Thérapie du sommeil — classification de l'apnée basée sur la FOT

Le cas le plus clair. Les dispositifs CPAP et APAP qui distinguent l'apnée centrale de l'apnée obstructive utilisent la Technique d'Oscillation Forcée (FOT). Lors d'une apnée suspectée, le dispositif envoie des oscillations de pression de faible amplitude et observe la réponse du débit. Les fréquences d'implémentation varient selon le fabricant entre 4 Hz et 10 Hz à 1 cmH₂O crête à crête. Une voie aérienne ouverte renvoie une signature d'impédance différente d'une voie fermée dans cette bande.

Ce test sur banc place un petit signal exactement dans la bande de fréquence où les simulateurs à piston actif ont historiquement eu des difficultés. L'article précédent de Ferencz 2025 documentait une résistance perçue d'environ 8,5 cmH₂O/l/s, au lieu de la valeur réglée de 5 cmH₂O/l/s. L'article de 2026 confirme le même comportement dans une comparaison plus large.

Un développeur d'algorithme testant un classificateur sur ce banc doit démêler deux effets : ce que son algorithme a fait, et ce que le simulateur a fait au signal avant qu'il n'atteigne le dispositif. Plus le simulateur est propre, plus la validation de l'algorithme est fiable.

6.2 NIV et bilevel — transitions rapides de pression

La ventilation bilevel, la délivrance de souffle en pression assistée et les réponses de compensation de fuite introduisent toutes des variations de pression abruptes. Un temps de montée de 100 ms au début de l'IPAP comporte un contenu spectral significatif au-dessus de 5 Hz en plus de la fréquence fondamentale de la respiration.

Ferencz et al. rapportent que l'ASL5000, sous le paramètre obstructif (R = 20 cmH₂O/l·s), présente une résonance à partir d'environ 8 Hz. L'étude note que cela « peut compliquer davantage le test des dispositifs ventilatoires utilisant plusieurs niveaux de pression avec des rampes abruptes. … Les transitions rapides de pression, qui introduisent des composantes haute fréquence, peuvent provoquer une résonance entre le simulateur et le dispositif ventilatoire » (Section 5).

Un simulateur qui ne résonne pas à ces fréquences élimine la question « est-ce l'appareil ou le banc ? » pour les investigations. Pour les équipes travaillant sur les modes à pression ciblée, la détection d'asynchronies ou la compensation de fuites, cela a une importance opérationnelle.

6.3 Ventilation néonatale et pédiatrique

Les fréquences respiratoires néonatales varient de 30 à 60 respirations par minute (0,5–1 Hz). La respiration pédiatrique s'étend de manière similaire aux plages adultes. Certains modes — comme la ventilation oscillatoire haute fréquence (HFOV) à 5–20 Hz, ou la ventilation par jet haute fréquence (HFJV) à 5-7 Hz — fonctionnent à une fréquence un ordre de grandeur supérieure à la respiration adulte.

C'est le domaine d'application où l'argument de la linéarité n'est pas optionnel. Un simulateur qui déraille au-dessus de 2 Hz ne peut pas évaluer valablement un Babylog, un Sensormedics 3100A ou un Bunnell HFJV. L'étude de Ferencz cite explicitement la découverte antérieure de Stránská et al. (2014), qui rapportait que l'ASL5000 « ne parvient pas à simuler les paramètres mécaniques prédéfinis lors de la HFJV » — un travail qui précède l'étude actuelle de plus d'une décennie.

Pour le développement de dispositifs néonatals et HFOV, l'implication pratique est qu'un simulateur avec une précision indépendante de la fréquence est une condition préalable à des preuves sur banc significatives.

6.4 Reproductibilité de la recherche et comparaisons inter-laboratoires

Un cas plus subtil mais important. La recherche académique sur banc, la validation multi-sites d'algorithmes et les études précliniques en consortium dépendent de la comparabilité des résultats entre instruments et laboratoires. Si deux groupes utilisent le même simulateur avec la même configuration, ils devraient produire les mêmes résultats — et si un troisième groupe utilise un simulateur différent, les différences devraient être attribuables à l'appareil ou à la configuration, et non à la réponse en fréquence du simulateur.

7. Où l'argument de la linéarité n'apporte pas d'aide significative

La plupart des tests sur banc de la VNI et CPAP adulte sont réalisés à 10–20 respirations par minute, correspondant à 0,17–0,33 Hz. En dessous de 1 Hz, les quatre simulateurs fonctionnent comme prévu dans l'étude. Les différences dans |Z | et la réponse en phase entre alveo et ASL5000 dans cette bande sont suffisamment faibles pour ne pas influencer une décision d'achat.

Si votre application se situe clairement dans le domaine standard de la VNI/CPAP adulte, l'étude ne fournit pas de raison de changer de simulateur. Ce qu'elle fait, c'est fournir une validation indépendante et évaluée par des pairs que l'ingénierie sous-jacente d'alveo répond à un niveau élevé. La véritable différenciation aux débits respiratoires standards réside dans des capacités que l'étude n'a pas du tout évaluées, car le modèle de référence linéaire à compartiment unique qu'elle a utilisé ne peut pas les représenter. Nous allons maintenant nous pencher sur celles-ci.

