Brevet FR3092255A1 — publié le 20200807

Description Titre de l'invention : Dispositif médical implantable avec boîtier en verre métallique massif Historique [0001] La présente divulgation concerne généralement le domaine des matériaux et. des procédés de fabrication de dispositifs médicaux. Plus spécifiquement, la présente divulgation concerne des matériaux biocompatibles amorphes et leurs techniques de traitement apparentées appliquées à des structures de boîtier pour des dispositifs médicaux implantables tels que des stimulateurs cardiaques, des défibrillateurs, des stimulateurs, des implants cochléaires et d'autres types de dispositifs médicaux implantables. Résumé [0002] Un mode de réalisation concerne un boîtier pour un dispositif cardiaque ou de neuro- stimulation implantable. Le boîtier comprend un alliage de verre métallique massif Le boîtier peut être conçu pour accueillir un ou plusieurs composants d'un stimulateur cardiaque implantable ou du défibrillateur implantable. [0003] Un autre mode de réalisation concerne un dispositif de stimulation implantable. Le dispositif de stimulation implantable comprend une ou plusieurs électrodes, un générateur d'impulsions conçu pour générer et délivrer, via l'un ou les électrodes, une thérapie de stimulation à un patient, et un boîtier conçu pour accueillir au moins le générateur d'impulsions. Le boîtier est au moins partiellement fabriqué à partir d'un alliage de verre métallique massif et est conçu pour une implantation à long terme chez un patient. 100041 Selon un exemple de réalisation, la thérapie de stimulation peut être une thérapie de stimulation cardiaque. Selon d'autres exemples de modes de réalisation, la thérapie de stimulation peut être une thérapie de défibrillation par cardioversion. Selon encore d'autres exemples de modes de réalisation, la thérapie de stimulation peut être une thérapie de traitement de la douleur. 100051 Dans certains modes de réalisation, l'alliage de verre métallique massif est un alliage d'au moins du zirconium, du titane, du cuivre, du nickel et de l'aluminium. Dans certains modes de réalisation, le boîtier comprend deux pièces ou plus conçues pour s'emboîter, se visser ou s'accoupler ensemble, avec précision, pour former le boîtier. Dans certains modes de réalisation, le boîtier comprend au moins une attache de retenue et/ou une caractéristique de support conçue pour verrouiller au moins l'un du générateur d'impulsions, de la batterie, des pHs ou d'autres composants du dispositif médical implantable se trouvant à l'intérieur du boîtier. Dans certains modes de réa- 2 lisation, le boîtier est un composant moulé par injection. De la même façon, de tels caractéristiques internes peuvent être conçues pour séparer physiquement divers composants internes les uns des autres à des fins d'assemblage ou pour d'autres considérations de conception (comme l'isolement d'une batterie d'autres composants internes). [0006] Un autre mode de réalisation concerne un procédé de fabrication d'un boîtier pour un dispositif médical implantablc tel qu'un dispositif cardiaque ou de neurostimulation. Le procédé comprend la fourniture d'un ou de plusieurs moules pour le boîtier et le moulage par injection du boîtier, en utilisant l'un ou les moules, à partir d'un alliage dc verre métallique massif Le boîtier fini est conçu pour accueillir un ou plusieurs composants du dispositif médical irnplantable et est conçu pour une implantation à long terme chez un patient. [0007] Ce résumé a un but uniquement illustratif et ne vise en aucun cas à limiter l'invention. D'autres aspects, caractéristiques inventives et avantages des dispositifs et/ ou des procédés décrits ici apparaîtront dans la description détaillée présentée ici, prise en association avec les figures ci-jointes, dans lesquelles les références numériques semblables se réfèrent à des éléments semblables. Brève description des figures [0008] [fig.1] illustre un schéma d'un diagramme temps-température-transformation (TTT) pour un exemple d'alliage amorphe à solidification en masse. [0009] [fig.2] illustre un dispositif de stimulation irnplantable, selon un exemple de réa- lisation. [0010] [fig.31 illustre les résultats d'essais de corrosion au brouillard salin dc matériaux dc dispositifs médicaux, y compris un verre métallique massif, selon un exemple de mode de réalisation. [0011] [fig.4] est une représentation de la profondeur de la peau en fonction dc la fréquence de rayonnement électromagnétique pour les matériaux dc dispositifs médicaux, y compris un verre métallique massif, selon un exemple de mode de réalisation. Description détaillée 100121 Avant de passer aux figures, qui illustrent les exemples de réalisation en détail, il doit être entendu que la présente invention n'est pas limitée aux détails ou à la méthodologie exposée dans la description ou illustrée dans les fleures. Il faut également comprendre que la terminologie utilisée ici n'a qu'un but de description et ne doit pas être considérée comme limitative. 100131 Les dispositifs médicaux implantables comprennent souvent un boîtier métallique biocompatible. Par exemple, de nombreux dispositifs médicaux sont renfermés dans un boîtier en acier inoxydable chirurgical (par ex., acier inoxydable 316L ou 316LVM) ou 3 en alliage de titane (par ex., alliage de titane de grade 5). Cependant, les boîtiers métalliques existants pour les dispositifs médicaux peuvent inclure des contraintes, telles qu'une gamme étroite de déformation élastique, qui peuvent limiter la manière et la forme dans laquelle les boîtiers peuvent être fabriqués. Ainsi, d'autres options de boîtier métallique peuvent être souhaitables pour certaines applications de dispositifs médicaux. [0014] En se reportant généralement aux figures, des boîtiers de dispositifs médicaux en alliage métallique amorphe tel qu'un verre métallique massif (VMM) sont décrits. Les scientifiques des matériaux connaissent l'existence et le potentiel des alliages de verre métallique massif depuis plusieurs décennies, mais la commercialisation à grande échelle de ces matériaux est une entreprise relativement récente. Ces matériaux sont connus sous de nombreux noms différents, y compris, mais sans limitation : métaux amorphes massifs, métaux vitreux, Vitrclo y1\11), LiquidmetalmD, alliages amorphes à solidification en masse, alliages amorphes massifs, etc. Les VMM sont une catégorie de matériaux classés selon leur capacité à être fabriqués avec des structures atomiques désorganisées de façon unique dans des épaisseurs généralement supérieures à 1 mm. Cela n'empêche pas la fabrication de structures de moins de 1 mm d'épaisseur, niais indique que l'alliage peut exister dans des structures de plus de 1 mm d'épaisseur. Dans