FR 3154620 A1 20250502 FR 2311883 A 20231031 L’invention concerne un dispositif implantable actif comprenant un circuit imprimé, des composants et des pistes. Selon l’invention, au moins les composants et les pistes susceptibles de développer en cours d’utilisation une tension avec une composante continue sont enfouis dans le circuit imprimé. Le dispositif comprend en outre un boîtier électriquement isolant en matériau biocompatible encapsulant totalement et sans discontinuité de matière l’ensemble du circuit imprimé, des composants et des pistes. Figure pour l’abrégé : Fig. 1 Dispositif médical implantable actif encapsulé dans un matériau biocompatible et isolant. La présente invention concerne un dispositif implantable actif doté d’un boîtier de protection. Elle trouve une application particulièrement intéressante dans le domaine de dispositifs médicaux implantables pour lesquels on utilise un boîtier hermétique empêchant la migration de polluants vers les composants électroniques à l’intérieur du boîtier. Etat de la technique antérieure D’une Les boîtiers hermétiques de l’état de l’art sont réalisés soit en verre, soit en céramique, soit en métal, soit en combinaison de ces trois familles de matériaux. L’herméticité de ces boîtiers est testée avec un gaz, typiquement de l’hélium, soit pour qualifier le process soit pour chaque produit en contrôle qualité. Il existe un essai normalisé qui repose sur l’injection d’hélium dans le boîtier et la détection de fuite. Lorsque les fuites sont inférieures à un certain seuil, on garantit une herméticité suffisante. L’objectif de « l’herméticité » est multiple. Il s’agit d’éviter la pénétration de substances « polluantes » dans le boîtier car, à terme, ces polluants peuvent condenser et devenir liquide. La présence de substances en phase liquide accélère les phénomènes d’oxydo-réduction qui peuvent devenir fatals pour le dispositif. Remarquons que ces substances polluantes peuvent également être déjà présentes dans le boîtier lorsqu’elles sont incluses par exemple dans ou sur l’électronique. Aussi, faut-il combiner l’utilisation d’un boîtier hermétique avec des précautions de nettoyage, de séchage et d’absorption des substances polluantes afin d’éliminer les problèmes électrochimiques quelle que soit leur source de contamination. On connaît des boîtiers étanches en céramique, par exemple en oxyde d’aluminium, ou un autre cristal biocompatible, qui présentent comme avantage d’être électriquement isolant et parfaitement hermétique aux liquides et au gaz. Les inconvénients qui expliquent leur quasi-absence dans le secteur des dispositifs médicaux implantables actifs, au-delà des traversées étanches, sont: - une fragilité mécanique extrême, - une difficulté de mise en forme, - un coût élevé. L’inconvénient majeur des verres et céramiques, qui sont des matériaux biocompatibles isolants électriques, est leur extrême fragilité et leur masse. De ce fait, la quasi-totalité des boîtiers hermétiques sont en métal, quasi exclusivement en titane, qui présente un optimum en termes de biocompatibilité/coût/robustesse/maniabilité. On connaît des boîtiers étanches en titane munis de traversées étanches telles que par exemple des conducteurs en alliage platine/iridium recouverts d’un isolant en céramique type alumine et associés à une bride en titane. Cela représente la quasi-totalité des électroniques implantables et, en tout état de cause la totalité des dispositifs médicaux implantables actifs de longue durée (>24 mois) implantés cette dernière année. Le titane présente l’avantage de garantir une herméticité complète au gaz et au liquide sur le long terme. Le seul inconvénient du titane pour certaines applications, en particulier pour la transmission d’énergie et/ou de signal, est qu’il est électriquement conducteur et fait office d’écran électromagnétique. De ce fait, lorsque l’on souhaite transmettre de l’énergie et/ou un signal électromagnétique, on doit nécessairement prévoir un dispositif placé à l’extérieur du boîtier titane. Typiquement, une antenne est placée dans un « header » par exemple en époxy et reliée à l’électronique via une traversée étanche. On connaît des matériaux polymères biocompatibles communément utilisés dans des dispositifs médicaux implantables « non actifs », comme des prothèses, du fait de leur simplicité de mise en œuvre, en particulier par usinage et moulage. Ces matériaux sont majoritairement des élastomères, par exemple les silicones, des thermodurcissables, par exemple des résines époxy ou des thermoplastiques, par exemple les polyéthercétones (PEK). Des tentatives ont été menées de longue date pour utiliser de tels polymères afin d’encapsuler une électronique pour constituer un dispositif médical implantable actif. Systématiquement les dispositifs réalisés ont présenté une fiabilité sur le long terme dégradée du fait de défauts d’origine électrochimique. Ils peuvent encore être utilisés pour des dispositifs médicaux implantables actifs uniquement à très court terme, c’est-à-dire une utilisation inférieure à 24mois voire 12 mois. Les inconvénients long terme sont les suivants : - non herméticité long terme due à des phénomènes d’absorption chimique par diffusion, en particulier de l’eau, ce qui finit par provoquer des défauts par corrosion électrochimique, - dégradations d’origine thermique, UV, oxydation, humidité, conduisant à la perte des propriétés mécaniques d’origine, et/ou de l’isolation électrique et/ou au relargage de particules encapsulées etc. De fait, aucun de ces matériaux n’est capable de passer avec succès le test de l’herméticité à l’hélium. Le transport du gaz dans le volume d’un matériau polymère se fait par diffusion chimique selon une loi appelée loi de Fick. C’est un phénomène de diffusion, i.e. que la vitesse de migration varie selon le gradient du taux de concentration de la substance. Lorsque le polymère est placé dans un solvant (par exemple de l’eau), on finit par retrouver des molécules d’eau dans tout le volume, ce qui se caractérise par un taux de prise de masse de l’ordre de quelques % à plusieurs dizaines de %. Il faut noter que le matériau n’est pas nécessairement poreux au sens « physique » du terme, puisque la pénétration ne se fait que par diffusion chimique sous forme gazeuse et non sous forme liquide. Ainsi, seuls les composés gazeux sont potentiellement internalisés et/ou relargués. Quoi qu’il en soit, le solvant peut finir par se retrouver sous forme liquide dans le boîtier après une seconde étape de condensation. Ce phénomène est accéléré par le passage de la température ambiante en dessous du point de rosée (qui dépend du taux d’humidité, par exemple environ 5000ppm pour une température de 0°C et 50 000ppm pour une température de 37°C). Il suffit ensuite de quelques couches moléculaires « liquides » (à partir de trois) pour créer un environnement propice aux phénomènes d’électrochimie. On connaît le document Nathaniel Dahan, « The application of PEEK to the packaging of implantable electronic device » department of medical physics and bioengineering university college of London, 2013, relatif à des études pour éliminer ou ralentir la diffusion à travers le polymère, soit en jouant sur sa composition, soit en ajoutant un revêtement conforme sur (ou à l’intérieur) des boîtiers. Ces essais ont permis de ralentir le phénomène de quelques mois, mais pas suffisamment pour envisager une application long terme de plus de deux ans. D’autres études ont consisté à tenter de vivre avec la pénétration d’une solution, en ajoutant un dessiccant et/ou un revêtement conforme sur le circuit imprimé (type parylène), en maîtrisant le nettoyage des ions contaminants en surface qui sont nécessaires au démarrage des phénomènes d’oxydo-réduction (chloride ou bromide), en utilisant des électrodes en or ou autre métal noble (e.g. « electroless nickel immersion gold » en anglais, ENIG), en réduisant les gradients de tension par éloignement des pistes etc. A nouveau, les phénomènes électrochimiques sont ralentis mais pas suffisamment pour l’application visée. Ainsi, dans cet objectif de réduire les phénomènes électrochimiques des matériels électroniques utilisés en environnement sévère (humidité, température, etc), on utilise traditionnellement des revêtements silicone ou bien parylène. L’intérêt du revêtement silicone est son faible coût à l’achat et à la dépose (coulée à froid). Son inconvénient est son « manque d’adhérence » sur le circuit imprimé (ou PCB pour « printed circuit board » en anglais) et les composants ou conducteurs. Le silicone va se charger en solvant (eau) et finira par se former sur le long terme un film de solvant (eau) à la surface du circuit imprimé. La durée de vie du produit est largement améliorée car le silicone a transformé une conduction dans le volume par une conduction surfacique. Mais sur un temps long, cela ne règle pas complètement le problème. Pour le parylène, le constat est le même. Le procédé de dépôt est différent puisque le parylène est sublimé puis déposé par adsorption à la surface du PCB. Il est ensuite condensé puis polymérisé pour constituer une couche très fine et très uniforme, qui pénètre dans tous les recoins du PCB électronique et de ses composants. Outre le fait que le procédé est très cher (car le dépôt est très long lorsque l’épaisseur est conséquente), le constat est le même que pour le silicone… En plus du problème d’adhérence à la surface (difficulté d’adhérer sur les métaux, décollage par délamination), le parylène présente une fragilité lorsqu’il est trop épais : il craquèle. Sur le long terme le taux de défaillance par phénomènes électrochimiques est toujours trop élevé pour des applications médicales implantables. Malgré toutes ces tentatives, on voit toujours apparaître à long terme des phénomènes électrochimiques. Les principaux phénomènes électrochimiques à l’origine de défauts sont la corrosion des pistes/électrodes, l’apparition de courts-circuits par croissance dendritique entre pistes/électrodes, l’apparition