8. Au-delà du modèle linéaire à compartiment unique

L’étude de Ferencz a évalué alveo en utilisant le même modèle de référence appliqué aux quatre appareils : résistance linéaire, compliance constante et un seul compartiment. C’est une pratique de test sur banc pour une raison — elle est bien spécifiée et reproductible — mais c’est aussi une simplification délibérée du comportement réel des poumons.

Les voies aériennes réelles résistent différemment à l’inspiration et à l’expiration. Le tissu alvéolaire réel se recrute à bas volume et se surdistend à haut volume, produisant la courbe pression-volume sigmoïdale familière. Les maladies obstructives réelles modifient le comportement des voies aériennes en fonction du débit, pas seulement de la pression. Les patients ARDS réels présentent un poumon recrutables qui répond dynamiquement au PEEP. Rien de tout cela ne peut être exprimé dans le modèle linéaire à compartiment unique.

Le design d’alveo inclut des configurations que l’étude n’a pas évaluées :

• Compliance sigmoïdale — une courbe pression-volume paramétrable qui capture le comportement de recrutement et de surdistension. Utile pour tout appareil dont l’algorithme répond à la mécanique pulmonaire dépendante du volume (la plupart des modes modernes ciblant le volume, recherche de PEEP adaptée à l’ARDS).
• Résistance dépendante de la direction — la résistance inspiratoire et expiratoire peut être configurée indépendamment. Utile pour tout appareil réglé sur les profils de débit expiratoire, y compris la plupart des déclencheurs modernes à pression cyclique.
• Recrutabilité pulmonaire configurable — simule la dynamique de recrutement-dérécruitement qui distingue les tests sur banc ARDS des tests sur poumons sains.
• Modèles de résistance linéaire et parabolique — permettent une comparaison équivalente avec les simulateurs passifs lorsque nécessaire, et un comportement linéaire net lorsque la configuration du test l'exige.

Ce sont les caractéristiques qui déterminent si un test sur banc ressemble à un patient réel. L'étude de Ferencz, en confirmant une précision indépendante de la fréquence et de l'amplitude sous le modèle le plus simple, nous donne une base crédible : l'ingénierie sous-jacente résiste à un examen par les pairs indépendant. Les modèles plus complexes reposent sur cette base.

9. Divulgation honnête : la spécification de précision de la résistance et les changements apportés par la version 1.2

L'unité alveo utilisée dans cette étude était un prototype fourni aux auteurs par IMT Analytics en novembre 2025. L'article documente de manière transparente que, sous le paramètre obstructif (R = 20 cmH₂O/l·s), la magnitude de l'impédance simulée dépassait systématiquement la valeur définie. Extrait de la conclusion (Section 6) : « En utilisant un appareil pré-commercialisé fourni en novembre 2025, nous avons observé un décalage de résistance sur le spectre de fréquences, en particulier avec un réglage de haute résistance. Par conséquent, la résistance réelle doit être vérifiée pour garantir une simulation précise. »

Ce sont deux conclusions distinctes, et il est important de ne pas les confondre :

1. La constatation d’indépendance en fréquence et en amplitude est architecturale. Elle reflète la façon dont la boucle de contrôle d’alveo réagit dans l’espace de fonctionnement. Elle ne change pas entre unités, cycles d’étalonnage ou ensembles de paramètres — bien que, comme pour l’obstruction |Z | montre qu’un décalage peut s’ajouter à la réponse architecturale sans en modifier la forme.
2. La constatation du décalage de résistance est une question de spécification. L’unité testée par Ferencz et al. respectait la spécification de précision linéaire pré-lancement d’IMT Analytics de ±20 %. La ligne 8,33 cmH₂O/l·s |Z | La RMSE sur R = 20 cmH₂O/l·s obstructif est conforme à cette spécification. Elle ne reflète pas une limite structurelle de la réponse en fréquence du simulateur pulmonaire.

Qu’est-ce qui change avec la v1.2 ?

La version v1.2 d’alveo, prévue pour début juin 2026, resserre la spécification de précision linéaire à ±10 %, une amélioration de 50 % et la limite d’ingénierie de l’architecture actuelle. Cette amélioration s’applique aux modes de résistance linéaire et parabolique. Pour une résistance absolue plus précise que ±10 %, l’ajustement fin du point de consigne en fonction du comportement mesuré, comme conseillé par Ferencz et al., reste la procédure recommandée.

Engagement de retest indépendant.

Ferencz, Drath et Dömer se sont engagés à retester l’unité de production v1.2 en utilisant la même méthodologie décrite dans l’article du Journal of Biomechanics. Une publication évaluée par des pairs fera état de ces résultats.