la longue histoire des alliages métalliques, les VMM sont les premiers à ne présenter aucune structure périodique dans leur agencement atomique. Au lieu de cela, ils sont composés de proportions uniques et soigneusement conçues d'atomes dissemblables qui se solidifient et se refroidissent à partir d'un état fondu tout en conservant des structures amorphes, non cristallines (par ex., vitreuses ou de type liquide) jusqu'à la température ambiante et en dessous. C'est précisément cette structure amorphe qui confère à un VMM ses propriétés physiques uniques et avantageuses. Les propriétés VMM souvent citées sont la résistance, le rapport résistance/poids, la dureté, la limite élastique, la résistance à la corrosion, les propriétés électromagnétiques et la précision. Une des propriétés importantes d'un alliage VMM, et qui a été améliorée par les scientifiques des matériaux au cours des dernières décennies, est sa vitesse critique de refroidissement: la vitesse la plus lente à laquelle le matériau peut être refroidi ((l'un liquide à un solide) tout en maintenant la structure atomique amorphe active. Comme mentionné précédemment, les alliages amorphes peuvent posséder de nombreuses propriétés supérieures à leurs homologues cristallins. [0015] Les alliages décrits ici peuvent être amorphes ou sensiblement amorphes. La structure matérielle d'un VMM peut entraîner un faible rétrécissement lors du refroidissement et une résistance à la déformation plastique. L'absence de joints de grains (par ex., des défauts bidimensionnels dans le réseau cristallin), qui peuvent représenter des points faibles dans les matériaux cristallins dans certains cas, peut conduire à une meilleure résistance à l'usure et à la corrosion dans les alliages amorphes. Dans un mode de réalisation, les métaux amorphes, bien que considérés comme des verres, peuvent également être beaucoup plus résistants et moins cassants que les verres à base d'oxyde et la céramique. La littérature scientifique est riche en informations détaillées supplémentaires sur les conceptions, propriétés et potentiels industriels des matériaux VMM. [0016] L'amorphicité peut être une mesure du degré « amorphe » qu'un alliage amorphe possède. Par exemple, une composition peut être partiellement amorphe, sensiblement amorphe ou complètement amorphe. L'amorphicité peut être mesurée en termes de degré de cristallinité. Par exemple, dans un mode de réalisation, un alliage ayant un faible degré de cristallinité peut être considéré comme ayant un degré élevé d'amorphicité. Dans un mode de réalisation, par ex., un alliage ayant une phase cristalline à 60 % en volume peut avoir une phase amorphe à 40 % en volume. Les phases amorphe et cristalline peuvent avoir la même composition chimique et ne différer que par la microstructure, par ex., l'une amorphe et l'autre cristalline. Dans un mode de réalisation, la microstructure comprend, par ex., la structure d'un matériau telle que révélée sous un microscope à un grossissement de 25 fois ou plus. Par ailleurs, les deux phases peuvent avoir des compositions chimiques et des microstructures différentes. Quoi qu'il en soit, ces alliages VMM à microstructure mixte peuvent être créés intentionnellement et sont souvent appelés composites. Leurs avantages peuvent inclure des apparences cosmétiques, une ductilité améliorée, un coût inférieur, etc. La phase non amorphe peut être un cristal ou une pluralité de cristaux. Les cristaux peuvent se présenter comme des particules de toute forme, telles que sphérique, ellipsoïde, filiforme, en forme de tige, en forme de feuille, en forme de flocons ou de forme irrégulière. Dans un mode de réalisation, les cristaux peuvent avoir une forme dendritique. Par exemple, une composition amorphe au moins partiellement composite peut avoir une phase cristalline sous forme de dendrites dispersées dans une matrice de phase amorphe ; la dispersion peut être uniforme ou non uniforme, et la phase amorphe et la phase cristalline peuvent avoir la même composition chimique ou une composition chimique différente. Dans un mode de réalisation, la phase amorphe et la phase cristalline ont sensiblement la même composition chimique. Dans un autre mode de réalisation, la phase cristalline peut être plus ductile que la phase VMM. [0017] La figure 1 montre la courbe de refroidissement temps-température-transformation (TTT) d'un exemple d'alliage amorphe à solidification en masse, ou diagramme TTT. Les métaux amorphes à solidification en masse ne subissent pas de transformation de cristallisation liquide/solide comme avec les métaux conventionnels lors du refroidissement. Au lieu de cela, la forme hautement fluide et non cristalline du métal qui existe à des températures élevées (proche d'une « température de fusion », Tm) devient plus visqueuse à mesure que la température diminue (proche d'une « température de transition vitreuse », adoptant éventuellement les propriétés physiques externes d'un solide conventionnel. Dans certains modes de réalisation, T, et T. sont déterminées à partir de mesures standards au moyen d'un calorimètre à balayage différentiel (CBD) à des vitesses de chauffage typiques (par ex., 20 °C/min) comme le point de départ de la température de cristallisation et début de la température de transition vitreuse. [0018] En ce qui concerne les opérations de formage thermoplastique, la région liquide en surfusion (la région de température entre Tg et T') est une manifestation de l'extraordinaire stabilité contre la cristallisation des alliages à solidification en masse. Dans cette région de température, l'alliage à solidification en masse peut exister sous forme de liquide à haute viscosité. La viscosité de l'alliage à solidification en masse dans la région liquide en surfusion peut varier entre 1012 Pas à la température de transition vitreuse jusqu'à 105 Pas à la température de cristallisation, la limite de température élevée de la région liquide en surfusion. Les liquides avec de telles viscosités peuvent subir une déformation plastique importante sous une pression appliquée. Ainsi, divers modes de réalisation utilisent ici la grande fortnabilité plastique ou for-nubilité thermoplastique dans la région liquide en surfusion pour former, assembler, mouler et séparer des pièces. [0019] Le diagramme TTT schématique de la figure 1 montre des procédés de traitement de coulée sous pression à partir de, à ou au-dessus de lai', jusqu'au-dessous de la T, sans que la trajectoire temps-température (identifiée (1) comme exemple de trajectoire) ne croise la courbe TTT. Pendant le moulage sous pression, le formage a lieu sensiblement simultanément avec un refroidissement rapide pour éviter que la trajectoire ne croise la courbe TTT. Les procédés de