de signaux parasites (courants de fuite) fonctionnellement inacceptables etc. La présente invention a pour but d’augmenter la fiabilité intrinsèque des dispositifs médicaux implantables actifs sur le long terme. Un autre but de l’invention est d’augmenter la sécurité des personnes sur le long terme en particulier en garantissant une isolation électrique et/ou chimique par absence de relargage de substances toxiques. L’invention a aussi pour but de réduire le coût et la masse des dispositifs médicaux implantables actifs.. On atteint au moins l’un des buts avec un dispositif médical implantable actif comprenant un circuit imprimé ou PCB pour « printed circuit board » en anglais, des composants et des pistes. Selon l’invention, au moins les composants et les pistes susceptibles de développer en cours d’utilisation une tension avec une composante continue sont enfouis totalement ou en partie dans le circuit imprimé. Et le dispositif comprend un boîtier électriquement isolant en matériau biocompatible encapsulant totalement et sans discontinuité de matière l’ensemble du circuit imprimé, des composants et des pistes. Avec le dispositif selon l’invention, on met en place deux enveloppes, une première enveloppe du circuit imprimé autour de l’électronique et une deuxième enveloppe qui est le boîtier électriquement isolant. La première enveloppe est le fait d’enfouir l’électronique dans le circuit imprimé de façon à éliminer toute ligne de fuite (« creepage » en anglais) et toute ligne de dégagement (« clearance » en anglais). Plus précisément, on enfouit au moins les composants et pistes soumis à un gradient de champ électrique présentant une composante continue. Par enfouir, on entend le fait qu’un même matériau utilisé comme support du circuit imprimé est également utilisé comme couche d’isolation de la surface du circuit imprimé en laissant les composants à l’intérieur et en contact direct entre le support et la couche d’isolation. Le fait d’utiliser le même matériau que le support revient à utiliser une couche dont l’accrochage est exempt de défaut de surface (non adhérence, délamination, etc). Le support du circuit imprimé est par exemple une époxyde renforcée en fibre de verre type FR4. Avec l’enfouissement selon l’invention, deux éléments conducteurs d’un composant (piste ou électrode) ou entre composants ne peuvent pas être reliés par une ligne directe que ce soit dans l’air ou le long d’une surface. Autrement dit, pour chaque paire de conducteur d’un circuit électrique, il n’existe ni ligne de dégagement ni ligne de fuite. Ces lignes de fuite et de dégagement, lorsqu’elles sont en surface d’un circuit imprimé, se transforment en des lignes de conduction électrique en présence de polluants et de vapeur d’eau condensée. Elles peuvent ainsi engendrer des défauts dans le circuit imprimé. Les phénomènes électrochimiques à l’origine des défauts apparaissent à long terme en présence d’une tension de polarisation (composante continue DC, pour « Direct Current » en anglais). Ces phénomènes prennent naissance à la surface des circuits imprimés et deviennent négligeables en l’absence de composante DC. La composante DC peut être fonctionnelle (aux bornes d’un condensateur, d’une alimentation DC, etc) ou parasite (autogénérée par effet pile en présence de jonction métal/métal). La première enveloppe permet de rendre l’électronique robuste vis-à-vis de défauts de surface mais pas intrinsèquement biocompatible. Dans la mesure où la première enveloppe réduit considérablement les risques d’un dysfonctionnement électrique du circuit imprimé dû aux polluants, l’invention prévoit une deuxième enveloppe biocompatible rendant l’ensemble biocompatible, donc implantable sur le long terme. Mais avantageusement selon l’invention, au lieu d’utiliser une enveloppe en titane, on utilise un boîtier isolant biocompatible. Le titane a l’avantage d’être parfaitement hermétique mais l’inconvénient d’être conducteur (blocage de signaux de transmission entre l’intérieur et l’extérieur). De nombreux matériaux isolants biocompatibles sont connus. Ils ont l’avantage de permettre le passage de signaux électromagnétiques mais l’inconvénient d’être moins hermétiques que le titane. Mais cet inconvénient est largement compensé par le fait que le circuit imprimé devient un objet volumique apte à protéger les composants enfouis des éventuelles substances qui passeraient à travers le matériau isolant biocompatible. Le dispositif selon l’invention permet de se satisfaire d’un boîtier non-hermétique selon les normes actuelles. On accepte la migration d’une substance gazeuse par un procédé de diffusion selon la loi de Fick. Ainsi, les essais actuels à l’hélium deviennent obsolètes pour ce genre de boîtier « non-hermétique ». Un autre intérêt de remplacer le boîtier titane par une boîtier isolant électriquement est également de permettre d’avoir un diagramme de rayonnement des antennes plus isotrope puisque le boîtier ne fera pas « écran » électromagnétique. Avec la continuité de matière tout autour de l’électronique enfouie, cette dernière est complètement isolée de son environnement, garantissant ainsi une absence de relargage particulaire et une isolation électrique. La solution selon l’invention permet de rendre un quelconque dispositif implantable intelligent dans la mesure où il est désormais possible d’intégrer des moyens de communications à distance et des moyens d’alimentation par radiofréquence. Un quelconque dispositif implantable est par exemple une prothèse de genou, de fémur, de vertèbres ou de tout autre type de prothèse. Il n’y a aucun contact électrique entre l’électronique enfouie et le milieu extérieur du boîtier. Selon une caractéristique avantageuse de l’invention, le matériau biocompatible peut comprendre un polymère de la famille des polyéthercétones (PEK), un polyaryléthercétones (PAEK) ou un polyétheréthercétone (PEEK). L’utilisation d’un polymère PEK permet de réaliser toutes les fonctions telles que l’isolation électrique, la mise en forme et la biocompatibilité. Un polymère PEK présente également un niveau de fiabilité éprouvé supérieur à d’autres solutions en termes de température de fusion élevée, comportement thermoplastique, ductilité, dureté, élasticité sur une certaine plage de déformation, etc. En particulier, le PEK permet d’atteindre une épaisseur de matière minimale, ce qui permet d’améliorer le niveau d’intégration, sans dégrader les autres caractéristiques nécessaires à l’isolation. Le polymère peut être un polyéthercétone, un polyaryléthercétone (PAEK) ou un polyétheréthercétone (PEEK). Selon l’état de l’art, pour une géométrie et un design donnés, la constante de temps caractéristique de la probabilité d’apparition d’un défaut (« time to failure » en anglais), suit la loi d’Arrhenius. Cette loi empirique contient des paramètres (facteur proportionnel ou facteur exponentiel d’une énergie d’activation) qui dépendent des choix de design. La vitesse d’apparition des défauts varie exponentiellement avec la température. Ainsi, il est possible lors d’une étape de qualification d’accélérer le processus de vieillissement en augmentant la température. On comprend alors le double intérêt d’utiliser des matériaux haute température comme les polymères PEK. Ils permettent à la fois d’améliorer la fiabilité car eux-mêmes sont moins sujets aux effets de vieillissement et ils permettent de réaliser des essais de vieillissement accéléré lors du développement et de la qualification du design. Selon l’invention, le matériau biocompatible peut comprendre de la résine d’époxy biocompatible. Un tel matériau a l’avantage d’être simple à mettre en œuvre Selon l’invention, le matériau biocompatible peut comprendre du silicone ou du polyéthylène à ultra haut poids moléculaire (UHMWPE pour « ultra-high-molecular-weight polyethylene » en anglais). Ce dernier présente une température de fusion plus faible que celle des PEK ( Selon une caractéristique avantageuse de l’invention, seuls les composants et les pistes susceptibles de développer en cours d’utilisation une tension avec une composante continue au-delà de leur potentiel électrochimique sont enfouis dans le circuit imprimé. On peut fixer comme critère de décision d’un niveau de composante continue acceptable par un seuil de 1,5V, correspondant notamment au potentiel électrochimique de l’or. Autrement, tous les composants et les pistes peuvent être enfouis dans le circuit imprimé, quel que soit leur matériau constitutif. Avec l’enfouissement, on s’assure qu’aucune paire de pistes électriques présentant une différence de potentiel avec une composante continue ne soit mise à nue, i.e. sans dégagement. Cela signifie par exemple que tous les condensateurs, les diodes, les transistors, les régulateurs de tension, les alimentations DC etc sont enfouis. Un composant sans composante DC, par exemple une bobine d’inductance parcourue par un courant alternatif, peut ne pas être enfoui. Pour une question d’intégration et de réduction de l’encombrement, il est cependant préférable de l’enfouir également. Selon l’invention, le boîtier électriquement isolant peut être réalisé par surmoulage. En effet, afin d’assurer la continuité de matière du boîtier, on peut procéder par surmoulage en prenant soin de ne pas dépasser la température maximale que peut supporter l’électronique enfouie, de l’ordre de 175°C pendant quelques minutes. Le boîtier électriquement isolant peut également être réalisé par impression 3D ou par soudage de plusieurs ensembles, par exemple deux demi-coques. Chacune des demi-coques peut être réalisée sans discontinuité de matière par injection sous pression à l’aide de moules. Le soudage peut être réalisé par laser, ultrason, friction ou chauffage électromagnétique. L’intérêt de la soudure laser est de permettre d’obtenir une parfaite continuité de matière sans échauffement au-delà de la ligne de soudure et en maîtrisant parfaitement les gradients de température. Typiquement, cela permet de réduire la distance