Dans les communications destinées aux clients à propos de l’étude, nous demandons aux lecteurs de garder à l’esprit les deux conclusions. La propriété architecturale confirmée par l’étude est indépendante ; la spécification de précision de la résistance s’est améliorée ; un nouveau test indépendant est en cours.

10. Recommandations pratiques pour les ingénieurs de banc d’essai

Pour l’ingénieur évaluant l’achat ou la mise à niveau d’un simulateur pulmonaire, voici ce que nous retenons de l’étude Ferencz, résumé :

1. Caractérisez d’abord votre bande de fréquence de fonctionnement. Si votre appareil fait fonctionner le simulateur à 1 Hz ou moins presque exclusivement, l’argument de linéarité n’est pas décisif. Portez attention à la fidélité du modèle patient, à l’ergonomie logicielle, à la plage des paramètres et à l’intégration avec votre infrastructure de test existante.
2. FOT, HFOV, HFJV, Apnée du sommeil. Les transitions rapides bilevel, ou les fréquences respiratoires néonatales/pédiatriques, sont dans le champ d’application — même occasionnellement — la réponse en fréquence compte. Aujourd’hui et de plus en plus demain.
3. Regardez les graphiques, pas seulement le tableau RMSE. La RMSE moyenne est un résumé unidimensionnel. Les graphiques de cette étude montrent quelles fréquences provoquent l’erreur, ce qui détermine si le simulateur pulmonaire est adapté à votre test spécifique.

11. Conclusion

L’étude de Ferencz, Drath et Dömer est la première comparaison évaluée par des pairs de simulateurs pulmonaires commerciaux. Elle a révélé que la précision du Simulateur Pulmonaire alveo est la moins affectée par la fréquence d’entrée, soutenant les principes de conception d’IMT Analytics. Ceci est crucial pour les tests au-delà de la bande respiratoire adulte typique, comme la classification de l’apnée basée sur la FOT et la ventilation à haute fréquence.

Pour les travaux standards sur banc en VNI adulte et CPAP en dessous de 1 Hz, les résultats soulignent la rigueur d’ingénierie plutôt que d’influencer les décisions d’achat. Les fonctionnalités plus larges de l'alveo, telles que la compliance sigmoïdale et la recruitabilité configurable, n’ont pas été évaluées dans cette étude.

Le problème de résistance noté dans l’unité avant lancement est en cours de résolution dans la prochaine version alveo v1.2 prévue pour juin 2026, qui améliorera la précision linéaire de ±20 % à ±10 %. Une note d’application détaillant les données de vérification accompagnera cette sortie, et les auteurs prévoient un suivi évalué par des pairs.

Nous partageons ce livre blanc maintenant pour mettre en lumière les résultats clés et fournir des informations à la communauté des ingénieurs. Les ingénieurs en tests sur banc et les chercheurs cliniques sont encouragés à nous contacter pour une évaluation de l'alveo et à lire l'article complet de Ferencz et al., qui est en accès libre sous licence CC BY 4.0.

Références

Ferencz, M., Drath, R., Dömer, B. (2026). Précision dynamique du matériel de simulation pulmonaire : une évaluation comparative. Journal of Biomechanics 204:113366. DOI : https://doi.org/10.1016/j.jbiomech.2026.113366. Accès libre, CC BY 4.0.

Ferencz, M., Drath, R., Dömer, B. (2025). Analyse des limitations de performance d’un Simulateur Pulmonaire largement utilisé. Current Directions in Biomedical Engineering 11(1):377–380. DOI : https://doi.org/10.1515/cdbme-2025-0196. Accès libre, CC BY 4.0.

Sayas Catalán, P., Patout, M. (2025). Sur le rôle des tests sur banc dans l’évaluation des dispositifs de VNI. — cité comme référence Ferencz 2026.

Stránská, K., Roubík, K., Rožánek, M. (2014). Le modèle pulmonaire ASL 5000 ne parvient pas à simuler les paramètres mécaniques prédéfinis lors de la ventilation HFJV et du contrôle du volume avec une forme d'onde de débit décroissante sur certains ventilateurs.

IngMar Medical. Manuel utilisateur ASL 5000 v3.6.

Johnson, K.G. (2022). APAP, BPAP, CPAP et nouveaux modes de thérapie par pression positive des voies respiratoires.

À propos de l'auteur/sponsor

Ce livre blanc a été préparé par IMT Analytics AG, fabricant d'analyseurs de débit gazeux, de simulateurs pulmonaires et d'équipements de test pour la thérapie respiratoire. IMT Analytics a été reconnu dans l'article de Ferencz et al. pour avoir fourni l'unité alveo avant son lancement. L'article lui-même a été rédigé indépendamment d'IMT Analytics par des chercheurs affiliés à l'Université de Pforzheim.

Pour une évaluation de l'alveo, des données de vérification des unités de production, si disponibles, ou pour une discussion approfondie des sujets abordés dans ce document :

Christian Remus — Chef de produit
IMT Analytics AG, Gewerbestrasse 8, 9470 Buchs (SG), Suisse
www.imtanalytics.com | remus@imtanalytics.com