traitement pour le formage superplastique (FSP) peuvent également se produire à partir de, à' ou au-dessous de la T, jusqu'au-dessous de la Tm sans que la trajectoire temps-température (identifiée comme (2), (3) et (4) comme exemples de trajectoires) ne croise la courbe TTT. Dans le procédé FSP, le VMM amorphe est réchauffé dans la région liquide en surfusion où la fenêtre de traitement disponible pourrait être beaucoup plus grande que le moulage sous pression, entraînant une meilleure contrôlabilité du processus. Le procédé FSP ne nécessite pas de refroidissement rapide pour éviter une cristallisation pendant le refroidissement. De plus, comme le montrent les exemples de trajectoires (2), (3) et (4), le FSP peut être effectué à la température la plus élevée alors que le FSP est au-dessus de la T0,, ou au-dessous de la Tflo', jusqu'à environ la Tm. Si l'on chauffe un morceau d'alliage amorphe tout en parvenant à éviter de croiser la courbe TTT, on aura chauffé « entre T. et Tm », mais on n'aura pas atteint la T'. 6 100201 Les procédés décrits ici peuvent être applicables à tout type d'alliage amorphe, que cet alliage soit à base de zirconium, de fer, de nickel, de titane, de cuivre, de platine, d'or ou d'un autre élément. Par exemple, un alliage amorphe peut être à base de zirconium avec des éléments supplémentaires en plus petits pourcentages de masse ou de poids. Quel que soit l'élément de base, un alliage amorphe peut comprendre tout autre élément tel que zirconium, hafnium, titane, cuivre, nickel, platine, palladium, fer, magnésium (Mg), or, lanthane (La), argent, aluminium (Al), molybdène, niobium, béryllium (Be), yttrium (Yt) ou leurs combinaisons. Notamment, l'alliage peut comprendre toute combinaison d'éléments tels que ceux-ci dans sa formule chimique ou sa composition chimique. Les éléments peuvent être présents à différents pourcentages de poids ou de volume. Par exemple, un alliage « à base de fer» peut désigner un alliage contenant un pourcentage en poids non négligeable de fer. Le pourcentage en poids peut être, par ex., d'au moins environ 20 % en poids, tel qu'au moins environ 40 % en poids, tel qu'au moins environ 50 % en poids, tel qu'au moins environ 60 % en poids, ou tel qu'au moins environ 80 % en poids. [0021] Par exemple, de nos jours, dans de nombreuses applications commerciales, l'alliage amorphe peut être à base de zirconium et peut avoir la formule (Zr, Ti)'(Ni, Cu, Fc),, (Be, AI, Si, B),, dans laquelle a, b et c représentent chacun un poids ou un pourcentage atomique. Dans un mode de réalisation, a est dans la plage de 30 à 75, b est dans la plage de 5 à 60 et c'est dans la plage de 0 à 50 en pourcentages atomiques. Par ailleurs, dans certains modes de réalisation, l'alliage amorphe peut avoir la formule (Zr, Ti)'(Ni, Cu),,(Be)' dans laquelle a, b et c représentent chacun un poids ou un pourcentage atomique. Dans un mode de réalisation, a est dans la plage de 40 à 75, b est dans la plage de 5 à 50 et c'est dans la plage de 5 à 50 en pourcentages atomiques. L'alliage amorphe peut avoir la formule (Zr, Ti),(Ni, Cul,(Be),, dans laquelle a, b et c représentent chacun un poids ou un pourcentage atomique. Dans un mode de réalisation, a est dans la plage de 45 à 65, b est dans la plage de 7,5 à 35 et c'est dans la plage de 10 à 37,5 en pourcentages atomiques. Par ailleurs, dans certains modes de réalisation, l'alliage amorphe peut avoir la formule (Zr)'(Nb, Cu),(Al)d, dans laquelle a, b, c et d représentent chacun un poids ou un pourcentage atomique. Dans un mode de réalisation, a est dans la plage de 45 à 65, b est dans la plage de 0 à 10, c'est dans la plage de 20 à 40 et d est dans la plage de 7,5 à 15 en pourcentages atomiques. Un exemple de réalisation du système d'alliage décrit ci-dessus est un alliage amorphe à base de ZrCu-Ti-Ni-Al Liquicimetalmn, tel que LM105 et LM106a, tel que fabriqué par Materion et moulé par injection en produits commerciaux par Liquiclmetal Technologies, CA, É.-U. Des exemples supplémentaires d'alliages amorphes à base de zirconium ou non des différents systèmes sont présentés dans les tableaux 1 et 2. Exemples de compositions d'alliages amorphes 7 [0022] [Tablcauxl] Alliage Atm% Atm% Atm% Atm% Atm% Atm% Atm% Atm% 1 Fe Mo Ni Cr P C B 68,00% 5.00% 5,00% 2.00% 12.50% 5,00% 2,50 % 2 Fe Mo Ni Cr P C B Si 68,00% 5,00% 5,00% 2,00% 11,00% 5,00% 2,50% 1,50% 3 Pd Cu Co P 44.48 % 32.35 % 4,05 % 19,11 % 4 Pd Ag Si P 77,50 % 6,00 % 9,00 % 7,50 % 5 Pd Ag Si P Ge 79,00 % 3,05 % 9,50 % 6,00 % 2,00 % 6 Pt Cu Ag P B Si 74,70% 1.50% 0,30% 18.0% 4,00% 1,50% [0023] Exemples supplémentaires de compositions d'alliages amorphes (% atomique) [0024] 8 [Tablcaux2] Alliage Atm % Atm % Atm % Atm % Atm % Atm % 1 Zr Ti Cu Ni Be 41,20% 13,80% 12,50% 10,00% 22,50% 2 Zr Ti Cu Ni Be 44,00% 11,00% 10,00% 10,00% 25,00% 3 Zr Ti Cu Ni Nb Be 56,25% 11,25 % 6,88 % 5,63 % 7,50% 12,50% 4 Zr Ti Cu Ni Al Be 64,75% 5,60% 14,90% 11,15 % 2,60% 1,00% 5 Zr Ti Cu Ni Al 52,50% 5,00% 17,90% 14,60% 10,00% 6 Zr Nb Cu Ni Al 57,00% 5,00% 15,40% 12,60% 10,00% 7 Zr Cu Ni Al 50,75 % 36,23 % 4,03 % 9,00 % 8 Zr Ti Cu Ni Be 46,75 % 8,15 % 7,50 % 10,00 % 27,50 % 9 Zr Ti Ni Be 21,67 % 43,33 % 7,50 % 27,50 % Zr Ti Cu Be 35,00 % 30,00 % 7,50 % 27,50 % 11 Zr Ti Co Be 35,00 % 30,00 % 6,00 % 29,00 % 12 Zr Ti Fe Be 35,00 % 30,00 % 2,00 % 33,00 % 13 Au Ag Pd Cu Si 49,00% 5,50 % 2,30% 26,90% 16,30 % 14 Au Ag Pd Cu Si 50,90% 3,00 % 2,30% 27,80% 16,00 % Pt Cu Ni P 9 57,50 % 14,70 % 5,30 % 22,50 % 16 Zr Ti Nb Cu Be 36,60% 31,40 % 7,00% 5,90% 19,10 % 17 Zr Ti Nb Cu Be 38,30 % 32,90 % 7,30 % 6,20 % 16,30 % 18 Zr Ti Nb Cu Be 39,60 % 33,90 % 7,60 % 6,40 % 12,50 % 19 Cu Ti Zr Ni 47,00% 34,00 % 11,00% 8,00% Zr Co Al 55,00 % 25,00 % 20,00 % [0025] Les syste nes d'alliages amorphes décrits ci-dessus peuvent en outre comprendre des éléments supplémentaires, tels que des éléments de métal de transition supplémentaires, y compris l'yttrium, le niobium, le chrome, le vanadium et le cobalt. Les éléments supplémentaires peuvent être présents à moins ou égal à environ 30 % en poids, comme inférieur ou égal à environ 20 % en poids, comme inférieur ou égal à environ 10 % en poids ou comme inférieur ou égal à environ 5 % en poids. Dans un mode de réalisation, le ou les éléments supplémentaires facultatifs sont au moins l'un parmi le cobalt, le manganèse, le zirconium, le tantale, le niobium, le tungstène, l'yttrium, le titane, le vanadium et le hafnium, ce qui peut amener le système d'alliage à former des carbures et à encore améliorer la résistance à l'usure et à la corrosion. D'autres éléments facultatifs peuvent comprendre le phosphore, le germanium et l'arsenic (par ex., totalisant jusqu'à environ 2 % en poids et, dans certains modes de réalisation, moins de 