entre l’électronique enfouie et la ligne de soudure et ainsi d’optimiser l’encombrement total du dispositif et en particulier son épaisseur sans dégrader sa fiabilité. Selon l’invention, tous les composants et toutes les pistes susceptibles de développer en cours d’utilisation une tension avec une composante continue sont totalement enfouis au sein d’un même matériau constitutif du circuit imprimé. Le dispositif selon l’invention peut comprendre une traversée étanche biocompatible comprenant : - un conducteur en matériau biocompatible ; au moins une partie du conducteur étant enfouie dans le circuit imprimé et connectée à une piste susceptible de développer en cours d’utilisation une tension avec une composante continue, - une bride en polymère de la famille des polyéthercétones (PEK), en polyaryléthercétones (PAEK) ou en polyétheréthercétone (PEEK), réalisée autour du conducteur. Une telle traversée étanche biocompatible peut être considérée comme une traversée étanche enfouie. Cet arrangement permet d’assurer la continuité de matière de bout en bout. Cela revient à inclure la traversée étanche dans les composants enfouis de l’électronique enfouie. Par exemple, la traversée étanche est montée préalablement avec les autres composants sur un premier circuit imprimé, et le tout est enfoui dans le circuit imprimé final avec des couches d’époxy type FR4 (matrice ou préimprégné). Dans ce cas, la traversée étanche est de préférence un composant monté en surface et non pas traversant. La continuité de matière est alors assurée par la résine époxy du circuit imprimé. Dans un contexte non enfouie de la traversée étanche biocompatible, le dispositif selon l’invention peut comprendre : - une piste de connexion réalisée sur le circuit imprimé de manière non enfouie, - une traversée étanche biocompatible comprenant : - un conducteur en matériau biocompatible connecté à la piste de connexion ; - une bride en polymère de la famille des polyéthercétones (PEK), en polyaryléthercétones (PAEK) ou en polyétheréthercétone (PEEK), réalisée autour du conducteur. Avec un tel arrangement, un espace peut exister entre la traversée étanche biocompatible et le circuit imprimé, cet espace peut être rempli par un matériau isolant biocompatible, tel qu’une résine époxy polymérisée à chaud, idéalement le même matériau que le circuit imprimé. Idéalement, la bride est constituée du même matériau que le boitier. Les pistes et composants sont des éléments actifs participant aux fonctions électroniques mises en œuvre par l’ensemble circuit imprimé. On peut prévoir une ou plusieurs traversées étanches. Une traversée étanche peut être une électrode. Afin d’assurer une étanchéité suffisante entre le boîtier et la traversée étanche, on peut procéder par surmoulage de l’ensemble constitué de l’électronique enfouie et de la traversée étanche. En d’autres termes, le boîtier est réalisé sur l’ensemble. On peut également réaliser un boîtier par impression 3D, dans des conditions sensiblement identiques à celles du surmoulage. De préférence, on réalise séparément une traversée étanche. Cette traversée étanche est composée d’au moins un conducteur et d’une bride. L’assemblage de la traversée étanche peut être réalisé avec un procédé permettant de garantir l’absence de ligne de fuite avec un taux de fiabilité très élevé. Dans une réalisation préférée, cet assemblage est réalisé par surmoulage du conducteur avec le matériau isolant biocompatible. Les conditions de surmoulage sont définies de telle sorte que la fiabilité long terme est garantie pour un profil de mission donné (température, pression, contraintes mécaniques, etc). Dans une réalisation préférée, le matériau utilisé pour la bride est le même matériau que celui que l’on utilise pour le boîtier. On observe que par rapport à une traversée étanche conventionnelle à base de céramique comme isolant et une bride métallique par exemple, la bride ici est à la fois l’objet assurant l’étanchéité, l’isolation électrique et la continuité de matière. La partie céramique a été éliminée, ce qui réduit les coûts de fabrication et améliore la robustesse à long terme du dispositif. Ainsi, dans une réalisation préférée, il est possible d’assembler la traversée étanche avec le boîtier tout en assurant une parfaite continuité de matière. L’intérêt d’utiliser des matériaux polymères identiques permet d’assurer une bonne soudure entre le boîtier et la bride par exemple par ultrason, ou bien friction, ou bien chauffage électromagnétique, ou bien encore dans une solution préférée par soudage laser. Avantageusement, on peut prévoir au moins un deuxième conducteur dans une même traversée étanche biocompatible ou bien dans une autre traversée étanche biocompatible. Ce deuxième conducteur peut être électriquement connecté à une piste du circuit imprimé par une face distincte de la face où est connecté le premier conducteur. Les deux conducteurs peuvent constituer un dipôle apte à conduire une tension DC. Afin de rendre peu efficace l’action de lignes de fuite qui apparaîtraient sur le long terme à la suite de phénomènes de délamination, on prévoit donc d’éloigner au maximum les points de connexion des conducteurs. En plaçant les deux conducteurs sur deux faces différentes du circuit imprimé, on augmente au maximum la distance, ce qui à la fois réduit l’importance de la ligne de fuite et le gradient de champ DC. Selon un mode de réalisation, le boitier électriquement isolant peut comprendre un trou traversant destiné à fixer le dispositif implantable au tissu vivant (en général un muscle) ou plusieurs trous traversants destinés à fixer le dispositif implantable au tissu vivant (en général un muscle) et éviter tout mouvement de translation et/ou rotation. Le trou permet de fixer le dispositif sur un muscle afin d’éviter son déplacement sous-cutané ou sous musculaire. Disposer de plusieurs trous empêche tout mouvement de translation ou de rotation du dispositif, ainsi que le risque de torsion voire de déchirement des tissus. Dans le cas d’un boîtier en polymère, il est possible de réaliser un boîtier dans lequel est réalisé au moins un trou traversant, d’un diamètre typique de l’ordre de 1mm. Lorsque le matériau biocompatible est un polymère de la famille des polyéthercétones (PEK), ou plus précisément des polyaryléthercétones (PAEK) ce matériau biocompatible peut être un matériau naturel chargé en carbone avec un taux de charge en masse inférieur ou égal à 1%, voire inférieur à 0,1%, voire inférieur à 100 ppm. Ce taux de charge du matériau biocompatible doit être inférieur au taux au-delà duquel il y a percolation électrique, car le matériau biocompatible deviendrait alors électriquement résistant, voire électriquement conducteur et non plus électriquement isolant. Les propriétés mécaniques seraient également altérées. De façon préférentielle, la charge est du carbone pur et amorphe, sous la forme dite de « noir de carbone ». Un matériau faiblement chargé de carbone a pour objet : - la conservation des propriétés mécaniques et thermiques exceptionnelles, - la conservation des propriétés électriques de type « isolant », et - l’augmentation significative de l’absorption d’une onde électromagnétique dans la bande infra rouge ou proche infrarouge ce qui facilite les opérations de soudage. Avantageusement, le dispositif peut comprendre au moins une bobine ou une antenne d’alimentation destinée à recevoir de l’énergie par couplage magnétique et alimenter des composants du circuit imprimé ; la bobine ou l’antenne d’alimentation étant enfouie dans le circuit imprimé. Une telle bobine ou antenne reçoit de l’énergie pour alimenter l’électronique implantable. Il est possible d’avoir un dispositif médical implantable actif qui dispose soit d’une fonction de transfert d’énergie, soit d’une fonction de transfert de signal, soit les deux. Dans le cas du transfert d’énergie, il existe en plus des contraintes liées à l’application médicale, des contraintes thermiques. En effet, le dispositif ne doit pas échauffer de plus de deux Kelvin les tissus vivants avec lesquels il est en contact. L’enjeu thermique dépend des performances du dispositif en termes de rendement, mais également de sa surface. En effet, il est reconnu par l’homme de l’art que le corps est capable de s’adapter afin d’absorber le surplus d’énergie dissipé dans le dispositif tant que la densité surfacique de puissance thermique reste en dessous d’un seuil de l’ordre de 400W/m². Le dispositif selon l’invention permet de proposer une épaisseur plus réduite que les dispositifs de l’art antérieur. Dans un mode de réalisation, si la puissance à transmettre n’est pas trop élevée par exemple L’antenne et/ou la bobine qui est apte à transférer de l’énergie et/ou un signal dans la partie enfouie, est enfouie avec le reste de l’électronique. Ceci a pour intérêt d’assurer une première isolation électrique complète avec le circuit imprimé. Le circuit imprimé peut comprendre plusieurs couches, une première couche portant une première bobine ou antenne d’alimentation, une deuxième couche portant une deuxième bobine ou antenne d’alimentation, et une troisième couche disposée entre la première et la deuxième couche et portant des composants à alimenter. On peut alors disposer de plusieurs couches avec des fonctions différentes. On alterne des couches de bobinage, des couches d’électroniques et des couches de bobinages afin d’avoir une symétrie. L’intérêt de la symétrie est de garantir une meilleure fiabilité long terme du circuit imprimé car cela élimine des contraintes thermomécaniques internes au circuit imprimé. La bobine ou l’antenne d’alimentation peut autrement être disposée à distance du circuit imprimé. Lorsque la puissance à transmettre est supérieure à 1W, voire 2W, voire 5W, il est possible de placer côte à cote l’électronique du dispositif et la bobine/antenne. Selon un autre aspect de l’invention, il est proposé un système comprenant un premier dispositif implantable actif tel que décrit ci-dessus et un deuxième