1 % en poids) pour réduire le point de fusion. D'autre part, les impuretés accidentelles devraient être, dans certains modes de réalisation, inférieures à environ 2 % en poids et de préférence 0,5 % en poids. [0026] Comme précédemment indiqué, un alliage métallique amorphe tel qu'un VMM peut être utilisé pour créer un boîtier pour un dispositif médical. En particulier, les boîtiers VMM peuvent posséder un certain nombre d'avantages lorsqu'ils sont utilisés comme boîtiers de dispositifs médicaux implantables. Par exemple, dans divers modes de réalisation et. comme décrit plus en détail ci-dessous, les VMM peuvent avoir un rapport résistance/poids élevé, ce qui permet aux dispositifs de rester légers mais robustes contre les dommages : avoir des propriétés électromagnétiques appropriées pour ne pas présenter de danger pour l'imagerie par résonance magnétique (IRM) ; et permettent une bonne transmission des émissions électromagnétiques pour une communication et/ 10 ou une charge sans fil (par ex., à 402 à 405 MHz). Comme il est également présenté plus en détail ci-dessous, dans divers modes de réalisation, les VMM présentent une excellente résistance à la corrosion lors d'exposition prolongée aux environnements de fluides corporels avec une dégradation des propriétés du matériau ou une lixiviation des ions minimales, ainsi que des résultats de test de biocompatibilité de qualité implantable. [0027] Les VMM présentent également de nombreuses propriétés avantageuses pour la fa- brication de boîtiers de dispositifs médicaux. Étant donné que les VMM présentent des propriétés semblables à du verre, les boîtiers VMM peuvent être fabriqués par moulage par injection pour créer des géométries complexes, irrégulières, précises et/ou à petite échelle en grands volumes à faible coût. De plus, les boîtiers VMM peuvent être fabriqués à l'aide d'une commande numérique par ordinateur (CNO) de machines-outils, par ex., pour créer des boîtiers de type estampillé. En outre, les VMM ont une plus grande plage de déformation élastique que certains matériaux de dispositifs médicaux (par ex., une plage élastique de 2 %), cc qui permet aux boîtiers VMM d'être fabriqués avec des configurations d'assemblage de type à encliquetage sans perte d'intégrité mécanique (par ex., une déformation plastique des boîtiers) pendant le processus d'assemblage. Par ailleurs, les boîtiers de dispositifs médicaux VMM peuvent être fabriqués avec un processus d'assemblage/de scellement potentiel pour un collage à des matériaux semblables ou différents. [0028] En se reportant à la figure 2, un dispositif de stimulation implantable 300 est re- présenté, selon un exemple de réalisation. Le dispositif de stimulation 300 est conçu pour fournir une stimulation à un patient. Par exemple, le dispositif de stimulation 300 peut être un stimulateur cardiaque, un défibrillateur, un stimulateur, etc. Le dispositif de stimulation 300 comprend un boîtier 302 abritant des composants électriques du dispositif de stimulation 300, tels qu'une batterie, un système de commande et un générateur d'impulsions. Le dispositif de stimulation 300 comprend également un certain nombre de fils 304 couplés au boîtier 302. Dans le mode de réalisation de la figure 2, le dispositif de stimulation 300 comprend deux fils 304. Cependant, il doit être entendu que, dans d'autres modes de réalisation, le dispositif de stimulation 300 peut comprendre un nombre différent de fils 304 (par ex., en fonction de l'usage du dispositif de stimulation 300). À titre d'illustration, si le dispositif de stimulation 300 est utilisé pour fournir une stimulation de régulation à un noeud auriculaire droit et à un noeud ventriculaire droit, le dispositif de stimulation 300 peut comprendre un fil auriculaire droit et un fil ventriculaire droit et un ou plusieurs fils de détection. [0029] Chacun des fils 304 est conçu pour fournir une stimulation à un patient et/ou pour détecter un ou plusieurs signaux physiologiques d'un patient. Dans le mode de réalisation représenté dans la figure 2, un premier fil 304 se termine dans un réseau 11 d'électrodes 306 et un second fil 304 se termine dans un capteur 308. Le réseau d'électrodes 306 comprend une ou plusieurs électrodes conçues pour délivrer un traitement par stimulation (par ex., thérapie de stimulation, thérapie de défibrillation, etc.) au patient, généré par un générateur d'impulsions se trouvant dans le boîtier 302. Le capteur 308 est conçu pour détecter un ou plusieurs signaux physiologiques du patient. Par exemple, le capteur 308 peut détecter l'activité électrique du coeur du patient, qui est utilisée par le système de commande pour déterminer si et quand un traitement par stimulation doit être administré au patient. [0030] À titre d'illustration, dans certains modes de réalisation, le capteur 308 est ancré dans l'oreillette droite d'un patient (par ex., de telle sorte que le capteur puisse détecter une activité électrique dans le noeud sino-auriculaire et le noeud auriculo-ventriculaire du patient), et le réseau d'électrodes 306 est ancré dans le ventricule droit du patient (par ex., au niveau de ou près de l'apex du ventricule droit). Le capteur 308 recueille des données sur l'activité électrique dans le coeur du patient. Un système de commande se trouvant dans le boîtier 302 détermine, sur la base de l'activité électrique, si et quand le dispositif de stimulation 300 doit fournir une stimulation au patient. Par exemple, si le dispositif de stimulation 300 est un stimulateur cardiaque, le système de commande détermine si le coeur du patient est en arythmie (par ex., le patient connaît une bradycardie ou une tachycardie). En réponse à la détermination d'un rythme cardiaque irrégulier du patient, le système de commande amène le générateur d'impulsions à générer et délivrer au coeur, via le réseau d'électrodes 306, un traitement par stimulation de régulation pour restaurer le rythme cardiaque régulier du patient. Comme autre exemple, si le dispositif de stimulation 300 est un défibrillateur, le système de commande détermine si le coeur du patient subit une fibrillation (par ex., le patient connaît une fibrillation ventriculaire). En réponse à la détermination d'une fibrillation du patient, le système de commande amène le générateur d'impulsions à générer et délivrer, via le réseau d'électrodes 306, un traitement de cardioversion-défibrillation pour traiter la fibrillation. [0031] Comme autre illustration, dans certains modes de réalisation, le dispositif de sti- mulation 300 est un stimulateur conçu pour fournir une stimulation électrique à un système nerveux d'un patient. Par exemple, le dispositif de stimulation 300 peut être conçu pour fournir une stimulation pour traiter la douleur, pour réguler un rythme cardiaque du patient, etc. Par conséquent, dans de tels modes de réalisation, le réseau d'électrodes 306 est conçu pour être implanté près d'un nerf du patient. De plus, dans de tels modes de réalisation, le dispositif de stimulation 300 peut ne pas inclure le capteur 308. Par exemple, le dispositif de stimulation 300 peut être un stimulateur conçu pour fournir un traitement d'une douleur par stimulation de la moelle épinière d'un patient. Le système de commande peut être conçu pour recevoir un signal d'un 12 système externe (par ex., un dispositif de programmation portable) ordonnant au système de commande de commencer à fournir une stimulation. En réponse, le système de commande amène le générateur d'impulsions à générer et délivrer à la moelle épinière du patient, via le réseau d'électrodes 306, des signaux de stimulation pour traiter la douleur du patient. [0032] Il doit être entendu que la configuration des fils 304, du réseau d'électrodes 306 et du capteur 308 est à titre d'exemple seulement et que d'autres configurations peuvent être utilisées dans d'autres modes de réalisation. Par exemple, tandis que le mode de réalisation du dispositif de stimulation 300 comprend plusieurs fils 304, dans certains modes de réalisation, le boîtier 302 peut plutôt être conçu pour ne nécessiter que peu ou pas de fils 304. Par exemple, le dispositif de stimulation 300 peut être un dispositif de stimulation sans fil, avec des capacités de stimulation et de détection de stimulation fournies par une ou plusieurs électrodes intégrées dans le boîtier 302. Par ailleurs, dans certains modes de réalisation, le dispositif de stimulation 300 peut ne pas inclure un ou plusieurs fils de détection distincts. Au lieu de cela, les électrodes de stimulation peuvent également servir d'électrodes de détection, ou les électrodes de détection peuvent être fournies par le ou les mêmes fils que les électrodes de stimulation. [0033] Dans divers modes de réalisation, comme discuté ci-dessus, le boîtier 302 du dispositif de stimulation 300 peut être partiellement ou entièrement formé d'un alliage métallique amorphe tel qu'un VMM. Par exemple, le boîtier 302 peut être principalement formé d'un VMM, avec une petite pièce en plastique abritant l'emplacement où les fils 304 sortent du boîtier 302. La fabrication du boîtier 302 à partir d'un VMM peut conférer au boîtier 302 les propriétés souhaitables des VMM présentées ci-dessus, y compris, par ex., un rapport résistance/poids élevé ; une compatibilité avec FIRM ; une bonne transmission des émissions électromagnétiques pour la recharge à distance, une communication sans fil entre l'appareil et un autre appareil à l'extérieur du corps du patient, ou à d'autres fins ; et la capacité à être créé par moulage par injection, avec des assemblages de type à encliquetage ou filetés et/ou avec un traitement d'assemblage/de scellage potentiel pour une liaison à d'autres matériaux. [0034] De plus, la fabrication du boîtier 302 à partir d'un VMM peut conférer au boîtier 302 une biocompatibilité souhaitable. À titre d'illustration, les tests de matériaux pré-cliniques ont montré que les boîtiers de stimulateur cardiaque fabriqués à partir de LM105, un VMM de composition Zr52.5Ti5Cu17.9Ni14.6A110 en poids atomique, produit par Liquidmetal Technologies, possèdent un certain nombre de propriétés biocompatibles, comme décrit plus en détail ci-dessous. [0035] Pour commencer, une première série d'essais a été réalisée sur des échantillons LM105 moulés basés sur les parties 4,5, 10 et 11 des méthodes d'essai 10993 de l'Organisation internationale de normalisation (ISO) pour les dispositifs médicaux. La 13 première série de tests a examiné la biocompatibilité de base des échantillons LM105 tels que moulés. Les tests 150 10993-4 comprennent des tests d'hémocompatibilité (par ex., des tests de rupture des globules rouges et de libération du cytoplasme dans le plasma sanguin en réponse au matériau testé). Les tests ISO 10993-4 comprenaient quatre séries de tests. [0036] Le test d'hémolyse (basé sur l'American Standard for Tcsting and Materials (ASTM) F756) a été effectué sur les échantillons LM105. Une extraction des échantillons LM105 a été immergée dans une solution tamponnée au phosphate mélangée à une solution sanguine. L'imagerie par résonance magnétique cardiaque (CMR) du « National Cornmittee for Clinical Laboratory Standards (NCCLS) » a ensuite été réalisée pour mesurer l'hémolyse dc la solution tamponnée au phosphate mélangée à la solution sanguine en réponse à l'extraction. En particulier, le test d'hémolyse a mesuré la concentration d'hémoglobine par rapport à un témoin de référence négatif. Les échantillons LM105 ont montré une concentration de 0,5 % au-dessus du contrôle de référence négatif (succès). [0037] Des tests d'activation du complément ont été effectués sur les échantillons LM105, en particulier un test C3a et un test SC5b-9. Le test d'activation du complément a mesuré la capacité du matériau à déclencher l'activation du complément : C3a pour l'anaphylotoxicité et 5C5b-9 pour la lyse cellulaire (par ex., montrant la dégradation des tissus). Les éléments du test ont été exposés à du sérum humain normal (SHN), et une extraction a été ensemencée en triple dans des puits de plaques C3a et SC5b-9. Les échantillons LM105 ont montré une activation de 0,38 % pour le test C3a et une activation de 0 % pour le test SC5b-9 (succès). [0038] Un test de temps de céphaline activée (TCA) et un test de temps de Quick (TQ) ont été effectués sur les échantillons LM105 pour mesurer la capacité du matériau à provoquer la formation de caillots (par ex., montrant l'activation de la voie de coagulation intrinsèque pour le test TCA et l'activation de la voie extrinsèque pour le test TQ). Pour chacun de ces tests, une extraction des échantillons LM105 a été exposée au plasma humain. Pour le test TCA, les échantillons LM105 ont montré 32,3 % (97 secondes) et 46,1 % (138 secondes) de contrôle plasmatique négatif (activation modérée), et pour le test TQ, les échantillons LM105 ont montré 13 secondes de temps de coagulation et une augmentation inférieure à 2 fois du TQ (succès). Ainsi, les échantillons LM105 ont passé le test d'hémocompabilité comme non hémolytiques. [0039] Les tests ISO 10993-5 ont examiné la cytotoxicité (par ex., la toxicité cellulaire) du matériau testé. Pour cette analyse, des tests de cytotoxicité in vitro ont été réalisés, spécifiquement pour examiner l'élution MEM, qui est en corrélation avec la toxicité d'un matériau pour les cellules. En outre, une extraction des échantillons LM105 a été immergée dans une culture cellulaire et ensemencée sur des cellules de fibroblastes L- 14 929 pour tester si