dispositif implantable, les deux dispositifs étant reliés l’un à l’autre par un câble conducteur en matériau biocompatible recouvert d’une gaine de recouvrement en polymère de la famille des polyéthercétones (PEK), en polyaryléthercétones (PAEK) ou en polyétheréthercétone (PEEK). Le premier dispositif peut être un dispositif médical et le deuxième dispositif peut être une sonde pour capter un signal électrophysiologique, ou bien pour fournir une énergie électrique au patient ou à un autre dispositif implantable sous forme de courant ou de tension, ou bien les deux. Cela est le cas par exemple pour un pacemaker, un défibrillateur implantable, un neurostimulateur, un dispositif de transfert d’énergie transcutané, une pompe cardiaque, une pompe à insuline, une pompe à hormones, une pompe à ascites, un implant cochléaire, une prothèse auditive, etc. Dans ces cas précis, il faut être capable d’interfacer électriquement deux dispositifs implantables ou deux modules d’un dispositif implantable. L’un des deux dispositifs au moins présente les caractéristiques du dispositif selon l’invention, lui permettant de transmettre de l’énergie et/ou des signaux avec un dispositif extracorporel. Afin d’assurer une excellente adhérence, on peut prévoir que le matériau biocompatible du boîtier soit un polymère de la famille des polyéthercétones (PEK) ou plus précisément des polyaryléthercétones (PAEK) et le matériau du circuit imprimé dans lequel est enfouie une partie du conducteur soit une résine époxy polymérisée à chaud. Le câble conducteur peut être un conducteur multibrin. Selon une première possibilité de l’invention, au moins une jonction entre le câble conducteur et le premier dispositif implantable actif ou le deuxième dispositif implantable est réalisée au moyen d’une traversée étanche biocompatible fixée au premier dispositif implantable actif ou au deuxième dispositif implantable, cette traversée étanche biocompatible étant dotée : - d’un conducteur, et - d’une bride en polymère de la famille des polyéthercétones (PEK), en polyaryléthercétones (PAEK) ou en polyétheréthercétone (PEEK), réalisée autour du conducteur. Avantageusement, le conducteur de la traversée étanche est électriquement connecté au câble conducteur en une zone dénudée, une couche de résine époxy polymérisée à chaud étant déposée par surmoulage dans la zone dénudée pour assurer la continuité de matière entre la bride et le la gaine de recouvrement. La résine époxy peut recouvrir une partie de la gaine de recouvrement et une partie de la bride. Selon une deuxième possibilité de l’invention, au moins une jonction entre le câble conducteur et le premier dispositif implantable actif ou le deuxième dispositif implantable est réalisée au moyen d’une traversée étanche biocompatible fixée au premier dispositif implantable actif ou au deuxième dispositif implantable, cette traversée étanche biocompatible étant dotée : - d’un conducteur, et - d’une bride en polymère de la famille des polyéthercétones (PEK), en polyaryléthercétones (PAEK) ou en polyétheréthercétone (PEEK), réalisée autour du conducteur. Et le conducteur de la traversée étanche est électriquement connecté au câble conducteur en une zone dénudée, une gaine thermo-rétractable biocompatible en polymère de la famille des polyéthercétones (PEK), en polyaryléthercétones (PAEK) ou en polyétheréthercétone (PEEK) recouvrant la zone dénudée pour assurer la continuité de matière entre la bride et le la gaine de recouvrement. Une soudure laser est réalisée entre la gaine thermo-rétractable et la gaine de recouvrement, et entre la gaine thermo-rétractable et la bride. Une soudure laser peut être réalisée entre la gaine thermo-rétractable et la gaine de recouvrement, et entre la gaine thermo-rétractable et la bride. La gaine thermo-rétractable recouvre à la fois une partie de la gaine de recouvrement et une partie de la bride. Selon une troisième possibilité de l’invention, au moins une jonction entre le câble conducteur et le premier dispositif implantable actif ou le deuxième dispositif implantable est réalisée au moyen d’une traversée étanche biocompatible fixée au premier dispositif implantable actif ou au deuxième dispositif implantable, cette traversée étanche biocompatible étant dotée : - d’un conducteur, et - d’une bride en polymère de la famille des polyéthercétones (PEK), en polyaryléthercétones (PAEK) ou en polyétheréthercétone (PEEK), réalisée autour du conducteur. Et le conducteur de la traversée étanche est électriquement connecté au câble conducteur en une zone dénudée. Une gaine thermo-rétractable biocompatible en polymère de la famille des polyéthercétones (PEK), en polyaryléthercétones (PAEK) ou en polyétheréthercétone (PEEK) recouvrant la zone dénudée pour assurer la continuité de matière entre la bride et le la gaine de recouvrement. Une soudure laser est réalisée entre la gaine thermo-rétractable et la gaine de recouvrement, et entre la gaine thermo-rétractable et la bride. Une couche de résine époxy polymérisée à chaud recouvre la gaine thermo-rétractable biocompatible. La gaine thermo-rétractable biocompatible est soudée à la fois à la bride et à la gaine de recouvrement afin d’éliminer les lignes de fuite. Avantageusement, la couche de résine époxy polymérisée à chaud est déposée par surmoulage de la traversée étanche et d’une partie de la gaine thermo-rétractable afin de maintenir mécaniquement l’ensemble. Selon l’invention, un même boîtier électriquement isolant en matériau biocompatible peut encapsuler totalement et sans discontinuité de matière le premier dispositif implantable actif, le deuxième dispositif implantable, et le câble conducteur ; le boîtier ayant la fonction de gaine de recouvrement autour du câble conducteur. Ainsi l’ensemble premier dispositif, conducteur et deuxième dispositif comporte un même et unique matériau d’encapsulation. Le dispositif selon l’invention peut être qualifié d’assemblage semi-étanche. L’utilisation d’un polymère pour réaliser le boîtier rend inapplicable le test standard à l’hélium puisque le gaz pénètre par diffusion à travers le boîtier. Le dispositif selon l’invention tend à éliminer l’apparition d’une ligne de fuite entre l’intérieur du boîtier et l’extérieur du boîtier. La présence éventuelle d’une ligne de fuite signifie donc que le boîtier semi-étanche n’est pas isolé électriquement et qu’il n’assure pas sa fonction de protection contre le relargage particulaire. Une ligne de fuite peut être caractérisée par une surface continue entre l’intérieur du boîtier et l’extérieur du boîtier dont l’épaisseur serait supérieure à trois couches de solvant, 2 à 3 nm pour de l’eau. On peut ainsi quantifier l’importance de la ligne de fuite, pour une épaisseur de boîtier donnée, par sa section utile. Lorsque le dispositif est placé dans un solvant (par exemple de l’eau), la ligne de fuite va se remplir dudit solvant, caractérisé par une conductivité électrique connue. Il y a alors équivalence entre l’importance d’une telle ligne de fuite et l’admittance électrique (l’inverse de la résistance). Ainsi, peut-on estimer la qualité de l’encapsulation semi-étanche par une mesure d’impédance, et en particulier par une mesure de la résistance en DC, entre au moins une des électrodes du dispositif placé dans un solvant conducteur et une autre électrode placée dans ledit solvant. On prévoit ainsi un système de diagnostic temps réel de l’état d’isolation d’un dispositif implantable comprenant un boîtier d’encapsulation en matériau isolant biocompatible. Ce dispositif peut être tel que décrit ci-dessus selon l’invention. Le système comprend : - un contrôleur implantable qui est électriquement connecté au dispositif implantable via un conducteur recouvert d’un matériau isolant biocompatible, - une électrode implantable externe, externe au boîtier d’encapsulation. Le contrôleur est configuré pour : - soit injecter un courant continu entre le conducteur et l’électrode, mesurer une tension entre le conducteur et l’électrode, et signaler la présence d’une ligne de fuite lorsque la tension mesurée dépasse un seuil prédéterminé, - soit appliquer une différence de tension continue entre le conducteur et l’électrode, mesurer un courant entre le conducteur et l’électrode, et signaler la présence d’une ligne de fuite lorsque le courant mesuré dépasse un seuil prédéterminé. Cette technique permet de contrôler la qualité de l’étanchéité et/ou de l’isolation électrique du dispositif soit lors de son développement (qualification de process), soit lors de sa fabrication (contrôle qualité), soit même pendant son utilisation puisque celui-ci se trouve dans le corps dans un environnement humide. Le conducteur et l’électrode sont bien évidemment isolés l’un de l’autre. Lorsque le dispositif est une unité de traitement pour une pompe cardiaque, l’électrode peut par exemple être la masse mécanique de la pompe cardiaque. Description des figures et modes de réalisation . D’autres avantages et caractéristiques de l’invention apparaîtront à l’examen de la description détaillée d’un mode de mise en œuvre nullement limitatif, et des dessins annexés, sur lesquels : FIG. 1 La FIG. 1 est une vue schématique en coupe d’un dispositif médical implantable actif comprenant des composants enfouis dans un circuit imprimé et un boîtier isolant biocompatible selon l’invention, FIG. 2 La FIG. 2 est une vue en perspective schématique de lignes de fuite et de lignes de dégagement sur un circuit imprimé, FIG. 3 La FIG. 3 est une vue schématique en coupe illustrant une traversée étanche fixée sur une piste non enfouie du circuit imprimé selon l’invention, FIG. 4 La FIG. 4 est une vue schématique en coupe illustrant une traversée étanche partiellement enfouie dans le circuit imprimé selon l’invention, FIG. 5 La FIG. 5 est une vue schématique en coupe de deux dispositifs encapsulés ensemble selon l’invention, FIG. 6 La FIG. 6 est une vue schématique en coupe d’une jonction entre un câble et une traversée étanche au moyen d’une résine époxy selon l’invention, FIG. 7 La FIG. 7 est une vue schématique en coupe d’une jonction entre un câble et une traversée étanche au moyen d’une gaine thermo-rétractable selon l’invention, FIG. 8 La FIG. 8 est une vue schématique en coupe d’une jonction entre un câble et une traversée étanche au moyen d’une résine époxy et d’une gaine thermo-rétractable selon l’invention, FIG. 9 La FIG. 9 est une vue schématique en coupe d’un boîtier formé par deux demi-coques intégrant des trous de fixation selon l’invention, et FIG. 10 La FIG. 10 est une vue schématique illustrant la mesure d’autodiagnostic de l’isolation du dispositif à partir d’une seule électrode selon l’invention. Les modes de réalisation qui seront décrits dans la suite ne sont nullement limitatifs ; on pourra notamment mettre en œuvre des variantes de l’invention ne comprenant qu’une sélection de caractéristiques décrites par la suite isolées des autres caractéristiques décrites, si cette sélection de caractéristiques est suffisante pour conférer un avantage technique ou pour différencier l’invention par rapport à l’état de la technique antérieur. Cette sélection comprend au moins une caractéristique de préférence fonctionnelle sans détails structurels, ou avec seulement une partie des détails structurels si cette partie uniquement est suffisante pour conférer un avantage technique ou pour différencier l’invention par rapport à l’état de la technique antérieur. La En particulier toutes les variantes et tous les modes de réalisation décrits sont prévus pour être combinés entre eux dans toutes les combinaisons où rien ne s’y oppose sur le plan technique. Sur les figures, les éléments communs à plusieurs figures conservent la même référence. Bien que l’invention n’y soit pas limitée, on va maintenant décrire un dispositif implantable actif doté d’un boîter à base de matériau isolant biocompatible de la famille du polyéthercétone (PEK) ou plus précisément des polyaryléthercétones (PAEK). Sur la FIG. 1 , on distingue globalement le dispositif implantable actif 1 selon l’invention. Le circuit imprimé 2 n’est pas uniquement un substrat sur lequel des composants sont installés, mais un matériau en volume dans lequel sont enfouis des composants électroniques 3 et des pistes 4. Le circuit imprimé 2 est à base d’époxyde renforcée en fibre de verre type FR4. Ce même matériau est utilisé à la fois comme support du circuit imprimé est également comme couche d’isolation de la surface du circuit imprimé en laissant les composants à l’intérieur et en contact direct entre le support et la couche d’isolation. Le fait d’utiliser le même matériau que le support revient à utiliser une couche dont l’accrochage est exempt de défaut de surface. Dans l’exemple de la FIG. 1 , l’ensemble des composants est complètement enfoui dans le volume du circuit imprimé 2. Mais on peut envisager de n’enfouir qu’une partie de ces composants et spécifiquement les éléments susceptibles de développer entre deux pistes en cours d’utilisation une tension avec une composante continue et en particulier au-delà d’un seuil de 1,5V. Cela signifie par exemple que tous les condensateurs, les diodes, les transistors, les régulateurs de tension, les alimentations DC et les pistes connectées doivent être enfouis. Une bobine d’inductance ou une antenne parcourue par un courant alternatif peut ne pas être enfouie. La technologie pour enfouir des éléments dans un circuit imprimé est connue de l’homme du métier et a été initialement développée pour augmenter le degré d’intégration d’une électronique, mais sa fonction a été détournée ici puisqu’elle permet d’éliminer toute ligne de fuite (« creepage » en anglais) et toute ligne de dégagement (« clearance » en anglais) telles que définies sur la FIG. 2 . Sur la FIG. 1 , on distingue également un boîtier 5 qui enferme totalement, sans discontinuité de matière, le circuit imprimé 2. Un espace 52, par exemple avec de l’air, peut exister entre le boitier 5 et le circuit imprimé 2, notamment lorsque le circuit imprimé est maintenu par des plots. Cet espace peut ne pas exister totalement ou partiellement lorsque le boitier est par exemple obtenu par surmoulage. Le boîtier 5 est constitué d’un matériau isolant biocompatible tel que le polyéthercétone (PEK) ou plus précisément un polyaryléthercétone (PAEK) qui est un polymère thermoplastique que l’homme de l’art sait usiner, extruder ou injecter. On peut recouvrir l’ensemble comprenant le circuit imprimé, les composants et les pistes par surmoulage du PEK à une température supérieure à la température de transition vitreuse et pendant une durée permettant de conserver l’intégrité de l’électronique du circuit imprimé. Le boîtier 5 a pour fonction d’apporter le caractère biocompatible que le circuit imprimé 2 ne possède pas forcément, de servir de barrière contre tout polluant lorsque le dispositif est implanté dans un corps, de garantir l’isolation électrique entre le circuit imprimé et le corps du patient, et de permettre toute transmission d’énergie électromagnétique (communication radiofréquence et/ou transfert d’énergie) entre l’intérieur et l’extérieur du boîtier. Sur la FIG. 2 est illustré un circuit imprimé conventionnel qui est un substrat plat isolant 6 sur lequel sont montées des pistes 7. Des polluants et/ou de la vapeur d’eau peuvent se poser sur la surface du substrat plat isolant 6 et créer par leur présence des lignes de conductions non désirées entre les pistes 7. Pour réduire ce phénomène, des barrières 8 et des espacements 9 peuvent être réalisés sur un substrat pour rallonger la longueur des lignes de fuite 10 et des lignes de dégagement 11. Une ligne de dégagement représente le chemin de plus courte distance dans l’air entre deux conducteurs. Une ligne de fuite représente le chemin de plus courte distance le long d’une surface entre deux conducteurs. Les barrières 8 et les espacements 9 ne sont pas suffisants pour éviter l’apparition à long terme de défauts en présence de polluants et d’une tension de polarisation. La solution de la présente invention est d’enfouir l’ensemble des composants, actifs et passifs, et pistes à l’intérieur du circuit imprimé. On utilise le même matériau tout autour des composants et pistes. Ainsi, les lignes de fuite et les lignes de dégagement sont éliminées. Pour chaque paire de conducteur d’un circuit électrique, il n’existe ni ligne de dégagement ni ligne de fuite. L’ajout d’un simple revêtement conforme en surface permet d’éliminer les lignes de dégagement mais pas les lignes de fuite à cause de phénomènes de mauvaise adhésion à l’interface avec le substrat plat isolant 6. Le fait d’utiliser un même matériau que le substrat plat isolant 6 pour faire office de revêtement permet d’éliminer à la fois les lignes de dégagement et les lignes de fuite. C’est en ce sens que l’on parle de continuité de matière, par exemple de FR4, au niveau du circuit imprimé 2 tel qu’illustré sur la FIG. 1 . Dans ce cas, la continuité de matière du circuit imprimé 2 protège les pistes 4 et les composants enfouis 3 de tous les phénomènes électrochimiques. Mais comme cette matière du circuit imprimé 2 n’est en général pas biocompatible, et comme il faut assurer une double isolation électrique, la seule continuité de matière du circuit imprimé 2 ne suffit pas à garantir une fiabilité long terme. Il faut également une continuité de matière au niveau du boitier 5 de la FIG. 1 , mais avec un matériau différent, par exemple du PAEK, isolant électrique et biocompatible. Alors, la continuité de matière du boitier 5 protège le patient de tous risques électriques et des relargages particulaires. La FIG. 3 illustre une connexion entre une des pistes 4 du circuit imprimé 2 et une traversée étanche biocompatible 12A qui peut être utilisée pour connecter le dispositif selon l’invention à un autre dispositif implantable. La traversée étanche biocompatible 12A comprend au moins un conducteur 13A et une bride 14A. Le conducteur 13A peut être composé de cuivre ou de cuivre recouvert d’argent, ou bien de tout autre matériau conducteur ou bien être composé de façon préférentielle d’un matériau biocompatible, par exemple un alliage platine/iridium, ou bien de l’or. La bride 14A est constituée d’un matériau isolant électriquement, identique à celui du boitier 5. La traversée étanche biocompatible 12A a été produite préalablement à l’assemblage sur le circuit imprimé 2 en suivant un processus connu de l’homme de l’art de telle sorte que, même s’il existe une interface entre les deux matériaux différents (conducteur 13A et bride 14A), il n’y ait pas de ligne de fuite. Pour éliminer la ligne de fuite malgré l’absence de continuité de matière, on réalise en général la traversée étanche par surmoulage à haute pression et à haute température du matériau de la bride 14A autour du conducteur 13A. Le choix d’un matériau PEK et en particulier PAEK est particulièrement bien adapté pour cela. La température de fusion d’un PEK et en particulier d’un PAEK est trop élevée pour pouvoir réaliser cette opération en présence d’une électronique et c’est la raison pour laquelle la traversée étanche 12A est produite préalablement à l’assemblage du circuit imprimé 2. L’assemblage entre une traversée étanche biocompatible 12A et le circuit imprimé 2 peut se réaliser selon deux procédés différents qui vont être détaillés ci-dessous. Dans un premier procédé conformément à la FIG. 3 , le circuit imprimé 2 est réalisé dans une première étape telle que décrite précédemment avec des composants et des pistes enfouis, sauf qu’au moins la piste 4A, dite piste de connexion devant être connectée à la traversée étanche, n’est pas enfouie. Cette dernière est prolongée jusqu’à une extrémité du circuit imprimé 2 afin de pouvoir être reliée électriquement au conducteur 13A. De façon préférentielle, le circuit imprimé 2 est traversant de telle sorte que l’on puisse souder la piste 4A et le conducteur 13A, par exemple sur la face inférieure. Sur la FIG. 3 , le conducteur 13A est en forme de « L » renversé. Une première partie verticale traverse une couche prolongée du circuit imprimé 2 pour atteindre perpendiculairement la piste 4A disposée sur la face inférieure de cette couche prolongée. La deuxième partie horizontale du conducteur 13A sur la FIG. 3 s’étend jusqu’au-delà du boitier 5. La bride 14A enveloppe totalement toute la partie du conducteur 13A se trouvant entre la couche prolongée et une face interne du boitier 5. D’une façon générale et pour l’ensemble des modes de réalisation selon l’invention, la bride peut être contenue à l’intérieur du boitier ou être prise dans l’épaisseur du boitier tel un élément constitutif de ce boitier. La traversée étanche a une forme particulière avec les contraintes avantageuses suivantes: - réaliser le positionnement de la bride 14A sur le circuit imprimé 2 de telle sorte que le conducteur 13A soit en contact traversant avec la piste 4A, et/ou - la hauteur de la bride 14A est sensiblement identique à celle du circuit imprimé 2, et/ou - la bride 14A est utilisée comme puits pour réaliser une double coulée de matériau isolant (sur le dessus et sur le dessous). Une fois que la traversée étanche biocompatible 12A est soudée sur le circuit imprimé 2, on observe la présence de lignes de fuite à la fois sur le dessus et sur le dessous du circuit imprimé 2, aux interfaces entre le matériau de la bride 14A et du circuit imprimé 2. Il est nécessaire dans une étape supplémentaire d’éliminer ces lignes de fuite. Pour cela, on peut utiliser le procédé connu de « resin fill » ou de « back filling » en coulant un matériau isolant 200 alternativement par le dessus et par le dessous. Comme nous l’avons vu précédemment, cette coulée va éliminer les lignes de dégagement mais pas obligatoirement les lignes de fuite puisqu’il existe toujours des interfaces entre le matériau 200 et le matériau 2 et le matériau 14A. Mais si on choisit correctement comme matériau 200 une résine époxy polymérisée à chaud, alors il est connu de l’homme de l’art que l’on pourra éliminer à la fois la ligne de fuite entre le matériau 200 et le matériau du circuit imprimé 2, étant lui-même une résine époxy. Ce qui est moins connu de l’homme de l’art, c’est que l’utilisation combinée d’une résine époxy polymérisée à chaud et d’un PEK, et plus particulièrement d’un PAEK, permet également d’éliminer les lignes de fuites entre la bride 14A et le circuit imprimé 2. On est ainsi capable d’introduire une traversée étanche biocompatible dans un circuit imprimé 2 dans lequel il n’y a plus de ligne de fuite. Dans un second procédé plus avantageux que le premier, l’assemblage sur la FIG. 4 de la traversée étanche 12B est réalisé pendant la fabrication du circuit imprimé 2. Dans ce second procédé, la traversée étanche devient un composant qui est enfoui dans le circuit imprimé 2 et l’opération de « back filling » ou de « resin fill » est éliminée, ainsi que l’utilisation du matériau 200 de type résine époxy polymérisée à chaud. Dans ce cas, la traversée étanche biocompatible 12B a une forme différente puisque le contact électrique entre la au moins une piste 4B et une extrémité du conducteur 13B est réalisé suivant le procédé de soudage CMS (composant monté en surface). Le conducteur 13B s’étend depuis la piste 4B jusqu’à une extrémité à l’extérieur du boitier 5 en passant par le circuit imprimé 2 et la bride 14B. Le conducteur 13B est en forme de « Z » avec une extrémité dans le circuit imprimé et l’autre extrémité en dehors du boitier. La bride 14B est en forme de « T » renversé avec un pied entièrement contenu dans le circuit imprimé 2. La bride 14B n’a pas besoin de former un puits puisque l’élimination des lignes de fuites est réalisée lors de la réalisation du circuit imprimé 2 dont le matériau est une résine époxy capable d’adhérer à chaud sur le matériau de la bride 14B au cours de l’étape de fabrication du circuit imprimé 2. On comprend que le choix des matériaux et des procédés de fabrication est une des clés de la réussite de l’opération afin de garantir l’élimination des lignes de fuite. C’est en cela que le choix du matériau 14B parmi les PEK et plus particulièrement les PAEK est important et fait partie de l’invention. Afin de garantir maintenant la continuité de matériau au niveau du boitier 5, il est préférable que le au moins un conducteur 13A, 13B soit entouré d’une bride 14A, 14B dont le matériau est identique à celui du boîtier 5. Par exemple un PEK et plus précisément un PAEK. La traversée étanche biocompatible 12A, 12B peut être assemblée au boitier 5 selon un procédé connu de l’homme de l’art de telle sorte que celui-ci présente une continuité de matière. L’assemblage est réalisé de façon préférentielle par soudage laser entre la bride 14 et le boîtier 5. Lorsqu’au moins un second conducteur est nécessaire, par exemple pour relier le dispositif médical à un câble bipolaire, alors soit ce second conducteur est placé dans la même bride 14A, 14B que le premier conducteur 13A, 13B, soit une seconde traversée étanche biocompatible est placée de façon préférentielle à proximité de la traversée étanche biocompatible 12 afin de faciliter l’assemblage du câble. Sur la FIG. 5 , on voit deux circuits imprimés 15 et 16, de même nature que le circuit imprimé 2 selon l’invention, reliés entre eux par des câbles conducteurs 17. Les câbles 17 sont destinés à être connectés aux conducteurs des traversées étanches 13A, 13B. Chacun des circuits imprimés est réalisé selon l’invention. On observe que lorsqu’il existe au moins deux traversées étanches biocompatibles, bien qu’il n’y ait pas de ligne de fuite susceptibles de dégrader la fiabilité long terme des circuits imprimés, il reste potentiellement une ligne de fuite entre les deux conducteurs des deux traversées étanches biocompatibles. Lorsqu’il existe une tension continue entre les au moins deux conducteurs, il existe un risque de dégradation des conducteurs par des phénomènes électrochimiques décrits plus haut, par exemple par corrosion. Cela est d’autant plus critique lorsque la tension est élevée. Or, lorsque l’on souhaite transmettre de l’énergie, on aura tendance à choisir la tension la plus élevée possible avec de réduire le courant et les pertes. Une première possibilité est de ne jamais utiliser de tension DC, mais par exemple une tension AC. L’inconvénient de cette solution évidente est que l’on doit ajouter des convertisseurs DC/AC et AC/DC de part et d’autre de la ligne, ce qui ajoute des pertes et réduit la place disponible. Il existe une autre solution, objet de l’invention, qui consiste à prolonger la continuité de matière tout le long du dispositif médical implantable actif 1. Sur la FIG. 5 , le dispositif médical implantable actif comprend l’ensemble constitué par les deux circuits imprimés 15 et 16 et les câbles conducteurs 17. Pour assurer la continuité de matière, on recouvre cet ensemble d’un même boitier isolant biocompatible 18. Pour ce faire, on peut utiliser par exemple un câble conducteur en matériau biocompatible recouvert d’une gaine en matériau identique à celui du boitier 5, par exemple un PEK ou plus précisément un PAEK. Cette technologie de câble est connue de l’homme de l’art, notamment pour sa robustesse et sa fiabilité intrinsèque. Le conducteur est de préférence un conducteur multibrin afin d’assurer une fiabilité long terme du câble et de sa connectique, en particulier au niveau de la jonction électrique avec la traversée étanche biocompatible. Le conducteur multibrin peut être recouvert par un procédé d’extrusion selon un procédé connu de l’homme de l’art. L’assemblage entre le conducteur multibrin recouvert et le conducteur de la traversée étanche biocompatible 12A, 12B nécessite quelques précautions afin d’éliminer une ligne de fuite. La connexion électrique peut être réalisée de différentes manières, par exemple par serrage à l’aide d’une vis, ou bien sertissage, ou bien par soudure laser. Une fois que le contact électrique est réalisé, il faut éliminer la ligne de fuite en ajoutant à nouveau un isolant électrique sans ligne de fuite. Nous pouvons à nouveau procéder de trois manières différentes, représentées respectivement sur les figures 6, 7 et 8. La première possibilité est de surmouler le câble recouvert de PAEK et la bride en PAEK de la traversée étanche avec une résine époxy polymérisée à chaud. Comme nous l’avons vu précédemment, il est possible d’obtenir un surmoulage sans ligne de fuite avec cette solution. Cependant, les efforts mécaniques qui vont se produire au niveau du câble vont possiblement sur le long terme conduire à l’apparition d’une ligne de fuite, sauf si le volume du surmoulage est très important. Sur la FIG. 6 , on distingue un câble conducteur 19 recouvert d’une gaine de recouvrement 20, un conducteur 21 (de type 13A ou 13B) et une bride 22 (de type 14A ou 14B) d’une traversée étanche biocompatible de type 12A ou 12B. Les deux conducteurs 19 et 21 sont connectés au point 23. Pour ce faire, une zone dénudée (sans gaine de recouvrement 20 et sans bride 22) a été réalisée à l’extrémité des deux conducteurs 19 et 21. Dans cette première solution, on remplit la zone dénudée par une résine époxy 24 polymérisée à chaud. Cette résine époxy recouvre les extrémités de la gaine de recouvrement 20 et de la bride 22. La seconde possibilité est d’utiliser conformément à la FIG. 7 une gaine thermo-rétractable biocompatible 26 en matériau identique à celui du boitier 5, par exemple un PEK ou plus précisément un PAEK. De telles gaines sont connues de l’homme de l’art. La gaine 26, une fois retractée, recouvre les extrémités de la gaine de recouvrement 20 et de la bride 22 et permet d’assurer une élimination des lignes de dégagement. L’utilisation supplémentaire de soudure, par exemple une soudure laser, entre la gaine 26 et d’une part la bride 22 de la traversée étanche biocompatible et d’autre part la gaine de recouvrement 20, permet d’éliminer les lignes de fuites. Sur la FIG. 7 , les mêmes éléments que ceux de la FIG. 6 portent les