les échantillons provoquent une lyse cellulaire ou inhibent la croissance cellulaire. Pour ces tests de cytotoxicité, les boîtiers LMIOS se sont révélés non cytotoxiques, avec 0 degré de cytotoxicité à 24, 48 et 72 heures. [0040] Les tests ISO 10993-10 ont examiné le potentiel de sensibilisation ct d'irritation du matériau. Pour la sensibilisation, un test de maximisation sur le cochon d'Inde (CI) a été effectué pour déterminer la sensibilisation cutanée des échantillons LM105 (par ex., leur capacité à provoquer une réponse allergique) et le déclenchement d'une dermatite de contact. Par conséquent, l'induction intradermique et topique d'extraits d'échantillons a été réalisée sur des cochons d'Inde. Le résultat du test de maximisation sur le CI donne un score de 0 pendant 24 et 48 heures, démontrant le caractère non-sensibilisant du matériau. Pour l'irritation, un test de réactivité intracutanée a été effectué pour tester la capacité du matériau à provoquer une irritation intracutanée (par ex., par l'effet de lixiviats toxiques). Pour ce test, une extraction des échantillons LM105 a été injectée à des cochons d'Inde avec observation après 24,48 et 72 heures. Le résultat obtenu est de 0,2 pour les extractions polaires et de 0,3 pour les extractions non polaires, ce qui montre que les échantillons LM105 ne sont pas irritants. [0041] Les tests ISO 10993-11 ont examiné la toxicité systémique (par ex., l'effet sur le système d'absorption et de distribution d'un agent toxique) des échantillons LM105. En particulier, un test de toxicité systémique algue a été réalisé par exposition unique sur une période d'observation de 72 heures. Le résultat montre une absence d'effet sur les sujets testés, sans anomalie ni perte de poids, montrant que les échantillons LM105 n'ont pas de toxicité systémique. En résumé, les résultats des tests ISO 10993-4, 10993-5, 10993-10 et 10993-11 suggèrent que le LM105 à l'état tel que moulé est un candidat potentiel pour un contact de surface, un contact avec le sang et une implantation, et représente donc un candidat potentiel pour un stimulateur cardiaque, une fibrillation, une stimulation implantable, etc., comme il est décrit ci-dessus. [0042] Des tests spécifiques d'implant à long terme ont également été effectués sur des pièces moulées par injection LM105 ébarbées et passivées. Ces tests ont été sélectionnés parmi les parties 3,6, 10 et 11 de 1'1SO-10993. Les tests 15010993-3 ont examiné la génotoxicité, la cancérogénicité et la toxicité pour la reproduction des échantillons LM105. Le test comprenait un test de lymphome de souris basé sur des traitements de 4 et 24 heures. Les résultats ont montré que les boîtiers LM105 n'étaient pas mutagènes, car la fréquence des mutants était inférieure à 90 x 10-6 de la fréquence moyenne des mutants du contrôle négatif simultané. Dans le présent contexte, le terme implantation à long terme » signifie une durée de contact dans un corps humain pendant au moins 30 jours ou 720 heures. [0043] La passivation est un processus par lequel la surface déjà résistante à la corrosion d'une pièce VMM à base de zirconium peut être davantage améliorée pour réduire tout 15 risque de formation d'oxydes ou de lixiviation d'ions dans le corps. Le fait que des alliages tels que le LM105 puissent être passives commercialement dans le cadre du processus de fabrication des composants VMM est extrêmement précieux pour l'utilisation en tant que stimulateur cardiaque, car la résistance à l'environnement des fluides corporels est essentielle pour les performances d'un dispositif de boîtier, et une durée de vie à faible risque plus étendue du dispositif est intrinsèquement avantageuse pour tout dispositif implantable. [0044] Les tests 15010993-6 et 10993-10 ont évalué les effets de l'exposition chronique post-implantation. En particulier, le test ISO 10993-6 a examiné la toxicité systémique sous-chronique 90 jours après l'implantation d'un élément de test chez le sujet testé. Des tests ont été effectués pour déterminer les effets locaux après l'implantation afin d'évaluer des changements de poids d'organes, des résultats d'autopsie macroscopique et des résultats d'histopathologic d'organes et de tissus. Aucune anomalie n'a été observée à l'autopsie. Tous les sites implantés se sont révélés dans les limites normales, et il n'y a eu aucun signe de toxicité locale et/ou générale (succès). Le test ISO 10993-10 a évalué la réponse biologique à l'exposition chronique d'un élément de test implanté. Des dispositifs ont été implantés chez le lapin avec un traitement histologique à la paraffine ; des tests ont été menés pour une irritation et une sensibilisation cutanée. Le score final de l'élément de test était de 0,3, et il a été déterminé que l'élément de test est non irritant pour les tissus du sujet par rapport à l'échantillon témoin négatif (succès). Ainsi, sur la base des tests ISO 10993-6 et 10993-10, les échantillons LM150 ont été jugés non initants. [0045] Le test ISO 10993-11 a été effectué pour évaluer la toxicité systémique. Deux séries de tests ont été effectuées. (1) Des tests de pyrogénicité induit par le matériau ont été effectués conformément aux tests pour la toxicité systémique selon les normes réglementaires du test pyrogène de la pharmacopée des États-Unis (USP). Les tests des normes réglementaires du test pyrogène fournissent des informations générales sur la détection de la pyrogénicité induite par le matériau de l'élément de test. Sur la base des résultats de cette étude, l'élément de test LM105 n'a montré aucune évidence de pyrogénicité induite par le matériau (succès). (2) La toxicité systémique sous-chronique basée sur un implant après 90 jours a été testée pour les effets locaux après l'implantation. Tout comme les tests ISO 10993-6 discutés ci-dessus, ces tests évaluent les changements de poids d'organes, des résultats d'autopsie macroscopique et des résultats d'histopathologie d'organes et de tissus. Aucune anomalie n'a été notée à l'autopsie, tous les sites implantés se sont révélés dans les limites normales, et il n'y avait aucun signe de toxicité locale et/ou générale (succès). Ainsi, les résultats de la norme ISO 10993-6 ont montré que les échantillons LM105 ne présentaient pas de toxicité systémique. Par conséquent, les tests ISO 10993-3, 10993-6. 