mêmes références. Dans cette solution, la zone dénudée 25 n’est pas comblée et peut contenir de l’air. De préférence, les matériaux isolants sont identiques, notamment en PEK et plus précisément en PAEK. Dans cette seconde solution, il n’y a plus de lignes de fuite mais pour certaines applications il reste un risque de défaillance long terme. En effet, le câble étant flexible, il est possible que la connexion électrique 23 entre le câble 19 et le conducteur 21 de la traversée étanche se rompe sur le long terme. Afin d’éliminer ce risque, dans une troisième solution préférée conformément à la FIG. 8 , on combine les deux procédés présentés ci-dessus. On commence par souder électriquement le câble conducteur 19 sur le conducteur 21 de la traversée étanche. Puis on réduit la gaine thermo-rétractable 26 en PAEK placée sur la gaine de recouvrement en PAEK 20 du câble et sur la bride 22 de la traversée étanche en PAEK afin d’éliminer la ligne de dégagement. On soude ensuite avec un laser la gaine thermo-rétractable 26 d’une part avec la gaine de recouvrement 20 et d’une part avec la bride 22 afin d’éliminer la ligne de fuite. Puis on surmoule le tout avec un faible volume de résine époxy 24 polymérisée à chaud. Dans une solution préférée, la gaine thermo-rétractable 26 en PAEK est à cheval entre l’intérieur en 26a et l’extérieur en 26b du surmoulage en résine époxy 24, ce qui lui permet d’absorber l’énergie mécanique de torsion ou de tension du câble et d’agir comme bride de soulagement ( « strain relief » en anglais). Sur la FIG. 8 , les mêmes éléments que ceux des figures 6 et 7 portent les mêmes références. Dans cette troisième solution, la zone dénudée 25 est recouverte par la gaine thermo-rétractable 26, puis le tout est surmoulé par la résine époxy 24 polymérisée à chaud. On comprend sur la FIG. 5 que, si cette solution est réalisée de chaque côté du câble 17, alors on dispose d’un dispositif médical implantable actif 1 dont la continuité de matière du boitier isolant biocompatible 18 est assurée de bout en bout et avec une fiabilité long terme compatible avec l’application visée. De telles configurations peuvent se produire par exemple, et de façon non limitative, entre un dispositif de transfert d’énergie transcutané et une pompe d’assistance cardiaque. Sur la FIG. 9 est représenté un dispositif selon l’invention en vue de coupe avec une illustration de trous de fixation 27, 28 et 29 à travers un boitier 30. Le boitier 30 est de même nature que le boitier 5 mais avec des trous de fixation. Ce dispositif peut comprendre toutes les caractéristiques telles que décrites sur les autres figures. On prévoit au moins un, voire au moins deux, voire au moins trois trous permettant une fixation mécanique du boitier 30 sur les tissus humains par simple couture. Un trou fait par exemple 1mm de diamètre et traverse toute la hauteur du boitier. Les trous 27 et 28 traversent le boitier 30 et le circuit imprimé 31 (de même nature que le circuit imprimé 2 mais avec des trous traversants) sans endommager les composants électroniques 32 (de même nature que les composants 3). Le fait d’ajouter un trou dans un circuit imprimé est connu de l’homme de l’art pour fixer celui-ci dans un boitier. Ces trous sont obtenus en réalisant des plots 33, 34 dans le boitier 30 entre lesquels le circuit imprimé vient s’encastrer. Ces plots sont percés au milieu de telle sorte qu’un trou existe dans l’ensemble du boitier. Le boitier est alors réalisé par assemblage de deux demi-coques en PAEK. Afin d’assurer une absence de ligne de fuite, on garantit une continuité de matière en soudant les deux demi-coques en PAEK, par exemple avec un laser. Remarquons qu’il n’est pas possible de réaliser une telle géométrie étanche avec un boitier en titane, ce qui explique que les boitiers en titane actuels ne présentent pas de système de fixation. Un tel système de fixation est placé sur le « header » des dispositifs en titane, mais comme ce « header » ne se trouve en général que d’un des côtés du dispositif, la fixation n’empêche pas la rotation. La présente invention vise à éliminer ce problème et ainsi améliorer fortement la qualité de la fixation et la pérennité du dispositif implanté. On prévoit un système de diagnostic en temps réel de l’état de santé d’un premier dispositif 35 (de même nature qu’un dispositif médical implantable 1), réalisé en matériau polymère isolant comme illustré sur la FIG. 10 . L’objectif est de déterminer l’importance d’une éventuelle ligne de fuite associée aux traversées étanches du dispositif 35. Ce diagnostic peut être réalisé par un autre dispositif implantable 36 relié au premier dispositif 35 via un câble conducteur 37 (de même nature que le câble conducteur 17) et une traversée étanche biocompatible 38 (de même nature que les traversées étanche 13A ou 13B). Dans le cas d’un dispositif médical implantable 35, ce second dispositif 36 peut-être un contrôleur déporté, par exemple le contrôleur d’une pompe cardiaque. Pour cela, il suffit de mettre en place une mesure de l’impédance d’isolement entre l’un des conducteurs de la traversée étanche 38, de façon préférentielle le potentiel commun, et une électrode 39 située ailleurs dans le corps humain, par exemple la masse métallique d’un boîtier conventionnel en titane. Le conducteur de la traversée étanche 38 et la masse métallique constituent alors un dipôle de deux électrodes. Lorsque la traversée étanche 38 est composée de au moins deux conducteurs, par exemple dans le cas d’un dispositif de transfert d’énergie transcutané, on peut constituer une seule et même électrode au niveau du second dispositif 36 grâce à un pont résistif en étoile de au moins deux résistances identiques (supérieures à 10kOhm, voire 100kOhm, voire 1MOhm) connectées sur chacun des au moins deux conducteurs 37 afin de constituer un potentiel de mode commun. C’est ce potentiel commun qui constitue alors la seconde électrode. L’intérêt de cette solution est de pouvoir tester avec un seul dispositif 36 l’importance d’une éventuelle ligne de fuite apparaissant sur n’importe lequel des câbles conducteurs 37 et/ou des conducteurs de la traversée étanche 38. La mesure se fait par exemple par injection d’une tension DC entre les deux électrodes et mesure du courant DC entre les deux électrodes afin de calculer une admittance. Afin d’éviter que cette tension DC ne génère de phénomènes électrochimiques, celle-ci sera réduite. En tout état de cause inférieure à 1,5VDC, voire inférieure à 1V, voire 500mV voire 100mV. Il est également possible d’utiliser un générateur DC dont on inverse régulièrement le sens de la polarité, à une fréquence très faible de l’ordre de 1Hz, voire 0,1Hz, voire 10mHz. Il n’y aura alors plus de problèmes électrochimiques. La mesure de courant est alors obtenue par démodulation synchrone selon une technique connue de l’homme de l’art. En fonctionnement normal, c’est-à-dire en l’absence de lignes de fuite sur l’un des câbles conducteurs 37 et/ou de la traversée étanche 38, le courant DC doit tendre vers une valeur nulle ou très faible. La mesure du courant est directement proportionnelle à l’importance des éventuelles lignes de fuite. Lorsque le courant est trop élevé, alors l’isolation galvanique n’est plus assurée ou bien une ligne de fuite susceptible de dégrader la fiabilité long terme est détectée dans l’un des câbles conducteurs 37 ou de la traversée étanche 38, que ce soit au niveau du boîtier ou du câble de liaison, et une opération de maintenance doit être lancée. Le seuil de déclenchement doit être adapté en fonction de la géométrie du design et en particulier de la longueur et de la surface du dispositif médical implantable actif. Lorsque le dispositif médical implantable actif est réalisé complètement selon l’invention, i.e que tous les boitiers sont en matériau isolant en PEK et plus précisément en PAEK, alors une électrode spécifique peut être utilisée pour la mesure des lignes de fuite, en reliant électriquement les tissus du patient au moyen d’une traversée étanche biocompatible selon l’invention. Sur la FIG. 10 , on voit un exemple de mesure d’isolement avec un mégaOhmmètre 40 en reliant au moins un conducteur du câble conducteur 37, idéalement celui qui est relié à un potentiel commun du premier dispositif 35 (ou bien à au moins deux conducteurs via le réseau de résistance de mode commun tel que décrit précédemment) à une électrode du mégaOhmmètre, l’autre électrode 39 étant reliée à un potentiel de référence relié au tissus du patient via une traversée étanche biocompatible.. Le potentiel de référence est un conducteur 39 à l’extérieur du dispositif 35 pour lequel on réalise le diagnostic, ce conducteur 39 pouvant être soit de même nature que le conducteur 13A ou 13B d’une traversée étanche selon l’invention, soit le boitier en titane d’un dispositif classique. La géométrie, c’est-à-dire la surface de l’électrode externe et la distance avec le dispositif 35 est fixée afin de pouvoir comparer les valeurs de courant obtenues. Par exemple, la surface de l’électrode externe peut être sensiblement identique à la surface du boîtier. La distance entre l’électrode externe et le dispositif 35 peut être la racine carrée de la surface du boîtier. Le seuil de résistance de fuite acceptable peut être ajusté en fonction de l’application. Il est par exemple de 1MOhm, voire 10MOhm voire 100MOhm voire 1GOhm. Ainsi la présente invention peut être vue à la fois comme la possibilité de changer la nature d’un boîtier de dispositif médical pour lui permettre de transmettre de l’énergie et/ou information, mais également comme la possibilité de rendre intelligent une prothèse purement mécanique en lui ajoutant des fonctionnalités de dispositif médical. L’invention présente les avantages suivants : - possibilité de transmettre une énergie et/ou de l’information, - réduction de l’épaisseur et/ou de la masse du dispositif médical implantable actif, - introduction de la possibilité d’une déformation mécanique, - ajout de systèmes de fixation mécanique, - limitation de l’élévation de la température des tissus vivants, - permet de démontrer la fiabilité long terme sur un temps court, voire de détecter une défaillance in situ, - intégration d’un dispositif médical implantable actif à long terme dans une prothèse en polymère. Bien entendu, l’invention n’est pas limitée aux exemples qui viennent d’être décrits. De nombreuses modifications peuvent être apportées à ces exemples sans sortir du cadre de la présente invention telle que décrite. 1. Dispositif médical implantable actif comprenant un circuit imprimé, des composants et des pistes, caractérisé en ce que : - au moins les composants et les pistes susceptibles de développer en cours d’utilisation une tension avec une composante continue sont enfouis totalement ou en partie dans le circuit imprimé, et - il comprend un boîtier électriquement isolant en matériau biocompatible encapsulant totalement et sans discontinuité de matière l’ensemble du circuit imprimé, des composants et des pistes. 2. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce que le matériau biocompatible comprend un polymère de la famille des polyéthercétones (PEK), un polyaryléthercétones (PAEK) ou un polyétheréthercétone (PEEK). 3. Dispositif selon la revendication 1 ou 2, caractérisé en ce que le matériau biocompatible comprend de la résine époxy biocompatible. 4. Dispositif selon la revendication 1 ou 2, caractérisé en ce que le matériau biocompatible comprend du silicone. 5. Dispositif selon la revendication 1 ou 2, caractérisé en ce que le matériau biocompatible comprend du polyéthylène à ultra haut poids moléculaire (UHMWPE pour « ultra-high-molecular-weight polyethylene » en anglais). 6. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que seuls les composants et les pistes susceptibles de développer en cours d’utilisation une tension avec une composante continue au-delà de leur potentiel électrochimique sont enfouis dans le circuit imprimé. 7. Dispositif selon l’une quelconque des revendications 1 à 5, caractérisé en ce que tous les composants et les pistes sont enfouis dans le circuit imprimé. 8. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que tous les composants et toutes les pistes susceptibles de développer en cours d’utilisation une tension avec une composante continue sont totalement enfouis au sein d’un même matériau constitutif du circuit imprimé. 9. Dispositif selon la revendication 8, caractérisé en ce qu’il comprend une traversée étanche biocompatible comprenant : - un conducteur en matériau biocompatible ; au moins une partie du conducteur étant enfouie dans le circuit imprimé et connectée à une piste susceptible de développer en cours d’utilisation une tension avec une composante continue, - une bride en polymère de la famille des polyéthercétones (PEK), en polyaryléthercétones (PAEK) ou en polyétheréthercétone (PEEK), réalisée autour du conducteur. 10. Dispositif selon l’une quelconque des revendications 1 à 7, caractérisé en ce qu’il comprend : - une piste de connexion réalisée sur le circuit imprimé de manière non enfouie, - une traversée étanche biocompatible comprenant : - un conducteur en matériau biocompatible connecté à la piste de connexion ; - une bride en polymère de la famille des polyéthercétones (PEK), en polyaryléthercétones (PAEK) ou en polyétheréthercétone (PEEK), réalisée autour du conducteur. 11. Dispositif selon la revendication 10, caractérisé en ce qu’il comprend un espace entre la traversée étanche biocompatible et le circuit imprimé, cet espace étant rempli par un matériau isolant biocompatible. 12. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que le boîtier électriquement isolant est réalisé par surmoulage. 13. Dispositif selon l’une quelconque des revendications 1 à 11, caractérisé en ce que le boîtier électriquement isolant est réalisé par impression 3D. 14. Dispositif selon l’une quelconque des revendications 1 à 11, caractérisé en ce que le boîtier électriquement isolant est réalisé par soudage de plusieurs ensembles. 15. Dispositif selon la revendication 14, caractérisé en ce que le soudage est réalisé par laser, ultrason, friction ou chauffage électromagnétique. 16. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que le boitier électriquement isolant comprend un trou traversant destiné à fixer le dispositif implantable au tissu vivant ou plusieurs trous traversants destinés à fixer le dispositif implantable au tissu vivant et éviter tout mouvement de translation et/ou rotation. 17. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que lorsque le matériau biocompatible est un polymère de la famille des polyéthercétones (PEK) ou un polyaryléthercétone (PAEK), ce matériau biocompatible est chargé en carbone avec un taux de charge en masse inférieur ou égal à 1%, voire inférieur à 0,1%, voire inférieur à 100 ppm. 18. Dispositif selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce qu’il comprend au moins une bobine ou une antenne d’alimentation destinée à recevoir de l’énergie par couplage magnétique et alimenter des composants du circuit imprimé ; la bobine ou l’antenne d’alimentation étant enfouie dans le circuit imprimé. 19. Système selon la revendication 18, caractérisé en ce que le circuit imprimé comprend plusieurs couches, une première couche portant une première bobine ou une antenne d’alimentation, une deuxième couche portant une deuxième bobine ou une antenne d’alimentation, et une troisième couche disposée entre la première et la deuxième couche et portant des composants à alimenter. 20. Dispositif selon l’une quelconque des revendications 1 à 17, caractérisé en ce qu’il comprend au moins une bobine ou une antenne destinée à recevoir de l’énergie par couplage magnétique et alimenter des composants du circuit imprimé ; la bobine ou l’antenne d’alimentation étant disposée à distance du circuit imprimé. 21. Système comprenant un premier dispositif implantable actif selon l’une quelconque des revendications précédentes et un deuxième dispositif implantable, les deux dispositifs étant reliés l’un à l’autre par un câble conducteur en matériau biocompatible recouvert d’une gaine de recouvrement en polymère de la famille des polyéthercétones (PEK), en polyaryléthercétones (PAEK) ou en polyétheréthercétone (PEEK). 22. Système selon la revendication 21, caractérisé en ce que le câble conducteur est un conducteur multibrin. 23. Système selon la revendication 21 ou 22, caractérisé en ce qu’au moins une jonction entre le câble conducteur et le premier dispositif implantable actif ou le deuxième dispositif implantable est réalisée au moyen d’une traversée étanche biocompatible fixée au premier dispositif implantable actif ou au deuxième dispositif implantable, cette traversée étanche biocompatible étant dotée : - d’un conducteur, et - d’une bride en polymère de la famille des polyéthercétones (PEK), en polyaryléthercétones (PAEK) ou en polyétheréthercétone (PEEK), réalisée autour du conducteur, et en ce que le conducteur de la traversée étanche est électriquement connecté au câble conducteur en une zone dénudée, une couche de résine époxy polymérisée à chaud étant déposée par surmoulage dans la zone dénudée pour assurer la continuité de matière entre la bride et le la gaine de recouvrement. 24. Système selon la revendication 21 ou 22, caractérisé en ce qu’au moins une jonction entre le câble conducteur et le premier dispositif implantable actif ou le deuxième dispositif implantable est réalisée au moyen d’une traversée étanche biocompatible fixée au premier dispositif implantable actif ou au deuxième dispositif implantable, cette traversée étanche biocompatible étant dotée : - d’un conducteur, et - d’une bride en polymère de la famille des polyéthercétones (PEK), en polyaryléthercétones (PAEK) ou en polyétheréthercétone (PEEK), réalisée autour du conducteur, et en ce que le conducteur de la traversée étanche est électriquement connecté au câble conducteur en une zone dénudée, une gaine thermo-rétractable biocompatible en polymère de la famille des polyéthercétones (PEK), en polyaryléthercétones (PAEK) ou en polyétheréthercétone (PEEK) recouvrant la zone dénudée pour assurer la continuité de matière entre la bride et le la gaine de recouvrement ; une soudure laser étant réalisée entre la gaine thermo-rétractable et la gaine de recouvrement, et entre la gaine thermo-rétractable et la bride. 25. Système selon la revendication 21 ou 22, caractérisé en ce qu’au moins une jonction entre le câble conducteur et le premier dispositif implantable actif ou le deuxième dispositif implantable est réalisée au moyen d’une traversée étanche biocompatible fixée au premier dispositif implantable actif ou au deuxième dispositif implantable, cette traversée étanche biocompatible étant dotée : - d’un conducteur, et - d’une bride en polymère de la famille des polyéthercétones (PEK), en polyaryléthercétones (PAEK) ou en polyétheréthercétone (PEEK), réalisée autour du conducteur, et en ce que le conducteur de la traversée étanche est électriquement connecté au câble conducteur en une zone dénudée, une gaine thermo-rétractable biocompatible en polymère de la famille des polyéthercétones (PEK), en polyaryléthercétones (PAEK) ou en polyétheréthercétone (PEEK) recouvrant la zone dénudée pour assurer la continuité de matière entre la bride et le la gaine de recouvrement ; une soudure laser étant réalisée entre la gaine thermo-rétractable et la gaine de recouvrement, et entre la gaine thermo-rétractable et la bride, et en ce qu’’une couche de résine époxy polymérisée à chaud recouvre la gaine thermo-rétractable biocompatible. 26. Système selon l’une quelconque des revendications 21 à 25, caractérisé en ce qu’un même boîtier électriquement isolant en matériau biocompatible encapsule totalement et sans discontinuité de matière le premier dispositif implantable actif, le deuxième dispositif implantable, et le câble conducteur ; le boîtier ayant la fonction de gaine de recouvrement autour du câble conducteur.