10993-10 et 16 10993-11 présentés ci-dessus ont démontré que les pièces LM105 ont une biocompatibilité appropriée qui doit être prise en considération pour des applications de boîtiers de stimulateur cardiaque implantablc, ainsi que des applications pour d'autres dispositifs médicaux implantables. [0046] Cependant, même si le matériau d'implantation potentiel présentent une bonne bio- compatibilité, la lixiviation des ions métalliques dans un environnement de fluide corporel est également un obstacle potentiel à l'implantation du matériau. En raison du fait que le LM105 contient du nickel comme l'un de ses éléments constitutifs, qui peut se lixivier dans un environnement de fluide corporel, les boîtiers LM105 ont été testés pour la libération de nickel dans un environnement de fluide corporel simulé. Ces tests ont été effectués selon la méthode de test EN 1811:2011 (utilisée pour tester la libération de nickel dans l'Union européenne). Le test consiste à placer l'élément dans une solution de sueur artificielle pendant une semaine, puis à mesurer le nickel dans la solution par spectroscopie d'absorption atomique ou par spectrométrie de masse à plasma à couplage inductif (ICP-MS). L'élément reçoit ensuite une note de succès ou d'échec. Tant le LM105 moulé que le LM105 sablé et passive ont été testés. Les tests pour le LM105 moulé étaient tous inférieurs à la limite mesurable, tandis que les tests pour le LM105 sablé et passive étaient de 0,0048 ou moins. Ces résultats de test indiquent que les taux de libération de nickel pour le LM105 moulé sont inférieurs aux normes de limites pour un contact prolongé et perçant avec le corps, suggérant en outre que les boîtiers LM105 seraient sans danger pour l'implantation humaine. [0047] Des tests de corrosion par brouillard salin ont également été effectués sur les coupons d'essai LM105 pendant 336 heures dans un environnement de brouillard salin conformément à la norme de test ASTM B117. Les résultats du LM105 moulé sont présentés dans le tableau 400 illustré dans la figure 3 (illustré sous forme de barre 402). [0048] Le graphique 400 comprend également les résultats pour le LM105 sablé et passive (illustré sous forme de barre 404) et d'autres métaux utilisés dans les dispositifs médicaux, y compris les aciers inoxydables 316, 304, 301 (illustré sous forme de barre 406), le titane de grades 5, 2 (illustré sous forme de barre 408), l'acier inoxydable 17-4 (illustré sous forme de barre 410) l'aluminium 7075 (illustré sous forme de barre 412)). Comme le montre la barre 402, le LM105 moulé n'a montré qu'une décoloration minimale et aucune corrosion sur les coupons LM105 de test. Cette résistance est égale ou meilleure que les aciers inoxydables de haute qualité et les alliages de titane, qui sont couramment utilisés pour une implantation humaine à long terme. Des tests supplémentaires n'ont montré aucun changement dans les coupons LM105 de test après plus de 1000 heures dans le même environnement. [0049] En outre, les boîtiers LM105 sont orientés vers un comportement non ferreux pour la sécurité et la compatibilité dans les environnements d'IRM. Les propriétés électroma- 17 gnétiques du LM105 en font un matériau sûr pour l'IRM (par ex., le LM105 ne montre aucune force d'attraction ou de répulsion dans un champ B statique), et des artefacts produits sont minimes autour du site de l'implant lors d'imagerie utilisant l'IRM en raison de la faible conductivité et de la faible susceptibilité magnétique du LM105, qui est proche de la susceptibilité magnétique relative de l'air. Par exemple, la figure 4 illustre un graphique 500 de la profondeur de la peau (mm) en fonction de la fréquence de rayonnement électromagnétique (Hz) pour le LM105 (ligne 502), le cuivre (ligne 504), l'acier (ligne 506) et le titane (ligne 508). Tel qu'illustré dans la figure 4, la profondeur de peau calculée du LM105 moulé par injection est très similaire à celle du titane, qui génère moins d'artefacts (par ex., moins intense) que les alliages d'acier inoxydable (par ex., selon Knott et al., «À Comparison of Magnetic and Radiographie Imaging Artifact After Using Thrcc Types of Metal Rods: Stainless Steel, Titanium, and Vitallium », Spine Journal, Vol. 10, p. 789-794 (2010)). Les calculs de la profondeur de la peau indiquent que le LM105 aurait une « transparence » semblable aux signaux électromagnétiques utilisés pour une communication à distance ou la charge d'une source d'alimentation. La bande opérationnelle pour ces dispositifs est d'environ 4 x 10 Hz, à laquelle la profondeur de peau est d'environ 0,03 mm pour le titane et le LM105, illustré dans la figure 4. Cela indique que les boîtiers de stimulateur cardiaque LM105 auraient une réponse électromagnétique semblable aux environnements d'IRM qu'aux signaux de communication, et fourniraient une qualité d'image comparable au titane tout en conservant d'autres propriétés avantageuses par rapport au titane (par ex., en flexibilité de fabrication). [0050] Par conséquent, comme le montrent les tests évoqués ci-dessus, un VMM, tels que le LM105, peut être un bon candidat pour les boîtiers utilisés pour des dispositifs médicaux implantables, ainsi que pour d'autres composants de dispositifs médicaux. Par ailleurs, en raison de la nature semblable au verre du LM105 et de la plus grande gamme de contraintes élastiques récupérables que les VMM, comme le LM105, peuvent subir, la création de boîtiers de stimulateur cardiaque à partir du LM105 peut permettre une plus grande liberté de conception, une taille compacte et des géométries anatomiquement favorables comparativement aux matériaux de dispositifs médicaux traditionnels (par ex., des géométries anatomiquement adaptées plutôt que des géométries dictées par des procédés de fabrication tels que l'estampillage ou l'usinage). Ainsi, selon certains modes de réalisation, les boîtiers LM105 peuvent avoir un certain nombre d'avantages de production, notamment des temps de cycle de production plus rapides avec moins d'étapes/de stades de production, une répétabilité dimensionnelle avec des processus à haut rendement et permettre des caractéristiques géométriques plus complexes mais reproductibles à un coût réduit. [0051] À titre d'illustration, les VMM ont souvent une plage élastique plus large que de 18 nombreux métaux et alliages métalliques (par ex., le LM105 peut montrer environ 2% de déformation élastique récupérable). Ainsi, les conceptions potentielles de boîtier de stimulateur cardiaque VMM peuvent incorporer des caractéristiques élastiques avantageuses qui sont impossibles avec, par ex., des alliages de titane. Par exemple, dans certains modes de réalisation, un boîtier de stimulateur cardiaque VMM peut comprendre des fonctions d'enclenchement par encliquetage pour un alignement précis et reproductible pendant l'assemblage de deux moitiés de stimulateur cardiaque. En utilisant la déformation élastique récupérable de 2 % de l'alliage VMM, ces caractéristiques peuvent être verrouillées et déverrouillées pendant plusieurs cycles tout en fournissant à chaque fois la même quantité de force de verrouillage (par ex., sans montrer de déformation plastique). Dans un mode de réalisation, ces mêmes caractéristiques peuvent être utilisées pour aligner et verrouiller les composants internes en place avec des languettes de retenue ou d'autres caractéristiques de support qui sont monolithiques avec le corps du boîtier du stimulateur cardiaque. Par exemple, ces languettes de retenue ou d'autres caractéristiques de support peuvent être utilisées pour verrouiller au moins l'un d'un générateur d'impulsions, d'une batterie, de fils ou de tout autre composant d'un dispositif médical implantable à l'intérieur du boîtier. De la même façon, des caractéristiques de support peuvent être conçues pour séparer physiquement divers composants internes les uns des autres à des fins d'assemblage ou à des fins de conception, comme séparer physiquement la batterie d'un dispositif médical implantable des autres composants internes. Par ailleurs, dans un autre mode de réalisation, l'ensemble des rebords du boîtier du stimulateur cardiaque pourrait être conçu pour s'emboîter (par ex., semblable à un oeuf de Pâques en plastique). Un soudage pourrait alors être utilisé à ces emplacements d'accouplement du boîtier pour empêcher le déverrouillage dans certaines mises en oeuvre. Dans d'autres modes de réalisation, des conceptions potentielles de boîtier VMM peuvent inclure un type différent d'ajustement à enclenchement (par ex., pour accoupler précisément les deux moitiés du boîtier), comme un filetage pour visser ensemble les deux moitiés du boîtier. [0052] Comme autre exemple, alors que le titane est souvent utilisé dans les boîtiers de dis- positifs médicaux implantables en raison de sa biocompatibilité, le coût de fabrication des boîtiers en titane de haute qualité peut être important. Comme le montrent les tests décrits ci-dessus, les boîtiers LM105 peuvent présenter une biocompatibilité similaire ou meilleure que le titane et peuvent être produits à moindre coût. Des conclusions similaires peuvent être tirées pour d'autres boîtiers de dispositifs médicaux VMM, tels que des boîtiers de défibrillateur LM105 et des boîtiers de stimulation LM105. [0053] En outre, alors que les modes de réalisation de dispositifs médicaux fabriqués à partir d'alliages amorphes tels que les VMM sont décrits ci-dessus en référence à des dispositifs de stimulation, tels que des stimulateurs cardiaques, des défibrillateurs et des 19 stimulateurs, les caractéristiques biocompatibles et les propriétés de fabrication avantageuses des VMM peuvent être exploitées dans d'autres applications de dispositifs médicaux. Par exemple, des pompes implantables ou externes pour des médicaments, du liquide céphalorachidien (LCR) et d'autres liquides ; des implants cochléaires ; des sources d'énergie ; des boîtiers de microélectronique à l'intérieur d'autres appareils ; des condensateurs haute tension pour traiter la tachycardie et d'autres conditions physiologiques ; et des systèmes de mesure de la pression artérielle peuvent être au moins partiellement fabriqués en alliages amorphes, y compris en VMM. [0054] Dans le présent contexte, les ternies « approximativement », « environ », « substantiellement » et des termes similaires sont destinés à avoir une signification large en harmonie avec l'utilisation courante et acceptée par les personnes ayant une compétence ordinaire dans le domaine auquel l'objet de cette divulgation se rapporte. Il doit être entendu par l'homme du métier qui examine cette divulgation que ces termes sont destinés à permettre une description de certaines caractéristiques décrites et revendiquées sans restreindre la portée de ces caractéristiques aux plages numériques précises fournies. Par conséquent, ces termes doivent être interprétés comme indiquant que des modifications ou altérations non substantielles ou sans conséquence de l'objet décrit et revendiqué sont considérées comme incluses dans la portée de la divulgation telle qu'énoncée dans les revendications annexées. [0055] Le terme « accouplé». tel qu'il est utilisé ici, signifie la jonction de deux membres directement ou indirectement l'un à l'autre. Cette jonction peut être fixe (par ex., permanente ou fixe) ou mobile (par ex., détachable ou libérable). Une telle jonction peut être réalisée avec les deux membres couplés directement l'un à l'autre, avec les deux membres couplés l'un à l'autre avec un membre intermédiaire distinct et tout membre intermédiaire supplémentaire couplé l'un avec l'autre, ou avec les deux membres couplés l'un à l'autre avec un élément intermédiaire qui est intégralement formé comme un seul corps unitaire avec l'un des deux membres. Ces éléments peuvent être couplés mécaniquement, électriquement et/ou fluidiquement. [0056] Le terme « ou », dans le présent contexte, est utilisé dans son sens inclusif (et non dans son sens exclusif) de sorte que lorsqu'il est utilisé pour connecter une liste d'éléments, le terme « ou » signifie un, certains ou tous les éléments dans la liste. Une formulation conjonctive telle que l'expression « au moins l'un des X, Y et Z », sauf indication contraire, est comprise comme signifiant qu'un élément peut être X, Y, Z ; X et Y ; X et Z ; Y et Z ou X, Y et Z (c'est-à-dire une quelconque combinaison de X, Y et Z). Ainsi, une telle formulation conjonctive n'est généralement pas destinée à impliquer que certains modes de réalisation nécessitent la présence d'au moins un de X, au moins un de Y et au moins un de Z, sauf en cas d'indication contraire. [0057] Les présentes références aux positions des éléments (par ex., « haut », « bas », 20 « au-dessus », « ci-dessous », etc.) sont simplement utilisées pour décrire l'orientation de divers éléments dans les FIGURES. Il convient de noter que l'orientation de divers éléments peut différer selon d'autres exemples de modes de réalisation et que de telles variations sont envisagées par la présente divulgation. [0058] Même si les figures et la description peuvent illustrer un ordre spécifique d'étapes de procédé, l'ordre de ces étapes peut différer de ce qui est illustré et décrit, sauf en cas d'indication contraire ci-dessus. En outre, deux étapes ou plus peuvent être effectuées simultanément ou avec une concomitance partielle, sauf en cas d'indication contraire ci-dessus. Une telle variation peut dépendre, par ex., des systèmes logiciels et matériels choisis et du choix du concepteur. Toutes les variations de ce type sont dans la portée de la divulgation. De la même façon, les implémentations logicielles des procédés décrits pourraient être accomplies avec des techniques de programmation standard avec une logique basée sur des règles et une autre logique pour accomplir les différentes étapes de connexion, étapes de traitement, étapes de comparaison et étapes de décision. 21